DE102010019657A1

DE102010019657A1 - Anordnung zur verbesserten Abbildung von Augenstrukturen

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Publication number: DE102010019657A1
Application number: DE102010019657A
Authority: DE
Inventors: Dr. Hacker Martin; Rudolf Murai von Buenau; Burkhard Wagner
Original assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Current assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Priority date: 2010-05-03
Filing date: 2010-05-03
Publication date: 2011-11-03
Also published as: JP6026406B2; WO2011137985A1; US20130107209A1; US8801184B2; JP2013525045A

Abstract

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Anordnung zur verbesserten Abbildung von Augenstrukturen, insbesondere im vorderen Augensegment, basierend auf der optischen Kohärenztomographie. Die erfindungsgemäße Anordnung besteht aus einer interferometrischen Messanordnung, mit einer Lichtquelle, einem in dessen Mess- oder Referenzarm angeordneten, optischen Element zur Beeinflussung des Polarisationszustandes des Lichtes vor dessen interferometrischen Überlagerung, einer im Messarm angeordneten Scaneinheit zur Realisierung von OCT-Scans, einem Detektor zur Aufnahme der erzeugten Interferenzmuster, sowie einer Auswerte- und Dokumentationseinheit. Vom optischen Element werden mindestens zwei verschiedene Polarisationszustände des Lichtes erzeugt. Vom Detektor werden die bei Beleuchtung mit Licht mit mindestens zwei verschiedenen Polarisationszuständen in der interferometrischen Messanordnung erzeugten Interferenzmuster aufgenommen und an die Auswerte- und Dokumentationseinheit weitergeleitet, die aus den übermittelten Interferenzmustern OCT-Scans rekonstruiert, kombiniert, sowie die resultierenden OCT-Signale darstellt und/oder speichert. Die Anordnung kann neben der prä- und postoperative Bildaufnahme zur Analyse und Vermessung auch zur Pachymetrie verwendet werden.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Anordnung zur verbesserten Abbildung von Augenstrukturen, insbesondere im vorderen Augensegment, basierend auf der optischen Kohärenztomographie.
Zur tomographischen Abbildung von Augenstrukturen sind verschiedene Verfahren und Messgeräte bekannt, die auf konfokalen Scansystemen oder der optischen Kohärenztomographie (OCT = optical coherence tomography) basieren.
Dabei stellen auf konfokalen Scannern basierende Ophthalmoskope, insbesondere konfokale Scanning-Laser-Ophthalmoskope (confocal laser scanning ophthalmoscopes, kurz cSLO) ein wichtiges Werkzeuge für Diagnose und Therapie in der Augenheilkunde dar ( US 6,769,769 B2 ). Konfokale Scanner können eine dreidimensional Ortsauflösung durch Beschränkung der Tiefe eines ortsveränderlichen Fokus mittels räumlicher Filterung liefern und stützen sich, im Gegensatz zu OCT, nicht auf die Ausnutzung von Interferenzeffekten.
Im Gegensatz dazu wird bei den OCT-Verfahren kohärentes Licht mit Hilfe eines Interferometers zur Entfernungsmessung und Bildgebung an reflexiven und streuenden Proben eingesetzt. Am menschlichen Auge liefern die OCT-Verfahren beim Scan in die Tiefe, aufgrund der an optischen Grenzflächen auftretenden Änderungen des Brechungsindexes und aufgrund von Volumenstreuung, messbare Signale. Bei der optischen Kohärenztomographie handelt es sich um ein sehr empfindliches und schnelles Verfahren zur interferometrischen Bildgebung, das insbesondere im medizinischen Bereich und in der Grundlagenforschung weite Verbreitung gefunden hat (Wolfgang Drexler, James G. Fujimoto; „Optical Coherence Tomography Technology and Applications", Springer Verlag 2008). OCT-Abbildungen (OCT-Scans) von Augenstrukturen werden in der Augenheilkunde vielfach zur Diagnose und Therapiebegleitung, sowie zur Planung von Eingriffen und zur Auswahl von Implantaten eingesetzt. Ein Beispiel für die OCT-gestützt Diagnose ist die Nutzung von OCT-Scans der Netzhaut für die Bestimmung der retinalen Nervenfaserschichtdicken (RNFL) zur Diagnose des Glaukoms und zur Verfolgung des Krankheitsverlaufs.
Das beispielsweise in US 5,321,501 beschriebene Grundprinzip des OCT-Verfahrens basiert auf der Weißlicht-Interferometrie und vergleicht die Laufzeit eines Signals mit Hilfe eines Interferometers (meist Michelson-Interferometer). Dabei wird der Arm mit bekannter optischer Weglänge (= Referenzarm) als Referenz zum Messarm, in dem sich die Probe befindet, herangezogen. Die Interferenz der Signale aus beiden Armen ergibt ein Muster, aus dem man die Streuamplituden in Abhängigkeit von der optischen Verzögerungen zwischen den Armen bestimmen kann und somit ein tiefenabhängiges Streuprofil, dass in Analogie zur Ultraschalltechnik als A-Scan bezeichnet wird. Schnelle Variationen der optischen Verzögerung zwischen Mess- und Referenzarm lassen sich beispielsweise mittels Faserstrecken ( EP 1 337 803 A1 ) oder sogenannter rapid-scanning optical delays (RSOD) realisieren ( US 6,654,127 B2 ). In den mehrdimensionalen Rasterverfahren wird der Strahl dann transversal in einer oder zwei Richtungen geführt, womit sich ein flächiger B-Scan oder ein dreidimensionales Volumentomogramm aufnehmen lässt. Wird die Referenzarmlänge konstant gehalten, kann bei lateralem Scannen des Messstrahles in zwei Richtungen ein flächiger C-Scan gewonnen werden.
Ein wichtiges Beispiel für die Verwendung der optischen Kohärenztomographie ist die Biometrie im vorderen Augenabschnitt mittels eines Vorderabschnitts-OCTs (anterior chamber OCT, kurz AC-OCT) um danach eine Auswahl von Implantaten, wie intraokularer Linsenimplantate (IOLs), insbesondere auch phaken IOLs zur Refraktionskorrektur treffen zu können. Die häufigste Anwendung von IOLs erfolgt allerdings beim Austausch der natürlichen Augenlinse bei Vorliegen einer Linsentrübung (Katarakt), wobei zunehmend aber auch Refraktions- und Abbildungsfehler mit korrigiert werden.
Zur interferometrischen Biometrie wird neben OCT weiterhin die optische Kohärenzdomänenreflektometrie genutzt, mit deren Hilfe intraokulare Abstände bestimmt werden können, die als biometrische Parameter zur Auswahl von IOLs benötigt werden ( US 2005/018137 A1 , US 7,400,410 B2 ).
Die wichtigsten biometrischen Parameter sind die Achslänge (Abstand der Hornhaut bis zur Retina), die Hornhautkrümmung und -brechkraft, sowie die Tiefe der Vorderkammer (Abstand bis zur Augenlinse). Um ein möglichst optimales Sehvermögen nach der Operation zu gewährleisten, ist es notwendig diese biometrischen Parameter mit entsprechend hoher Genauigkeit zu bestimmen. Die Auswahl einer geeigneten Ersatzlinse anhand der ermittelten Messwerte erfolgt anhand etablierter Formeln und Berechnungsmethoden.
