Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1 .

Unter der Bezeichnung optische Kohärenztomografie (in englischer Sprache „Optical Coherence Tomography“, üblicherweise abgekürzt durch OCT) wird ein bildgebendes Verfahren verstanden. Mit diesem Verfahren können zwei- und dreidimensionale Bilder aus lichtstreuenden Strukturen gewonnen werden.

Bei diesem Verfahren wird üblicherweise Licht mit einer gewissen Bandbreite in einem Strahlteiler in zwei Teilstrahlen geteilt. Der erste Teilstrahl fällt auf die zu untersuchende Probe bzw. das Objekt, der zweite Teilstrahl durchläuft eine Referenzstrecke.

Das von der Probe bzw. dem Objekt reflektierte Licht interferiert mit dem Referenzstrahl. Durch Signale aus der Interferenz lässt sich die Probe tiefenaufgelöst, also in der Tiefe der optischen Achse des ersten Teilstrahls, durch sogenannte A-Scans untersuchen. Zusätzlich ist es möglich, die Probe auch noch flächig bzw. lateral mit dem ersten Teilstrahl abzutasten, um OCT-Bilder zu erhalten.

Bei der OCT-Bildgebung an einem hinteren Abschnitt eines Auges ist eine laterale Skalierung der Bilder häufig nur als Bildfeldwinkel bekannt. Für die Umrechnung des Bildfeldwinkels in absolute Längen oder Strecken sind Informationen über die Augenlänge sowie über die optischen Eigenschaften des untersuchten individuellen Auges notwendig. Außerdem ist die Kenntnis der Augenlänge notwendig, wenn man eine Korrektur eines OCT-Bilds vornehmen will, um es maßstabsgerecht mit einer korrekten Krümmung darzustellen.

Vor diesem Hintergrund sind derzeit vor allem zwei Möglichkeiten bekannt, um die Augenlänge zu bestimmen. Man kann eine Schätzung der Augenlänge durch eine eingestellte Refraktion und einen manuell eingegebenen Radius der Kornea mit Hilfe eines Augenmodells abschätzen. Man kann auch eine direkte Messung der Augenlänge mit einem eigenen Gerät vornehmen. Vor diesem Hintergrund sind Biometrie-Geräte bekannt, die gleichzeitig ein grobes Bild der Retina aufnehmen, für das die Skalierung mit der von ihnen bestimmten Augenlänge bestimmt werden kann. Allerdings sind diese Bilder aufgrund ihrer schlechten Qualität nicht für diagnostische Zwecke geeignet.

Eine separate Messung der Augenlänge oder der Korneakrümmung ist für einen Anwender ein zusätzlicher Aufwand. Daher werden diese Messungen nicht immer vorgenommen bzw. die Ergebnisse werden nicht in eine Software zur Bewertung von OCT-Bildern des hinteren Augenabschnitts übertragen. Falls die Werte eingetragen werden und die Eintragung manuell erfolgt, kann es überdies zu Übertragungsfehlern kommen. Der zusätzliche Einbau der Technik eines Biometers in ein diagnostisches Retina-OCT-Gerät würde eine System komplexität deutlich erhöhen. Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zu Grunde, eine Vorrichtung zur Durchführung einer optischen Kohärenztomografie anzugeben, mit welcher bei möglichst einfachem Aufbau während einer Bilderfassung eines Objekts oder von Strukturen eines Objekts dessen bzw. deren Dimensionen zuverlässig erfassbar sind.

Die vorliegende Erfindung löst die zuvor genannte Aufgabe durch die Merkmale des Anspruchs 1 .

Eine solche Vorrichtung umfasst ein Interferometer mit einem Referenzarm und einem Probenarm, wobei das auf diesen Armen geführte jeweilige Licht zur Interferenz mit dem jeweils anderen Licht bringbar ist und wobei eine Detektionseinrichtung Signale der Interferenz erfasst und verarbeitet.

Erfindungsgemäß ist ein optisches Element vorgesehen, mit welchem das Licht im Referenzarm weiter aufteilbar oder aufspaltbar ist, wobei primäres Licht auf einem ersten Lichtweg des Referenzarms führbar ist und wobei sekundäres Licht auf einem zweiten Lichtweg des Referenzarms führbar ist, dessen Länge sich von der des ersten Lichtwegs unterscheidet.

