DE102024104115A1

DE102024104115A1 - Fast OCT system

Info

Publication number: DE102024104115A1
Application number: DE102024104115.3A
Authority: DE
Inventors: Daniel Bublitz
Original assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Current assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Priority date: 2024-02-14
Filing date: 2024-02-14
Publication date: 2025-08-14
Also published as: WO2025172475A1

Abstract

Ein OCT-System für die Retina (4) weist auf: eine Beleuchtungseinheit (36), welche SS-OCT-Quellstrahlung bereitstellt, einen zum Objekt (4) laufenden Beleuchtungsstrahlengang und einen vom Objekt (4) kommenden Messstrahlengang auf einen Pixel (74) aufweisenden Detektor (38), wobei der Messstrahlengang über ein Teilerelement (42) ausgekoppelt ist, ein dem Teilerelement (42) folgendes Filterelement (48), das die numerische Apertur der Abbildung in einer ersten Richtung (x) größer macht als in einer quer dazu liegenden zweiten Richtung (y), und eine Einkoppeleinrichtung (52, 66) zum Einkoppeln der Referenzstrahlung (R) in der Pupille und außerhalb der optischen Achse (6), so dass die Referenzstrahlung (R) schräg einfallend auf dem Detektor (38) mit der Messstrahlung (M) überlagert ist, wobei die Steuereinrichtung (58) Pixel (74) des Detektors (38) ausliest, die einem zeilenförmigen Bereich im Bildfeld (22) entsprechen, der eine Zeilenlänge entlang der ersten Richtung (x) und eine Zeilenhöhe entlang der zweiten Richtung (y) aufweist, und die Steuereinrichtung (58) durch Verschieben des zeilenförmigen Bereichs über das Objekt (2) längs der Zeilenhöhe ein Bildfeld (22) realisiert, das höher ist, als die Zeilenhöhe, wobei eine Tiefenauflösung des erzeugten 3D-Bildes durch Spektralbereich und spektrale Bandbreite des Durchstimmens bestimmt ist und eine laterale Auflösung des 3D-Bildes durch die numerische Apertur in Zeilenrichtung sowie durch die Zeilenhöhe bestimmt ist. An OCT system for the retina (4) comprises: an illumination unit (36) providing SS-OCT source radiation, an illumination beam path leading to the object (4) and a measurement beam path coming from the object (4) to a detector (38) having pixels (74), wherein the measurement beam path is coupled out via a splitter element (42), a filter element (48) following the splitter element (42) which makes the numerical aperture of the image larger in a first direction (x) than in a second direction (y) lying transversely thereto, and a coupling device (52, 66) for coupling in the reference radiation (R) in the pupil and outside the optical axis (6), so that the reference radiation (R) is superimposed on the detector (38) with the measurement radiation (M) at an angle, wherein the control device (58) reads out pixels (74) of the detector (38) which correspond to a line-shaped area in the image field (22) which has a line length along the first direction (x) and a line height along the second direction (y), and the control device (58) realizes an image field (22) which is higher than the line height by moving the line-shaped region over the object (2) along the line height, wherein a depth resolution of the generated 3D image is determined by the spectral range and spectral bandwidth of the tuning and a lateral resolution of the 3D image is determined by the numerical aperture in the line direction and by the line height.

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein System zur optischen Kohärenztomographie (OCT), insbesondere zur Abbildung der Retina eines Auges.The invention relates to a system for optical coherence tomography (OCT), in particular for imaging the retina of an eye.

Ophthalmologische OCT-Systeme werden seit vielen Jahren zur Vermessung der Retina und auch von Strukturen in der Vorderkammer des Auges, insbesondere des menschlichen Auges, eingesetzt. Die meisten kommerziell eingesetzten Systeme sind konfokal scannende Spectral-Domain-(SD)-OCT oder Swept-Source-(SS)-OCT. Time-Domain-(TD)-Systeme werden aufgrund ihrer geringeren Sensitivität nur noch für sehr wenige Anwendungen verwendet. Die axialen Abbildungseigenschaften eines OCT-Systems werden durch die wellenoptische Schärfentiefe und die kohärente Tiefenauflösung bestimmt.Ophthalmic OCT systems have been used for many years to measure the retina and also structures in the anterior chamber of the eye, particularly in the human eye. Most commercially used systems are confocal scanning spectral domain (SD) OCT or swept-source (SS) OCT. Time-domain (TD) systems are used for very few applications due to their lower sensitivity. The axial imaging properties of an OCT system are determined by the wave-optical depth of field and the coherent depth resolution.

Für die Abbildung der Retina sind Funduskameras etabliert, schon vor dem Aufkommen der OCT-Technik. Moderne Funduskameras, wie z.B. das aus WO 2014 / 140 256 A2 bekannte System, können auf der Retina vergleichsweise große Bildfelder entsprechend einem Feldwinkel in der Größenordnung von 90° bis 130° erfassen.Fundus cameras were established for imaging the retina even before the advent of OCT technology. Modern fundus cameras, such as the WO 2014 / 140 256 A2 known system, can capture comparatively large image fields on the retina corresponding to a field angle in the order of 90° to 130°.

Der Feldwinkel wird beim Auge von der Pupille aus gemessen. Durch die Brechung an der Corneavorderseite und weil das Auge mit Wasser gefüllt ist, ist für eine gegebenes Bildfeld der Einfallswinkel eines von der Pupille auf die Retina einfallenden Strahlenbündels etwas anders als der Einfallswinkel, mit dem dasselbe Strahlenbündels von vorne, d.h. von Luft aus, auf das Auge einfällt. Weil der Winkel im Auge von Parametern des Auges abhängt, misst man für Präzisionsangaben den Feldwinkel in der Luft ohne Auge. Die obigen Zahlenwerte beziehen sich auf diese Messung des Feldwinkels. Die Messung im Auge würde leicht abweichende Werte ergeben. Für die vorliegende Erfindung ist dieser Unterschied jedoch ohne Belang. Der Vollständigkeit halber sei dennoch das Messprinzip kurze erläutert: Zur Messung schaltet man die Lichtquelle an und sucht einen Punkt, an dem die Lichtverteilung am kleinsten ist. Das ist die Pupille. Nun misst man in einem Abstand, i.d.R. 1 m, die Feldgröße aus und rechnet sie in den Feldwinkel um. Das kann ohne Annahmen zum Auge von jedem Prüfzentrum überprüft werden.The field angle of the eye is measured from the pupil. Due to refraction at the front of the cornea and because the eye is filled with water, for a given image field, the angle of incidence of a beam of rays incident on the retina from the pupil is slightly different than the angle of incidence at which the same beam of rays enters the eye from the front, i.e., from air. Because the angle in the eye depends on eye parameters, for precision measurements, the field angle is measured in air without the eye. The above numerical values refer to this measurement of the field angle. Measurement in the eye would produce slightly different values. However, this difference is irrelevant for the present invention. For the sake of completeness, the measurement principle will nevertheless be briefly explained: To measure, the light source is switched on and a point is sought where the light distribution is smallest. This is the pupil. The field size is then measured at a distance, usually 1 m, and converted into the field angle. This can be verified by any testing center without making any assumptions about the eye.

Es besteht für OCT-Systeme zur Retinaabbildung der Bedarf für die Steigerung des Feldwinkels, damit mit Funduskameras vergleichbare Bildfelder erfasst werden können.There is a need for OCT systems for retinal imaging to increase the field angle so that image fields comparable to fundus cameras can be captured.

Diese Anforderung wirkt sich auf die Aufnahmegeschwindigkeit aus. SD-OCT-Systemen erlauben derzeit Feldwinkel von etwa 45°. Möchte man die von diesen Systemen erreichte laterale Auflösung möglichst erhalten und zugleich den Feldwinkel steigern, müssen deutlich mehr Pixel gescannt werden. Daher wird für SD-OCT-Systeme mit sehr großen Bildfeldern die Aufnahmegeschwindigkeit eine sehr wichtige Optimierungsgröße. Zwar gibt es gibt zeilenscannende SD-OCT-Systeme, die eine Single-Mode-Zeilenbeleuchtung mit einem 2D-räumlich und spektral aufgelösten Spektrometer und einem 2D-Kameradetektor kombinieren, sie sind jedoch für das kostengünstige Scannen kleinerer Bildfelder optimiert. Die spektrale Auflösung im Spektrometer begrenzt den für solche Systeme zugänglichen Tiefenbereich und damit indirekt auch den Feldwinkel.This requirement impacts the acquisition speed. SD-OCT systems currently allow field angles of approximately 45°. If the lateral resolution achieved by these systems is to be maintained as much as possible while simultaneously increasing the field angle, significantly more pixels must be scanned. Therefore, acquisition speed becomes a very important optimization parameter for SD-OCT systems with very large image fields. While there are line-scanning SD-OCT systems that combine single-mode line illumination with a 2D spatially and spectrally resolved spectrometer and a 2D camera detector, they are optimized for cost-effective scanning of smaller image fields. The spectral resolution in the spectrometer limits the depth range accessible to such systems and thus indirectly also the field angle.

Die zurzeit schnellsten OCT-Systeme sind als holoskopische Systeme realisiert. Da sie ohne konfokale Unterdrückung arbeiten, sind sie empfindlich auf die Detektion von mehrfach gestreuten Signalanteilen, die den Inbildkontrast der OCT-Aufnahmen deutlich senken. Wenn solche Systeme für Feldwinkel von 90° ausgelegt werden, weist die Beleuchtungswelle physikalisch bedingt einen Fokus in der Vorderkammer des Auges auf. Durch diesen Fokus und die damit verursachten thermischen Gefährdungen für das zu untersuchende Auge, können nur sehr geringe Laserintensitäten gefahrlos eingesetzt werden, die die Aufnahmegeschwindigkeit des Systems limitieren. Es ist in DE 10 2018 130 396 A1 ein Verfahren beschrieben, das mit einer gestreuten aber voll kohärenten Welle beleuchtet und dadurch deutlich schneller in der Aufnahme realisiert werden kann. Außerdem ist es bei dieser Beleuchtung möglich, das mehrfach gestreute Licht zu unterdrücken und damit Inbildkontraste vergleichbar zu konfokalen Systemen zu erreichen. Diese Systeme benötigen aber sehr teure Hochgeschwindigkeitskameras und können selbst damit nur sehr kleine Bildfelder aufnehmen.. Derartige Hochgeschwindigkeitskameras haben Auflösungen von etwa 1 MPixel während für die hier bevorzugten Bildwinkel Auflösungen über 10 MPixel notwendig sind.The fastest OCT systems currently available are holoscopic systems. Because they operate without confocal suppression, they are sensitive to the detection of multiply scattered signal components, which significantly reduce the in-image contrast of OCT images. When such systems are designed for field angles of 90°, the illumination wave, for physical reasons, has a focus in the anterior chamber of the eye. Due to this focus and the resulting thermal hazards for the eye being examined, only very low laser intensities can be safely used, which limits the system's acquisition speed. DE 10 2018 130 396 A1 A method is described that uses a scattered but fully coherent wave to illuminate the image, allowing for significantly faster imaging. Furthermore, this type of illumination makes it possible to suppress the multiply scattered light and thus achieve in-image contrasts comparable to those achieved with confocal systems. However, these systems require very expensive high-speed cameras and can only capture very small image fields. Such high-speed cameras have resolutions of approximately 1 megapixel, while resolutions of over 10 megapixels are necessary for the image angles preferred here.

