WO2024041775A1 - Vorrichtung zur messung der länge eines objekts - Google Patents

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WO2024041775A1
WO2024041775A1 PCT/EP2023/066957 EP2023066957W WO2024041775A1 WO 2024041775 A1 WO2024041775 A1 WO 2024041775A1 EP 2023066957 W EP2023066957 W EP 2023066957W WO 2024041775 A1 WO2024041775 A1 WO 2024041775A1
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WO
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value
light
path length
retina
length
Prior art date
Application number
PCT/EP2023/066957
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English (en)
French (fr)
Inventor
Andreas Fritz
Gerit DRÖGE
Ralf Engelhardt
Björn MARTENSEN
Original Assignee
Heidelberg Engineering Gmbh
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Filing date
Publication date
Priority claimed from DE102022123426.6A external-priority patent/DE102022123426A1/de
Application filed by Heidelberg Engineering Gmbh filed Critical Heidelberg Engineering Gmbh
Publication of WO2024041775A1 publication Critical patent/WO2024041775A1/de

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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/102—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for optical coherence tomography [OCT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B3/00—Apparatus for testing the eyes; Instruments for examining the eyes
    • A61B3/10—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions
    • A61B3/1025—Objective types, i.e. instruments for examining the eyes independent of the patients' perceptions or reactions for confocal scanning

Definitions

  • the invention relates to a device according to the preamble of claim 1.
  • optical coherence tomography in English “Optical Coherence Tomography”, usually abbreviated to OCT) refers to an imaging procedure.
  • two- and three-dimensional images can be obtained from light-scattering structures.
  • light with a certain bandwidth is usually split into two partial beams in a beam splitter.
  • the first partial beam falls on the sample or object to be examined, the second partial beam passes through a reference path.
  • the light reflected from the sample or object interferes with the reference beam.
  • the sample can be examined with depth resolution, i.e. at the depth of the optical axis of the first partial beam, using so-called A-scans.
  • depth resolution i.e. at the depth of the optical axis of the first partial beam
  • A-scans so-called A-scans.
  • a method for recording sectional images is known from WO 2012/104 097 A1, in which a path length switching unit is used.
  • the path length switching unit changes the path length of a sample beam and/or a reference beam of an interferometer so that depth section images can be generated at different depths of a sample.
  • the path length is changed by redirecting beam paths along different geometric paths.
  • a correspondingly large measuring depth of approx. 40 is currently required - 45 mm necessary.
  • the full depth is measured with full resolution.
  • Another approach may be to reduce the resolution, i.e. the OCT bandwidth.
  • the invention is therefore based on the object of reconciling as far as possible the actually competing goals of high resolution or image quality and generating the lowest possible data rates when measuring the lengths of objects.
  • the present invention solves the aforementioned problem through the features of claim 1.
  • an optical path length is alternately moved from a first value to a second value by at least one path length switching unit in order to essentially detect only two structures that are necessary for measuring the length of an object, for example a human eye.
  • WO 2012/104 097 A1 requires an extension in order to virtually hide the relatively uninteresting area of the vitreous body.
  • the path length switching unit described in the document mentioned is used according to the invention in such a way that switching back and forth alternately between imaging the corneal area and the retinal area.
  • the intrinsic image depth of the OCT system can be significantly smaller than the length of the eye.
  • the path length switching unit could change the first value of the optical path length to the second value after a defined time interval and then change the second value back to the first value after the time interval or a further time interval has elapsed. This enables automated path length variation, which allows reproducible measurements.
  • the path length switching unit could repeat the alternating change in the values over a predeterminable period of time, preferably periodically with a defined frequency.
  • the time period as the measurement period and/or specifying the frequency, the signal-to-noise ratio can be variably adjusted and optimized.
  • the frequency could be in the range 1 to 1000 Hz. In this frequency range, data rates occur that can be processed without any problems.
  • the difference between the optical path lengths for the first value and the second value could be variably adjustable depending on the length of the examined object to be measured, with the expected length being input as an external parameter into the evaluation unit or into a control unit. This makes it possible to calibrate the device.
  • the evaluation unit could be able to determine structures of the object from the detected and processed signals, which can each be detected during the setting of the first value and the second value, with the spatial distance of these structures from one another being able to be determined and output by the evaluation unit as the length of the object.
  • This makes it possible, for example, to record the cornea and the retina as structures in a human eye and to use their distance to determine the length of the eye.
  • the path length offset between the two paths or path lengths is preferably chosen so that all relevant eye lengths are covered. The offset is precisely calibrated when the device is put into operation. By quickly alternating between the two positions and then detecting the position of the cornea and retina in the OCT signals, the total eye length can be determined if the offset is known.
  • An adjustable telescope could be provided to keep a structure to be captured in focus.
  • the signal-to-noise ratio (SNR) in the area of the structure can be improved.
  • the imaging could be adjusted in two imaging paths using individual optics so that the corneal imaging has a focus in the area of the cornea.
  • the retinal image is designed so that there is a focus in the retina area. This ensures an optimal signal-to-noise ratio (SNR) in both areas.
  • an adjustable focus telescope could be used, which compensates for possible ametropia of the eye in order to always keep the retina in focus.
  • the evaluation unit could differentiate the conjugate complex level of a signal from the real level of the signal. This allows data rates to be reduced. In order to reduce the data rates, particularly, but not exclusively, in the area of the retinal scan - similar to full-range OCT - the conjugate complex (CC) level of the signal could be differentiated from the real level of the signal.
