Das Verfahren von OCT ist aus der Literatur bekannt, wobei die Anordnung eines Michelson-
Interferometers bevorzugt wird. Die bekannten Meßaufbauten bedienen sich der
Freistrahlanordnung bzw. in der Länge abgestimmter Lichtleitfasern. In jedem Fall ist das
Meßsignal eine Einpunktmessung, bei der das im Areal des Beleuchtungsflecks austretende,
zurückgestreute Licht auf den Detektor geleitet wird. Da sich die geringe Intensität der
Photonen, die aus tiefen Gewebeschichten zurückgestreut werden, stets mit der hohen Intensität
der oberflächlich gestreuten Photonen überlagern, bedarf es eines Detektors mit hoher
Empfindlichkeit und Dynamik. Um die Photonen aus dem Inneren des Gewebes zu messen, ist
die Länge des Referenzstrahls innerhalb der kurzen Kohärenzlänge des Lichts der
Strahlungsquelle abgestimmt, mit der zurückgelegten Weglänge Δ1, der vom Gewebe
zurückgestreuten, zusätzlichen Photonen, dann können diese mit dem Referenzlicht
interferieren, allerdings überlagert einem hohen Niveau nicht kohärenten Lichtanteils von
gestreutem Licht und Referenzlicht. Mit der Änderung der Länge des Referenzstrahls läßt sich
damit rückgestreutes Licht aus unterschiedlichen Gewebetiefen registrieren, das,
zusammengesetzt, ein Bild der inneren Struktur des Gewebes zuläßt. Bisher wurde dieses
Meßverfahren im Bereich Ophthalmologie zur Strukturerkennung der Retina oder im vorderen
Augenabschnitt eingesetzt. Da diese Strukturen wenig streuen, ist das Meßsignal einfach zu
generieren. Trotzdem erhält man nur eine Eindringtiefe von weniger als 1 mm.The OCT method is known from the literature, the arrangement of a Michelson
Interferometer is preferred. The known test setups use the
Open beam arrangement or optical fibers matched in length. In any case, it is
Measurement signal a single-point measurement in which the emerging in the area of the illumination spot
backscattered light is directed onto the detector. Since the low intensity of the
Photons that are scattered back from deep tissue layers, always with the high intensity
superimposed on the surface scattered photons, a detector with a high level is required
Sensitivity and dynamics. To measure the photons from inside the tissue is
the length of the reference beam within the short coherence length of the light
Radiation source matched, with the covered path length Δ1, that of the tissue
backscattered, additional photons, then these can be measured with the reference light
interfere, but overlays a high level of non-coherent light from
scattered light and reference light. By changing the length of the reference beam you can
use it to register backscattered light from different tissue depths,
composed, allowing an image of the internal structure of the fabric. So far this has been
Measuring method in the field of ophthalmology for structural recognition of the retina or in the front
Eye section inserted. Since these structures scatter little, the measurement signal is simply too
to generate. Nevertheless, you only get a penetration depth of less than 1 mm.
Bei stark streuendem Gewebe von Haut und Muskeln sind die Bedingungen wesentlich
ungünstiger. Dennoch möchte man für die Untersuchung von Hauttumoren und vaskulären
Veränderungen Strukturen in einigen Millimetern Tiefe auflösen.The conditions are important in the case of heavily scattering tissue from the skin and muscles
less favorable. Still, one would like to study skin tumors and vascular
Changes resolve structures a few millimeters deep.
Dazu ist ein ganz neuer Ansatz notwendig. Erfindungsgemäß wird deshalb das im Umfeld des
Beleuchtungsflecks austretende Licht auf dem Detektor abgebildet. Dadurch entfällt die
Überlagerung mit der hohen Intensität des Streulichts aus dem Beleuchtungsfleck. Die Dynamik
des Detektors kommt voll dem Meßsignal zugute. Man verliert dadurch kaum eine Information
und Auflösung, da man eine nur leichte Richtungsänderung bei den Streuprozessen zuläßt.
