WO2011137985A1 - Anordnung zur verbesserten abbildung von augenstrukturen - Google Patents

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WO2011137985A1
WO2011137985A1 PCT/EP2011/002073 EP2011002073W WO2011137985A1 WO 2011137985 A1 WO2011137985 A1 WO 2011137985A1 EP 2011002073 W EP2011002073 W EP 2011002073W WO 2011137985 A1 WO2011137985 A1 WO 2011137985A1
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Martin Hacker
Rudolf Murai Von Buenau
Burkhard Wagner
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Carl Zeiss Meditec Ag
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    • G01N2021/1785—Three dimensional
    • G01N2021/1787—Tomographic, i.e. computerised reconstruction from projective measurements

Definitions

  • the present invention relates to an arrangement for improved imaging of eye structures, in particular in the anterior eye segment, based on optical coherence tomography.
  • OCT optical coherence tomography
  • confocal scanners in particular special confocal scanning laser ophthalmoscopes (confocal laser scanning ophthalmoscopes, cSLO short) an important tool for diagnosis and therapy in ophthalmology (US 6,769,769 B2).
  • Confocal scanners can provide three-dimensional spatial resolution by limiting the depth of a spatially-focused focus by means of spatial filtering and, unlike OCT, do not rely on the exploitation of interference effects.
  • OCT uses coherent light with the help of an interferometer for distance measurement and imaging on reflective and scattering samples.
  • OCT techniques deliver measurable signals when scanning in depth, due to refractive index changes occurring at optical interfaces and due to volume scattering.
  • Optical coherence tomography is a very sensitive and fast method of interferometric imaging, which has become widely used in the medical field and in basic research (Wolfgang Drexler, James G. Fujimoto, "Optical Coherence Tomography Technology and Applications", Springer Verlag 2008)
  • OCT (OCT) scans of ophthalmic structures are often used in ophthalmology for diagnosis and therapy, as well as for the planning of interventions and for the selection of implants.
  • An example of OCT-based diagnosis is the use of retinal OCT scans to determine retinal nerve fiber layer thickness (RNFL) for the diagnosis of glaucoma and disease tracking.
  • RFL retinal nerve fiber layer thickness
  • the basic principle of the OCT method described, for example, in US Pat. No. 5,321,501 is based on white-light interferometry and compares the propagation time of a signal with the aid of an interferometer (usually Michelson interferometer).
  • the interference of the signals from both arms gives a pattern from which one can determine the scattering amplitudes as a function of the optical delays between the arms and thus a depth-dependent scattering profile, which is referred to as A-Scan in analogy to the ultrasound technique.
  • Fast variations of the optical delay between the measuring and reference arm can be realized for example by means of fiber links (EP 1 337 803 A1) or so-called rapid-scanning optical delays (RSOD) (US Pat. No. 6,654,127 B2).
  • RSOD rapid-scanning optical delays
  • the beam is then guided transversely in one or two directions, enabling a planar B-scan or a three-dimensional volume tomogram to be recorded. If the reference arm length is kept constant, lateral scanning of the measurement beam in two directions can produce a two-dimensional C-scan.
  • optical coherence tomography is biopsy of the anterior segment of the eye by means of anterior chamber OCT (AC-OCT) followed by a selection of implants such as intraocular lens implants (IOLs), in particular phakic lenses for refractive correction to meet.
  • IOLs intraocular lens implants
  • the most frequent application of lOLs is the replacement of the natural eye lens in the presence of lens opacification (cataract), but increasingly also refraction and aberration are corrected.
  • OCT optical coherence domain reflectometry, which can be used to determine intraocular distances, which are required as biometric parameters for selecting IOLs, is used for interferometric biometry (US 2005/018137 A1, US Pat. No. 7,400,410 B2).
  • the most important biometric parameters are the axis length (distance of the cornea to the retina), the corneal curvature and refractive power, as well as the depth of the anterior chamber (distance to the eye lens). In order to ensure the best possible vision after surgery, it is necessary to determine these biometric parameters with correspondingly high accuracy.