  • CC conjugate complex
  • a numerical phase correction could be carried out with the evaluation unit in order to determine the plane in which a signal of a structure of the object to be detected lies. Over a Numerical phase correction could be used to determine in which of these planes, complex or real, and thus at what real distance from the reference arm, the retina signal lies. This is possible by applying a real and a complex conjugate phase correction to each measurement and comparing both signals with each other. This can break the Hermitian symmetry for FD-OCT, which makes it difficult to determine clear optical lengths between two image areas.
  • a dispersive element preferably a light-conducting fiber, could be arranged in the reference arm or sample arm. If the dispersion is sufficiently strong in the OCT interferometer or setup, a strong amplitude difference occurs after Fourier transformation of the signals, since signals that do not come from the plane that matches a phase vector are strongly distorted. If the interferometer itself hardly shows any dispersive properties, optical elements with dispersive properties can be inserted so that this effect becomes sufficiently large. This can be done, for example, by using a piece of fiber in the reference arm or sample arm with dispersive properties.
  • a device of the type described here could be used, with at least one path length switching unit alternating an optical path length from a first value to a second value in order to direct light into the area of the cornea at the first value ( cornea) to spend or focus, and at the second value to spend or focus light in the area of the retina.
  • This allows the length of an eye to be reliably determined.
  • the local position of the cornea could be recorded with the first value and the local position of the retina could be recorded with the second value, with the length of the eye being determined by the distance between the positions.
  • the movement of the eye during the measurements could be detected, with the results of this evaluation being used to correct errors in the detection of the cornea and retina. This allows movements of the eye to be compensated for in order to increase the measurement accuracy when determining the length of the eye.
  • the retina or its associated signal could be located either in a real plane or a real image part of an OCT image or in a complex conjugate plane or a complex conjugate image part of an OCT image, with either the movement trajectories of the cornea being used to determine the length of the eye and retina are evaluated or a phase analysis of the signals from the cornea and retina is carried out.
  • Images of the cornea and retina could be displayed and/or displayed on a monitor in real time. This allows a person to rate and evaluate the images.
  • the device described here can carry out all of the method steps described here individually or in combination.
  • the device described here can be used for eye length measurement, axial length measurement, biometry and fundus length measurement. Show in the drawing
  • 1 is a schematic representation of a device with a path length switching unit
  • Fig. 2 is a schematic representation of the imaging in the corneal area and in the retinal area
  • Fig. 3 various lens configurations for focusing.
  • Fig. 1 shows a device 1 with an interferometer.
  • the device 1 has a light source 2 and a beam splitter 3, which splits the light coming from the light source 2 into a sample beam on a sample arm 4 and a reference beam on a reference arm 5.
  • a returning sample beam is reflected as returning light 4a and interferes with a returning reference beam reflected by a mirror 7 as returning light 5a.
  • An evaluation unit 8 evaluates the signals of the interfering beams or lights 4a, 5a and creates depth section images from the signals.
  • the sample beam is directed to different lateral positions on the sample 6 by a deflection unit 9. These positions define the measuring range 6a.
  • An optical unit 10 can focus the sample beam into a specific depth of the sample 6 if necessary.
  • the depth section image is recorded at depth 11 of sample 6.
  • the depth 11 can be determined independently of the position or movement of the mirror 7 and the distance 12 of the device 1 to the sample 6 by a path length switching unit 13a and / or 13b, which is arranged in the beam path of the sample arm 4 and / or the reference arm 5.
  • a device 1 for determining the length of the object 6 by carrying out optical coherence tomography comprising an interferometer with a light source 2, a sample arm 4 and a reference arm 5, wherein the light emitted by the light source 2 can be split by a beam splitter 3 is, so that the first light 4a can be guided on the sample arm 4 in the outflow and return directions and the second light 5a on the reference arm 5 in the outflow and return directions, wherein the first and the second returning light 4a, 5a can be brought to interference.
  • the evaluation unit 8 is arranged for detecting and processing signals of the interfering first and second light 4a, 5a, with a path length switching unit 13a, 13b being arranged in the beam path of the sample arm 4 and/or in the beam path of the reference arm 5, which determines the optical path length of the path length switching unit 13a, 13b each passing light 4a, 5a changed.
  • At least one of the path length switching units 13a, 13b spends an optical path length alternating in time from a first value to a second value.
  • At least one of the path length switching units 13a, 13b spends the first
  • the path length switching unit 13a, 13b carries out the alternating change of the values over a predeterminable period of time, preferably periodically with a defined frequency.
  • the frequency is in the range 1 to 1000 Hz.
  • the difference between the optical path lengths for the first value and the second value can be variably adjusted depending on the length of the examined object 6 to be measured, the expected length being able to be entered as an external parameter into the evaluation unit 8 or into a control unit 8a.
  • the evaluation unit 8 can be used to determine structures of the object from the detected and processed signals, which can be detected during the setting of the first value and the second value.
  • the spatial distance between these structures can be determined and output as the length of the object 6 by the evaluation unit 8.
  • An adjustable telescope is provided as the optical unit 10 in order to keep a structure to be captured in focus.
  • the evaluation unit 8 differentiates the conjugate complex level of a signal from the real level of the signal. With the evaluation unit 8, a numerical phase correction can be carried out in order to determine the plane in which a signal of a structure of the object 6 to be detected lies.
  • a dispersive element preferably a light-conducting fiber, could be arranged in the reference arm 5 or sample arm 4. However, this is not shown here.
  • Fig. 2 shows schematically a method for determining the length of an eye, in which a device 1 of the type described above is used, with at least one path length switching unit 13a, 13b alternating an optical path length from a first value to a second value in order to first value to spend or focus light in the area of the cornea 14, and at the second value to spend or focus light in the area of the retina 15.