Erfindungsgemäß kann eine solche OCT-Vorrichtung mit einem Interferometer mit einem lichtspaltenden optischen Element dazu benutzt werden, gleichzeitig oder im Wesentlichen gleichzeitig OCT-Bilder in verschiedenen Abständen zur Vorrichtung aufzunehmen. Erfindungsgemäß kann gleichzeitig oder im Wesentlichen gleichzeitig mit der Bildgebung eines Abschnitts eines Objekts, bevorzugt des hinteren Augenabschnitts, auch der Abstand einer Kamera oder eines Objektivs der Vorrichtung zum Objekt, insbesondere zum Auge, gemessen werden. Hierdurch kann die Länge eines Objekts oder können die Längen von Strukturen des Objekts, insbesondere die optische Augenlänge, sehr genau bestimmt werden. Eine Detektionseinrichtung könnte, insbesondere als Teil eines Spektrometers, die jeweiligen Signale, die vom primären bzw. sekundären Licht des jeweiligen ersten oder zweiten Lichtwegs erzeugt sind, separat voneinander erfassen und verarbeiten und simultan oder in geringem zeitlichem Abstand sowohl für den ersten Lichtweg als auch für den zweiten Lichtweg jeweils einen A-Scan erzeugen. Dadurch kann mit jedem Kamera-Frame gleichzeitig ein A-Scan von Retina, also Netzhaut, und Kornea, also Hornhaut, entstehen. Es werden keine fehleranfälligen Algorithmen benötigt, um überlappende Strukturen in einem Bild zu registrieren.

Vor diesem Hintergrund könnte auf dem ersten Lichtweg Licht eines ersten Spektralbereichs und auf dem zweiten Lichtweg Licht eines zweiten Spektralbereichs führbar sein. Hierdurch wird Licht in Lichtstrahlen aus verschiedenen Spektralbereichen, also in Lichtstrahlen mit unterschiedlichen Wellenlängen, aufgespaltet. So können Signale zumindest zweier Spektralbereiche von einer Zeilenkamera der Detektionseinrichtung im Detektorarm des Interferometers aufgenommen und separat für die beiden Spektralbereiche verarbeitet werden. Hierdurch können gleichzeitig oder im Wesentlichen gleichzeitig in zwei Spektralbereichen OCT-Bilder in verschiedenen Abständen zur Vorrichtung aufgenommen werden.

Die Spektralbereiche der Lichtwege könnten einander nicht oder nur geringfügig überlappen. Alternativ könnten die Spektralbereiche der Lichtwege voneinander durch einen Wellenlängenbereich oder Spektralbereich beabstandet sein. So kann die Zeilenkamera besonders gut Lichtwellenlängen aus einem ersten Intervall von Lichtwellenlängen aus einem anderen Intervall weitgehend oder vollständig getrennt mit guter Signalqualität erfassen.

Auf dem zweiten Lichtweg könnte Licht eines zweiten Spektralbereichs führbar sein, wobei auf dem ersten Lichtweg Licht jeweils zweier Spektralbereiche führbar ist, wobei diese letzteren beiden Spektralbereiche voneinander durch einen Wellenlängenbereich beabstandet sind. So kann die Zeilenkamera besonders gut Lichtwellenlängen aus zwei verschiedenen, getrennten ersten Intervallen erfassen, die von Lichtwellenlängen aus einem zweiten Intervall getrennt sind. Die zwei Spektralbereiche des ersten Lichtwegs könnten nicht oder nur geringfügig mit dem Spektralbereich des zweiten Lichtwegs überlappen. So kann eine sehr gute oder noch ausreichend gute Signalqualität erzielt werden.

Mittels der Detektionseinrichtung könnten aus den axialen Positionen von Strukturen eines Objekts in einem A-Scan und den Längen des ersten und zweiten Lichtwegs die Abstände der Strukturen zur Vorrichtung simultan oder in geringem zeitlichen Abstand ermittelbar sein. So kann ein Lichtweg einer bestimmten zu erfassenden Struktur konkret zugeordnet werden.

Aus den ermittelten Abständen könnte die Länge des untersuchten Objekts und/ oder der Abstand der Strukturen innerhalb des Objekts, insbesondere zueinander oder zur Vorrichtung, ermittelbar sein. So kann ein Objekt nicht nur im Hinblick auf seine räumliche Erstreckung, sondern sogar im Hinblick auf seinen inneren räumlichen Aufbau untersucht werden.