  • the selection of a suitable replacement lens based on the measured values is based on established formulas and calculation methods.
  • the basic principle of the OCT method is based on white-light interferometry or short-coherence interferometry and interferometrically compares the propagation time of a backscattered sample signal (or measurement signal) with a reference signal using an interferometer (usually Michelson interferometer).
  • an interferometer usually Michelson interferometer
  • the interference of the signals from reference and sample arm results in an interference pattern from which one can read the relative optical path length of stray signals within an A-scan (depth signal).
  • the beam is then transversely guided in one or two directions analogously to the ultrasound technique, with which a planar B-scan, a C-scan or a three-dimensional tomogram can be recorded.
  • a C-scan is understood to mean a two-dimensional tomogram obtained by two-dimensional scanning at a constant reference arm length in a time-domain OCT.
  • this term is to be used as a synonym for all scans that are based on two-dimensional scanning based, so also for volume scans.
  • the amplitude values of the individual A-scans are displayed in linear or logarithmized greyscale or false color values.
  • volume scan can be corrected for interference with sample movements by comparison with B-scans (US7365856).
  • additional information on dynamic processes can be obtained and represented by phase-resolved measurement, in particular by Doppler signal evaluations (Adrian H. Bachmann, Martin L. Villiger, Cedric Blatter, Theo Lasser and Rainer A. Leitgeb "Resonant Doppler flow imaging and optical vivisection of retinal blood vessels ", Vol. 15, No. 2 / OPTICS EXPRESS 408).
  • A-scans The recording of A-scans is usually done with 400Hz to 400kHz, in exceptional cases even in the MHz range.
  • Ophthalmic OCT systems have typical sensitivities of 80dB to 1 10dB.
  • the wavelength used depends on the desired scanning range and the absorption and scattering behavior of the tissue.
  • Retinal OCTs work mostly in the range of 700nm to 1100nm, while anterior chamber OCT prefers to use longer wavelength radiation of, for example, 1300nm, which is absorbed in the vitreous body.
  • Anterior chamber OCTs can also be realized by switching from retinal OCTs (US 2007/0291277 A1).
  • the axial measurement resolution of the OCT method is determined by the so-called coherence length of the light source used, which is inversely proportional to the bandwidth of the radiation used, and is typically between 3pm and 30pm (short coherence interferometry).
  • the lateral measurement resolution is determined by the cross section of the measurement beam in the scan area and is between 5 gm and 100 ⁇ , preferably less than 25pm. Because of its particular suitability for the examination of optically transparent media, the method is widely used in ophthalmology.
  • the OCT methods used in ophthalmology have established two different basic types.
  • the reference arm changes in length and continuously measures the intensity of the interference, without taking the spectrum into account.
  • This method is referred to as “time domain” method (US 5,321, 501 A).
  • the other method known as the “Frequency Domain”, however, takes the spectrum into account and measures the interference of the individual spectral components to determine the measured values, which is why we speak of the time domain signal and the frequency domain signal (Frequency Domain).
  • spectral domain OCT SD-OCT
  • swept source OCT SS-OCT
  • the big technological advantage of the OCT is the decoupling of the depth resolution from the transversal resolution.
  • the three-dimensional structure of the object to be examined can thereby be detected.
  • the purely reflexive and thus non-contact measurement enables the generation of microscopic images of living tissue (in vivo).
  • Short-coherence interferometry basically means that light of short coherence length is used and the length to be measured in the measuring beam is determined by determining the length in the reference beam. is changed until interference occurs, which is the case only if the length of the two beam paths is equal within the coherence length of the light used. The known length of the reference beam is then equal to the searched length in the measuring beam.
  • the light beam illuminating the object is displaced, for example, in the x-direction after each A-scan relative to the object, so that the object structure in the z-direction is scanned line by line.
  • These lines are later assembled into a tomogram.
  • polarization-effective optical components can be used to reduce reflection losses at the surfaces of the components and to optimize the beam splitters of the interferometer arrangement described here. A variation of the polarization-effective optical components during the measurements is not disclosed.