Das Grundprinzip des OCT-Verfahrens basiert auf der Weißlicht-Interferometrie bzw. Kurzkohärenzinterferometrie und vergleicht interferometrisch die Laufzeit eines rückgestreuten Probensignals (oder auch Messsignals) mit einem Referenzsignal mit Hilfe eines Interferometers (meist Michelson-Interferometer). Hierbei können nicht nur Reflexionen an Oberflächen ausgewertet werden, sondern auch kleine, variierende Streusignale aus verschiedenen Probentiefen.
Dabei wird der Arm mit bekannter optischer Weglänge (= Referenzarm) als Referenz zum Messarm (auch Probenarm genannt) herangezogen. Die Interferenz der Signale aus Referenz und Probenarm ergibt ein Interferenzmuster, aus dem man die relative optische Weglänge von Streusignalen innerhalb eines A-Scans (Tiefensignal) herauslesen kann. In den eindimensionalen Rasterverfahren wird der Strahl dann, analog zur Ultraschalltechnik transversal in einer oder zwei Richtungen geführt, womit sich ein flächiger B-Scan, ein C-Scan oder ein dreidimensionales Tomogramm aufnehmen lässt. Üblicherweise wird unter einem C-Scan ein flächiges Tomogramm verstanden, welches durch zweidimensionales Scannen bei konstanter Referenzarmlänge in einen Zeitdomänen-OCT gewonnen wurde. Im Folgenden soll aber dieser Begriff als Synonym für alle Scans benutzt werden, die auf zweidimensionalem Scannen beruhen, also auch für Volumenscans. Dabei werden die Amplitudenwerte der einzelnen A-Scans in linearen oder logarithmierten Graustufen- oder Falschfarbenwerten dargestellt. Bekannt ist weiterhin, dass Volumenscan durch Vergleich mit B-scans hinsichtlich von Störungen durch Probenbewegungen korrigiert werden können ( US7365856 ). Weiterhin ist bekannt, dass durch phasenaufgelöste Messung, insbesondere durch Dopplersignalauswertungen, zusätzliche Informationen über dynamische Vorgänge gewonnen und dargestellt werden können (Adrian H. Bachmann, Martin L. Villiger, Cedric Blatter, Theo Lasser and Rainer A. Leitgeb "Resonant Doppler flow imaging and optical vivisection of retinal blond vessels", Vol. 15, No. 2/OPTICS EXPRESS 408).
Die Aufnahme von A-Scans erfolgt üblicherweise mit 400 Hz bis 400 kHz, in Ausnahmefällen sogar im MHz-Bereich. Ophthalmologische OCT-Systeme weisen dabei typische Sensitivitäten von 80 dB bis 110 dB auf. Die genutzte Wellenlänge hängt von dem angestrebten Scanbereich und dem Absorptions- und Streuverhalten des Gewebes ab. Retinale OCTs arbeiten meist im Bereich von 700 nm bis 1100 nm, während Vorderkammer-OCT bevorzugt längerwellige Strahlung, von beispielsweise 1300 nm nutzen, die im Glaskörper absorbiert wird. Vorderkammer-OCTs können aber auch durch Umschaltung von retinalen OCTs realisiert werden ( US 2007/0291277 A1 ).
Die axiale Messauflösung des OCT-Verfahrens wird durch die sogenannte Kohärenzlänge der eingesetzten Lichtquelle bestimmt, die umgekehrt proportional zur Bandbreite der genutzten Strahlung ist, und liegt typischerweise zwischen 3 μm und 30 μm (Kurzkohärenzinterferometrie). Die laterale Messauflösung wird durch den Querschnitt des Messstrahls im Scanbereich bestimmt und beträgt zwischen 5 μm und 100 μm, bevorzugt unter 25 μm. Aufgrund seiner besonderen Eignung zur Untersuchung optisch transparenter Medien ist das Verfahren in der Ophthalmologie weit verbreitet.
Bei den in der Ophthalmologie verwendeten OCT-Verfahren haben sich zwei verschiedene Grundtypen durchgesetzt. Zur Bestimmung der Messwerte wird beim ersten Typ der Referenzarm in der Länge verändert und kontinuierlich die Intensität der Interferenz gemessen, ohne dass dabei das Spektrum berücksichtigt wird. Dieses Verfahren wird als „Time Domain”-Verfahren bezeichnet ( US 5,321,501 A ). Bei dem anderen, als „Frequency Domain” bezeichneten Verfahren, wird hingegen zur Bestimmung der Messwerte das Spektrum berücksichtigt und die Interferenz der einzelnen spektralen Komponenten erfasst. Deshalb spricht man einerseits vom Signal in der Zeitdomäne (Time Domain) und andererseits vom Signal in der Frequenzdomäne (Frequency Domain).
Der Vorteil des „Frequency Domain”-Verfahrens liegt in der einfachen und schnellen simultanen Messung, wobei vollständige Informationen über die Tiefe ermittelt werden können, ohne bewegliche Teile zu benötigen. Dies erhöht die Stabilität und die Geschwindigkeit ( US 7,330,270 B2 ).
Beim Frequenzdomänen-OCT wird weiterhin unterschieden, ob die spektrale Information mittels eines Spektrometers gewonnen wird (”spectral domain OCT”, SD-OCT) oder mittels der spektralen Durchstimmung der Lichtquelle („swept source OCT”, SS-OCT).
Der große technologische Vorteil der OCT ist die Entkopplung der Tiefenauflösung von der transversalen Auflösung. Im Gegensatz zur Mikroskopie kann dadurch die dreidimensionale Struktur des zu untersuchenden Gegenstandes erfasst werden. Die rein reflexive und damit berührungslose Messung ermöglicht die Erzeugung mikroskopischer Bilder von lebendem Gewebe (in vivo).
In der DE 196 24 167 A1 wird ein Verfahren zur Kohärenz-Biometrie und -Tomographie mit erhöhter Transversalauflösung beschrieben. Die Messung der Lage lichtremittierender Stellen entlang einer Messstrecke an der Oberfläche und im Innern von Objekten erfolgt hierbei mittels eines Messlichtstrahls eines Kurzkohärenz-Interferometers. Kurzkohärenz-Interferometrie bedeutet hier grundsätzlich, dass Licht kurzer Kohärenzlänge verwendet wird und die zu messende Länge im Messstrahl dadurch bestimmt wird, dass die Länge im Referenzstrahl so lange verändert wird, bis Interferenzen auftreten, was nur bei Gleichheit der Länge der beiden Strahlengänge innerhalb der Kohärenzlänge des benutzten Lichts der Fall ist. Die bekannte Länge des Referenzstrahls ist dann gleich der gesuchten Länge im Messstrahl.