Für SD-OCT-Systeme ist die technisch erreichbare, maximale spektrale Auflösung im Spektrometer ein wesentlicher Parameter, der den messbaren Tiefenbereich limitiert. Etablierte SD-OCT-Systeme wie das Cirrus HD der Carl Zeiss Meditec AG, Jena, Deutschland, arbeiten mit etwa 2000 Pixeln Auflösung im Spektrometer für einen Spektralbereich von etwa 80 nm um eine Zentralwellenlänge von 840 nm. Da OCT-Spektrometer für alle Betriebszustände eine beugungsbegrenzte Abbildung erreichen müssen, können höhere Auflösungen/Pixelzahlen im Spektrometer technisch nicht einfach sichergestellt werden. Bei SS-OCT-Systemen wird der erreichbare Tiefenbereich dagegen durch das zeitliche Sampling während des spektralen Durchstimmens der Quelle begrenzt.For SD-OCT systems, the technically achievable maximum spectral resolution in the spectrometer is a key parameter that limits the measurable depth range. Established SD-OCT systems, such as the Cirrus HD from Carl Zeiss Meditec AG, Jena, Germany, operate with approximately 2000 pixels of resolution in the spectrometer for a spectral range of approximately 80 nm around a central wavelength of 840 nm. Since OCT spectrometers must achieve diffraction-limited imaging in all operating conditions, higher resolutions/pixel counts in the spectrometer cannot easily be ensured technically. In SS-OCT systems, however, the achievable depth range is limited by the temporal sampling during the spectral tuning of the source.

Mit dem Feldwinkel steigt der Tiefenbereich, den das OCT-System abdecken muss. Bei einem Feldwinkel von etwa 90° muss eine ausreichende Tiefenauflösung über einen Tiefenbereich von etwa 6 mm bis 8 mm erreicht werden, um eine robuste Bildgebung auch bei stark myopen Augen zu ermöglichen.As the field angle increases, the depth range that the OCT system must cover increases. At a field angle of approximately 90°, sufficient depth resolution must be achieved over a depth range of approximately 6 mm to 8 mm to enable robust imaging even in highly myopic eyes.

Für den erfassbaren Tiefenbereich ist bei SD-Systemen die spektrale Auflösung des Spektrometers und bei SS-Systemen die Bandbreite, mit der die Quelle durchgestimmt und das Signal abgetastet wird (sog. Durchstimmbandbreite), relevant. Über den Umfang des spektralen Samplings (Spektralbereich der SD-Analyse bzw. durchgestimmter Spektralbereich der SS-Quelle) wird als erster wesentlicher Parameter die kohärente Tiefenauflösung festgelegt, mit dieser Tiefenbereich aufgenommen werden kann.The spectral resolution of the spectrometer is relevant for the detectable depth range in SD systems, and the bandwidth with which the source is tuned and the signal is sampled (so-called sweep bandwidth) in SS systems. The scope of the spectral sampling (spectral range of the SD analysis or the tuned spectral range of the SS source) is the first key parameter that determines the coherent depth resolution with which the depth range can be recorded.

Die wellenoptische Schärfentiefe ist ein zweiter wesentlicher Parameter, der für die Dimensionierung des zugänglichen Tiefenbereichs betrachtet werden muss. Die Schärfentiefe ist proportional zu Lambda/nA² (Lambda = Wellenlänge und nA = numerischen Apertur). Die numerische Apertur bestimmt aber neben der Schärfentiefe auch die maximal erreichbare laterale Auflösung und die Detektionssensitivität und damit die maximal erreichbare Geschwindigkeit des Systems. Eine Verdopplung der nA verbessert die laterale Auflösung um den Faktor 2 und erhöht Sensitivität und maximal erreichbare Geschwindigkeit um den Faktor 4, reduziert aber ebenfalls den zugänglichen Tiefenbereich um den Faktor 4. Kommerzielle Systeme arbeiten daher alle mit einer sehr ähnlichen nA von etwa 0,04 was einem Pupillendurchmesser von 1,3 mm bei einer mittleren Augenlänge von 17 mm in Luft entspricht. Soll nun ein solches OCT-System im Feldwinkel von 45° auf 90° erhöht werden, so müsste zur entsprechenden Anpassung des zugänglichen Tiefenbereichs die nA halbiert werden. Dann würde für die Aufnahme eines vollen Retinafeldes eine 4-mal längere Aufnahmezeit resultieren.The wave-optical depth of field is a second key parameter that must be considered when dimensioning the accessible depth range. The depth of field is proportional to lambda/nA ² (lambda = wavelength and nA = numerical aperture). In addition to the depth of field, the numerical aperture also determines the maximum achievable lateral resolution and detection sensitivity, and thus the maximum achievable speed of the system. Doubling the nA improves the lateral resolution by a factor of 2 and increases sensitivity and maximum achievable speed by a factor of 4, but also reduces the accessible depth range by a factor of 4. Commercial systems therefore all operate with a very similar nA of approximately 0.04, which corresponds to a pupil diameter of 1.3 mm with an average eye length of 17 mm in air. If such an OCT system is to be increased in the field angle from 45° to 90°, the nA would have to be halved to adjust the accessible depth range accordingly. This would result in a recording time four times longer for a full retinal field.

Der Erfindung liegt vor diesem Hintergrund gegenläufiger Auslegungskriterien die Aufgabe zu Grunde ein schnelles, nicht auflösungsreduziertes OCT-System mit einem Bildfeld entsprechend einem Feldwinkel α von mindestens 90° zu realisieren. Insbesondere soll die Feldwinkelgröße nicht auf Kosten der Aufnahmezeit oder der lateralen Auflösungen erreicht werden und zudem mit ausreichendem Tiefenbereich und ausreichender Tiefenauflösung kombiniert sein.Against this background of conflicting design criteria, the invention is based on the task of implementing a fast, non-resolution-reduced OCT system with an image field corresponding to a field angle α of at least 90°. In particular, the field angle size should not be achieved at the expense of acquisition time or lateral resolution, and should also be combined with sufficient depth range and sufficient depth resolution.

Die Erfindung ist in den unabhängigen Ansprüchen definiert. Die abhängigen Ansprüche betreffen bevorzugte Weiterbildungen.The invention is defined in the independent claims. The dependent claims relate to preferred developments.

Ein System zur optischen Swept-Source-(SS)-Kohärenztomographie eines Objekts, insbesondere einer Retina eines Auges, bildet dieses Objekt in einem Bildfeld mit einer numerischen Apertur auf einen Detektor ab, der Pixel aufweist. Es ist zur Ausführung des Swept-Source-OCT-Prinzips ausgebildet. Dazu weist es bevorzugt eine Beleuchtungseinheit auf, welche Quellstrahlung bereitstellt, die in der Wellenlänge über einen vorbestimmten Spektralbereich und mit einer vorbestimmten spektralen Bandbreite durchstimmbar ist und in Beleuchtungsstrahlung und Referenzstrahlung aufgeteilt ist.A system for optical swept-source (SS) coherence tomography of an object, in particular the retina of an eye, images this object in an image field with a numerical aperture onto a detector having pixels. It is designed to implement the swept-source OCT principle. For this purpose, it preferably has an illumination unit that provides source radiation whose wavelength is tunable over a predetermined spectral range and with a predetermined spectral bandwidth and is divided into illumination radiation and reference radiation.

Das System umfasst ein Filterelement, welches die numerische Apertur derart rotationsasymmetrisch beeinflusst, dass sie in einer ersten Richtung (x) größer ist als in einer quer dazu liegenden zweiten Richtung (y)The system comprises a filter element which influences the numerical aperture in a rotationally asymmetric manner such that it is larger in a first direction (x) than in a second direction (y) lying transversely thereto.

Das System verfügt über eine Steuereinrichtung, die Pixel des Detektors ausliest, die einem zeilenförmigen Bereich im Bildfeld entsprechen. Der zeilenförmige Bereich hat eine Zeilenlänge entlang der ersten Richtung, die eine Bildfeldbreite festlegt, und eine gegenüber der Zeilenlänge geringere Zeilenhöhe entlang der zweiten Richtung. Die Steuereinrichtung verschiebt - entweder durch Auslesen des Detektors oder durch Ansteuern eines geeignet angeordneten 1D-Scanners - den zeilenförmigen Bereich über das Objekt längs der Zeilenhöhe. Dadurch ist eine Bildfeldhöhe realisiert, die größer ist, als die Zeilenhöhe. Die Steuereinrichtung liest den Detektor aus und erzeugt aus Signalen der Pixel und - gemäß dem SS-OCT-Prinzip - einer Angabe über das Durchstimmen der Wellenlänge ein 3D-Bild des Objektes. Darin sind Tiefenbereich und Tiefenauflösung des 3D-Bildes durch den vorbestimmten Spektralbereich und die vorbestimmte spektrale Auflösung des Durchstimmens bestimmt. Eine laterale Auflösung des 3D-Bildes ist durch die numerische Apertur in Zeilenrichtung sowie durch die Zeilenhöhe bestimmt, welche als mindestens teil-konfokales Filter wirkt.The system has a control device that reads the detector's pixels, which correspond to a line-shaped region in the image field. The line-shaped region has a line length along the first direction, which defines the image field width, and a line height along the second direction that is smaller than the line length. The control device shifts the line-shaped region across the object along the line height—either by reading the detector or by controlling a suitably arranged 1D scanner. This creates an image field height that is greater than the line height. The control device reads the detector and generates a 3D image of the object from pixel signals and—according to the SS-OCT principle—an indication of the wavelength tuning. The depth range and depth resolution of the 3D image are determined by the predetermined spectral range and the predetermined spectral resolution of the tuning. The lateral resolution of the 3D image is determined by the numerical aperture in the line direction and by the line height, which acts as at least a partially confocal filter.