  • the system detector can simultaneously generate from each point a low frequency component pixel image and a high frequency component pixel image. While the low frequency component pixel image resembles the one realized with a Scanning Laser Ophthalmoscope (SLO), the high frequency component image corresponds to a two dimensional OCT image. Due to the pixel-to-pixel correspondence between the simultaneously recorded SLO and OCT images, the OCT image for the scanned region can be converted into a 3D image pixel-by-pixel "on-the-fly" according to the SLO image.
  • SLO Scanning Laser Ophthalmoscope
  • the measuring arrangement has, inter alia, a control loop, which is formed by a drive unit, an optical scanning unit and a position sensor.
  • a polarization adaptation takes place between the measuring and reference arm of the OCT interferometer, in order to ensure sufficient signal strengths as far as possible in all areas of the scan.
  • the polarization adaptation can take place, for example, by means of rotated birefringent wave plates, motorized moving fiber paddles, birefringent or polarization-rotating liquid crystal modulators or fast electro-optical polarization modulators.
  • US 2007/291277 A1 describes another optical coherence tomography system, which is preferably based on a Mach-Zehnder interferometer. Again, there is a polarization adjustment between the measuring and reference arm of the interferometer to ensure sufficient signal strengths in all areas of the scan, using fiber paddles are used for this purpose. However, with the adjustment of these fiber paddles often not all central and peripheral corneal areas can be equally well recorded. In particular, there is also the problem that depth-dependent changes in the polarization state of the backscattered light can also be observed in the cornea.
  • the strength of OCT signals is known to depend on the adaptation of the polarization states of the superimposed light from the sample and reference arm of the OCT interferometer.
  • maximum interference is achieved, while in mutually orthogonal oriented (for example, linear or circular) polarization states no interference signals can be detected.
  • Deviations between the states of polarization can be caused, for example, by different beam guides in the sample and reference arm, for example by mirrors in a periscope arrangement, or polarization-effective optical components.
  • it is responsible for birefringent samples, such as corneas, crystal lenses or retinal nerve fiber layers of the human eye.
  • RNFL birefringent retinal nerve fiber layer
  • RNFL birefringent retinal nerve fiber layer
  • SLO scanning laser ophthalmoscopes
  • PS-OCT polarization-sensitive OCT systems
  • OCT signals can be recorded with polarization resolution, whereby separate detection paths for orthogonally polarized light components are realized for this purpose.
  • PS-OCT polarization-sensitive OCT systems
  • Yasuno et al. Optics Express Vol. 17, Iss. 5, pp. 3980-3996 (2009)
  • a PS-OCT system for the anterior chamber region based on swept-source frequency-domain optical coherence tomography.
  • the resulting interference spectra of two orthogonally polarized reference light components which are each superimposed with the backscattered sample light, are recorded separately by means of two spectrometers.
  • Separate detection channels can also be realized by time-multiplexing, by means of very fast polarization modulators, such as acousto-optic modulators (AOM), electro-optical modulators (EOM) or piezo-fiber stretchers.
  • AOM acousto-optic modulators
  • EOM electro-optical modulators
  • piezo-fiber stretchers such as piezo-fiber stretchers.
  • Sample light is coincidentally already optimally polarization-adapted with respect to a detection channel. Due to the necessary division of the sample light into two detection channels (eg 50:50), only one signal can be detected with one channel that contains 50% of the sample light (SNR reduced by 3 dB compared to optimum), while nothing is detected in the other channel.
  • the Stratus OCT TM a non-contact high-resolution optical coherence tomography device for examining the anterior segment of the eye, especially for the diagnosis and follow-up of retinal diseases.
  • the Visante TM OCT system With the introduction of the Visante TM OCT system, high-resolution, non-contact optical coherence tomography is also being harnessed for the anterior segment of the eye.
  • the Visante TM OCT System provides clear and detailed images of the anterior chamber, including the chamber angle, without the need for typical anesthesia or a time-consuming water bath.
  • the image quality is improved by an extended scan mode, in which four consecutive scans are performed with the same settings and the measured values are averaged in the result.