  • the left column shows schematically the setting of first values for detecting the area of the cornea 14 and the right column shows the setting of second values for detecting the area of the retina 15.
  • the arrow represents the difference in the optical path lengths for the respective values, i.e the path length offset.
  • the first value detects the local position of the cornea 14 and the second value detects the local position of the retina 15, the length of the eye being determined by the distance between the positions.
  • the movement of the eye during the measurements can be recorded and the results of this evaluation can be used to correct errors in the detection of the cornea 14 and the retina 15 .
  • the retina 15 or its associated signal could be either in a real plane or a real image part of an OCT image or in a complex conjugate plane or a complex conjugate image part of an OCT image, whereby to determine the length of the eye either the movement trajectories of the cornea 14 and retina 15 are evaluated or a phase analysis of the signals from the cornea 14 and retina 15 is carried out.
  • Images of the cornea and retina are displayed on a monitor 16 in real time.
  • the eye length measurement is carried out with the device 1 as follows:
  • Two optical paths are implemented by at least one path length switching unit 13a, 13b.
  • the first optical path represented by the first value, has an optical path length that is the same length as the reference arm 5 shortly in front of the patient's cornea (cornea) 14 (“DC position”). It is realized using suitable lenses in such a way that the focus is in the area of the cornea 14.
  • the second optical path represented by the second value, has a path length such that the DC position is in the area of the retina 15 of a typically long eye.
  • the OCT imaging area is marked by the boxes, the middle dividing line, which is partially shown in dashed lines, corresponds to the DC position, the minus sign indicates the conjugate complex plane, the plus sign the real plane.
  • the top boxes show the conditions for a standard eye, the middle ones for a short eye and the bottom boxes for a long eye.
  • the offset represented by the double arrow is the difference in the path lengths of the two beam paths, which is predetermined, in particular mechanically, by the structure of the path length switching unit 13a, 13b.
  • the retina 15 When using the device 1 described here, it is possible for the retina 15 to be located either in the complex conjugate or in the real part of the image.
  • a lens configuration can be implemented that achieves a constant degree of filling of the pupil, so that the maximum numerical aperture is always used for the different eye lengths in order to further optimize the SNR. Naturally, higher SNRs are achieved in this way with shorter eyes.
  • Fig. 3 shows an example of such lens configurations.

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Abstract

Eine Vorrichtung (1) zur Bestimmung der Länge eines Objekts (6) unter Durchführung einer optischen Kohärenztomografie, umfassend ein Interferometer mit einer Lichtquelle (2), einem Probenarm (4) und einem Referenzarm (5), wobei das von der Lichtquelle (2) ausgesandte Licht durch einen Strahlteiler (3) aufteilbar ist, so dass erstes Licht (4a) auf dem Probenarm (4) in Auslauf- und Rücklaufrichtung und zweites Licht (5a) auf dem Referenzarm (5) in Auslauf- und Rücklaufrichtung führbar ist, wobei das erste und das zweite rücklaufende Licht (4a, 5a) zur Interferenz bringbar sind, wobei eine Auswerteeinheit (8) zum Erfassen und Verarbeiten von Signalen des interferierenden ersten und zweiten Lichts (4a, 5a) angeordnet ist und wobei eine Weglängenschalteinheit (13a, 13b) im Strahlengang des Probenarms (4) und/ oder im Strahlengang des Referenzarms (5) angeordnet ist, welche die optische Weglänge des die Weglängenschalteinheit (13a, 13b) jeweils durchlaufenden Lichts (4a, 5a) verändert, ist im Hinblick auf die Aufgabe, die eigentlich miteinander konkurrierenden Ziele hohe Auflösung bzw. Bildqualität und Erzeugung möglichst geringer Datenraten bei der Messung von Längen von Objekten möglichst zu vereinbaren, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens eine Weglängenschalteinheit (13a, 13b) eine optische Weglänge zeitlich alternierend von einem ersten Wert auf einen zweiten Wert verbringt.

Description

P a t e n t a n m e l d u n g
Anmelder: Heidelberg Engineering GmbH
Max-Jarecki-Str. 8 69115 Heidelberg
Vorrichtung zur Messung der Länge eines Objekts
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1 .
Unter der Bezeichnung optische Kohärenztomografie (in englischer Sprache „Optical Coherence Tomography“, üblicherweise abgekürzt durch OCT), wird ein bildgebendes Verfahren verstanden.
Mit diesem Verfahren können zwei- und dreidimensionale Bilder aus lichtstreuenden Strukturen gewonnen werden. Bei diesem Verfahren wird üblicherweise Licht mit einer gewissen Bandbreite in einem Strahlteiler in zwei Teilstrahlen geteilt. Der erste Teilstrahl fällt auf die zu untersuchende Probe bzw. das Objekt, der zweite Teilstrahl durchläuft eine Referenzstrecke.
Das von der Probe bzw. dem Objekt reflektierte Licht interferiert mit dem Referenzstrahl. Durch Signale aus der Interferenz lässt sich die Probe tiefenaufgelöst, also in der Tiefe der optischen Achse des ersten Teilstrahls, durch sogenannte A-Scans untersuchen. Zusätzlich ist es möglich, die Probe auch noch flächig bzw. lateral mit dem ersten Teilstrahl abzutasten, um OCT-Bilder zu erhalten.
Vor diesem Hintergrund ist aus der WO 2012/104 097 A1 ein Verfahren für die Aufnahme von Schnittbildern bekannt, bei dem eine Weglängenschalteinheit verwendet wird. Die Weglängenschalteinheit verändert die Weglänge eines Probenstrahls und/ oder eines Referenzstrahls eines Interferometers, so dass Tiefenschnittbilder in unterschiedlichen Tiefen einer Probe erzeugt werden können. Die Veränderung der Weglänge erfolgt durch Umlenken von Strahlengängen auf unterschiedliche geometrische Wege.