Während bei dem Verfahren zur Kohärenz-Biometrie die gesamte Tiefe des Messobjekts in z-Richtung mit Hilfe eines Messstrahls erfasst wird, werden bei der Kohärenz-Tomographie eine ganze Reihe solcher interferometrischer Distanzmessung an (beispielsweise in x-Richtung) benachbarten Stellen durchgeführt und zu einem Bild zusammengefügt.
Dazu wird der das Objekt beleuchtende Lichtstrahl nach jedem A-Scan gegenüber dem Objekt beispielsweise in x-Richtung verschoben, so das Zeile für Zeile die Objektstruktur in z-Richtung abgetastet wird. Diese Zeilen werden später zu einem Schnittbild (Tomogramm) zusammengesetzt.
Mit der hier beschriebenen Lösung wird eine über die ganze interferometrische Messstrecke hinweg gleich gute und hohe optische Transversalauflösung dadurch erreicht, dass durch geeignete optische Abbildung des von dem bewegten optischen Element erzeugten (dynamischen) Fokus in das Objekt gleichzeitig der Abgleich der optischen Längen von Referenzstrahlengang und Messstrahlengang bis hin zum (dadurch kohärenten) Messfokus gewährleistet wird.
Eine Reduzierung von Reflexionsverlusten an den Oberflächen der Bauteile und zur Optimierung der Strahlteiler der hier beschriebenen Interferometeranordnung können zusätzlich polarisationswirksame optische Bauelemente verwendet werden. Eine Variation der polarisationswirksamen, optischen Bauelemente während der Messungen wird nicht offenbart.
Ein effizientes optisches Kohärenztomographie-System zur schnellen dreidimensionalen Bildgebung wird in der US 7,145,661 B2 beschrieben. Dabei wird über einen Polarisations-Strahlteiler polarisiertes Licht in das OCT-System eingestrahlt, so dass der OCT-Detektor in einem rauscharmen Regime operiert.
Beim Scannen eines Auges können vom System-Detektor somit gleichzeitig von jedem Punkt ein Pixelbild mit niedriger Frequenz-Komponente und eines mit hoher Frequenz-Komponente erzeugt werden. Während das Pixelbild mit niedriger Frequenz-Komponente, dem mit einem Scanning-Laser-Ophthalmoskop (SLO) realisierten Bild ähnelt, entspricht das Bild mit hoher Frequenz-Komponente einem zwei-dimensionalen OCT-Bild. Aufgrund der Pixel-zu-Pixel-Korrespondenz zwischen den gleichzeitig aufgenommenen SLO- und OCT-Bildern, kann das OCT-Bild für die gescannte Region pixelweise „on-the-fly” entsprechend dem SLO-Bild in ein 3D-Bild umgewandelt werden.
Mit der hier beschriebenen Lösung wird ein System zur Verfügung gestellt, mit dem präzise dreidimensionale OCT-Bilder des Augengewebes äußerst schnell realisiert werden können. Eine Variation der polarisationswirksamen, optischen Bauelemente während der Messungen wird auch hier nicht offenbart.
Die noch nicht veröffentlichte DE 10 2009 041 996.9 betrifft ein ophthalmologisches Biometrie- oder Bilderzeugungssystem und ein Verfahren zur Erfassung und Auswertung von Messdaten, zur Ermittlung von Größen, Abstände und/oder geometrische Beziehungen von Augenstrukturen. Zur Optimierung der Messwerterfassung verfügt die Messanordnung unter anderem über einen Regelkreis, der von einer Ansteuereinheit, einer optische Scaneinheit und einem Positionssensor gebildet wird. In einer vorteilhaften Ausgestaltung erfolgt eine Polarisationsanpassung zwischen Mess- und Referenzarm des OCT-Interferometers, um ausreichende Signalstärken möglichst in allen Bereichen des Scans zu gewährleisten. Die Polarisationsanpassung kann dabei beispielsweise durch gedrehte doppelbrechende Wellenplatten, motorisiert bewegte Faserpaddles, doppelbrechende oder polarisationsrotierende Flüssigkristallmodulatoren oder schnelle elektrooptische Polarisationsmodulatoren erfolgen.
Die US 2007/291277 A1 beschreibt ein weiteres optisches Kohärenz-Tomographiesystem, welches vorzugsweise auf einem Mach-Zehnder-Interferometer basiert. Auch hier erfolgt eine Polarisationsanpassung zwischen Mess- und Referenzarm des Interferometers, um ausreichende Signalstärken in allen Bereichen des Scans zu gewährleisten, wobei hierzu Faserpaddles verwendet werden. Mit der Einstellung dieser Faserpaddles können jedoch oft nicht alle zentralen und peripheren Hornhautbereich gleichermaßen gut aufgezeichnet werden. Insbesondere tritt auch das Problem auf, dass in der Hornhaut auch tiefenabhängige Veränderungen im Polarisationszustand des rückgestreuten Lichtes zu beobachten sind.
Die Stärke von OCT-Signalen hängt bekanntlich von der Anpassung der Polarisationszustände des überlagerten Lichtes aus Proben- und Referenzarm des OCT-Interferometers ab. So werden bei gleichen Polarisationszuständen maximale Interferenzen erzielt, während bei zueinander orthogonal orientierten (beispielsweise linearen oder auch zirkularen) Polarisationszuständen keine Interferenzsignale detektiert werden können.
Abweichungen zwischen den Polarisationszuständen können zum Einen beispielsweise durch unterschiedliche Strahlführungen in Proben- und Referenzarm, beispielsweise durch Spiegel in Periskopanordnung, oder polarisationswirksame optische Komponenten verursacht werden. Zum Anderen sind dafür doppelbrechende Proben, wie zum Beispiel Hornhäute, Kristalllinsen oder retinale Nervenfaserschichten des menschlichen Auges verantwortlich.
Nach den Lösungen des bekannten Standes der Technik erfolgt in OCT-Systemen eine teilweise oder überwiegende Polarisationsanpassung durch einstellbare, die Polarisationswirkung beeinflussende, optische Elemente, wobei dafür am häufigsten Faserpaddles zum Einsatz kommen, die manuell oder motorisiert rotierbaren Faserschlaufen darstellen. Durch Doppelbrechung zeigen Faserpaddles eine ähnliche Wirkung wie bekannte Wellenplatten.
Allerdings sind die aus dem Stand der Technik bekannten Lösungen, trotz Verwendung optischer Elemente zur Polarisationsanpassung nicht in der Lage, optimierte Signale von Proben mit tiefenabhängiger, polarisationsverändernder Wirkung zu gewinnen.
Ein anderes Beispiel sind Messungen an der doppelbrechenden, retinalen Nervenfaserschicht (RNFL), deren Dickenbewertung sehr wichtig zur Glaukomdiagnose und -progressionsanalyse ist. Bekannt sind aufwändige polarisationsaufgelöste Messungen mit Hilfe von Scanning-Laser-Ophthalmoskopes (kurz SLO). Mittels sogenannter polarisationssensitiver OCT-Systeme (PS-OCT) können OCT-Signale polarisationsaufgelöst aufgezeichnet werden, wobei hierfür getrennte Detektionspfade für orthogonal polarisierte Lichtanteile realisiert werden. Hierzu beschreibt Yasuno et al. (Optics Express Vol. 17, Iss. 5, pp. 3980–3996 (2009)) ein PS-OCT-System für den Vorderkammerbereich welches auf der Swept-Source Frequency-Domain optischen Kohärenztomographie basiert.