Das System umfasst weiter einen Beleuchtungsstrahlengang zum Beleuchten des Objekts und einen Messstrahlengang zum Abbilden des Objekts längs einer optischen Achse auf den Detektor, der Pixel aufweist. Der Beleuchtungsstrahlengang und der Messstrahlengang verlaufen bevorzugt über einen Frontabschnitt gemeinsam, der zwischen einem Teilerelement und dem Objekt besteht. Das Teilerelement koppelt dann den Messstrahlengang aus und liegt in oder vor, bevorzugt nahe an einer zur Augenpupille konjugierten Ebene des Messstrahlengangs. Diesem Teilerelement ist in Abbildungsrichtung das Filterelement nachgeordnetes. Es modifiziert den bis dahin bezüglich der numerischen Apertur rotationssymmetrischen Messstrahlengang derart, dass das Objekt mit einer nicht rotationssymmetrischen numerischen Apertur auf den Detektor abgebildet ist. Die numerische Apertur ist durch das Filterelement in einer ersten Richtung größer als in einer quer dazu liegenden zweiten Richtung.The system further comprises an illumination beam path for illuminating the object and a measuring beam path for imaging the object along an optical axis onto the detector, which has pixels. The illumination beam path and the measuring beam path preferably run together over a front section that exists between a splitter element and the object. The splitter element then decouples the measuring beam path and lies in or in front of, preferably close to, a plane of the measuring beam path that is conjugated to the eye pupil. The filter element is arranged downstream of this splitter element in the imaging direction. It modifies the measuring beam path, which was previously rotationally symmetric with respect to the numerical aperture, in such a way that the object is imaged with a non-rotationally symmetric metric numerical aperture is imaged onto the detector. The numerical aperture is larger in a first direction through the filter element than in a second direction perpendicular to it.

Zur Ausführung des SS-OCT-Prinzips ist weiter bevorzugt eine Einkoppeleinrichtung vorgesehen, welche die Referenzstrahlung in der Pupille und außerhalb der optischen Achse einstrahlt, so dass die Referenzstrahlung schräg einfallend auf dem Detektor mit der Messstrahlung überlagert ist.To implement the SS-OCT principle, a coupling device is further preferably provided which radiates the reference radiation into the pupil and outside the optical axis, so that the reference radiation is superimposed on the detector with the measuring radiation incident at an angle.

Die Erfindung stellt somit ein in mindestens einer Raumrichtung nicht vollständig konfokales OCT-System bereit. Besonders bevorzugt wird in einer ersten Variante das System als Zeilenscanner-OCT realisiert, das nur quer zur Zeilenrichtung, also nur in einer Dimension konfokal ist. Eine zweite Variante ist ein holoskopisches System mit einem sehr stark asymmetrischen Bildfeld, das ähnlich wie ein Zeilenscanner in einer Richtung die volle Feldbreite, in der zweiten Richtung aber nur wenige bis wenige 10 Pixel Ausdehnung aufweist und als „Breitstreifenscanner“ bezeichnet werden könnte.The invention thus provides an OCT system that is not fully confocal in at least one spatial direction. Particularly preferably, in a first variant, the system is implemented as a line-scan OCT that is confocal only transverse to the line direction, i.e., only in one dimension. A second variant is a holoscopic system with a highly asymmetric image field that, similar to a line-scanner, has the full field width in one direction but only a few to a few tens of pixels in the second direction, and could be referred to as a "wide-strip scanner."

Um möglichst große Tiefenbereiche realisieren zu können, ist das OCT-System als Swept-Source-System (SS-OCT) ausgelegt. Charakteristisch für SS-OCT-Systeme ist, dass sie ein etwas anderes Rauschverhalten haben als SD-OCT-Systeme und daher in der Regel nicht als „single ended“-Systeme, sondern mit einer sog. „balanced detection“ oder einer sog. Off-Axis-Detektion realisiert werden. Beide Detektionsverfahren können den als Excess Noise bekannten Effekt unterdrücken, der durch das relative Intensitätsrauschen (RIN) der Quelle verursacht wird. Außerdem kann die Gleichlichtkomponente der Referenzwelle und bei der „balanced detection“ auch das Autokorrelationssignal der Signalwelle unterdrückt werden. Bei der Off-Axis-Detektion wird nur ein Teil des Autokorrelationssignals unterdrückt, aber es muss im Vergleich zu konfokalen Systemen nur die halbe Anzahl an spektralen Stützstellen abgetastet werden, da das konjugiert komplexe Signal durch räumliche Filterung vom Messsignal getrennt werden kann. Die „balanced detection“ kann wie in DE 10 2018 130 396 A1 beschrieben ausgeführt werden.In order to achieve the greatest possible depth ranges, the OCT system is designed as a swept-source system (SS-OCT). A characteristic of SS-OCT systems is that they have slightly different noise behavior than SD-OCT systems and are therefore generally not implemented as single-ended systems, but rather with so-called "balanced detection" or so-called off-axis detection. Both detection methods can suppress the effect known as excess noise, which is caused by the relative intensity noise (RIN) of the source. Furthermore, the constant light component of the reference wave and, in "balanced detection," also the autocorrelation signal of the signal wave can be suppressed. With off-axis detection, only a portion of the autocorrelation signal is suppressed, but only half the number of spectral sampling points need to be sampled compared to confocal systems, since the complex conjugate signal can be separated from the measurement signal by spatial filtering. The “balanced detection” can be used as in DE 10 2018 130 396 A1 described.

Das Filterelement kann eine in einer Pupille des Messstrahlengangs angeordnete Aperturblende mit nicht-rotationssymmetrischer Blendenöffnung sein. Auch ist es möglich ein entsprechend angesteuertes, in einer Pupille des Messstrahlengangs angeordnetes DMD-Element einzusetzen. Beide können eine elliptische Blendenöffnung darstellen. Ergänzend oder ersetzend kann das Objektiv, welches zwischen Teilerelement und Detektor liegt, mit nicht-rotationssymmetrischer numerischer Apertur ausgebildet sein.The filter element can be an aperture stop with a non-rotationally symmetric aperture located in a pupil of the measurement beam path. It is also possible to use a suitably controlled DMD element located in a pupil of the measurement beam path. Both can represent an elliptical aperture. In addition to or as a replacement, the objective lens located between the splitter element and the detector can be designed with a non-rotationally symmetric numerical aperture.

In allen Fällen ist es bevorzugt, dass das Filterelement den Messstrahlengang hinsichtlich der numerischen Apertur derart modifiziert, dass die numerische Apertur in der ersten Richtung, also längs der Zeile, mindestens das Doppelte besonders bevorzugt mindestens das Dreifache der numerischen Apertur in der quer dazu liegenden zweiten Richtung (Zeilenhöhe) beträgt. In all cases, it is preferred that the filter element modifies the measuring beam path with regard to the numerical aperture in such a way that the numerical aperture in the first direction, i.e. along the line, is at least twice, particularly preferably at least three times, the numerical aperture in the second direction (line height) lying transversely thereto.

Bevorzugt beträgt die Zeilenhöhe ein bis vier Pixel, um in der zweiten Richtung eine vollkonfokale Filterung zu bewirken.Preferably, the line height is one to four pixels in order to achieve fully confocal filtering in the second direction.

Als Detektoren werden vorzugsweise sehr schnelle 2D-Kameradetektoren mit ausreichender Pixelzahl und Bildraten von einigen 100 fps bis einigen 1000 fps verwendet. Solche Kameradetektoren sind derzeit nur mit einigen tausend Pixeln entlang der langen Detektorseite verfügbar. Darüber hinaus können bevorzugt Detektoren mit einer Frame-Overhead-Time (FOT) von unter 10 µs, insbesondere in der Größenordnung von 1 µs, für sehr schnelle Aufnahmen in einem engen, ausgewählten Untersuchungsbereich (sog. Region of Interest-ROI) verwendet werden. Kameras mit FOT sind oftmals 2D-Detektoren, so dass mit solchen Detektoren Bildraten im Megahertzbereich im Zeilenscan-Modus und damit viel schnellere Aufnahmen einfacher als mit schnellen 1 D-Zeilendetektoren realisiert werden können.The preferred detectors are very fast 2D camera detectors with a sufficient number of pixels and frame rates of several hundred fps to several thousand fps. Such camera detectors are currently only available with a few thousand pixels along the long detector side. Furthermore, detectors with a frame overhead time (FOT) of less than 10 µs, especially in the order of 1 µs, are preferred for very fast acquisitions in a narrow, selected examination area (so-called region of interest - ROI). Cameras with FOT are often 2D detectors, so that with such detectors, frame rates in the megahertz range in line scan mode and thus much faster acquisitions can be achieved more easily than with fast 1D line detectors.

Es ist besonders vorteilhaft vorgesehen, dass die Off-Axis-Einkopplung quer zur schmalen Seite der Linie, also der Zeilenhöhe, versetzt ist. Wird eine balanced detection ausgeführt, so wird auch die Zeile in zwei nebeneinander liegende Linien oder ROI aufgespaltet.It is particularly advantageous for the off-axis coupling to be offset transversely to the narrow side of the line, i.e., the line height. If balanced detection is performed, the line is also split into two adjacent lines or regions of interest.

Die Detektorauflösung in der langen Zeilenrichtung wird bevorzugt voll ausgenutzt. Weiter wird dadurch die optische Korrektur der Detektionslinse des OCT-Systems erheblich einfacher. Der gewichtigste Grund für diese Auslegung besteht aber in der applikativ gewünschten asymmetrischen Auflösung, d.h. numerischen Apertur, die in die beiden Richtungen entlang der Zeile und senkrecht zur Zeile realisiert werden soll. In Richtung der Zeile ist die numerische Apertur höher als quer dazu, weil dadurch die laterale Auflösung und Empfindlichkeit erhöht werden kann und in dieser Richtung keine konfokale Tiefenunterdrückung durch die holoskopische Rekonstruktion auftritt. Senkrecht zur Zeile ist die Aufnahme jedoch teil- oder ganz-konfokal, sodass mit einem niedrigeren nA-Wert gearbeitet werden muss, um den gewünschten großen Tiefenbereich realisieren zu können. Es zeigte sich, dass dieser Richtung die Auflösung nicht so entscheidend ist, da sie im häufig verwendeten B-Scan-Modus der Abbildung kaum sichtbar ist.The detector resolution in the long line direction is preferably fully utilized. Furthermore, this significantly simplifies the optical correction of the OCT system's detection lens. The most important reason for this design, however, is the application-specific desired asymmetric resolution, i.e., numerical aperture, which is to be realized in both directions along the line and perpendicular to the line. The numerical aperture is higher in the line direction than in the perpendicular direction because this increases lateral resolution and sensitivity, and in this direction, no confocal depth suppression occurs due to holoscopic reconstruction. Perpendicular to the line, however, the image is partially or fully confocal, so a lower nA value must be used to achieve the desired large depth range. It was shown that resolution is not as critical in this direction. because it is barely visible in the commonly used B-scan mode of imaging.