Durch die Ausbildung des Detektors als segmentiertem Ringdetektor und Anordnung von zwei
Detektoren am Strahlerteilerwürfel, so daß immer zwei geometrisch korrespondierende
Segmente entstehen, ergeben sich nach der Interferenzbedingung in Differenzschaltung der
Segmente maxiale Amplitudendifferenzen. Diese entsprechen der Intensität der
interferenzfähigen Photonen aus einer durch den Referenzstrahl angestrahlten Gewebetiefe, die
aus einem Oberflächenbereich in "Specklegröße" austreten. Nutzt man einen vollen Ringbereich
um den Einstrahlfleck aus, kann das Signal noch erheblich und rauschfrei verstärkt werden. Mit
dieser erfindungsgemäßen Anordnung sind Detektionstiefen von 3 mm zu erzielen. Das ist für
die Diagnostik von Veränderungen der Haut ausreichend und ein außerordentlicher Fortschritt.
This requires a completely new approach. According to the invention is therefore in the environment of
Illuminating spot emerging light imaged on the detector. This eliminates the
Superimposition with the high intensity of the scattered light from the lighting spot. The dynamics
the detector fully benefits the measurement signal. You hardly lose any information
and dissolution, since only a slight change of direction in the scattering processes is permitted.
By designing the detector as a segmented ring detector and arranging two
Detectors on the radiator splitter cube, so that there are always two geometrically corresponding ones
Segments arise, result from the interference condition in differential connection of the
Segments maximum amplitude differences. These correspond to the intensity of the
interference-capable photons from a tissue depth illuminated by the reference beam, the
emerge from a surface area in "speckle size". If you use a full ring area
around the spot, the signal can be amplified considerably and without noise. With
With this arrangement according to the invention, detection depths of 3 mm can be achieved. This is for
the diagnosis of changes in the skin is sufficient and an extraordinary advance.
Ein Ausführungsbeispiel ist in Fig. 1 aufgezeichnet. Als Strahlungsquelle dient eine
Superlumineszenzdiode (1) mit 20 µm Kohärenzlänge und 830 nm Wellenlänge. Deshalb wird
ein Pilotlaser (2) mit 670 nm eingeblendet. Der Strahlengang (3) wird an einem Spiegel (4)
umgelenkt und durch die Teilerplatte (5) in zwei Teilstrahlen zerlegt, den Referenzstrahl (11)
und den Beleuchtungsstrahl (10). Dieser wird durch einen Glasblock (9) an den
Referenzstrahlverlauf angeglichen. Die Linse (12) fokussiert den Beleuchtungsstrahl (10) auf die
der Linse zugewandten Seite des Strahlteilerwürfels (14). Die Linse (15) bildet diesen
Fokuspunkt auf das Gewebe (16) ab. Das Licht diffundiert in das Gewebe und wird durch innere
Strukturen gestreut, absorbiert und reflektiert. Das rückgestreute Licht aus der Tiefe des Gewebes
erreicht die Oberfläche auch außerhalb des Beleuchtungsflecks. Der Referenzstrahl, der über
verschiedene Prismen geleitet wird (6a, 6b), kann über das Prisma (7) in der Länge verändert
werden, um Δ1, die einer bestimmten Laufstrecke Δ1 der Photonen im Gewebe entspricht. Die
Verstellung erfolgt aber einen normalen Schrittmotor (8). Ein Aufweitungsteleskop (13a, 13b)
dient der gleichmäßigen Beleuchtung der Ringdetektoren (17a, 17b). Die Abbildungsoptik (15)
bildet die aus der Umgebung des Beleuchtungsflecks austretenden Photonen auf die
Ringdetektoren ab, die sich mit dem Referenzlicht überlagern und nur dann interferenzfähig
sind, wenn ihre Laufstrecke im Gewebe innerhalb der Kohärenzlänge des Licht Δ1 liegt. Der
Strählteilerwürfel (14) ist im zentralen Bereich homogen und teilt das Licht nicht auf, damit der
Beleuchtungsstrahl nicht unnötig geschwächt wird. Die Ringdetektoren sind segmentiert, wobei