So werden beispielsweise in einem SD-OCT-System die resultierenden Interferenzspektren zweier, orthogonal polarisierte Referenzlichtanteile, die jeweils mit dem rückgestreuten Probenlicht überlagert werden, mittels zweier Spektrometer getrennt aufgezeichnet.
Getrennte Detektionskanäle können auch durch zeitlich schnelles Multiplexing, mittels sehr schneller Polarisationsmodulatoren, wie beispielsweise akustooptische Modulatoren (AOM), elektro-optische Modulatoren (EOM) oder auch Piezo-Faserstrecker realisiert werden.
Nachteilig ist, dass all diese Systeme hinsichtlich deren Strahlführung, Polarisationstrennung, getrennter Detektion oder Realisierung hochfrequenter und hochpräziser Modulationssignale sehr aufwändig sind und in bestimmten Situationen kein optimales Signal-Rausch-Verhältnis erzielen.
Ein Beispiel: Probenlicht sei zufälligerweise bereits bezüglich eines Detektionskanals optimal polarisationsangepasst. Durch die notwendige Aufteilung des Probenlichtes auf zwei Detektionskanäle (z. B. 50:50) kann aber mit einem Kanal nur ein Signal detektiert werden, dass 50% des Probenlichtes beinhaltet (SNR um 3 dB gegenüber Optimum reduziert), während im anderen Kanal nichts detektiert wird.
Wenn zur Abbildung der vorderen Augensegmente OCT-Verfahren verwendet werden, ist zu berücksichtigen, dass die Bildqualität und die Sichtbarkeit der Hornhaut sowie anderer intraokularer Strukturen und Implantate, von den Beleuchtungsbedingungen und -einstellungen, wie beispielsweise Kontrast, Helligkeit, Rauschverhalten, Sättigung und Polarisierung abhängig sind und unter Umständen eingeschränkt ist. Obwohl diese Einstellungen vom Benutzer optimiert werden können, lassen sich einige Strukturen, insbesondere Intraokularlinsen (IOL) nur sehr schwer abbilden.
Mit dem Stratus OCT^TM wurde von der Carl Zeiss Meditec AG ein Gerät zur hochauflösenden optischen Kohärenztomografie im Non-Kontakt-Verfahren zur Untersuchung der vorderen Augenabschnitte, insbesondere für die Diagnose und Nachsorge von Netzhauterkrankungen entwickelt. Mit der Einführung des Systems Visante^TM OCT wird die hochauflösende, berührungslose optische Kohärenztomographie auch für die vorderen Augenabschnitte nutzbar gemacht. Das Visante^TM OCT System bietet erstmals klare und detailreiche Schnittbilder der Vorderkammer, inklusive des Kammerwinkels, ohne dass dazu eine typische Anästhesie oder ein zeitaufwändiges Wasserbad notwendig wären. Dazu wird die Bildqualität durch einen erweiterten Scan-Modus verbessert, bei dem vier aufeinander folgende Scans mit den gleichen Einstellungen durchgeführt und die Messwerte im Ergebnis gemittelt werden. Das gemittelte Bild hat gegenüber den Einzel-Scan-Bildern eine höhere Auflösung und ein verbessertes Rauschverhalten. Trotz dieser wesentlichen Verbesserungen sind einige Strukturen, insbesondere Implantate nach wie vor schwer abzubilden. Weiterhin bietet diese OCT System auch die Möglichkeit sternförmige Meridianscans der Vorderkammer aufzunehmen, beispielsweise um die Dickenverteilung der Hornhaut zu bestimmen.
Die Signalverarbeitung in der OCT basiert auf der Annahme, dass der Polarisationszustand des Referenzlichtes mit dem des Probenlichtes übereinstimmt. Die Praxis hat jedoch gezeigt, dass Strukturen und/oder Implantate den Polarisationszustand des Probenlichtes durchaus verändern können. In extremen Fällen könnten die Polarisationszustände von Probenlicht und Referenzlicht senkrecht aufeinander, so dass keine Interferenzmuster auftreten können, da das OCT-Signal völlig verschwindet.
Durch einen Polarisations-Controller kann der Polarisationszustand der Lichtquelle so geändert werden, dass die zuvor beschriebene Wirkung minimiert wird. Aber selbst wenn ein Polarisations-Controller im OCT-System vorhanden ist, ist die Optimierung der Einstellungen sehr zeitintensiv. Außerdem ist nur ein Polarisationszustand für einen längeren Zeitraum von Sekunden bis Minuten festgelegt. In Fällen der Abbildung unterschiedlich polarisationsverändernder Strukturen sind jedes Mal Änderungen des Polarisationszustandes erforderlich. Somit sind unterschiedliche Strukturen nicht gleichzeitig optimal sichtbar.
Der vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde eine Lösung zur verbesserten Abbildung von Augenstrukturen, insbesondere im vorderen Augensegment zu entwickeln, mit der klare und detailreiche Schnittbilder der Vorderkammer, inklusive des Kammerwinkels realisiert werden können. Insbesondere soll die Lösung geeignet sein, auch von Proben mit orts- und/oder tiefenabhängiger, polarisationsverändernder Wirkung optimierte OCT-Signale aufwandsgering zu gewinnen. Dabei soll sie zur Unterstützung der Operationsplanung und postoperativen Nachsorge dienen und nach Möglichkeit kontaktlos arbeiten.
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Bevorzugte Weiterbildungen und Ausgestaltungen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
Diese Aufgabe wird mit der vorliegenden Anordnung zur verbesserten Abbildung von Augenstrukturen, insbesondere im vorderen Augensegment, bestehend aus einer interferometrischen Messanordnung, mit einem Mess- und einem Referenzarm, einer Lichtquelle zur Beleuchtung von Mess- und Referenzarm, einem im Mess- oder Referenzarm angeordneten, optischen Element zur Beeinflussung des Polarisationszustandes des Lichtes im Mess- oder Referenzarm vor dessen interferometrischen Überlagerung, einer im Messarm angeordneten Scaneinheit zur Realisierung von OCT-Scans, einem Detektor zur Aufnahme der erzeugten Interferenzmuster, sowie einer Auswerte- und Dokumentationseinheit, dadurch gelöst, dass das im Mess- oder Referenzarm der interferometrischen Messanordnung angeordnete, optische Element in der Lage ist, mindestens zwei verschiedene Polarisationszustände des Lichtes im Mess- oder Referenzarm zu erzeugen, der Detektor so ausgebildet ist, dass er zur Aufnahme der bei Beleuchtung mit Licht mit mindestens zwei verschiedenen Polarisationszuständen in der interferometrischen Messanordnung erzeugten Interferenzmuster geeignet ist, ein vorhandenes Steuermodul Verbindungen zur Scanneinheit, dem optischen Element zur Beeinflussung des Polarisationszustandes des Lichtes im Mess- oder Referenzarm, dem Detektor und der Auswerte- und Dokumentationseinheit aufweist und die Auswerte- und Dokumentationseinheit geeignet ist, aus den vom Detektor übermittelten Interferenzmustern OCT-Scans zu rekonstruieren und diese zu kombinieren, sowie die resultierenden OCT-Signale darzustellen und/oder zu speichern.