  • the averaged image has higher resolution and improved noise performance over the single-scan images. Despite these significant improvements, some structures, particularly implants, are still difficult to image. Furthermore, this OCT system also offers the possibility of star-shaped meridian scans To record anterior chamber, for example, to determine the thickness distribution of the cornea.
  • the signal processing in the OCT is based on the assumption that the polarization state of the reference light coincides with that of the sample light.
  • practice has shown that structures and / or implants can quite change the polarization state of the sample light.
  • the polarization states of sample light and reference light could be perpendicular to each other, so that no interference patterns can occur because the OCT signal completely disappears.
  • the polarization state of the light source can be changed so that the effect described above is minimized. But even if a polarization controller is present in the OCT system, the optimization of the settings is very time-consuming. In addition, only one polarization state is set for a longer period of seconds to minutes. In cases of imaging different polarization changing structures, changes in polarization state are required each time. Thus, different structures are not optimally visible at the same time.
  • the present invention has for its object to develop a solution for improved imaging of eye structures, especially in the anterior segment of the eye, can be realized with the clear and detailed cross-sectional images of the anterior chamber, including the chamber angle.
  • the solution should be suitable even for samples with location-dependent and / or depth-dependent, polarization-changing effect optimized OCT signals to win low. It should serve to support the operation planning and postoperative aftercare and if possible work without contact.
  • the object is solved by the features of the independent claims. Preferred developments and refinements are the subject of the dependent claims.
  • This object is achieved with the present arrangement for improved imaging of eye structures, in particular in the anterior segment of the eye, consisting of an interferometric measuring arrangement with a measuring and a reference arm, a light source for illuminating measuring and reference arm, one arranged in the measuring or reference arm, optical element for influencing the polarization state of the light in the measuring or reference arm before its interferometric superimposition, a scanning unit arranged in the measuring arm for the realization of OCT scans, a detector for recording the generated interference pattern, as well as an evaluation and documentation unit, achieved by the arranged in the measuring or reference arm of the interferometric measuring arrangement, the optical element is capable of generating at least two different states of polarization of the light in the measuring or reference arm, the detector is designed so that it can be used to record when illuminated with light with min having at least two different polarization states in the interferometric measuring arrangement generated interference pattern, an existing
  • the optical coherence tomography-based arrangement according to the invention for improved imaging of anterior eye segments can be used for pre- and postoperative image acquisition for analysis and measurement.
  • the solution is also suitable for imaging, surveying and documentation of flap thickness and residual current thickness immediately following LASIK treatment.
  • the solution for improved imaging of anterior eye segments can also be used for pachymetry, as it delivers high-resolution corneal scans for fast image acquisition, from which an accurate and reproducible corneal thickness map for use in refractive surgery and glaucoma diagnosis can be determined.
  • Figure 1 an arrangement for receiving three scans at predetermined
  • FIG. 2 shows an arrangement for the adaptive determination of suitable polarization states
  • FIG. 3 shows an arrangement for recording zonal scans at different states of polarization.
  • the arrangement according to the invention for improved imaging of eye structures consists of an interferometric measuring arrangement with a measuring and a reference arm, a light source for illuminating the measuring and reference arm, an optical element arranged in the measuring or reference arm for influencing the polarization state of the light in the measuring or reference arm before its interferometric superimposition, a scanning unit arranged in the measuring arm for realizing OCT scans, a detector for recording the generated interference patterns, and an evaluation and documentation unit.
  • the optical element arranged in the measuring or reference arm of the interferometric measuring arrangement is capable of generating at least two different polarization states of the light in the measuring or reference arm.
  • the detector is designed so that it can be used to hold the tion with light having at least two different polarization states in the interferometric measuring arrangement generated interference pattern is suitable.
  • An existing control module has connections to the scanning unit, the optical element for influencing the polarization state of the light in the measuring or reference arm, the detector and the evaluation and documentation unit.
  • the evaluation and documentation unit will reconstruct OCT scans from the interference patterns transmitted by the detector and combine them, as well as display and / or store the resulting OCT signals.