Mit der hier beschriebenen Vorrichtung ist die Länge eines Auges bestimmbar. Alternativ oder zusätzlich ist mit der Vorrichtung der Abstand der Hornhaut eines Auges von dessen Netzhaut bestimmbar. Diese Daten können zur weiteren Diagnose durch einen Arzt verwendet werden.

Vor diesem Hintergrund könnte eine Bilderzeugungseinrichtung auf Basis der ermittelten Länge des Auges lateral skalierte Bilder der Netzhaut erzeugen und/ oder darstellen. So kann ein Arzt besonders gut seine Diagnose fällen, weil ihm alle wesentlichen Informationen optisch auf Bildern präsentiert werden. Die Detektionseinrichtung könnte eine Zeilenkamera umfassen. Alternativ oder zusätzlich könnte die Lichtquelle breitbandig sein. Durch eine breitbandige Lichtquelle kann Licht eines sehr breiten Spektralbereichs abgestrahlt werden, welches in Lichtstrahlen unterschiedlicher Spektralbereiche aufteilbar ist, wobei diese letzteren Spektralbereiche Teilbereiche des breiten Spektralbereichs sind. Durch die Zeilenkamera kann sehr selektiv und definiert Licht aus den unterschiedlichen Spektralbereichen erfasst werden.

Mit der Vorrichtung könnte zwischen zwei Modi der Bilderzeugung wechselbar sein, nämlich zwischen einem ersten Modus, in welchem simultan Bilder der Netzhaut und der Hornhaut eines Auges aufzeichenbar und/ oder darstellbar sind, und einem zweiten Modus, in welchem nur Bilder der Netzhaut des Auges aufzeichenbar und/ oder darstellbar sind. Der umschaltbare Aufnahmemodus könnte über eine Umschalteinrichtung realisiert werden, die erlaubt, zwischen einem spektral aufgespalteten Simultanmodus und einem Modus, der die volle spektrale Bandbreite für das Netzhautbild ermöglicht, zu wechseln. Im Gegensatz zum Stand der Technik schaltet diese Umschalteinrichtung nicht zwischen unterschiedlichen Z-Bereichen hin und her.

Vor diesem Hintergrund könnte das optische Element in den Strahlengang des Referenzarms zuschaltbar oder in diesen einschwenkbar und aus diesem entfernbar oder ausschwenkbar sein. Ein Einschwenkvorgang ist mechanisch leicht realisierbar, beispielsweise durch einen Elektromotor, der das optische Element um eine Schwenkachse bewegt.

Das optische Element könnte einen Strahlteiler, insbesondere einen dichroitischen Strahlteiler, aufweisen oder als solcher ausgebildet sein. Hierdurch kann Licht oder ein Lichtstrahl, in zwei Lichtstrahlen aufgespaltet werden, die auf unterschiedlichen Lichtwegen laufen. Ein dichroitischer Strahlteiler teilt einen einfallenden Lichtstrahl in Lichtstrahlen unterschiedlicher Spektralbereiche auf.

Das optische Element könnte als dichroitisches Element ausgestaltet sein oder ein solches umfassen. Hierdurch ist es möglich, Licht in Teilstrahlen mit unterschiedlicher Wellenlänge aufzuspalten. Als dichroitisches Element könnte statt eines diskreten Strahlteilers und eines Spiegels beispielsweise auch ein dichroitischer Spiegel verwendet werden, der direkt im Strahlengang des Referenzarms angeordnet und nur für den ersten Spektralbereich bzw. die ersten Spektralbereiche des primären Lichts reflexiv ist.

Das dichroitische Element könnte alternativ als dichroitische Linse oder als dichroitisch beschichtete Linse ausgestaltet sein. Eine Linse kann gemeinsam mit einer Umschalteinrichtung verwendet werden, mit der das Ein- bzw. Ausschwenken einer einzigen, kompakten optischen Komponente realisierbar sein muss.