Um die Augenlänge, das heißt die Länge von der Kornea (Hornhaut) bis zur Retina (Netzhaut) mit voller OCT-Auflösung, also mit einer Auflösung von weniger als 10 pm, messen zu können, ist derzeit eine entsprechend große Messtiefe von ca. 40 - 45 mm notwendig. Hierbei wird die volle Tiefe mit voller Auflösung gemessen. Ein anderer Ansatz kann darin bestehen, die Auflösung, das heißt die OCT-Bandbreite, zu reduzieren.
Bei Verwendung der vollen OCT-Bandbreite bzw. Auflösung treten sehr hohe Datenraten auf, die nicht, oder nur schwer zu behandeln bzw. verarbeiten sind. Der technische Aufwand und die damit verbundenen Kosten sind entsprechend hoch. Eine Reduzierung der Auflösung hätte allerdings den Nachteil, dass die Qualität der Messergebnisse leidet, und die Bildqualität wahrnehmbar zurückgeht.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zu Grunde, die eigentlich miteinander konkurrierenden Ziele hohe Auflösung bzw. Bildqualität und Erzeugung möglichst geringer Datenraten bei der Messung von Längen von Objekten möglichst zu vereinbaren. Die vorliegende Erfindung löst die zuvor genannte Aufgabe durch die Merkmale des Anspruchs 1 .
Erfindungsgemäß wird durch mindestens eine Weglängenschalteinheit eine optische Weglänge zeitlich alternierend von einem ersten Wert auf einen zweiten Wert verbracht, um im Wesentlichen nur zwei Strukturen zu erfassen, die zur Messung der Länge eines Objekts, beispielsweise eines menschlichen Auges, notwendig sind.
Zunächst ist erkannt worden, dass die eingangs genannten Ansätze dahingehend nachteilig sind, dass bei der Vermessung eines menschlichen Auges große Teile akquirierter Datensätze den relativ uninteressanten Bereich des Glaskörpers mit abdecken würden, der in der Regel keine Informationen bietet, die für die Augenlängenmessung von Belang sind.
Vor diesem Hintergrund ist weiter erkannt worden, dass die Lehre der WO 2012/104 097 A1 einer Erweiterung bedarf, um den relativ uninteressanten Bereich des Glaskörpers quasi auszublenden. Die in der genannten Schrift beschriebene Weglängenschalteinheit wird erfindungsgemäß so verwendet, dass alternierend zwischen einer Bildgebung des kornealen Bereichs und des retinalen Bereichs hin- und hergeschaltet wird. Die intrinsische Bildtiefe des OCT-Systems kann dabei wesentlich kleiner sein als die Länge des Auges.
Mit dieser Erfindung ist es erstmalig möglich, mit einer sehr hohen Präzision von ca. 10 pm die Augenlänge zu vermessen, wobei gleichzeitig die Messgeschwindigkeit, das Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) und die Bildqualität optimiert sind, und wobei gleichzeitig die Datenraten so gering sind, wie sie bei einer OCT mit vergleichsweiser geringer Bildtiefe (ca. 10 mm) erforderlich wären. Die Weglängenschalteinheit könnte den ersten Wert der optischen Weglänge nach einem definierten Zeitintervall auf den zweiten Wert verbringen und darauf nach Ablauf des Zeitintervalls oder eines weiteren Zeitintervalls den zweiten Wert wieder auf den ersten Wert verbringen. Hierdurch ist eine automatisierte Weglängenvariation möglich, die reproduzierbare Messungen erlaubt.
Die Weglängenschalteinheit könnte die alternierende Änderung der Werte über einen vorgebbaren Zeitraum wiederholen, bevorzugt periodisch mit einer definierten Frequenz, durchführen. Durch die Vorgabe des Zeitraums als Messzeitraum und/ oder die Vorgabe der Frequenz ist das Signal-zu-Rausch- Verhältnis variabel einstellbar und optimierbar.
Vor diesem Hintergrund könnte die Frequenz im Bereich 1 bis 1000 Hz liegen. In diesem Frequenzbereich treten Datenraten auf, die problemlos verarbeitbar sind.
Die Differenz zwischen den optischen Weglängen beim ersten Wert und beim zweiten Wert könnte in Abhängigkeit von der zu messenden Länge des untersuchten Objekts variabel einstellbar sein, wobei die zu erwartende Länge als externer Parameter in die Auswerteeinheit oder in eine Steuereinheit eingebbar ist. Hierdurch ist eine Kalibrierung der Vorrichtung möglich.
Durch die Auswerteinheit könnten aus den erfassten und verarbeiteten Signalen Strukturen des Objekts ermittelbar sein, die jeweils während der Einstellung des ersten Werts und des zweiten Werts detektierbar sind, wobei der räumliche Abstand dieser Strukturen voneinander als Länge des Objekts durch die Auswerteeinheit ermittelbar und ausgebbar ist. Hierdurch ist es möglich, beispielsweise bei einem menschlichen Auge als Strukturen die Hornhaut und die Netzhaut zu erfassen und deren Abstand zu verwenden, um die Länge des Auges zu ermitteln. Der Weglängenoffset zwischen den beiden Pfaden oder Weglängen ist bevorzugt so gewählt, dass alle relevanten Augenlängen abgedeckt werden. Der Offset wird bei der Inbetriebnahme der Vorrichtung präzise kalibriert. Durch schnelles Alternieren zwischen beiden Positionen und der anschließenden Detektion von Kornea- und Retinaposition in den OCT-Signalen kann bei bekanntem Offset auf die Gesamtaugenlänge geschlossen werden.