  • the light source provides light of a sufficiently stable, defined polarization state, i. H. when the light has a degree of polarization (DOP-degree of polarization) between 1: 3 and 1: 1000, in particular between 1:10 and 1: 200, and causes polarization state dependent signal fluctuations of less than 25%, measured according to an analyzer, with respect to maximum transmission is aligned.
  • DOP-degree of polarization degree of polarization
  • the interference of the signals (optical cross-correlation) from the measuring and reference arm of the interferometric measuring arrangement results in an interference pattern from which the relative optical path length within a depth profile (A-scan) can be read out.
  • A-scan the relative optical path length within a depth profile
  • the light beam is guided transversely in one or two directions by the scanning unit, with which a flat tomogram (B-scan) or a three-dimensional volume (C-scan) can be recorded.
  • the outstanding feature of the OCT method is the decoupling of the transverse from the longitudinal resolution.
  • both the axial resolution (in depth) and the transverse (lateral) resolution depend on the focusing of the light beam.
  • the numerical aperture is the numerical aperture.
  • the axial resolution is limited only by the bandwidth of the light used, which means that high bandwidth (with wide spectra) achieves high resolution and thus small details can be resolved.
  • a high axial-spatial resolution can be ensured in this case.
  • the influencing of the polarization state of the illumination light can take place either in the measuring or in the reference arm of the interferometric measuring arrangement. This ensures that the variation of the polarization adjustment of the light between the reference and measuring arms takes place, before they are interferometrically superimposed.
  • orthogonal polarization states can be avoided by the use of at least one optical element, the use of a set of three or more optical elements allows complete adjustment of the polarization state.
  • at least one polarization-optical element is used, which can convert a linear to a circular state, such as a quarter wave plate.
  • polarization-modulating modulators such as electro-optical, acousto-optic or magneto-optical modulators are suitable, but the cost here is considerably higher.
  • Fiber paddles have proven to be particularly advantageous since orthogonal states can be avoided.
  • the polarization-changing effect is determined here via the bending radius and angle of the birefringent fiber.
  • the fiber paddles have an actuating mechanism which is connected to the control module, in order to change the polarization states of the illuminating light in predetermined or adapted steps depending on the signal ratios.
  • the optical element In order to be able to achieve improved images of the anterior eye segments with the aid of the interferometric measuring arrangement, it is necessary for the optical element to realize at least two, but preferably three defined, polarization states of the illumination light for the measurements.
  • the reconstructed OCT scans are combined pointwise or zonewise or completely in the form of A, B or C scans.
  • the evaluation and documentation unit is also suitable for combining the reconstructed OCT scans, in which weighted or unweighted average, maximum or even median values are formed. The required weighting factors are generated from the local contrast, the achievement of minimum or maximum values or the exceeding of threshold values for signal intensities or the signal-to-noise ratio.
  • control module with its functions can also be integrated into the evaluation and documentation unit.
  • three OCT scans are recorded at predetermined, defined polarization states with the aid of the arrangement according to FIG.
  • the object 5 located in the measuring arm 3 of an interferometric measuring arrangement 2 and the arm 4 arranged in its reference arm 4 for compensating the path length between measuring and reference arm, movable in the direction of the light beam mirror element 6 illuminated with short-coherent light.
  • the interferometric measuring arrangement 2 has in its measuring arm 3 via a scanning unit 7 for the realization of OCT scans in the form of A, B and C scans, and arranged in its reference arm 4, optical element for influencing the polarization state of the illumination light in shape a Faserpaddles 8 with adjusting mechanism.
  • a detector 9 At the output of the interferometric measuring arrangement 2 there is a detector 9 for receiving the short-coherent light reflected by the object 5 and the mirror element 6.
  • the existing control module 10 is connected to the scanning unit 7, the adjusting mechanism of the fiber paddle 8 and the detector 9 and serves the control thereof.
  • An evaluation and documentation unit 11 reconstructs and combines the received interference pattern transmitted by the detector 9 into OCT scans, and displays and stores the resulting OCT signals.