Die erfindungsgemäße, auf der optischen Kohärenztomographie basierende Anordnung zur verbesserten Abbildung vorderer Augensegmente kann zur prä- und postoperativen Bildaufnahme zur Analyse und Vermessung verwendet werden. Neben der genauen Vermessung der Augenstrukturen im Vorderabschnitt einschließlich Vorderkammertiefe, Vorderkammerwinkel und Vorderkammerdurchmesser ist die Lösung auch zur Abbildung, Vermessung und Dokumentation der Flapdicke und Reststromadicke im unmittelbaren Anschluss an die LASIK-Behandlung geeignet.
Neben diesen genannten Anwendungen kann die Lösung zur verbesserten Abbildung vorderer Augensegmente auch zur Pachymetrie verwendet werden, da sie bei einer schnellen Bildaufnahme hochauflösende Hornhautscans liefert, aus denen eine genaue und reproduzierbare Hornhautdickenkarte zur Anwendung in der refraktiven Chirurgie und Glaukomdiagnostik ermittelt werden kann.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher beschrieben. Dazu zeigen die:
1: eine Anordnung zur Aufnahme von drei Scans bei vorbestimmten Polarisationszuständen,
2: eine Anordnung zur adaptiven Ermittlung geeigneter Polarisationszustände und
3: eine Anordnung zur Aufnahme von zonenweisen Scans bei verschiedenen Polarisationszuständen.
Die erfindungsgemäße Anordnung zur verbesserten Abbildung von Augenstrukturen, insbesondere im vorderen Augensegment, besteht aus einer interferometrischen Messanordnung, mit einem Mess- und einem Referenzarm, einer Lichtquelle zur Beleuchtung von Mess- und Referenzarm, einem im Mess- oder Referenzarm angeordneten, optischen Element zur Beeinflussung des Polarisationszustandes des Lichtes im Mess- oder Referenzarm vor dessen interferometrischen Überlagerung, einer im Messarm angeordneten Scaneinheit zur Realisierung von OCT-Scans, einem Detektor zur Aufnahme der erzeugten Interferenzmuster, sowie einer Auswerte- und Dokumentationseinheit. Hierbei ist das im Mess- oder Referenzarm der interferometrischen Messanordnung angeordnete, optische Element in der Lage ist, mindestens zwei verschiedene Polarisationszustände des Lichtes im Mess- oder Referenzarm zu erzeugen. Dazu ist der Detektor so ausgebildet, dass er zur Aufnahme der bei Beleuchtung mit Licht mit mindestens zwei verschiedenen Polarisationszuständen in der interferometrischen Messanordnung erzeugten Interferenzmuster geeignet ist. Ein vorhandenes Steuermodul weist Verbindungen zur Scanneinheit, dem optischen Element zur Beeinflussung des Polarisationszustandes des Lichtes im Mess- oder Referenzarm, dem Detektor und der Auswerte- und Dokumentationseinheit auf. Von der Auswerte- und Dokumentationseinheit werden aus den vom Detektor übermittelten Interferenzmustern OCT-Scans zu rekonstruieren und diese zu kombinieren, sowie die resultierenden OCT-Signale dargestellt und/oder gespeichert.
Es ist vorteilhaft, wenn die Lichtquelle Licht eines ausreichend stabilen, definierten Polarisationszustandes liefert, d. h. wenn das Licht einen Polarisationsgrad (DOP-degree of polarisation) zwischen 1:3 und 1:1000, insbesondere zwischen 1:10 und 1:200, aufweist, sowie polarisationszustandsabhängige Signalschwankungen von weniger als 25% verursacht, gemessen nach einem Analysator, der bezüglich maximaler Transmission ausgerichtet ist. Damit kann ein ausreichender Signal-Rausch-Abstand gewährleistet und eine ausreichende Wirkung der optischen Elemente zur Beeinflussung des Polarisationszustandes sichergestellt werden.
Die Interferenz der Signale (optische Kreuzkorrelation) aus Mess- und Referenzarm der interferometrischen Messanordnung ergibt ein Interferenzmuster, aus dem die relative optische Weglänge innerhalb eines Tiefenprofils (A-Scan) herausgelesen werden kann. In den eindimensionalen Rasterverfahren wird der Lichtstrahl von der Scaneinheit transversal in einer oder zwei Richtungen geführt, womit sich ein flächiges Tomogramm (B-Scan) oder ein dreidimensionales Volumen (C-Scan) aufnehmen lassen.
Die herausragende Eigenschaft der OCT-Verfahren ist die Entkoppelung der transversalen von der longitudinalen Auflösung. In der konventionellen Lichtmikroskopie hängt sowohl die axiale Auflösung (in der Tiefe) als auch die transversale (seitliche) Auflösung von der Fokussierung des Lichtstrahles ab. Der Parameter für die Fokussierbarkeit ist die Numerische Apertur. Bei der OCT ist die axiale Auflösung nur durch die Bandbreite des verwendeten Lichtes begrenzt, das bedeutet, dass mit einer großen Bandbreiten (mit weiten Spektren) eine hohe Auflösung erreicht wird und somit kleine Details aufgelöst werden können. Durch die Verwendung von kurzkohärentem Licht kann hierbei eine hohe axial-räumliche Auflösung gewährleistet werden.
Die Beeinflussung des Polarisationszustandes des Beleuchtungslichtes kann entweder im Mess- oder im Referenzarm der interferometrischen Messanordnung erfolgen. Dadurch wird gewährleistet, dass die Variation der Polarisationsanpassung des Lichtes zwischen Referenz- und Messarm erfolgt, und zwar bevor diese interferometrisch überlagert werden.
Während durch die Verwendung mindestens eines optischen Elementes orthogonale Polarisationszustände vermieden werden können, ermöglicht die Verwendung eines Satzes von 3 oder mehr optischen Elementen eine vollständige Anpassung des Polarisationszustandes. Bevorzugt wird mindestens ein polarisationsoptisches Element verwendet, welches einen linearen in einen zirkularen Zustand überführen kann, wie beispielsweise eine Viertelwellenplatte.
Als optisches Element zur Beeinflussung des Polarisationszustandes des Beleuchtungslichtes kommen hierbei λ-Platten (Wellenplatten), Polarisationsrotatoren, in-line Faserpolarisations-Controller oder Faserpaddles zur Anwendung. Prinzipiell sind auch polarisationsveränderne Modulatoren, wie elektrooptische, akustooptische oder magnetooptische Modulatoren geeignet, jedoch ist der Aufwand hierbei beträchtlich höher.