Es könnte ein verstellbares Teleskop vorgesehen sein, um eine zu erfassende Struktur im Fokus zu halten. So kann das Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) im Bereich der Struktur verbessert werden. Konkret könnte die Abbildung in zwei Abbildungspfaden durch individuelle Optiken so angepasst sein, dass die korneale Abbildung einen Fokus im Bereich der Kornea hat. Die retinale Abbildung ist so gestaltet, dass es einen Fokus im Bereich der Retina gibt. Dadurch ist ein optimales Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) in beiden Bereichen gewährleistet. Zur weiteren Optimierung des SNR könnte ein verstellbares Fokusteleskop verwendet werden, welches eine mögliche Fehlsichtigkeit des Auges kompensiert, um die Retina immer im Fokus zu halten.
Die Auswerteeinheit könnte die konjugiert komplexe Ebene eines Signals von der reellen Ebene des Signals differenzieren. Hierdurch können Datenraten reduziert werden. Zur Reduktion der Datenraten könnte insbesondere, aber nicht ausschließlich, im Bereich des retinalen Scans - ähnlich zur Full-Range- OCT - die konjugiert komplexe (CC) Ebene des Signals von der reellen Ebene des Signals differenziert werden.
Vor diesem Hintergrund könnte mit der Auswerteeinheit jeweils eine numerische Phasenkorrektur ausführbar sein, um die Ebene zu ermitteln, in welcher ein Signal einer zu erfassenden Struktur des Objekts liegt. Über eine numerische Phasenkorrektur könnte ermittelt werden, in welcher dieser Ebenen, komplexe oder reelle, und damit in welchem echten Abstand zum Referenzarm, das Signal der Retina liegt. Dies ist möglich, indem für jede Messung jeweils eine reelle sowie eine komplex konjugierte Phasenkorrektur angewendet wird und beide Signale miteinander verglichen werden. Dadurch kann die hermitesche Symmetrie für FD-OCT gebrochen werden, durch die es erschwert wird, eindeutige optische Längen zwischen zwei Bildbereichen zu ermitteln.
Es könnte ein dispersives Element, bevorzugt eine lichtleitende Faser, im Referenzarm oder Probenarm angeordnet sein. Bei hinreichend starker eingebrachter Dispersion im OCT-Interferometer oder -Aufbau kommt es zu einer starken Amplitudendifferenz nach Fouriertransformation der Signale, da Signale, die nicht aus der zu einem Phasenvektor passenden Ebene stammen, stark verzerrt werden. Sollte das Interferometer selbst kaum dispersive Eigenschaften zeigen, können optische Elemente mit dispersiven Eigenschaften eingefügt werden, so dass dieser Effekt hinreichend groß wird. Dies kann etwa durch ein Stück Faser im Referenzarm oder Probenarm mit dispersiven Eigenschaften geschehen.
Bei einem Verfahren zur Bestimmung der Länge eines Auges, könnte eine Vorrichtung der hier beschriebenen Art verwendet werden, wobei mindestens eine Weglängenschalteinheit eine optische Weglänge zeitlich alternierend von einem ersten Wert auf einen zweiten Wert verbringt, um beim ersten Wert Licht in den Bereich der Hornhaut (Kornea) zu verbringen oder zu fokussieren, und beim zweiten Wert Licht in den Bereich der Netzhaut (Retina) zu verbringen oder zu fokussieren. Hierdurch kann die Länge eines Auges zuverlässig ermittelt werden. Vor diesem Hintergrund könnte beim ersten Wert die örtliche Position der Hornhaut erfasst werden und beim zweiten Wert könnte die örtliche Position der Netzhaut erfasst werden, wobei die Länge des Auges durch den Abstand der Positionen voneinander ermittelt wird.
Durch Auswerten einer Vielzahl oder einer Reihe von Messungen der Positionen von Hornhaut und Netzhaut könnte die Bewegung des Auges während der Messungen erfasst werden, wobei die Ergebnisse dieser Auswertung genutzt werden, um Fehler bei der Erfassung der Hornhaut und der Netzhaut zu korrigieren. Hierdurch können Bewegungen des Auges kompensiert werden, um die Messgenauigkeit bei der Bestimmung der Länge des Auges zu erhöhen.
Die Netzhaut oder ihr zugeordnetes Signal könnten sich entweder in einer reellen Ebene oder einem reellen Bildteil eines OCT-Bildes oder in einer komplex konjugierten Ebene oder einem komplex konjugierten Bildteil eines OCT-Bildes befinden, wobei zur Bestimmung der Länge des Auges entweder die Bewegungstrajektorien von Hornhaut und Netzhaut ausgewertet werden oder wobei eine Phasenanalyse der Signale von Hornhaut und Netzhaut durchgeführt wird.
Bilder der Hornhaut und der Netzhaut könnten dargestellt und/ oder auf einem Monitor in Echtzeit dargestellt werden. So kann eine Person die Bilder bewerten und auswerten.
Die hier beschriebene Vorrichtung kann alle hier beschriebenen Verfahrensschritte einzeln oder in Kombination ausführen.
Die hier beschriebene Vorrichtung kann bei der Augenlängenmessung, Achslängenmessung, Biometrie und Funduslängenmessung verwendet werden. In der Zeichnung zeigen
Fig. 1 eine schematische Darstellung einer Vorrichtung mit einer Weglängenschalteinheit,
Fig. 2 eine schematische Darstellung der Bildgebung im kornealen Bereich und im retinalen Bereich, und
Fig. 3 diverse Linsenkonfigurationen zur Fokussierung.