Technisch gesehen muss für die Off-Axis-Detektion die Abtastung in Off-Axis-Richtung 3-mal dichter erfolgen. Verwendet man jedoch vorzugsweise Detektoren mit quadratischen Pixeln, hat die Off-Axis-Detektion eine 3-fach geringere Auflösung in der Off-Axis-Richtung. Dann kann die Abbildung im OCT-System ohne komplexe anamorphotische Objektiv realisiert werden. Vergleicht man diese Eigenschaft mit der von der Anwendung geforderten asymmetrischen Auflösung, so ist dies der stärkste Grund, den Off-Axis-Versatz senkrecht zur Linie auszurichten.Technically, off-axis detection requires three times the sampling density in the off-axis direction. However, if detectors with square pixels are used, off-axis detection has three times lower resolution in the off-axis direction. Then, imaging in the OCT system can be realized without a complex anamorphic lens. When compared to the asymmetric resolution required by the application, this is the strongest reason to align the off-axis offset perpendicular to the line.

Im Folgenden wird beispielhaft eine Variante mit einer 3-Pixel-Off-axis Detektion beschrieben. Im Stand der Technik gibt es aber auch 2-Pixel off-axis und 4 Pixel off-axis Anordnungen, die mit dem hier beschriebenen Verfahren kombiniert werden können. Die 2-Pixel off-axis Detektion ermöglicht dabei z.B. eine zirka 30% schnellere Bildgebung hat dafür aber mehr Bildartefakte durch den Autokorrelationsterm zur Folge. Die 4-Pixel off-axis Detektion ist die langsamste der drei Varianten, kann dafür aber den Autokorrelationsterm vollständig unterdrücken. Alle im Folgenden beschriebenen Varianten der besonders bevorzugten Off-Axis-Detektion können auch mit der balancierten Detektion kombiniert werden.The following describes an example variant with 3-pixel off-axis detection. However, the state of the art also includes 2-pixel off-axis and 4-pixel off-axis arrangements that can be combined with the method described here. The 2-pixel off-axis detection enables approximately 30% faster imaging, but results in more image artifacts due to the autocorrelation term. The 4-pixel off-axis detection is the slowest of the three variants but can completely suppress the autocorrelation term. All variants of the particularly preferred off-axis detection described below can also be combined with balanced detection.

Eine balancierte Detektion wird vorzugsweise mit einem Kristallpolarisator, z.B. einem Wollaston-Polarisator oder einem Rochon-Polarisator, erreicht, der die zu detektierenden Linien/Breitstreifen in zwei Linien oder zwei räumlich nicht überlappende ROI aufteilt, die dann die zueinander die gewünschte Gegenphasigkeit haben. Dabei muss darauf geachtet werden, dass die Referenzwelle eine Polarisation aufweist, die es ihr ermöglicht, mit beiden Messlichtanteilen interferenzfähig zu sein.Balanced detection is preferably achieved with a crystal polarizer, e.g., a Wollaston polarizer or a Rochon polarizer, which divides the lines/broad bands to be detected into two lines or two spatially non-overlapping regions of interest, which then have the desired phase opposition to each other. Care must be taken to ensure that the reference wave has a polarization that allows it to interfere with both measurement light components.

Typische im Stand der Technik beschriebene OCT-Systeme mit Zeilenabtastung werden mit einer vollkohärenten Single-Mode-Linienbeleuchtung realisiert. Diese Art der Beleuchtung ist durch eine sehr kleine fokussierte Beleuchtungslinie im vorderen Augenabschnitt gekennzeichnet, die senkrecht zur Linie in der Netzhautebene verläuft. Daher werden die einzuhaltenden Lasergrenzwerte von den Bedingungen im vorderen Augensegment dominiert. Wird eine Streuwellenbeleuchtung verwendet, wie sie in DE 10 2018 130 396 A1 beschrieben ist, erhöht sich die Ausdehnung der Beleuchtungswelle in der Vorderkammer erheblich und damit auch die Sicherheitsgrenzen des Lasers. So können höhere Leistungen der Beleuchtungswelle sicher eingesetzt und Hochgeschwindigkeitssysteme mit noch besserer Empfindlichkeit realisiert werden. Bevorzugt stellt deshalb die Beleuchtungseinrichtung ein zeilenförmiges Beleuchtungsstrahlbündel bereit, und das System weist einen Scanner auf, der das zeilenförmiges Beleuchtungsstrahlbündel über das Objekt verschiebt.Typical line-scan OCT systems described in the prior art are implemented with fully coherent single-mode line illumination. This type of illumination is characterized by a very small focused illumination line in the anterior segment of the eye, which runs perpendicular to the line in the retinal plane. Therefore, the laser limits to be observed are dominated by the conditions in the anterior segment of the eye. If scattered-wave illumination is used, as described in DE 10 2018 130 396 A1 As described, the extension of the illumination wave in the anterior chamber increases significantly, and thus also the laser's safety limits. This allows higher illumination wave powers to be used safely, and high-speed systems with even greater sensitivity can be realized. Therefore, the illumination device preferably provides a line-shaped illumination beam, and the system includes a scanner that moves the line-shaped illumination beam across the object.

Die Beleuchtungseinrichtung kann eine Streuscheibe aufweisen, die im Beleuchtungsstrahlbündel mehr als einer räumliche Strahlungsmode erzeugt, die zueinander räumlich und zeitlich kohärent sind, aber zueinander einen festen Phasenunterschied haben (wie in DE 10 2018 130 396 A1 beschrieben) Wird eine eindimensionale Streuscheibe verwendet, wird die Beleuchtungslinie in der Netzhautebene durch Beleuchtungsspeckle moduliert. Wird ein komplettes Netzhautbild gescannt, wäre das Bild streifig. Daher ist es vorzuziehen, eine breite Beleuchtungszeile und eine zweidimensionale Streuscheibe zu verwenden, die etwa 3 bis 50 Speckle-Körner breit ist. Die unterschiedlichen und nicht korrelierten Intensitätsmodulationen in den Linien könnten für eine strukturierte Beleuchtung genutzt werden, wie sie aus der mikroskopischen Bildgebung bekannt ist. So kann die laterale Auflösung verdoppelt oder das Bild bis zu einem gewissen Grad entspeckelt und das mehrfach gestreute Licht unterdrückt werden, so dass qualitativ hochwertige Bilder erzielt werden.The illumination device may comprise a diffusion plate which generates more than one spatial radiation mode in the illumination beam which are spatially and temporally coherent with each other but have a fixed phase difference with each other (as in DE 10 2018 130 396 A1 (described) If a one-dimensional diffusion screen is used, the illumination line in the retinal plane is modulated by illumination speckles. If a complete retinal image is scanned, the image would be streaky. Therefore, it is preferable to use a wide illumination line and a two-dimensional diffusion screen that is approximately 3 to 50 speckle grains wide. The different and uncorrelated intensity modulations in the lines could be used for structured illumination, as is known from microscopic imaging. This can double the lateral resolution or despeckle the image to a certain extent, suppressing the multiply scattered light, thus achieving high-quality images.

Die Abbildung der Netzhaut lebender Augen müssen jedoch Bewegungsartefakte vermieden werden. Im Stand der Technik ist es bekannt, dass ab A-Scan-Raten von 10 kHz keine signifikanten Bewegungsartefakte und oberhalb von etwa 1 kHz noch zu akzeptierende Bewegungsartefakte auftreten. Beispielsweise in der Nähe großer Retinagefäße ist die Bildqualität durch hohe Blutflussgeschwindigkeiten bei 1 kHz A-Scan-Rate noch reduziert. Dazu ist es bevorzugt, dass der Kameradetektor eine derartige Abtastgeschwindigkeit hat, dass bei einer 10 Specklekorn breiten Beleuchtung und 3 Pixeln pro Specklekorn innerhalb zirka einer Millisekunden eine 30 Pixel breite ROI alle gemäß SS-OCT abzutastenden Wellenlängen eingestrahlt und erfasst werden. Wenn etwa beispielsweise 1000 Tiefen aufgenommen werden sollen, so muss die Kamera ROI-Frameraten von 1 000 000 frames/s aufweisen.However, motion artifacts must be avoided when imaging the retina of living eyes. It is known in the prior art that no significant motion artifacts occur at A-scan rates of 10 kHz and above, acceptable motion artifacts occur above approximately 1 kHz. For example, near large retinal vessels, image quality is further reduced by high blood flow velocities at an A-scan rate of 1 kHz. For this purpose, it is preferred that the camera detector has a scanning speed such that, with an illumination 10 speckle grains wide and 3 pixels per speckle grain, a 30-pixel-wide ROI can be illuminated and captured at all wavelengths required for SS-OCT within approximately one millisecond. If, for example, 1000 depths are to be recorded, the camera must have ROI frame rates of 1,000,000 frames/s.

Im Stand der Technik (z.B. Hillmann D, et al. (2016) Aberration-free volumetric high-speed imaging of in vivo retina. arXiv:1605.03747 ) sind Verfahren bekannt, mit deren Hilfe sich Bewegungsartefakte innerhalb eines A-Scan schätzen und numerisch korrigieren lassen. Es ist daher besonders bevorzugt, diese Algorithmen in Kombination mit dem hier vorgestellten Verfahren anzuwenden, um Bewegungsartefakte zu korrigieren. Damit kann die Geschwindigkeitsanforderung an die Kamera reduziert werden.In the state of the art (e.g. Hillman D, et al. (2016) Aberration-free volumetric high-speed imaging of in vivo retina. arXiv:1605.03747 ) methods are known that can be used to estimate and numerically correct motion artifacts within an A-scan. It is therefore particularly preferable to use these algorithms in combination with the method presented here to correct motion artifacts. This can reduce the speed requirements of the camera.