  • the actuating mechanism of the fiber paddle 8 is transmitted from the existing control module 10 for this purpose to the positions for realizing the three different, predefined polarization states of the illumination light.
  • the evaluation and documentation unit 11 after a previous reconstruction 11.2 of these three interference patterns for OCT scans, a combination 11.4 to resulting OCT signals and their representation and / or storage 11.5 are carried out.
  • the results of their reconstruction 11.2 as well as their representation and / or storage are the results of OCT scans 11.5. shown schematically.
  • the combination 11.4 can take place here by weighted or unweighted mean, maximum or median value formation.
  • a particular challenge is the registration of OCT scans, which can show polarization-dependent partial or complete signal loss.
  • this problem is solved by either a very strong signal component (eg, iris or corneal surface) is used, which provides even in unfavorable polarization ratios for the registrations suitable signals.
  • weighted fits or curve adjustments of the front or back surface of the cornea or its center of gravity are suitable.
  • Suitable weighting parameters are, for example, the strength and sharpness of an intensity jump of the signal-to-noise ratio, which is a measure of the probability of the presence of a corneal surface at this position.
  • three scans are taken with adaptively determined polarization states with the aid of the arrangement according to FIG.
  • the overall arrangement corresponds to that of the first advantageous embodiment according to FIG. 1, with the exception that the evaluation and documentation unit 11 contains an additional signal evaluation 11.1.
  • the interference pattern recorded and transmitted by the detector in a first polarization state of the illumination light before its reconstruction 11.2 is evaluated for OCT scans with regard to specific criteria in order to determine adapted polarization states.
  • the OCT scans result in their reconstruction 11.2 as well as their representation and / or storage 11.5. not shown schematically, but show real pictures of an eye. Criteria used for this are, for example, the contrast, the achievement of minimum or maximum values, the exceeding of signal intensity thresholds or the signal-to-noise ratio.
  • the signal evaluation can also be done without complete reconstruction of OCT scans.
  • the contrast of spectral interference modulations can be evaluated without the need for elaborate complete signal reconstruction by means of Fourier transformations.
  • the existing control module 10 transmits the positions for realizing the three adapted polarization states to the actuating mechanism of the fiber paddle 8.
  • the detector 9 receives the three interference patterns and transmits them to the evaluation and documentation unit 11, which after previous reconstruction 11.2 of these three interference patterns for OCT scans a combination 11.4 to resulting OCT signals and their representation and / or storage 11.5.
  • the combination 11.4 can take place by weighted or unweighted mean, maximum or even median value formation and it may be appropriate for the evaluation and documentation unit 11 to reconstruct the OCT scans reconstructed from the three interference patterns before their combination 11.4 into resulting OCT signals of a registration 11.3, where the interference patterns are evaluated for mutual shifts and corrected where necessary.
  • a third advantageous embodiment with the aid of the arrangement according to FIG. 3, three zonal scans are recorded at different polarization states. Since the polarization states can be both predetermined and adapted, the overall arrangement can correspond either to the first advantageous embodiment according to FIG. 1 or else to the second advantageous embodiment according to FIG. The exception can only be seen in the fact that the detector 9 does not record complete interference patterns but instead different zones and transmits them to the evaluation and documentation unit 11.
  • the three zone interference patterns of the evaluation and documentation unit 11 undergo a reconstruction 11.2 to OCT scans.
  • the OCT scans are the result of their reconstruction 11.2 and their representation and / or storage 11.5. again not schematically, but shown as real images of an eye.
  • the combination 11.4 resulting OCT signals is not by weighted or unweighted average, maximum or median value formation, but by simply joining (adding) the partial or zone scans. It is then also their representation and / or storage 11.5.
  • the three zone interference patterns from the evaluation and documentation unit 11 before the combination 11.4 to be subjected to the resulting OCT signals of a registration 11.3 in which the zone interference patterns are evaluated with respect to mutual shifts and these are corrected if necessary.
  • This has the advantage that the zones fit exactly to each other and no defects occur.