Als besonders vorteilhaft haben sich Faserpaddles herausgestellt, da sich orthogonale Zustände vermeiden lassen. Die polarisationsändernde Wirkung wird hierbei über den Biegeradius und -winkel der doppelbrechenden Faser festgelegt. Zur Realisierung verschiedener Polarisationszustände verfügt die Faserpaddles über einen Stellmechanismus, der mit dem Steuermodul verbunden ist, um die Polarisationszustände des Beleuchtungslichtes in vorbestimmten oder in Abhängigkeit von den Signalverhältnissen, adaptierten Schritten zu verändern.
Um mit Hilfe der interferometrischen Messanordnung verbesserten Abbildungen der vorderen Augensegmente erreichen zu können, ist es erforderlich, dass das optische Element mindestens zwei, jedoch vorzugsweise drei definierte Polarisationszustände des Beleuchtungslichtes für die Messungen realisiert.
Von der Auswerte- und Dokumentationseinheit werden die rekonstruierten OCT-Scans punkt- oder zonenweise bzw. vollständig in Form von A-, B- oder auch C-Scans kombiniert. In diesem Zusammenhang hat es sich herausgestellt, dass es zweckmäßig ist, die rekonstruierten OCT-Scans bezüglich gegenseitiger Verschiebungen oder Deformationen zu bewerten und diese gegebenenfalls zu korrigieren (Registrierung). Die Auswerte- und Dokumentationseinheit ist außerdem dafür geeignet, die rekonstruierten OCT-Scans zu kombinieren, in dem gewichtete oder ungewichtete Mittel-, Maximal- oder auch Medienwerte gebildet werden. Die dafür erforderlichen Wichtungsfaktoren werden aus dem lokalen Kontrast, dem Erreichen von Minimal- oder Maximalwerten oder dem Überschreiten von Schwellwerten für Signalintensitäten oder dem Signal-Rausch-Verhältnis generiert.
Das Steuermodul mit seinen Funktionen kann auch in die Auswerte- und Dokumentationseinheit integriert sein.
In einer ersten vorteilhaften Ausgestaltung werden mit Hilfe der Anordnung nach 1 drei OCT-Scans bei vorbestimmten, definierten Polarisationszuständen aufgenommen.
Ausgehend von der Lichtquelle 1 wird das im Messarm 3 einer interferometrischen Messanordnung 2 befindliche Objekt 5 sowie das in dessen Referenzarm 4 angeordnete, zum Weglängenausgleich zwischen Mess- und Referenzarm, in Richtung des Lichtstrahles verschiebbare Spiegelelement 6 mit kurzkohärentem Licht beleuchtet. Zusätzlich verfügt die interferometrische Messanordnung 2 in seinem Messarm 3 über eine Scanneinheit 7 zur Realisierung von OCT-Scans in Form von A-, B- und C-Scans, sowie in seinem Referenzarm 4 angeordnetes, optisches Element zur Beeinflussung des Polarisationszustandes des Beleuchtungslichtes in Form eines Faserpaddles 8 mit Stellmechanismus. Am Ausgang der interferometrischen Messanordnung 2 befindet sich ein Detektor 9 zur Aufnahme des vom Objekt 5 und vom Spiegelelement 6 reflektierten, kurzkohärenten Lichtes. Das vorhandene Steuermodul 10 ist mit der Scaneinheit 7, dem Stellmechanismus der Faserpaddle 8 und dem Detektor 9 verbunden und dient deren Steuerung. Von einer Auswerte- und Dokumentationseinheit 11 werden die vom Detektor 9 übermittelten aufgenommenen Interferenzmuster zu OCT-Scans rekonstruiert und kombiniert, sowie die resultierenden OCT-Signale dargestellt und gespeichert.
Zur Aufnahme von drei Interferenzmustern werden dem Stellmechanismus der Faserpaddle 8 vom vorhandenen Steuermodul 10 hierfür die Stellungen zur Realisierung der drei verschiedenen, vordefinierten Polarisationszustände des Beleuchtungslichtes übermittelt. In der Auswerte- und Dokumentationseinheit 11 erfolgt nach vorheriger Rekonstruktion 11.2 dieser drei Interferenzmuster zu OCT-Scans eine Kombination 11.4 zu resultierenden OCT-Signalen sowie deren Darstellung und/oder Speicherung 11.5. Zur Verdeutlichung der Unterschiede der bei verschiedenen Polarisationszuständen aufgenommenen Interferenzmuster sind die zu OCT-Scans im Ergebnis deren Rekonstruktion 11.2 sowie deren Darstellung und/oder Speicherung 11.5. schematisch dargestellt.
Die Kombination 11.4 kann hierbei durch gewichtete oder ungewichtete Mittel-, Maximal- oder auch Medianwertbildung erfolgen. Hierbei ist es zweckmäßig, dass von der Auswerte- und Dokumentationseinheit 11 die drei Interferenzmuster vor der Kombination 11.4 zu resultierenden OCT-Signalen einer Registrierung 11.3 unterzieht, bei der die Interferenzmuster bezüglich gegenseitiger Verschiebungen bewertet und diese gegebenenfalls korrigiert werden.
Eine besondere Herausforderung stellt die Registrierung von OCT-Scans dar, die polarisationsabhängig teilweise oder vollständige Signalausfälle zeigen können. Erfindungsgemäß wird dieses Problem gelöst, indem entweder ein sehr starker Signalanteil (z. B. Iris- oder Hornhautoberfläche) genutzt wird, der auch bei ungünstigen Polarisationsverhältnissen noch für die Registrierungen geeignete Signale liefert. Oder es können dem Fachmann bekannte Methoden der Signalregistrierung benutzt werden, bei denen unvollständige Signalanteile entsprechend bestimmter Plausilibilitätskriterien und Wichtungen ergänzt werden. Geeignet sind hierbei zum Beispiel gewichtete Fits oder Kurvenanpassungen von Vorder- oder Rückfläche der Hornhaut bzw. dessen Schwerpunkt. Geeignete Wichtungsparameter sind beispielsweise die Stärke und Schärfe eines Intensitätssprungs des Signal-Rausch-Verhältnisses, welches ein Maß für die Wahrscheinlichkeit des Vorhandenseins einer Hornhautoberfläche an dieser Position ist.
In einer zweiten vorteilhaften Ausgestaltung werden mit Hilfe der Anordnung nach 2 drei Scans bei adaptiv ermittelten Polarisationszuständen aufgenommen.
Dabei entspricht die Gesamtanordnung der der ersten vorteilhaften Ausgestaltung nach 1, mit der Ausnahme, dass die Auswerte- und Dokumentationseinheit 11 eine zusätzliche Signalbewertung 11.1 beinhaltet. In dieser Signalbewertung 11.1 wird das vom Detektor bei einem ersten Polarisationszustand des Beleuchtungslichtes aufgenommene und übermittelte Interferenzmuster vor deren Rekonstruktion 11.2 zu OCT-Scans hinsichtlich bestimmter Kriterien bewertet, um adaptierte Polarisationszustände zu ermitteln.
Im Unterschied zu 1 sind die OCT-Scans im Ergebnis deren Rekonstruktion 11.2 sowie deren Darstellung und/oder Speicherung 11.5. nicht schematisch dargestellt, sondern zeigen reale Bilder eines Auges.