Ein wesentlicher technischer Vorteil von SS-OCT-Systemen mit Off-Axis-Detektion ist die Tatsache, dass keine OCT-spezifischen Komponenten in den Strahlengang der Detektion eingebracht werden müssen. Die einzige Anpassung an die OCT-Bildgebung ist ein Referenzstrahl der von außerhalb der Signaldetektionspupille eingestrahlt und auf dem Detektor überlagert wird. Daher ist es einfach möglich, ein solches OCT-System mit einer eine breite Linie scannenden Funduskamera, wie z.B. gemäß WO 2014 / 140 256 A2 , zu kombinieren und Signale der Funduskamera und des OCT mit dem gleichen Detektor zu erfassen, was dann eine schnelle Bildgebung in einer ROI ermöglicht. Diese Kombination ist deshalb besonders bevorzugt.A key technical advantage of SS-OCT systems with off-axis detection is the fact that no OCT-specific components need to be incorporated into the detection beam path. The only adaptation to OCT imaging is a reference beam that is irradiated from outside the signal detection pupil and superimposed on the detector. Therefore, it is easy to combine such an OCT system with a wide-line scanning fundus camera, such as the one according to WO 2014 / 140 256 A2 , and to capture signals from the fundus camera and OCT with the same detector, which then enables rapid imaging in a region of interest. This combination is therefore particularly preferred.

Es versteht sich, dass die vorstehend genannten und die nachstehend noch zu erläuternden Merkmale nicht nur in den angegebenen Kombinationen, sondern auch in anderen Kombinationen oder in Alleinstellung einsetzbar sind, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen.It is understood that the features mentioned above and those to be explained below can be used not only in the combinations indicated, but also in other combinations or in isolation, without departing from the scope of the present invention.

Nachfolgend wird die Erfindung anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen, die ebenfalls erfindungswesentliche Merkmale offenbaren, noch näher erläutert. Diese Ausführungsbeispiele dienen lediglich der Veranschaulichung und sind nicht als einschränkend auszulegen. Beispielsweise ist eine Beschreibung eines Ausführungsbeispiels mit einer Vielzahl von Elementen oder Komponenten nicht dahingehend auszulegen, dass alle diese Elemente oder Komponenten zur Implementierung notwendig sind. Vielmehr können andere Ausführungsbeispiele auch alternative Elemente und Komponenten, weniger Elemente oder Komponenten oder zusätzliche Elemente oder Komponenten enthalten. Elemente oder Komponenten verschiedener Ausführungsbeispiele können miteinander kombiniert werden, sofern nichts anderes angegeben ist. Modifikationen und Abwandlungen, welche für eines der Ausführungsbeispiele beschrieben werden, können auch auf andere Ausführungsbeispiele anwendbar sein. Zur Vermeidung von Wiederholungen werden gleiche oder einander entsprechende Elemente in verschiedenen Figuren mit gleichen Bezugszeichen bezeichnet und nicht mehrmals erläutert. Von den Figuren zeigen:

1 schematisch den Aufbau eines normalsichtigen, durchschnittlichen menschlichen Auges mit für die OCT-Bildgebung relevanten Parametern,
2 eine Darstellung entsprechend der 1 für ein stark kurzsichtiges Auge,
3 einen Strahlengang eines kombinierten Fundus- und OCT-Bildgebungssystems,
4 den Strahlengang der 3 mit weiteren Details zur Einkopplung von Licht einer Strahlquelle,
5A und 5B zwei Varianten des Systems der 3, die sich hinsichtlich einer Scanneranordnung unterscheiden,
6 einen Vergleich der Ausrichtung von Pupille und ausgelesenem Detektorbereich im System der 3 und
7A bis 7C Optionen für die Formung eines ROI.

The invention will be explained in more detail below using exemplary embodiments with reference to the accompanying drawings, which also disclose features essential to the invention. These exemplary embodiments are for illustrative purposes only and are not to be interpreted as limiting. For example, a description of an exemplary embodiment with a plurality of elements or components should not be interpreted as meaning that all of these elements or components are necessary for implementation. Rather, other exemplary embodiments may also contain alternative elements and components, fewer elements or components, or additional elements or components. Elements or components of different exemplary embodiments may be combined with one another unless otherwise stated. Modifications and variations described for one of the exemplary embodiments may also be applicable to other exemplary embodiments. To avoid repetition, identical or corresponding elements in different figures are designated by the same reference numerals and are not explained more than once. The figures show:

1 schematically shows the structure of a normal-sighted, average human eye with parameters relevant for OCT imaging,
2 a representation according to the 1 for a very short-sighted eye,
3 a beam path of a combined fundus and OCT imaging system,
4 the beam path of the 3 with further details on coupling light from a beam source,
5A and 5B two variants of the system of 3 which differ in terms of scanner arrangement,
6 a comparison of the alignment of pupil and readout detector area in the system of 3 and
7A to 7C Options for shaping an ROI.

1 zeigt schematisch den Aufbau eines normalsichtigen, durchschnittlichen menschlichen Auges 2 mit für die OCT-Bildgebung relevanten Parametern; 2 ist eine entsprechende Darstellung für ein stark kurzsichtiges Auge 2 mit -10 dpt. Mit einem OCT soll die Retina 4 abgebildet werden. Bezogen auf eine optische Achse 6 liegt eine Augenlänge beim normalsichtigen durchschnittlichen menschlichen Auge 24 mm, beim dargestellten kurzsichtigen Auge hingegen 28 mm. Im Bereich vor der Augenlinse 10 beträgt der Abstand 12 zwischen Hornhautscheitel und Iris 3 mm An der Retina 4 soll auf der optischen Achse 6 eine Messtiefe 16 von 2 mm erreicht werden. Der Feldwinkel α definiert, welches Bildfeld erreichbar ist. Eingetragen sind drei Bildfelder 18, 20, 22 entsprechend Feldwinkel α = 40° (Bildfeld 18), 60° (Bildfeld 20) und 90° (Bildfeld 22). An den Rändern der jeweiligen Bildfelder 18, 20, 22 ergibt sich ein Abstand zwischen einer Fläche 24 gleicher Weglänge und der Retina 4. Die Fläche 24 gleicher Weglänge ist eine Kugelschale mit einem Radius, der etwa durch den Abstand zwischen Iris und Retina 4 auf der optischen Achse 6 definiert ist. Beim durchschnittlichen normalsichtigen Auge (1) ist dieser Abstand 14 gleich 21 mm, beim dargestellten kurzsichtigen Auge beträgt er 25 mm. Die Fläche gleicher Weglänge fällt nur auf der optischen Achse 6 mit der Retina 4 zusammen. Ansonsten liegt sie bezogen auf die Strahleinfallsrichtung hinter der Retina, also mehr posterior. An den Rändern der Bildfelder 18, 20, 22 ergibt sich damit ein Abstand 26, 28, 30. Der Abstand 26 für ein Bildfeld 18 entsprechend einem Feldwinkel α = 40° beträgt beim normalsichtigen Auge 1 mm, beim kurzsichtigen Auge 2 mm. Der Abstand 60, der sich am Rand des Bildfeldes 20 mit einem Feldwinkel α = 60° einstellt, hat beim normalsichtigen Auge einen Wert von 2 mm, beim kurzsichtigen Auge von 4,2 mm. Der Abstand 30 für das Bildfeld 22 entsprechend einem Feldwinkel α = 90° beträgt beim normalsichtigen Auge 4,4 mm, beim kurzsichtigen Auge 8 mm. Er verdoppelt sich also fast gegenüber dem normalsichtigen Auge. 1 shows schematically the structure of a normal-sighted, average human eye 2 with parameters relevant for OCT imaging; 2 is a corresponding representation for a highly myopic eye 2 with -10 dpt. The retina 4 is to be imaged using an OCT. Relative to an optical axis 6, the eye length of an average human eye with normal vision is 24 mm, whereas the myopic eye shown is 28 mm. In the area in front of the eye lens 10, the distance 12 between the corneal vertex and the iris is 3 mm. A measurement depth 16 of 2 mm is to be achieved on the retina 4 on the optical axis 6. The field angle α defines which image field can be achieved. Three image fields 18, 20, 22 are entered, corresponding to field angles α = 40° (image field 18), 60° (image field 20), and 90° (image field 22). At the edges of the respective image fields 18, 20, 22, a distance results between a surface 24 of equal path length and the retina 4. The surface 24 of equal path length is a spherical shell with a radius that is approximately defined by the distance between the iris and the retina 4 on the optical axis 6. In the average normal-sighted eye ( 1 ) this distance 14 is 21 mm, in the short-sighted eye shown it is 25 mm. The area of equal path length coincides with the retina 4 only on the optical axis 6. Otherwise it lies behind the retina with respect to the direction of incidence of the ray, i.e. more posterior. At the edges of the image fields 18, 20, 22 this results in a distance of 26, 28, 30. The distance 26 for an image field 18 corresponding to a field angle α = 40° is 1 mm for the emmetropic eye, and 2 mm for the short-sighted eye. The distance 60, which occurs at the edge of the image field 20 with a field angle α = 60°, has a value of 2 mm for the emmetropic eye, and 4.2 mm for the short-sighted eye. The distance 30 for the image field 22, corresponding to a field angle α = 90°, is 4.4 mm for the emmetropic eye and 8 mm for the myopic eye. It is thus almost double that of the emmetropic eye.

3 zeigt den Strahlengang eines OCT-Bildgebungssystems 32, bevorzugt hier als kombiniertes Fundus- und OCT-Bildgebungssystem. In 4 ist zusätzlich eine (optionale) faseroptische Einkopplung von Licht einer Strahlquelle 36 des Bildgebungssystems 32 dargestellt, das als Referenzstrahlung dient. Die faseroptische Bereitstellung der Referenzstrahlung R ist nicht die einzige Möglichkeit, weshalb 3 schematisch eine Beleuchtungseinheit 32 zeigt, die Beleuchtungsstrahlung B bereitstellt. Von der damit am Auge 2 beleuchteten Retina 4 kehrt Messstrahlung M zurück, die mit einem 2D-Detektor 38 aufgenommen wird. In der in 3 und 4 dargestellten Ausgestaltung wird nur die Beleuchtungsstrahlung B über einen Scanner 40 abgelenkt. Das mit einem Feldwinkel α von 90° oder mehr abgebildete Bildfeld auf der Retina 4 ist hingegen fest auf den 2D-Detektor 38 abgebildet. 3 shows the beam path of an OCT imaging system 32, preferably here as a combined fundus and OCT imaging system. In 4 Additionally, an (optional) fiber optic coupling of light from a beam source 36 of the imaging system 32 is shown, which serves as reference radiation. The fiber optic provision of the reference radiation R is not the only possibility, which is why 3 schematically shows an illumination unit 32 which provides illumination radiation B. From the retina 4 illuminated thereby at the eye 2, measuring radiation M returns, which is recorded by a 2D detector 38. In the 3 and 4 In the embodiment shown, only the illumination radiation B is deflected via a scanner 40. The image field imaged on the retina 4 with a field angle α of 90° or more, however, is fixedly imaged onto the 2D detector 38.