Des Weiteren ist die Verwendung einer dichroitischen Linse insbesondere dann vorteilhaft, wenn eine Justierung in Bezug auf eine Single-Mode-Faser notwendig ist. Eine dichroitische oder dichroitisch beschichtete Linse könnte im Strahlengang des Referenzarms angeordnet sein, die in der Summe keine oder nur eine geringe Brechung auf das transmittierende Licht hat bzw. ausübt. Das hat für den Fall, dass das Licht mit einer Faser in den Referenzarm eingespeist wird, den Vorteil, dass die Justage erleichtert ist, allerdings geht dafür mehr Licht verloren. Eine unkritische Justierung hat den Vorteil, dass die Linse einfach in den Strahlengang ein- und ausgeschwenkt werden kann, und damit ein einfaches und robustes Umschalten zwischen den Modi “komplettes Spektrum für Netzhautdarstellung“ und “simultane Darstellung von Hornhaut und Netzhaut zur Bestimmung der optischen Augenlänge“ realisiert werden kann. Das dichroitische Element könnte als dichroitischer Spiegel ausgestaltet sein, welcher nur für einen definierten Wellenlängenbereich oder Spektralbereich reflexiv ist. Durch einen solchen Spiegel kann ein definierter Spektralbereich einfallenden Lichts reflektiert werden und ein anderer hindurchgelassen werden.

Eine Anordnung zum Justieren des Arbeitsabstands eines Objektivs zu einem zu untersuchenden Objekt und/ oder zum lateralen Justieren eines Objektivs, könnte eine Vorrichtung der hier beschriebenen Art umfassen. Die hier beschriebene Vorrichtung könnte in einem voll-automatisierten Netzhaut- Diagnostik System integriert als Z-Sensor für eine automatische Justier- Einrichtung verwendet werden, um den korrekten Arbeitsabstand zwischen Objektiv und Apex bzw. Augen-Apex einzustellen.

Die hier beschriebene Vorrichtung kann nicht nur für Spectral-Domain-OCTs sondern auch für Swept-Source-OCT-Systeme verwendet werden. Bei einer Implementierung der Vorrichtung in ein bestimmtes System könnte ein nicht zusammenhängender Bereich des Lichtspektrums verwendet werden. Dadurch kann die Ortsauflösung auf Kosten höherer Seitenbänder stark erhöht werden.

Die hier beschriebenen Strahlengänge und Lichtwege können nicht nur im Rahmen einer Freistrahloptik, sondern auch zumindest teilweise in einer Faseroptik umgesetzt werden. Daher könnte die Vorrichtung optische Fasern aufweisen.

Eine Messung des Abstands zwischen der hier beschriebenen Vorrichtung und dem zu untersuchenden Auge kann während der OCT-Bilderfassung am hinteren Augenabschnitt durchgeführt werden kann, um Dimensionen des Auges, insbesondere die Augenlänge, zu erfassen. Mit der hier beschriebenen Vorrichtung ist keine separate Messung der Augenlänge notwendig und es gibt keine Fehlerquelle bei der Übertragung von Daten bzw. durch die Nichteingabe von Daten. Dadurch steigt die durchschnittliche Genauigkeit einer absoluten Skalierungsangabe von Retina-OCT-Aufnahmen sowie von gleichzeitig aufgenommenen cSLO-Bildern eines konfokalen Scanning-Laser- Ophthalmoskops.

Im Stand der Technik werden derzeit die Korneakrümmung und die Refraktion verwendet, um eine axiale Länge abzuschätzen und damit eine Skalierung zu bestimmen. Die Bestimmung der axialen Länge wird aber fehlerhaft, wenn die nicht berücksichtigten Augenparameter, wie beispielsweise Hornhautkrümmung der 2. Fläche, Vorderkammertiefe und Linsenparameter, von einem verwendeten Modellauge abweichen. Dies ist insbesondere der Fall, wenn durch Verwendung von intraokularen Linsen (lOLs) ein Refraktionsfehler des Patienten korrigiert wurde. Die direkte Messung einer axialen Länge ist daher ein deutlich robusterer Parameter für die Skalierungsbestimmung.

Durch die bessere Übereinstimmung der Skalierung zwischen Testdaten und Referenzdaten können Klassifizierungsverfahren eine höhere Teststärke erreichen. Verfahren, bei denen kein dichtes Volumen aufgenommen wird, die aber Scanpattern mit fester Skalierung verwenden, profitieren darüber hinaus von einer besseren Übereinstimmung des Aufnahmeortes der aufgenommenen OCT-Schnittbilder mit den Sollpositionen. Zum Beispiel wird bei Kreisscans mit festem Radius der tatsächliche Radius im Auge weniger variieren.

Weiter vorteilhaft ist, dass durch die Abstandmessung bei der Aufnahme geprüft werden kann, ob die relative Position der Kamera der Vorrichtung zum Auge korrekt ist. Diese Information kann zur manuellen oder automatischen Justage der Kamera genutzt werden. Das OCT-Signal der Netzhaut, kann als direkte Stellgröße (Netzhautsignal im Sweet Spot für auf Augenlänge optimal eingestellte Referenzarm länge) für die automatische Abstandseinstellung verwendet werden, sofern die optische Augenlänge bekannt ist.