Dafür verwendete Kriterien sind beispielsweise der Kontrast, das Erreichen von Minimal- oder Maximalwerten, das Überschreiten von Schwellwerten für Signalintensitäten oder das Signal-Rausch-Verhältnis.
Die Signalbewertung kann hierbei auch ohne vollständige Rekonstruktion von OCT-Scans erfolgen. So kann beispielsweise der Kontrast spektraler Interferenzmodulationen ausgewertet werden, ohne dass eine aufwändige vollständige Signalrekonstruktion mittels Fouriertransformationen erfolgen muss.
Nachdem eine Reihe von mindestens zwei, vorzugsweise jedoch drei adaptierter Polarisationszustände des Beleuchtungslichtes ermittelt wurden, erfolgt die Aufnahme der drei Interferenzmuster. Zu diesem Zweck werden vom vorhandenen Steuermodul 10 die Stellungen zur Realisierung der drei adaptierten Polarisationszustände an den Stellmechanismus der Faserpaddle 8 übermittelt.
Bei dieser zweiten vorteilhaften Ausgestaltung werden vom Detektor 9 die drei Interferenzmuster aufgenommen und an die Auswerte- und Dokumentationseinheit 11 übermittelt, die nach vorheriger Rekonstruktion 11.2 dieser drei Interferenzmuster zu OCT-Scans eine Kombination 11.4 zu resultierenden OCT-Signalen sowie deren Darstellung und/oder Speicherung 11.5. Auch hier kann die Kombination 11.4 durch gewichtete oder ungewichtete Mittel-, Maximal- oder auch Medianwertbildung erfolgen und es zweckmäßig sein, dass von der Auswerte- und Dokumentationseinheit 11 die aus den drei Interferenzmustern rekonstruierten OCT-Scans vor deren Kombination 11.4 zu resultierenden OCT-Signalen einer Registrierung 11.3 zu unterziehen, bei der die Interferenzmuster bezüglich gegenseitiger Verschiebungen bewertet und diese gegebenenfalls korrigiert werden.
In einer dritten vorteilhaften Ausgestaltung werden mit Hilfe der Anordnung nach 3 drei zonenweise Scans bei verschiedenen Polarisationszuständen aufgenommen.
Da die Polarisationszustände sowohl vorbestimmt als auch adaptiert sein können, kann die Gesamtanordnung entweder der ersten vorteilhaften Ausgestaltung nach 1 oder auch der zweiten vorteilhaften Ausgestaltung nach 2 entsprechen. Die Ausnahme ist lediglich darin zu sehen, dass vom Detektor 9 keine vollständigen Interferenzmuster, sondern stattdessen unterschiedliche Zonen aufgenommen und an die Auswerte- und Dokumentationseinheit 11 übermittelt werden.
Auch hier erfahren die drei Zonen-Interferenzmuster von der Auswerte- und Dokumentationseinheit 11 eine Rekonstruktion 11.2 zu OCT-Scans. Die OCT-Scans sind im Ergebnis deren Rekonstruktion 11.2 sowie deren Darstellung und/oder Speicherung 11.5. wiederum nicht schematisch, sondern als reale Bilder eines Auges dargestellt.
Im Gegensatz zu den bisher beschriebenen Lösungen erfolgt die Kombination 11.4 zu resultierenden OCT-Signalen nicht durch gewichtete oder ungewichtete Mittel-, Maximal- oder auch Medianwertbildung, sondern durch einfaches Zusammenfügen (addieren) der Teil- bzw. Zonen-Scans. Es erfolgt danach ebenfalls deren Darstellung und/oder Speicherung 11.5.
Insbesondere hier ist es zweckmäßig, dass die drei Zonen-Interferenzmuster von der Auswerte- und Dokumentationseinheit 11 vor der Kombination 11.4 zu resultierenden OCT-Signalen einer Registrierung 11.3 unterzogen werden, bei der die Zonen-Interferenzmuster bezüglich gegenseitiger Verschiebungen bewertet und diese gegebenenfalls korrigiert werden. Dies hat den Vorteil, dass die Zonen exakt zueinander passen und keine Fehlstellen entstehen. In diesem Zusammenhang ist es vorteilhaft, wenn sich die einzelnen Zonen zumindest minimal überlappen, wobei günstige Überlappungsbreiten bei 100 μm bis 1 cm liegen. Dadurch können tiefenabhängige Polarisationseffekte ausgeglichen und die Registrierung vereinfacht werden.
Der wesentlichste Vorteil dieser Lösung gegenüber den vorher beschriebenen vorteilhaften Ausgestaltungen liegt in der Zeitersparnis. Für jede zu scannende Zone kann ein optimaler Polarisationszustand ermittelt und verwendet werden. Somit kann auf eine Kombination durch gewichtete oder ungewichtete Mittel-, Maximal- oder auch Medianwertbildung verzichtet werden.
Bei dieser dritten vorteilhaften Ausgestaltung muss es sich bei den zu kombinierenden Scans nicht zwangsläufig um Zonen-Scans handeln, vielmehr ist es auch möglich komplette Scans mit Zonen-Scans zu kombinieren um Messzeit einzusparen. So ist es beispielsweise möglich Zonen-Scans nur die problematischen, peripheren Hornhautbereiche bei verschiedenen Polarisationsanpassungszuständen wiederholt zu scannen und zu kombinieren.
Bei den beschriebenen, erfindungsgemäßen Anordnungen zur verbesserten Abbildung der vorderen Augensegmente, erfolgt eine Variation der Polarisationsanpassung zwischen Mess- und Referenzlicht bevor diese interferometrisch überlagert werden. Nach einer räumlichen Registrierung der OCT-Scans, bei der gegenseitige Verschiebungen bewertet und diese gegebenenfalls korrigiert werden, erfolgt eine Kombination der mindestens zwei, jedoch vorzugsweise drei Scans zur Gewinnung eines optimalen Signals.
Die Verwendung von 3 und mehr Scans bietet insbesondere die Möglichkeit, auch Zwischenzustände aufzunehmen, wenn bei zwei Polarisationsstellungen Teile der OCT-Scans vollständig komplementär erscheinen, weil beispielsweise eine tiefenabhängige Probenstreuung stellenweise zueinander orthogonale Polarisationszustände verursacht. Durch die über diese Zwischenzustände realisierbare Signalankopplung kann dann beispielsweise eine Registrierung vereinfacht werden oder es können auch OCT-Auswertungen dynamischer Vorgänge vorgenommen werden, die auf dem Vergleich lokaler Zustände bei verschiedenen Zeiten basieren, wie beispielsweise die Auswertung Phasen- oder Speckleveränderungen. Solche Auswertungen dienen beispielsweise der Bestimmung von Blutflüssen in Gefäßen oder auch anderer Bewegungen.
Weiterhin besteht die Möglichkeit, dass neben der Variation der reinen Polarisationsanpassungen auch räumliche Lageveränderungen zwischen den Scans vorgenommen werden. Beispielsweise könnten diese Scans die bereits erwähnten Meridianscans bilden. Dadurch kann die erfindungsgemäße Verbesserung der OCT-Signale durch Kombination benachbarter Meridiane genauso realisiert werden wie die bekannte Auswertung hinsichtlich der Hornhautdickenverteilungen.