Die Beleuchtungsstrahlung B wird mittels des Scanners 40 gescannt und über einen Pupillenteiler 42, bevorzugt als Polarisationsteiler ausgebildet, durch eine Scanlinse 44 und eine Ophthalmoskoplinse 46 auf die Retina 4 eingestrahlt. Die Beleuchtungseinheit stellt eine Beleuchtungszeile bereit, die vom Scanner 40 über die Retina 4 gescannt wird. An der Retina zurückreflektierte Beleuchtungsstrahlung wird als Messstrahlung M auf den Detektor 38 geleitet. The illumination radiation B is scanned by the scanner 40 and radiated onto the retina 4 via a pupil splitter 42, preferably designed as a polarization splitter, through a scanning lens 44 and an ophthalmoscope lens 46. The illumination unit provides an illumination line that is scanned across the retina 4 by the scanner 40. Illumination radiation reflected back from the retina is directed to the detector 38 as measurement radiation M.

Dabei fällt die Messstrahlung entlang der optischen Achse durch die Ophthalmoskoplinse 46 und die Scanlinse 44, die zusammen eine 4f-Abbildung bewirken, so dass am Ort einer Aperturblende 48 eine Ebene vorliegt, die zur Pupillenebene des Auges (Ebene der Iris) konjugiert ist. Dadurch entsteht, wie in 4 gezeigt, zwischen den Linsen 46, 44 ein Zwischenbild. Die Aperturblende 48 wirkt durch eine Blendenöffnung 50, die sehr viel breiter als hoch ist, als Filterelement, das die numerischen Apertur der Abbildung auf den Detektor 36 eine rotationsasymmetrische beeinflusst. In Richtung der kurzen Seite der Blendenöffnung 50 sinkt die numerische Apertur. Bevorzugt ist Blendenöffnung 50, wie in 3 dargestellt, ellipsenförmig mit einem Verhältnis von Breite zu Höhe von mindestens 2:1, bevorzugt (wie dargestellt) mindestens 3:1. Die Messstrahlung M wird nach dieser Filterung durch ein Hauptobjektiv 54 auf den Detektor 38 abgebildet.The measuring radiation passes along the optical axis through the ophthalmoscope lens 46 and the scanning lens 44, which together produce a 4f image, so that at the location of an aperture stop 48, a plane is present that is conjugated to the pupil plane of the eye (plane of the iris). This creates, as in 4 shown, an intermediate image is formed between the lenses 46, 44. The aperture diaphragm 48 acts as a filter element through a diaphragm opening 50, which is much wider than it is high, which influences the numerical aperture of the image onto the detector 36 in a rotationally asymmetric manner. Towards the short side of the diaphragm opening 50, the numerical aperture decreases. The preferred aperture is 50, as shown in 3 shown, elliptical with a width-to-height ratio of at least 2:1, preferably (as shown) at least 3:1. After this filtering, the measuring radiation M is imaged onto the detector 38 by a main objective 54.

Dieser erhält ein Bild der Retina 4, das aufgrund der Filterung durch die Aperturblende 48 in einer zur Augenpupille konjugierten Ebene eine numerische Apertur hat, die entlang der langen Achse der Blendenöffnung 50 größer ist, als entlang der kurzen Achse. Bei einem Verhältnis von langer Achse zur kurzer Achse von 3:1 steht auch die numerische Apertur im selben Maß, d.h. auf dem 2D-Detektor 38 hat diejenige Achse, die parallel zur langen Achse der Blendenöffnung 50 liegt, die bevorzugt volle numerische Apertur, welche das Hauptobjektiv 54 bereitstellt, und senkrecht dazu, d.h. parallel zur kurzen Achse der Blendenöffnung 50 eine numerische Apertur, die nur ein Drittel der numerischen Apertur entlang der langen Achse beträgt.This receives an image of the retina 4 which, due to filtering by the aperture stop 48 in a plane conjugate to the pupil, has a numerical aperture that is larger along the long axis of the aperture 50 than along the short axis. With a long axis to short axis ratio of 3:1, the numerical aperture is also the same, i.e., on the 2D detector 38, the axis parallel to the long axis of the aperture 50 preferably has the full numerical aperture provided by the main objective 54, and perpendicular to this, i.e., parallel to the short axis of the aperture 50, a numerical aperture that is only one-third of the numerical aperture along the long axis.

Die Steuerung des Gerätes, insbesondere der Beleuchtungseinheit 36, sowie das Auslesen des Detektors erfolgt durch eine Steuereinrichtung 58, welche einen Prozessor aufweist.The control of the device, in particular the lighting unit 36, as well as the reading of the detector is carried out by a control device 58 which has a processor.

Zur Ausführung des SS-OCT-Prinzips weist die Beleuchtungseinheit 36 eine durchstimmbare Quelle 34 auf, die nicht nur die Beleuchtungsstrahlung B bereitstellt, sondern auch Referenzstrahlung R (vgl. 3), welche über eine Referenzstrahlungsblendenöffnung außerhalb der optischen Achse 6, d.h. in der Off-Axis-Konfiguration, schräg durch das Hauptobjektiv 54 auf den Detektor 38 eingestrahlt wird. Dies zeigt 4 exemplarisch für die Ausführung mit einer faseroptischen Beleuchtungseinheit 36. Diese umfasst die Quelle 34, eine Ausgabefaser 60 sowie einen Splitter 62, der die an der Ausgabefaser 60 bereitgestellte durchgestimmte Strahlung in eine Faser für die Beleuchtungsstrahlung B sowie eine Lichtleitfaser 64 für die Referenzstrahlung R bereitstellt. Die Länge dieser Faser ist an die Länge des Messstrahlengangs so angepasst, dass das SS-OCT-Prinzip ausgeführt wird. Diese Anpassung ist dem Fachmann bekannt. Am Ende der Lichtleitfaser 64 wird mittels eines kleinen Umlenkspiegels 66 die Referenzstrahlung R durch die Referenzstrahlungsblendenöffnung 52 geleitet und schräg, wie durch die gestrichelt eingezeichnete Referenzstrahlung R verdeutlicht, durch das Hauptobjektiv 54 auf den 2D-Detektor 38 geleitet, wo sie mit der Messstrahlung M interferierend überlagert wird. Die Beleuchtungseinheit 36 umfasst somit die Elemente 34 und 60-66.To implement the SS-OCT principle, the illumination unit 36 has a tunable source 34, which not only provides the illumination radiation B, but also reference radiation R (cf. 3 ), which is irradiated obliquely through the main lens 54 onto the detector 38 via a reference radiation aperture outside the optical axis 6, ie in the off-axis configuration. This shows 4 exemplary for the design with a fiber optic illumination unit 36. This comprises the source 34, an output fiber 60 and a splitter 62, which provides the tuned radiation provided at the output fiber 60 into a fiber for the illumination radiation B and an optical fiber 64 for the reference radiation R. The length of this fiber is adapted to the length of the measurement beam path so that the SS-OCT principle is implemented. This adaptation is known to the person skilled in the art. At the end of the optical fiber 64, the reference radiation R is guided through the reference radiation aperture 52 by means of a small deflection mirror 66 and obliquely, as illustrated by the dashed reference radiation R, through the main objective 54 onto the 2D detector 38, where it is superimposed with the measurement radiation M, causing interference. The illumination unit 36 thus comprises the elements 34 and 60-66.

4 zeigt die Wirkung des Scanners 42 auf die Beleuchtungsstrahlung B. Zuvor wurde bereits erläutert, dass auf den Detektor 38 das gesamte, auf der Retina 4 zu erfassende Bildfeld abgebildet ist. Mit anderen Worten, der Scanner 40 wirkt nicht auf die Messstrahlung M. Dennoch ist in 4 ein abgebildetes Strahlenbündel 70 gezeigt, das durch die Linsen 46, 44 mit dazwischenliegender Zwischenbildebene 72 auf den Detektor 38 fokussiert und dort mit der Referenzstrahlung R zur Interferenz gebracht wird. Diese Wahl des Strahlenbündels 70 erfolgt durch geeignetes Auslesen des 2D-Detektors 38. Mit anderen Worten, die Steuereinrichtung 58 sorgt dafür, dass auf dem Detektor 38 nur diejenigen Zeilen ausgelesen werden, die Orten auf der Retina 4 entsprechen, welche durch den Scanner 40 auch gerade mit der zeilenförmigen Beleuchtung beleuchtet werden. Dies ist die Konfiguration, die in 5A gezeigt ist. 4 shows the effect of the scanner 42 on the illumination radiation B. It has already been explained that the entire image field to be recorded on the retina 4 is imaged on the detector 38. In other words, the scanner 40 does not act on the measuring radiation M. Nevertheless, in 4 an imaged beam 70 is shown, which is focused by the lenses 46, 44 with an intermediate image plane 72 in between onto the detector 38 and is brought into interference with the reference radiation R. This selection of the beam 70 is carried out by suitable readout of the 2D detector 38. In other words, the control device 58 ensures that only those lines are read out on the detector 38 which correspond to locations on the retina 4 which are also illuminated by the scanner 40 with the line-shaped illumination. This is the configuration which is shown in 5A is shown.

Als Alternative hierzu kommt eine descannte Ausgestaltung gemäß 5B in Frage, bei der sowohl die Beleuchtungsstrahlung B als auch der Ort, von dem die Messstrahlung M an der Retina aufgenommen wird, vom Scanner 40 über die Retina 4 zur Abdeckung des Bildfeldes gescannt wird. Gegenüber der Darstellung der 5A sind somit die Lage des Scanners 40 und des Polteilers 42 vertauscht. Diese Ausgestaltung hat den Vorteil, dass Beleuchtung und Detektion fest gekoppelt sind und beide zugleich über die Retina 4 gescannt werden. Dadurch bleibt ein ausgewählter ROI ortsfest auf der optischen Achse 6. Bei der Ausgestaltung der 3 bis 5A muss hingegen der ROI dynamisch an die entsprechende Auslenkung des Scanners 40 angepasst werden.As an alternative to this, a descanned design according to 5B in question, in which both the illuminating radiation B and the Location from which the measuring radiation M is recorded at the retina, is scanned by the scanner 40 across the retina 4 to cover the image field. Compared to the representation of the 5A The position of the scanner 40 and the polarizer 42 are thus swapped. This design has the advantage that illumination and detection are firmly coupled and both are scanned simultaneously via the retina 4. As a result, a selected ROI remains stationary on the optical axis 6. When designing the 3 to 5A However, the ROI must be dynamically adapted to the corresponding deflection of the scanner 40.