Fig. 1 zeigt eine Vorrichtung 1 mit einem Interferometer. Die Vorrichtung 1 weist eine Lichtquelle 2 und einen Strahlteiler 3 auf, der das von der Lichtquelle 2 kommende Licht in einen Probenstrahl auf einem Probenarm 4 und einen Referenzstrahl auf einem Referenzarm 5 aufspaltet.
Von einer Probe 6, nämlich einem Auge, wird als rücklaufendes Licht 4a ein rücklaufender Probenstrahl zurückgeworfen und interferiert mit einem von einem Spiegel 7 reflektierten rücklaufenden Referenzstrahl als rücklaufendem Licht 5a.
Eine Auswerteeinheit 8 wertet die Signale der interferierenden Strahlen bzw. Lichter 4a, 5a aus und erstellt aus den Signalen Tiefenschnittbilder.
Zur Erzeugung der Tiefenschnittbilder wird der Probenstrahl durch eine Ablenkeinheit 9 auf verschiedene laterale Positionen auf der Probe 6 gelenkt. Diese Positionen definieren den Messbereich 6a.
Eine optische Einheit 10 kann den Probenstrahl falls erforderlich in eine bestimmte Tiefe der Probe 6 fokussieren. Das Tiefenschnittbild wird in der Tiefe 11 der Probe 6 aufgenommen. Die Tiefe 11 kann unabhängig von der Position bzw. Bewegung des Spiegels 7 und vom Abstand 12 der Vorrichtung 1 zur Probe 6 durch eine Weglängenschalteinheit 13a und/ oder 13b festgelegt werden, die im Strahlengang des Probenarms 4 und/ oder des Referenzarms 5 angeordnet ist.
Insoweit zeigt Fig. 1 eine Vorrichtung 1 zur Bestimmung der Länge des Objekts 6 unter Durchführung einer optischen Kohärenztomografie, umfassend ein Interferometer mit einer Lichtquelle 2, einem Probenarm 4 und einem Referenzarm 5, wobei das von der Lichtquelle 2 ausgesandte Licht durch einen Strahlteiler 3 aufteilbar ist, so dass erstes Licht 4a auf dem Probenarm 4 in Auslauf- und Rücklaufrichtung und zweites Licht 5a auf dem Referenzarm 5 in Auslauf- und Rücklaufrichtung führbar ist, wobei das erste und das zweite rücklaufende Licht 4a, 5a zur Interferenz bringbar sind.
Die Auswerteeinheit 8 ist zum Erfassen und Verarbeiten von Signalen des interferierenden ersten und zweiten Lichts 4a, 5a angeordnet, wobei eine Weglängenschalteinheit 13a, 13b im Strahlengang des Probenarms 4 und/ oder im Strahlengang des Referenzarms 5 angeordnet ist, welche die optische Weglänge des die Weglängenschalteinheit 13a, 13b jeweils durchlaufenden Lichts 4a, 5a verändert.
Mindestens eine der Weglängenschalteinheiten 13a, 13b verbringt eine optische Weglänge zeitlich alternierend von einem ersten Wert auf einen zweiten Wert.
Mindestens eine der Weglängenschalteinheiten 13a, 13b verbringt den ersten
Wert nach einem definierten Zeitintervall auf den zweiten Wert und darauf nach Ablauf des Zeitintervalls oder eines weiteren Zeitintervalls den zweiten Wert wieder auf den ersten Wert.
Die Weglängenschalteinheit 13a, 13b führt die alternierende Änderung der Werte über einen vorgebbaren Zeitraum, bevorzugt periodisch mit einer definierten Frequenz, durch. Die Frequenz liegt im Bereich 1 bis 1000 Hz.
Die Differenz zwischen den optischen Weglängen beim ersten Wert und beim zweiten Wert ist in Abhängigkeit von der zu messenden Länge des untersuchten Objekts 6 variabel einstellbar, wobei die zu erwartende Länge als externer Parameter in die Auswerteeinheit 8 oder in eine Steuereinheit 8a eingebbar ist.
Durch die Auswerteinheit 8 sind aus den erfassten und verarbeiteten Signalen Strukturen des Objekts ermittelbar, die jeweils während der Einstellung des ersten Werts und des zweiten Werts detektierbar sind.
Der räumliche Abstand dieser Strukturen voneinander ist als Länge des Objekts 6 durch die Auswerteeinheit 8 ermittelbar und ausgebbar.
Als optische Einheit 10 ist ein verstellbares Teleskop vorgesehen, um eine zu erfassende Struktur im Fokus zu halten.
Die Auswerteeinheit 8 differenziert die konjugiert komplexe Ebene eines Signals von der reellen Ebene des Signals. Mit der Auswerteeinheit 8 ist jeweils eine numerische Phasenkorrektur ausführbar, um die Ebene zu ermitteln, in welcher ein Signal einer zu erfassenden Struktur des Objekts 6 liegt. Es könnte ein dispersives Element, bevorzugt eine lichtleitende Faser, im Referenzarm 5 oder Probenarm 4 angeordnet sein. Dies ist hier jedoch nicht dargestellt.
Fig. 2 zeigt schematisch ein Verfahren zur Bestimmung der Länge eines Auges, bei welchem eine Vorrichtung 1 der zuvor beschriebenen Art verwendet wird, wobei mindestens eine Weglängenschalteinheit 13a, 13b eine optische Weglänge zeitlich alternierend von einem ersten Wert auf einen zweiten Wert verbringt, um beim ersten Wert Licht in den Bereich der Hornhaut (Kornea) 14 zu verbringen oder zu fokussieren, und beim zweiten Wert Licht in den Bereich der Netzhaut (Retina) 15 zu verbringen oder zu fokussieren.