die Fläche der der abgebildeten "Specklegröße" des aus dem Gewebe austretenden Lichts
entspricht. Durch die besondere Anordnung der Ringdetektoren stellt sich an
korrespondierenden Segmenten jeweils positive bzw. destruktive Interferenz ein. Nach
Differenzschaltung (18) erhält man die maximale Amplitude der Interferenz als Meßsignal für
die Anzahl der Photonen, die aus einer bestimmten Tiefe des Gewebes kommen. Mit
kontinuierlicher Veränderung der Länge des Referenzstrahls erhält man einen Tiefenscan im
Gewebe. Mit zusätzlicher lateraler Verschiebung entsteht ein Schnittbild durch das Gewebe, so
daß strukturelle Eigenschaften des Gewebes sichtbar werden. Der Vorteil dieser Anordnung liegt
in der Signaldifferenz korrespondierender Segmente des Ringdetektors, ohne daß eine
zusätzliche Phasenverschiebung erfolgen muß. Darüber hinaus kann durch Addition der Signale
der Einzelsegmente ein Summensignal erzeugt werden, das einen empfindlichen Nachweis der
aus dem Gewebe austretenden Photonen gestattet und somit eine Meßtiefe bis 3 mm erreicht
wird, die konventionell nicht erreicht werden kann.An exemplary embodiment is recorded in FIG. 1. A superluminescent diode ( 1 ) with 20 µm coherence length and 830 nm wavelength serves as the radiation source. A pilot laser ( 2 ) with 670 nm is therefore faded in. The beam path ( 3 ) is deflected at a mirror ( 4 ) and split into two partial beams by the splitter plate ( 5 ), the reference beam ( 11 ) and the illuminating beam ( 10 ). This is adjusted to the reference beam path by a glass block ( 9 ). The lens ( 12 ) focuses the illuminating beam ( 10 ) on the side of the beam splitter cube ( 14 ) facing the lens. The lens ( 15 ) images this focal point on the tissue ( 16 ). The light diffuses into the tissue and is scattered, absorbed and reflected by internal structures. The backscattered light from the depth of the tissue also reaches the surface outside of the lighting spot. The length of the reference beam, which is guided over different prisms ( 6 a, 6 b), can be changed via the prism ( 7 ) by Δ1, which corresponds to a certain travel distance Δ1 of the photons in the tissue. The adjustment is done with a normal stepper motor ( 8 ). An expansion telescope ( 13 a, 13 b) is used for uniform illumination of the ring detectors ( 17 a, 17 b). The imaging optics ( 15 ) images the photons emerging from the surroundings of the illumination spot onto the ring detectors, which overlap with the reference light and are only capable of interference if their path in the tissue lies within the coherence length of the light Δ1. The beam splitter cube ( 14 ) is homogeneous in the central area and does not split the light so that the illumination beam is not weakened unnecessarily. The ring detectors are segmented, the area corresponding to the "speckle size" of the light emerging from the tissue. The special arrangement of the ring detectors results in positive or destructive interference on the corresponding segments. After differential circuit ( 18 ), the maximum amplitude of the interference is obtained as a measurement signal for the number of photons that come from a certain depth of the tissue. A continuous scan of the length of the reference beam results in a depth scan in the tissue. With additional lateral displacement, a sectional image is created through the tissue so that structural properties of the tissue become visible. The advantage of this arrangement is the signal difference between corresponding segments of the ring detector, without the need for an additional phase shift. In addition, by adding the signals of the individual segments, a sum signal can be generated which allows sensitive detection of the photons emerging from the tissue and thus achieves a measuring depth of up to 3 mm which cannot be achieved conventionally.