Ist die Augenlänge nicht bekannt, kann die automatische Abstandseinstellung anhand des Hornhautsignals erfolgen und in einem zweiten automatisierten Schritt dann der Referenzarm für das Netzhautsignal optimal eingestellt werden.

Dabei kann durch die Lage der nutzbaren Hornhautsignale in einem B-Scan auch eine Information über die laterale Justage der Kamera in Richtung der Scanrichtung gewonnen werden.

Wenn die Scanrichtung variiert wird und sich verschieden orientierte Radialscans abwechseln, zum Beispiel zwei orthogonale Scans, dann steht die Positionsinformation auch in 2D zur Verfügung.

Eine weitere, potenzielle Anwendung der Vorrichtung ist die Messung der Netzhautkrümmung, die für diverse Pathologien, insbesondere bei Myopie- Patienten, relevant sein kann. Die Krümmung des Netzhautsignals ist abhängig vom Arbeitsabstand Apex-Objektiv / Apex-Hornhaut. Bei Kenntnis der optischen Bulbuslänge kann aus den bekannten Parametern „Referenzarm länge“ und “Probenarmlänge bis zum Objektiv-Apex“ der Arbeitsabstand zuverlässig bestimmt werden. Damit kann unter Verwendung von entsprechenden Augenmodellen die wahre Krümmung der Netzhaut wesentlich genauer bestimmt werden. Gegenüber Verfahren, die sequenziell den Abstand zu Netzhaut und Kornea messen, zum Beispiel indem die Referenzarm länge variiert wird, besteht durch die Verwendung der hier beschriebenen Vorrichtung der Vorteil, dass die Messung gleichzeitig geschieht. Daher sind Fehler in der Längenmessung durch axiale Bewegungen des Auges weitestgehend ausgeschlossen.

Die Verwendung der hier beschriebenen Vorrichtung könnte Vorteile in den folgenden Punkten bringen. Die Genauigkeit von Klassifikationsverfahren, die von der Skalierung abhängen, wird erhöht. Bei der manuellen Justage entsteht eine Hilfe durch Angabe des Augenabstands oder abgeleiteter Anzeigen, wodurch im Mittel eine höhere Bildqualität erreicht wird. Eine automatische Justage-Funktion wird unterstützt. Eine maßstabsgerechte Darstellung der Retina mit der tatsächlichen Krümmung wird ermöglicht.

In der Zeichnung zeigen

Fig. 1 eine schematische Darstellung einer Aufnahme des hinteren Augenabschnitts, bei welcher der Gesichtsfeldwinkel als Geräteparameter dargestellt ist und bei welcher die Größe des aufgenommenen Bereichs am Fundus d nicht direkt zugänglich ist, weil die Optik und Größe des untersuchten Auges nicht bekannt sind,

Fig. 2 eine schematische Darstellung einer Vorrichtung zur Durchführung einer optischen Kohärenztomografie, mit einem Interferometer, bei welcher im Referenzarm ein optisches Element angeordnet ist, wobei an einem ersten Kanal der Detektionseinrichtung ein erster Spektralbereich und an einem zweiten Kanal ein zweiter Spektralbereich zur Bilderzeugung genutzt wird, Fig. 3 eine weitere schematische Darstellung der Vorrichtung zur Durchführung einer optischen Kohärenztomografie, bei welcher im Referenzarm ein optisches Element angeordnet ist, wobei am ersten Kanal der Detektionseinrichtung zwei nicht zusammenhängende Spektralbereiche an beiden Enden eines Spektrums zur Bilderzeugung genutzt werden und wobei an einem zweiten Kanal ein zweiter Spektralbereich zur Bilderzeugung genutzt wird, und

Fig. 4 in der linken Darstellung eine schematische Darstellung eines dichroitischen Spiegels, der im Strahlengang eines Referenzarms als optisches Element angeordnet ist, und in der rechten Darstellung eine schematische Darstellung einer dichroitisch beschichteten Linse, die im Strahlengang des Referenzarms als optisches Element angeordnet ist.