Mit der vorgeschlagenen Erfindung wird eine Lösung zur verbesserten Abbildung der vorderen Augensegmente zur Verfügung gestellt, mit der klare und detailreiche Schnittbilder der Vorderkammer, inklusive des Kammerwinkels realisiert werden können. Insbesondere ist die Lösung geeignet, auch von Proben mit orts- und/oder tiefenabhängiger, polarisationsverändernder Wirkung optimierte OCT-Signale aufwandsgering zu gewinnen. Dabei dient die Lösung zur Unterstützung der Operationsplanung und postoperativen Nachsorge für Anwendungen am vorderen Augenabschnitt und arbeitet zudem kontaktlos.
Die vorgeschlagene Lösung betrifft das Gebiet der hochauflösenden, berührungslosen optischen Kohärenztomographie zur Abbildung von Augenstrukturen, insbesondere im vorderen Augensegment und ist aber auch für die Unterstützung der Operationsplanung, die Diagnose und die Nachsorge von Netzhauterkrankungen einsetzbar. Es werden äußerst klare und detailreiche Schnittbilder der Vorderkammer inklusive des Kammerwinkels erzeugt.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Claims

Anordnung zur verbesserten Abbildung von Augenstrukturen, insbesondere im vorderen Augensegment, bestehend aus einer interferometrischen Messanordnung (2), mit einem Mess- (3) und einem Referenzarm (4), einer Lichtquelle (1) zur Beleuchtung von Mess- (3) und Referenzarm (4), einem im Mess- (3) oder Referenzarm (4) angeordneten, optischen Element zur Beeinflussung des Polarisationszustandes des Lichtes im Mess- (3) oder Referenzarm (4) vor dessen interferometrischen Überlagerung, einer im Messarm (3) angeordneten Scaneinheit (7) zur Realisierung von OCT-Scans, einem Detektor (9) zur Aufnahme der erzeugten Interferenzmuster, sowie einer Auswerte- und Dokumentationseinheit (11), dadurch gekennzeichnet, dass das im Mess- (3) oder Referenzarm (4) der interferometrischen Messanordnung (2) angeordnete, optische Element in der Lage ist, mindestens zwei verschiedene Polarisationszustände des Lichtes im Mess- (3) oder Referenzarm (4) zu erzeugen, der Detektor (9) so ausgebildet ist, dass er zur Aufnahme der bei Beleuchtung mit Licht mit mindestens zwei verschiedenen Polarisationszuständen in der interferometrischen Messanordnung (2) erzeugten Interferenzmuster geeignet ist, ein vorhandenes Steuermodul (10) Verbindungen zur Scanneinheit (7), dem optischen Element zur Beeinflussung des Polarisationszustandes des Lichtes im Mess- (3) oder Referenzarm (4), dem Detektor (9) und der Auswerte- und Dokumentationseinheit (11) aufweist und die Auswerte- und Dokumentationseinheit (11) geeignet ist, aus den vom Detektor (9) übermittelten Interferenzmustern OCT-Scans zu rekonstruieren (11.2) und diese zu kombinieren (11.4), sowie die resultierenden OCT-Signale darzustellen und/oder zu speichern (11.5).
Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das optische Element mindestens zwei, jedoch vorzugsweise drei verschiedene Polarisationszustände des Lichtes im Mess- (3) oder Referenzarm (4) realisiert.
Anordnung nach mindestens einem der Ansprüche 1 und 2, dadurch gekennzeichnet, dass als optisches Element zur Beeinflussung des Polarisationszustandes des Lichtes im Mess- (3) oder Referenzarm (4) Wellenplatten, Polarisationsrotatoren, in-line Faserpolarisations-Controller oder Faserpaddles (8) Verwendung findet.
Anordnung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass als optisches Element zur Beeinflussung des Polarisationszustandes des Lichtes im Mess- (3) oder Referenzarm (4) ein Satz von Wellenplatten, Polarisationsrotatoren, in-line Faserpolarisations-Controller oder Faserpaddles (8) Verwendung findet.
Anordnung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das optische Element zur Realisierung verschiedener Polarisationszustände des Lichtes im Mess- (3) oder Referenzarm (4) über einen Stellmechanismus verfügt, der mit dem Steuermodul (10) verbunden ist, um die Polarisationszustände des Beleuchtungslichtes in vorbestimmten oder adaptierten Schritten zu verändern.
Anordnung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerte- und Dokumentationseinheit (11) geeignet ist, aus den vom Detektor (9) übermittelten Interferenzmustern sich teilweise räumlich überlappende OCT-Scans zu rekonstruieren (11.2) und diese zu kombinieren (11.4), sowie die resultierenden OCT-Signale darzustellen und/oder zu speichern (11.5).
Anordnung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass von der Auswerte- und Dokumentationseinheit (11) das vom Detektor (9) bei einem ersten Polarisationszustand des Lichtes im Mess- (3) oder Referenzarm (4) aufgenommene und übermittelte Interferenzmuster zur Ermittlung adaptierter Polarisationszustände hinsichtlich bestimmter Kriterien, wie dem Kontrast, dem Erreichen von Minimal- oder Maximalwerten, dem Überschreiten von Schwellwerten für Signalintensitäten oder dem Signal-Rausch-Verhältnis bewertet (11.1) werden.
Anordnung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass von der Auswerte- und Dokumentationseinheit (11) die rekonstruierten (11.2) OCT-Scans punkt- oder zonenweise bzw. vollständig in Form von A-, B- oder auch C-Scans kombiniert (11.4) werden.
Anordnung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass von der Auswerte- und Dokumentationseinheit (11) die rekonstruierten (11.2) OCT-Scans bezüglich gegenseitiger Verschiebungen bewertet (11.3) und diese gegebenenfalls korrigiert werden.
Anordnung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerte- und Dokumentationseinheit (11) geeignet ist, die rekonstruierten (11.2) OCT-Scans zu kombinieren (11.4), in dem gewichtete oder ungewichtete Mittel-, Maximal- oder auch Medianwerte gebildet werden.
Anordnung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerte- und Dokumentationseinheit (11) geeignet ist, Wichtungsfaktoren aus dem lokalen Kontrast, dem Erreichen von Minimal- oder Maximalwerten oder dem Überschreiten von Schwellwerten für Signalintensitäten oder dem Signal-Rausch-Verhältnis zu generieren.
Anordnung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Steuermodul (10) mit seinen Funktionen in die Auswerte- und Dokumentationseinheit (11) integriert ist.
Anordnung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtquelle (1) einen stabilen Polarisationsgrad zwischen 1:3 bis 1:1000, insbesondere zwischen 1:10 bis 1:200, aufweist.
Anordnung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche gekennzeichnet dadurch, dass von der Auswerte- und Dokumentationseinheit (11) die bei mindestens 3 verschiedenen Polarisationszuständen realisierten und aufgenommenen OCT-Scans hinsichtlich dynamischer Veränderungen ausgewertet werden, insbesondere mittels Dopplersignalauswertungen.