In Fig. 2 zeigt die linke Spalte schematisch die Einstellung erster Werte zur Erfassung des Bereichs der Hornhaut 14 und die rechte Spalte die Einstellung zweiter Werte zur Erfassung des Bereichs der Netzhaut 15. Der Pfeil stellt den Unterschied der optischen Weglängen bei den jeweiligen Werten, also den Weglängenoffset, dar.
Beim ersten Wert wird die örtliche Position der Hornhaut 14 erfasst und beim zweiten Wert wird die örtliche Position der Netzhaut 15 erfasst, wobei die Länge des Auges durch den Abstand der Positionen voneinander ermittelt wird.
Durch Auswerten einer Vielzahl oder einer Reihe von Messungen der Positionen von Hornhaut 14 und Netzhaut 15 kann die Bewegung des Auges während der Messungen erfasst werden und die Ergebnisse dieser Auswertung können genutzt werden, um Fehler bei der Erfassung der Hornhaut 14 und der Netzhaut 15 zu korrigieren.
Die Netzhaut 15 oder ihr zugeordnetes Signal könnte sich entweder in einer reellen Ebene oder einem reellen Bildteil eines OCT-Bildes oder in einer komplex konjugierten Ebene oder einem komplex konjugierten Bildteil eines OCT-Bildes befinden, wobei zur Bestimmung der Länge des Auges entweder die Bewegungstrajektorien von Hornhaut 14 und Netzhaut 15 ausgewertet werden oder wobei eine Phasenanalyse der Signale von Hornhaut 14 und Netzhaut 15 durchgeführt wird.
Bilder der Hornhaut und der Netzhaut werden auf einem Monitor 16 in Echtzeit dargestellt.
Konkret wird die Augenlängenmessung mit der Vorrichtung 1 wie folgt durchgeführt:
Es werden durch mindestens eine Weglängenschalteinheit 13a, 13b zwei optische Wege realisiert.
Der erste optische Weg, repräsentiert durch den ersten Wert, hat eine optische Weglänge, die kurz vor der Hornhaut (Kornea) 14 des Patienten weglängengleich mit dem Referenzarm 5 ist („DC Position“). Sie wird durch geeignete Linsen dergestalt realisiert, dass sich der Fokus im Bereich der Hornhaut (Kornea) 14 befindet.
Der zweite optische Weg, repräsentiert durch den zweiten Wert, hat eine solche Weglänge, dass die DC-Position im Bereich der Netzhaut (Retina) 15 eines typisch langen Auges ist.
In Fig. 2 ist der OCT-Bildgebungsbereich durch die Kästen gekennzeichnet, die mittlere Trennlinie, die teilweise gestrichelt dargestellt ist, entspricht der DC- Position, das Minuszeichen kennzeichnet die konjugiert komplexe Ebene, das Pluszeichen die reelle Ebene. Die oberen Kästen zeigen die Verhältnisse bei einem Standardauge, die mittleren bei einem kurzen Auge und die unteren bei einem langen Auge.
Der durch den Doppelpfeil dargestellte Offset ist der, insbesondere mechanisch, durch den Aufbau der Weglängenschalteinheit 13a, 13b vorgegebene Unterschied der Weglängen der beiden Strahlengänge.
Um den Einfluss von Bewegungen des Patienten auf das Messergebnis zu minimieren, ist eine schnelle Umschaltung und eine alternierende Messung der Positionen von Kornea 14 und Retina 15 nötig.
Mithilfe der Weglängenschalteinheit 13a, 13b ist dies im Millisekunden-Bereich möglich. Idealerweise wird eine ganze Serie von alternierenden Positionen gemessen. Aus dieser Serie kann auf die Bewegungstrajektorie des Auges / Messinstruments geschlossen werden, um einen eventuellen Restfehler zu korrigieren.
Bei der hier beschriebenen Verwendung der Vorrichtung 1 ist es möglich, dass die Retina 15 sich entweder im konjugiert komplexen oder im reellen Bildteil befindet.
Eine Zuordnung, und damit die korrekte Bestimmung der Augenlänge, kann auf zwei Weisen geschehen.
Entweder durch Überprüfen der Bewegungstrajektorien zwischen Kornea 14 und Retina 15, wobei diese gleichsinnig sind, wenn die Retina 15 ebenfalls im reellen Bildteil ist, und gegensinnig, wenn diese im konjugiert komplexen ist, oder auf Basis einer Phasenanalyse der Signale. Zur weiteren Optimierung der Signalausbeute an der Retina 15 kann mithilfe eines Fokusteleskops ein optimaler Fokus auf der Retina 15 für verschiedene Augenlängen realisiert werden.
Hierfür kann eine Linsenkonfiguration realisiert werden, die einen konstanten Füllungsgrad der Pupille erreicht, so dass immer mit maximaler numerischer Apertur für die verschiedenen Augenlängen gearbeitet wird, um das SNR noch weiter zu optimieren. Naturgemäß erreicht man auf diese Weise höhere SNRs bei kürzeren Augen.
Fig. 3 zeigt beispielhaft solche Linsenkonfigurationen.