Für beide Varianten, d.h. für 5A wie 5B, ist es wesentlich, dass die Breite der zeilenförmigen Beleuchtung der Breite des auf der Retina 4 abgebildeten Bildfeldes entspricht. Der Scanner ist also bevorzugt ein lediglich eindimensionaler Scanner, welcher die Beleuchtungszeile (im Fall der 5A) bzw. die Beleuchtungszeile und den detektierten Bereich (im Fall der 5B) über die Retina verschiebt, so dass der Verschiebeweg des Scanners 40 die Ausdehnung des an der Retina 4 erfassten Bildfeldes quer zur Zeilenrichtung festlegt.For both variants, ie for 5A How 5B , it is essential that the width of the line-shaped illumination corresponds to the width of the image field displayed on the retina 4. The scanner is therefore preferably a one-dimensional scanner, which can illuminate the line (in the case of 5A) or the illumination line and the detected area (in the case of 5B) over the retina, so that the displacement path of the scanner 40 determines the extent of the image field captured on the retina 4 transversely to the line direction.

6 zeigt die Lage des ROI bzw. des Bereiches, der beleuchtet wird, auf dem Detektor 58 in seiner Orientierung zur Aperturblende 48 bzw. deren nicht-rotationssymmetrischer Blendenöffnung 50, welche die anamorphotische Filterung bewirkt. Wie zu sehen ist, erstreckt sich der ROI 76 mit seiner langen Achse parallel zur langen Achse der Blendenöffnung 50 und hat quer dazu beispielsweise eine Erstreckung von drei Pixeln der Pixel 74 des Detektors 38. 6 shows the position of the ROI, or the illuminated area, on the detector 58 in its orientation relative to the aperture stop 48 or its non-rotationally symmetrical aperture 50, which effects the anamorphic filtering. As can be seen, the ROI 76 extends with its long axis parallel to the long axis of the aperture 50 and, transversely thereto, has an extension of, for example, three pixels of the pixels 74 of the detector 38.

Entlang der y-Achse des Detektors 38 wird damit eine konfokale Filterung erreicht, welche die Ortsauflösung sicherstellt, obwohl durch die anamorphotische Filterung der nicht-rotationssymmetrischen Blende 50 die numerische Apertur in dieser Richtung reduziert ist. Quer dazu, d.h. entlang der y-Achse und damit entlang der langen Achse der Blendenöffnung 50, ist die Abbildung auf den Detektor 38 nicht-konfokal. Dort ist jedoch auch die numerische Apertur größer (im dargestellten Beispielsfall dreimal so groß) wie entlang der y-Achse, so dass die konfokale Filterung nicht nötig ist. Durch dieses Zusammenwirken ist es erreicht, dass eine hohe Abbildungsgeschwindigkeit kombiniert ist mit einer schnellen OCT-Bildgewinnung. Vom Detektor 38 wird nur der ROI 76 ausgelesen, der entlang der y-Richtung vom Scanner 40 über die Probe verschoben wird (im Fall der 5A) bzw. der ortsfest im Zentrum des Detektors 38 liegt (bei der Variante gemäß 5B). Da das Scannen nur in einer Richtung erfolgt, ist die Geschwindigkeit gesteigert. Da die numerische Apertur quer zur Scanrichtung, in der keine Konfokalität der Abbildung erreicht sein kann, aufgrund der anamorphotischen Filterung der Aperturblende 48 hoch ist, ist die wellenoptische Abbildungsgüte in y- wie auch in x-Richtung hoch. Der Wellenlängensweep des SS-OCT-Prinzips muss nunmehr nur noch für jede Zeilenposition, d.h. jede Stellung des Scanners 40, ausgeführt werden, so dass insgesamt ein schnelles OCT-System mit der SS-OCT-Technik erreicht ist, die zum einen aufwandsgering umzusetzen ist und sich zum anderen völlig unproblematisch in eine bestehende Funduskamera integrieren lässt, wie vorstehend bereits erläutert und nachfolgend noch näher beschrieben ist.Along the y-axis of the detector 38, confocal filtering is thus achieved, which ensures spatial resolution, although the anamorphic filtering of the non-rotationally symmetrical aperture 50 reduces the numerical aperture in this direction. Transverse to this, i.e., along the y-axis and thus along the long axis of the aperture 50, the image onto the detector 38 is non-confocal. However, the numerical aperture there is also larger (three times as large in the example shown) than along the y-axis, so that confocal filtering is not necessary. This interaction achieves a high imaging speed combined with fast OCT image acquisition. Only the ROI 76 is read out by the detector 38, which is moved along the y-direction over the sample by the scanner 40 (in the case of the 5A) or which is fixed in the center of the detector 38 (in the variant according to 5B) Since scanning only occurs in one direction, the speed is increased. Since the numerical aperture perpendicular to the scanning direction, in which no confocality of the image can be achieved, is high due to the anamorphic filtering of the aperture diaphragm 48, the wave-optical image quality is high in both the y and x directions. The wavelength sweep of the SS-OCT principle now only needs to be performed for each line position, i.e., each position of the scanner 40, so that overall a fast OCT system is achieved with the SS-OCT technology, which is, on the one hand, inexpensive to implement and, on the other hand, can be integrated into an existing fundus camera without any problems, as already explained above and described in more detail below.

Die 7A bis 7C zeigen verschiedene Alternativen für die Wahl des ROI 76. In 6 ist der ROI drei Pixel hoch (in y-Richtung). Damit wird eine beugungsbegrenzte konfokale Filterung in der y-Richtung erreicht. 7A zeigt die ROI 76 für die off-axis-Detektion mit einer Streubeleuchtung, die einen Bereich auf der Retina 4 beleuchtet, der vier Specklekörner breit ist. 7B zeigt eine Variante für ein einzeiliges Scannen und „balanced detection“. Die beiden Bereiche 78, 80 auf dem Detektor 38 sind durch das eingangs erwähnte Prisma aufgespaltet und stammen beide aus beleuchteten Probenbereichen. 7C zeigt ebenfalls die Ausführung der „balanced detection“ mit einem einzigen 2D-Detektor, der in zwei getrennten Bereichen 78 und 80 gleichzeitig die gegenphasig zueinander liegenden Interferenzsignale aufnimmt und so der „balanced detection“-Auswertung zuführt.The 7A to 7C show different alternatives for choosing ROI 76. In 6 The ROI is three pixels high (in the y-direction). This achieves diffraction-limited confocal filtering in the y-direction. 7A shows the ROI 76 for off-axis detection with a scattered illumination that illuminates an area on the retina 4 that is four speckle grains wide. 7B shows a variant for single-line scanning and balanced detection. The two areas 78, 80 on detector 38 are split by the prism mentioned above and both originate from illuminated sample areas. 7C also shows the implementation of the “balanced detection” with a single 2D detector, which simultaneously records the interference signals in phase opposition to each other in two separate areas 78 and 80 and thus feeds them to the “balanced detection” evaluation.

Bei der Beleuchtung wird im System 32 z.B. eine mehrfarbige LED-Beleuchtung mit einer Swept-Source-Linienbeleuchtung mit oder ohne zweidimensionaler Streuscheibe (wie z.B. in DE 10 2018 130 396 A , 8A) kombiniert. Beide Lichtquellen werden mit demselben Scanner 40 abgetastet, um das gesamte Bildfeld abbilden zu können. Wie in WO 2014 / 140 256 A2 zur dortigen 4 beschrieben, können Pupillenteiler 49 und Scanner 40 ausgetauscht werden. Die einzige Komponente, die bei der Funduskamera zum Umschalten auf die OCT-Bildgebung auszutauschenden Bauteile sind die Pupillenteilungskomponenten. Es wird eine Intensitätsaufteilung oder vorzugsweise eine Polarisationsaufteilung verwendet.For the lighting, the System 32 uses, for example, multi-coloured LED lighting with a swept-source line light with or without a two-dimensional diffuser (as in DE 10 2018 130 396 A , 8A) Both light sources are scanned with the same scanner 40 in order to be able to image the entire image field. As in WO 2014 / 140 256 A2 to the local 4 As described, pupil splitter 49 and scanner 40 are interchangeable. The only components that need to be replaced on the fundus camera to switch to OCT imaging are the pupil splitting components. An intensity splitting or, preferably, a polarization splitting is used.

Es wird weiter die bevorzugt elliptische Aperturblende 48 mit einem bevorzugten anamorphotischen Aspektverhältnis von 1:3 eingesetzt, um die geeignete Abtastung für die Off-Axis-Detektion zu realisieren. Da die Aperturblende 48 in der Ebene der Detektionspupille liegt, kann die für OCT nötige Referenzstrahlung R z.B. durch die Monomode-Lichtleitfaser 64 und den kleinen Umlenkspiegel 66 zur Umlenkung der Referenzstrahlung auf den Detektor 56 realisiert werden. In dieser Konfiguration kollimiert das Hauptobjektiv 54 die Referenzstrahlung R und liefert eine Referenzwelle für den Vollbilddetektor 56.Furthermore, the preferably elliptical aperture stop 48 with a preferred anamorphic aspect ratio of 1:3 is used to realize the appropriate scanning for off-axis detection. Since the aperture stop 48 lies in the plane of the detection pupil, the reference radiation R required for OCT can be realized, for example, by the monomode optical fiber 64 and the small deflection mirror 66 for deflecting the reference radiation onto the detector 56. In this configuration, the main objective 54 collimates the reference beam. R and provides a reference wave for the full-frame detector 56.

Der Detektor 36 ist besonders bevorzugt durch die Kamera XIMEA CB160MG-LX-X8G3 mit einem Luxima Lux160 CMOS-Sensor realisiert, der vorteilhaft eine extrem kurze frame overhead time von etwa 1 µs aufweist, was schnelle Aufnahmen von nicht fixierten, lebenden Augen ohne Bewegungsartefakte erlaubt.The detector 36 is particularly preferably implemented by the camera XIMEA CB160MG-LX-X8G3 with a Luxima Lux160 CMOS sensor, which advantageously has an extremely short frame overhead time of approximately 1 µs, allowing fast recordings of non-fixated, living eyes without motion artifacts.

Bevorzugt ist eine bevorzugt motorisch angetriebene Wechselmechanik zum Wechsel zwischen einem normalen Pupillensplitter für die reflexfreie Fundusabbildung, wie im Stand der Technik, und dem Pupillenteiler 42 mit Referenzfaseranordnung der Aperturblende 48 für die OCT-Abbildung vorgesehen.Preferably, a preferably motor-driven changing mechanism is provided for changing between a normal pupil splitter for reflection-free fundus imaging, as in the prior art, and the pupil splitter 42 with reference fiber arrangement of the aperture diaphragm 48 for OCT imaging.