  • the most important advantage of this solution over the previously described advantageous embodiments is the time saved. For each zone to be scanned an optimal polarization state can be determined and used. Thus, a combination by weighted or unweighted average, maximum or median value formation can be dispensed with.
  • the scans to be combined need not necessarily be zone scans, but rather it is also possible to combine complete scans with zone scans in order to save measurement time. For example, it is possible for zone scans to repeatedly scan and combine only the problematic peripheral corneal areas at different polarization adaptation states.
  • the use of 3 or more scans offers the possibility of also including intermediate states if parts of the OCT scans appear to be completely complementary in two polarization positions because, for example, depth-dependent sample scattering causes polarization states that are orthogonal to one another.
  • registration can then be simplified, for example, or OCT evaluations of dynamic processes based on the comparison of local states at different times, such as, for example, the evaluation of phases or phases, can be carried out
  • Speckle changes Such evaluations serve, for example, for the determination of blood flows in vessels or other movements. Furthermore, it is possible that in addition to the variation of the pure polarization adjustments and spatial position changes between the scans are made. For example, these scans could form the already mentioned meridian scans. As a result, the improvement according to the invention of the OCT signals can be realized by combining adjacent meridians as well as the known evaluation with regard to the distribution of corneal thicknesses.
  • a solution for improved imaging of the anterior eye segments is provided, with the clear and detailed cross-sectional images of the anterior chamber, including the chamber angle can be realized.
  • the solution is suitable for low-cost even of samples with localized and / or depth-dependent, polarization-changing effect optimized OCT signals.
  • the solution is used to support surgical planning and postoperative follow-up for applications on the anterior segment of the eye and also works contactlessly.
  • the proposed solution relates to the field of high-resolution, non-contact optical coherence tomography for imaging eye structures, in particular in the anterior eye segment, but can also be used for the support of surgical planning, the diagnosis and the follow-up of retinal diseases. It will be extremely clear and detailed

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 (2), mit einer Lichtquelle (1), einem in dessen Mess (3) - oder Referenzarm (4) angeordneten, optischen Element (8) zur Beeinflussung des Polarisationszustandes des Lichtes vor dessen interferometrischen Überlagerung, einer im Messarm angeordneten Scaneinheit (7) zur Realisierung von OCT-Scans, einem Detektor (9) zur Aufnahme der erzeugten Interferenzmuster, sowie einer Auswerte- und Dokumentationseinheit (11). Vom optischen Element (8) werden mindestens zwei verschiedene Polarisationszustände des Lichtes erzeugt. Vom Detektor ( 9 ) werden die bei Beleuchtung mit Licht mit mindestens zwei verschiedenen Polarisationszuständen in der interferometrischen Messanordnung (2) erzeugten Interferenzmuster aufgenommen und an die Auswerte- und Dokumentationseinheit (11) weitergeleitet, die aus den übermittelten Interferenzmustern OCT-Scans rekonstruiert (11.2), kombiniert (11.4), sowie die resultierenden OCT- Signale darstellt und/oder speichert (11.5). Die Anordnung kann neben der prä- und postoperative Bildaufnahme zur Analyse und Vermessung auch zur Pachymetrie verwendet werden.

Description

Anordnung zur verbesserten Abbildung von Augenstrukturen
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, insber sondere 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 ra- pid-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 (lOLs), insbesondere auch phaken lOLs zur Refraktionskorrektur treffen zu können. Die häufigste Anwendung von lOLs erfolgt allerdings beim Austausch der natürlichen Augenlinse bei Vorliegen einer Linsentrübung (Katarakt), wobei zunehmend aber auch Refrak- tions- und Abbildungsfehler mit korrigiert werden. Zur interferometrischen Biometrie wird neben OCT weiterhin die optische Kohä- renzdomänenreflektometrie genutzt, mit deren Hilfe intraokulare Abstände bestimmt werden können, die als biometrische Parameter zur Auswahl von lOLs 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 Zeit- domänen-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 vivisec- tion of retinal blood vessels", Vol. 15, No. 2 / OPTICS EXPRESS 408).