Bezugszeichenliste:
1 Vorrichtung
2 Lichtquelle
3 Strahlteiler
4 Probenarm
4a aus- und rücklaufendes Licht
5 Referenzarm
5a aus- und rücklaufendes Licht
6 Probe (Auge)
6a Messbereich
7 Spiegel
8 Auswerteeinheit
8a Steuereinheit
9 Ablenkeinheit
10 optische Einheit
11 Tiefe
12 Abstand der Vorrichtung 1 zur Probe 6
13a, 13b Weglängenschalteinheit
14 Hornhaut oder Kornea
15 Netzhaut oder Retina
16 Monitor

Claims

Patentansprüche Vorrichtung (1 ) zur Bestimmung der Länge eines Objekts (6) unter Durchführung einer optischen Kohärenztomografie, umfassend ein Interferometer mit einer Lichtquelle (2), einem Probenarm (4) und einem Referenzarm (5), wobei das von der Lichtquelle
(2) ausgesandte Licht durch einen Strahlteiler
(3) oder Zirkulator aufteilbar ist, so dass erstes Licht (4a) auf dem Probenarm (4) in Auslauf- und Rücklaufrichtung und zweites Licht (5a) auf dem Referenzarm (5) in Auslauf- und Rücklaufrichtung führbar ist, wobei das erste und das zweite rücklaufende Licht (4a, 5a) zur Interferenz bringbar sind, wobei eine Auswerteeinheit (8) zum Erfassen und Verarbeiten von Signalen des interferierenden ersten und zweiten Lichts (4a, 5a) angeordnet ist und wobei eine Weglängenschalteinheit (13a, 13b) im Strahlengang des Probenarms (4) und/ oder im Strahlengang des Referenzarms (5) angeordnet ist, welche die optische Weglänge des die Weglängenschalteinheit (13a, 13b) jeweils durchlaufenden Lichts (4a, 5a) verändert, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens eine Weglängenschalteinheit (13a, 13b) eine optische Weglänge zeitlich alternierend von einem ersten Wert auf einen zweiten Wert verbringt. Vorrichtung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Weglängenschalteinheit (13a, 13b) den ersten Wert nach einem definierten Zeitintervall auf den zweiten Wert verbringt und darauf nach Ablauf des Zeitintervalls oder eines weiteren Zeitintervalls den zweiten Wert wieder auf den ersten Wert verbringt. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Weglängenschalteinheit (13a, 13b) die alternierende Änderung der Werte über einen vorgebbaren Zeitraum wiederholt, bevorzugt periodisch mit einer definierten Frequenz, durchführt.
4. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Frequenz im Bereich 1 bis 1000 Hz liegt.
5. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Differenz zwischen den optischen Weglängen beim ersten Wert und beim zweiten Wert in Abhängigkeit von der zu messenden Länge des untersuchten Objekts variabel einstellbar ist, wobei die zu erwartende Länge als externer Parameter in die Auswerteeinheit (8) oder in eine Steuereinheit (8a) eingebbar ist.
6. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass durch die Auswerteinheit (8) aus den erfassten und verarbeiteten Signalen Strukturen des Objekts ermittelbar sind, die jeweils während der Einstellung des ersten Werts und des zweiten Werts detektierbar sind, und dass der räumliche Abstand dieser Strukturen voneinander als Länge des Objekts (6) durch die Auswerteeinheit (8) ermittelbar und ausgebbar ist.
7. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein verstellbares Teleskop vorgesehen ist, um eine zu erfassende Struktur im Fokus zu halten.
8. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerteeinheit (8) die konjugiert komplexe Ebene eines Signals von der reellen Ebene des Signals differenziert.
9. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass mit der Auswerteeinheit (8) jeweils eine numerische Phasenkorrektur ausführbar ist, um die Ebene zu ermitteln, in welcher ein Signal einer zu erfassenden Struktur des Objekts (6) liegt. Vorrichtung nach einem der voranstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein dispersives Element, bevorzugt eine lichtleitende Faser, im Referenzarm (5) oder Probenarm (4) angeordnet ist. Verfahren zur Bestimmung der Länge eines Auges, bei welchem eine Vorrichtung (1 ) nach einem der voranstehenden Ansprüche verwendet wird, wobei mindestens eine Weglängenschalteinheit (13a, 13b) eine optische Weglänge zeitlich alternierend von einem ersten Wert auf einen zweiten Wert verbringt, um beim ersten Wert Licht in den Bereich der Hornhaut (Kornea) (14) zu verbringen oder zu fokussieren, und beim zweiten Wert Licht in den Bereich der Netzhaut (Retina) (15) zu verbringen oder zu fokussieren. Verfahren nach Anspruch 11 , dadurch gekennzeichnet, dass beim ersten Wert die örtliche Position der Hornhaut (14) erfasst wird und dass beim zweiten Wert die örtliche Position der Netzhaut (15) erfasst wird, wobei die Länge des Auges durch den Abstand der Positionen voneinander ermittelt wird. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass durch Auswerten einer Vielzahl oder einer Reihe von Messungen der Positionen von Hornhaut (14) und Netzhaut (15) die Bewegung des Auges während der Messungen erfasst wird und dass die Ergebnisse dieser Auswertung genutzt werden, um Fehler bei der Erfassung der Hornhaut (14) und der Netzhaut (15) zu korrigieren. Verfahren nach einem der Ansprüche 11 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass sich die Netzhaut (15) oder ihr zugeordnetes Signal entweder in einer reellen Ebene oder einem reellen Bildteil eines OCT-Bildes oder in einer komplex konjugierten Ebene oder einem komplex konjugierten Bildteil eines OCT-Bildes befindet, wobei zur Bestimmung der Länge des Auges entweder die Bewegungstrajektorien von Hornhaut (14) und Netzhaut (15) ausgewertet werden oder wobei eine Phasenanalyse der Signale von Hornhaut (14) und Netzhaut (15) durchgeführt wird. Verfahren nach einem der Ansprüche 11 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass Bilder der Hornhaut (14) und der Netzhaut (15) dargestellt und/ oder auf einem Monitor (16) in Echtzeit dargestellt werden.
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