In einem typischen Auge wird die Beleuchtungsstrahlung an der Retina 1 aufgrund deren starken Streukoeffizienten nur von den obersten 1 mm des Netzhautgewebes zurückgestreut. In den meisten Fällen hat der Glaskörper nur einen geringen Rückstreukoeffizienten, so dass diese Region in einem typischen OCT-Bild dunkel erscheint. Daher kann die Abbildungstiefe, die durch die kohärente OCT-Abtastung abgebildet werden muss, reduziert werden, wenn ein Referenzarm mit mehrfachen Längen mit z.B. 2 mm Abstandsschritten verwendet wird. In einem normalen SD-OCT-System wären die erhaltenen Bilder wegen der Überlagerung des normalen und des komplex konjugierten Teils des Signals dann allerdings schwer zu interpretieren; es käme zu Spiegelartefakten.In a typical eye, the illuminating radiation at retina 1 is only backscattered by the top 1 mm of retinal tissue due to its strong scattering coefficient. In most cases, the vitreous has only a low backscattering coefficient, so this region appears dark in a typical OCT image. Therefore, the imaging depth that must be imaged by coherent OCT scanning can be reduced by using a multiple-length reference arm with, for example, 2 mm spacing steps. In a standard SD-OCT system, however, the resulting images would be difficult to interpret due to the superposition of the normal and complex conjugate parts of the signal; mirror artifacts would occur.

In den obigen Ausführungsformen ist zur anamorphotischen Filterung die Aperturblende mit der nicht-rotationssymmetrischen Blendenöffnung 50 vorgesehen. Diese kann ersetzt werden durch ein anderes Element, welches eine nicht-rotationssymmetrische Apertur bewirkt, die auf der Achse, entlang der die konfokale Filterung durch die Zeilenhöhe (y-Richtung) erfolgt, reduziert ist. Ein Beispiel hierfür wäre ein Hauptobjektiv 54, dessen numerische Apertur nicht rotationssymmetrisch ist, sondern entsprechend anamorphotisch unterschiedlich ausgestaltet ist. Ein weiteres Beispiel wäre es, die Strahlung in der Pupillenebene, in der in den Ausführungsformen der 3 und 4 die Aperturblende 48 liegt, im Strahlengang mit einem DMD umzuleiten und dabei die anamorphotische Filterung entsprechend der Blendenöffnung 50 auszuführen. Die Aperturblende 48 ist somit nur eine von möglichen Realisierungen eines anamorphotischen Filterelementes, welches die numerische Apertur der Abbildung nichtrotationssymmetrisch beeinflusst. Unter einer solchen nicht-rotationssymmetrischen Beeinflussung ist dabei zu verstehen, dass in einer Richtung die numerische Apertur reduziert wird, in einer quer dazu anderen Richtung nicht oder nur weniger reduziert wird. In der Ausführungsform der 3 und 4 sind diese beiden Richtungen die y-Richtung, in der keine Reduktion stattfindet, und die x-Richtung, in der die numerische Apertur durch die anamorphotische Filterung sinkt.In the above embodiments, the aperture stop with the non-rotationally symmetric aperture opening 50 is provided for anamorphic filtering. This can be replaced by another element that creates a non-rotationally symmetric aperture that is reduced on the axis along which the confocal filtering occurs through the line height (y-direction). An example of this would be a main objective 54 whose numerical aperture is not rotationally symmetric, but is designed accordingly anamorphically differently. Another example would be to filter the radiation in the pupil plane, in which in the embodiments of the 3 and 4 the aperture stop 48 is located, in the beam path with a DMD and thereby perform the anamorphic filtering according to the aperture opening 50. The aperture stop 48 is thus only one of possible realizations of an anamorphic filter element, which influences the numerical aperture of the image in a non-rotationally symmetric manner. Such a non-rotationally symmetric influence is to be understood as meaning that the numerical aperture is reduced in one direction, and not reduced or reduced only to a lesser extent in a direction perpendicular to this. In the embodiment of the 3 and 4 These two directions are the y-direction, in which no reduction takes place, and the x-direction, in which the numerical aperture decreases due to anamorphic filtering.

Beim hier vorgesehenen, räumlich auflösenden SS-System mit Off-Axis-Detektion kann der konjugiert-komplexe Teil des Signals leicht durch eine räumliche Frequenzfilterung herausgefiltert werden. Die Bilder des Systems 32, das um einen Referenzarm mit mehreren Längen erweitert ist, könnten viel einfacher und ohne Artefakte dargestellt werden. Die Abbildungsgeschwindigkeit ist zudem so weiter erhöht werden, da weniger Bilder während der Wellenlängendurchstimmung der SS-Quelle aufgenommen werden müssen.In the spatially resolved SS system with off-axis detection provided here, the complex conjugate part of the signal can be easily filtered out by spatial frequency filtering. Images from System 32, which is extended by a multi-length reference arm, could be displayed much more simply and without artifacts. Furthermore, the imaging speed can be further increased, as fewer images need to be acquired during wavelength tuning of the SS source.

Aus dem Stand der Technik ist bekannt, dass in einem holoskopischen System Restbewegungsartefakte und optische Aberrationen des menschlichen Auges und des Bildgebungssystems abgeschätzt und bei der digitalen Nachbearbeitung der Bilddaten auf kohärente Weise korrigiert werden können. Die einzige Voraussetzung dafür ist eine vollkohärente oder statische Phasenabbildung. Das im System 32 realisierte Zeilen-/Breitbandabtastsystem ist zu einer solchen Abbildung in der Lage und kann daher mit jedem dieser Nachbearbeitungsverfahren kombiniert werden. Es ist besonders bevorzugt, die signifikanten optischen Aberrationen für die Abbildung der peripheren Teile der Netzhaut zu korrigieren, um eine effektive räumliche Auflösung zu erreichen, die nahezu der Beugungsgrenze entspricht.It is known from the prior art that residual motion artifacts and optical aberrations of the human eye and the imaging system can be estimated in a holoscopic system and coherently corrected during digital post-processing of the image data. The only prerequisite for this is fully coherent or static phase imaging. The line/broadband scanning system implemented in system 32 is capable of such imaging and can therefore be combined with any of these post-processing methods. It is particularly preferred to correct the significant optical aberrations for imaging the peripheral parts of the retina in order to achieve an effective spatial resolution that nearly corresponds to the diffraction limit.

Das OCT-Bildgebungssystem 32 wird besonders bevorzugt in der Angiographie eingesetzt, da die hierfür applikativ geforderte schnelle Bildgebung durch eine über eine verringerte Durchstimmbandbreite erfolgende Wellenlängendurchstimmung realisiert werden kann. Dazu wird einfach die SS-Quelle entsprechend eingestellt, dass sie die Sweeps nur über eine reduzierte Durchstimmbandbreite ausführt. Die damit verbundene verringerte Tiefenauflösung ist für die dann sehr schnelle Angiographie-Anwendung ausreichend.The OCT imaging system 32 is particularly preferred for use in angiography, as the fast imaging required for this application can be achieved by wavelength sweeping over a reduced tuning bandwidth. To do this, the SS source is simply adjusted so that it only performs sweeps over a reduced tuning bandwidth. The associated reduced depth resolution is sufficient for the then very fast angiography application.

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Zitierte PatentliteraturCited patent literature

WO 2014 / 140 256 A2 [0003, 0034, 0050]
DE 10 2018 130 396 A1 [0007, 0020, 0030, 0031]
DE 10 2018 130 396 A [0050]

Zitierte Nicht-PatentliteraturCited non-patent literature

Hillman D, et al. (2016) Aberration-free volumetric high-speed imaging of in vivo retina. arXiv:1605.03747 [0033]

Claims

A system for optical swept-source coherence tomography of an object (4), in particular a retina of an eye (2), in an image field (22), wherein the system images the object (4) onto a detector (38) having pixels (74) with a numerical aperture and comprising: - a filter element (48) that influences the numerical aperture rotationally asymmetrically such that it is larger in a first direction (x) than in a second direction (y) lying transversely thereto, and - a control device (58) that reads out pixels (74) of the detector (38) that correspond to a line-shaped region in the image field (22) that has a line length defining an image field width along the first direction (x) and a line height that is smaller in comparison along the second direction (y), - wherein the control device (58) realizes an image field height that is larger than the Line height, and - wherein the control device (58) reads the detector (38) and generates a 3D image of the object (4) from signals of the pixels (74) of the detector (38), wherein a depth resolution of the 3D image is determined by swept-source tuning and a lateral resolution of the 3D image is determined by the numerical aperture in the line direction and by the line height.

System according to Claim 1 , wherein the filter element has an aperture diaphragm (48) arranged in a pupil with a non-rotationally symmetric diaphragm opening (50) or a DMD element arranged in a pupil of the measuring beam path and/or is designed as an objective with a non-rotationally symmetric numerical aperture.

System according to Claim 2 , wherein the aperture stop (48) or the DMD element represents an elliptical aperture.

A system according to any one of the above claims, wherein the line height is one to four pixels (76) to effect confocal filtering in the second direction (y).

System according to one of the above claims, which provides a line-shaped illumination beam and has a scanner (40) which moves the line-shaped illumination beam over the object (4),

System according to one of the above claims, which has a diffusion plate which generates at least two spatial radiation modes in an illumination beam which are spatially and temporally coherent with one another but have a fixed phase difference with one another.

System according to one of the above claims, wherein the numerical aperture in the first direction (x) is at least twice, preferably at least three times, the numerical aperture in the second direction (y) lying transverse thereto.

System according to one of the above claims, further comprising: - an illumination unit (36) which provides source radiation, the wavelength of which is tunable over a predetermined spectral range and with a predetermined spectral bandwidth for implementing the swept-source OCT principle and is split into illumination radiation (B) and reference radiation (R), - an illumination beam path running to the object (4) for illuminating the object (4) and a measurement beam path coming from the object (4) for imaging the object (4) along an optical axis (6) onto the detector (38), wherein the illumination beam path and the measurement beam path extend together via a front section (44, 46, 72) between a splitter element (42) and the object (4), and the measurement beam path is coupled out via a splitter element (42) located in or in front of a pupil of the measurement beam path (54), and - a coupling device (52, 66) for Coupling the reference radiation (R) in the pupil and outside the optical axis (6), so that the reference radiation (R) is superimposed on the detector (38) at an angle with the measuring radiation (M), - wherein the filter element (48) is arranged downstream of the splitter element (42) in the measuring beam path (M) in the imaging direction.