Die Aufnahme von A-Scans erfolgt üblicherweise mit 400Hz bis 400kHz, in Ausnahmefällen sogar im MHz-Bereich. Ophthalmologische OCT-Systeme weisen dabei typische Sensitivitäten von 80dB bis 1 10dB auf. Die genutzte Wellenlänge hängt von dem angestrebten Scanbereich und dem Absorptionsund Streuverhalten des Gewebes ab. Retinale OCTs arbeiten meist im Bereich von 700nm bis 1100nm, während Vorderkammer-OCT bevorzugt längerwellige Strahlung, von beispielsweise 1300nm 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 3pm und 30pm (Kurzkohärenzinterferometrie). Die laterale Messauflösung wird durch den Querschnitt des Messstrahls im Scanbereich bestimmt und beträgt zwischen 5gm und 100μητι, bevorzugt unter 25pm. 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 Re- ferenzstrahl 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 Interferometeran- ordnung 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-Ophthalmos- kop (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 Polari- sationszustände 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 zirkulären) 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 Spektrome- ter getrennt aufgezeichnet.
Getrennte Detektionskanäle können auch durch zeitlich schnelles Multiplexing, mittels sehr schneller Polarisationsmodulatoren, wie beispielsweise akusto- optische 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 Detek- tionskanals 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 3dB 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™ 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™ OCT wird die hochauflösende, berührungslose optische Kohärenztomographie auch für die vorderen Augenabschnitte nutzbar gemacht. Das Visante™ 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:
Figur 1 : eine Anordnung zur Aufnahme von drei Scans bei vorbestimmten
Polarisationszuständen,
Figur 2: eine Anordnung zur adaptiven Ermittlung geeigneter Polarisations- zustände und
Figur 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 interfero- metrischen 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 interfe- rometrischen 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 Beleuch- tung 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 zirkulären Zustand überführen kann, wie beispielsweise eine Viertelwellenplatte.
Als optisches Element zur Beeinflussung des Polarisationszustandes des Beleuchtungslichtes kommen hierbei λ-Platten (Wellenplatten), Polarisationsrota- toren, 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 Polansationszustände 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 Polansationszustände 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 Medianwerte 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 Figur 1 drei OCT-Scans bei vorbestimmten, definierten Polarisationszu- ständen aufgenommen.
Ausgehend von der Lichtquelle 1 wird das im Messarm 3 einer interferometrischen Messanordnung 2 befindliche Objekt 5 sowie das in dessen Referenz- arm 4 angeordnete, zum Weglängenausgleich zwischen Mess- und Referenz- arm, 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 Figur 2 drei Scans bei adaptiv ermittelten Polarisationszuständen aufgenommen.
Dabei entspricht die Gesamtanordnung der der ersten vorteilhaften Ausgestaltung nach Figur 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 Figur 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-, Maximaloder 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 Figur 3 drei zonenweise Scans bei verschiedenen Polarisationszustän- den aufgenommen. Da die Polarisationszustände sowohl vorbestimmt als auch adaptiert sein können, kann die Gesamtanordnung entweder der ersten vorteilhaften Ausgestaltung nach Figur 1 oder auch der zweiten vorteilhaften Ausgestaltung nach Figur 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 ΙΟΌμηη bis 1cm 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 Polarisationsanpas- sungszuständen 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 interfero- methsch 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 Po- larisationszustände 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.

Claims

Patentansprüche
1. 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).
2. 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.
3. 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 Fa- serpaddles (8) Verwendung findet.
4. 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.
5. 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.
6. 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).
7. 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.
8. 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.
9. Anordnung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass von der Auswerte- und Dokumentationseinheit ( 1) die rekonstruierten (11.2) OCT-Scans bezüglich gegenseitiger Verschiebungen bewertet (11.3) und diese gegebenenfalls korrigiert werden.
10. 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.
11. 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.
12. Anordnung nach mindestens einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Steuermodul (10) mit seinen Funktionen in die Auswerte- und Dokumentationseinheit (11) integriert ist.
13. 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.
14. 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.
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