Fig. 1 zeigt eine schematische Darstellung einer Aufnahme des hinteren Augenabschnitts eines menschlichen Auges 8 durch OCT oder cSLO, bei welcher der Gesichtsfeldwinkel cp als Geräteparameter dargestellt ist und bei welcher die Größe des aufgenommenen Bereichs am Fundus d nicht direkt zugänglich ist, weil die Optik und Größe des untersuchten Auges 8 nicht bekannt sind. Es wird zur Aufnahme des hinteren Augenabschnitts eine Vorrichtung 10' des Stands der Technik verwendet.

Fig. 2 und 3 zeigen vor diesem Hintergrund jeweils in schematischer und ausschnittsweiser Darstellung eine Vorrichtung 10 zur Durchführung einer optischen Kohärenztomografie, umfassend ein Interferometer mit einer breitbandigen Lichtquelle 1 , einem Referenzarm 4 und einem Probenarm 5, wobei das von der Lichtquelle 1 ausgesandte Licht durch einen Strahlteiler 6a aufgeteilt ist, so dass erstes Licht auf dem Referenzarm 4 und zweites Licht auf dem Probenarm 5 geführt ist. Das erste und das zweite Licht werden zur Interferenz gebracht und es ist eine Detektionseinrichtung 3 zum Erfassen und Verarbeiten von Signalen des interferierenden ersten und zweiten Lichts angeordnet.

Es ist ein optisches Element 2 angeordnet, mit welchem das erste Licht im Referenzarm 4 weiter in primäres Licht (I) und sekundäres Licht (II) aufgespaltet ist. Das primäre Licht (I) ist auf einem ersten Lichtweg 4a im Referenzarm 4 geführt, und das sekundäre Licht (II) ist auf einem zweiten Lichtweg 4b im Referenzarm 4 geführt, wobei sich die Länge des zweiten Lichtwegs 4b von der Länge des ersten Lichtwegs 4a unterscheidet.

Insoweit umfasst das erste Licht primäres Licht (I) und sekundäres Licht (II) auf unterschiedlichen Lichtwegen 4a, 4b, welches jeweils mit dem zweiten Licht interferiert.

In Fig. 2 erfasst und verarbeitet die Detektionseinrichtung 3 die jeweiligen Signale, die vom primären bzw. sekundären Licht (I, II) des jeweiligen ersten oder zweiten Lichtwegs 4a, 4b erzeugt sind, separat voneinander und erzeugt simultan oder in geringem zeitlichem Abstand sowohl für den ersten Lichtweg 4a als auch für den zweiten Lichtweg 4b jeweils einen A-Scan.

Auf dem ersten Lichtweg 4a wird zu detektierendes primäres Licht (I) eines ersten Spektralbereichs 7a und auf dem zweiten Lichtweg 4b zu detektierendes sekundäres Licht (II) eines zweiten Spektralbereichs 7b geführt.

Die Spektralbereiche 7a, 7b des primären Lichts (I) und des sekundären Lichts (II) auf den Lichtwegen 4a, 4b überlappen einander nicht. Die Detektionseinrichtung 3 umfasst eine Zeilenkamera 3a. Die Signale für beide Spektralbereiche 7a, 7b werden von der Zeilenkamera 3a im Detektorarm des Interferometers aufgenommen und separat für die beiden Spektralbereiche 7a, 7b oder auch Wellenlängenbereiche verarbeitet. Jeder Spektralbereich 7a, 7b entspricht einem Wellenlängenbereich, der Licht mit Lichtwellenlängen aus einem bestimmten Intervall umfasst.

Hierdurch entsteht mit jedem Kamera-Frame gleichzeitig ein A-Scan von der Netzhaut oder Retina und der Hornhaut oder Kornea des Auges 8. Es werden keine fehleranfälligen Algorithmen benötigt, um überlappende Strukturen, etwa von Hornhaut und Netzhaut, in einem Bild zu registrieren.

Aus den OCT-Bildern des ersten Spektralbereichs 7a kann der absolute Abstand der Hornhaut oder Kornea zur Vorrichtung 10 oder zum Objektiv einer Kamera der Vorrichtung 10 bestimmt werden.

Aus der Position der Netzhaut oder Retina auf den OCT-Bildern zum zweiten Spektralbereich 7b kann der optische Abstand der Netzhaut oder Retina zur Vorrichtung 10 oder zum Objektiv einer Kamera der Vorrichtung 10 bestimmt werden.

Die Differenz der beiden Positionen von Kornea und Retina ist die optische Länge des Auges. Die so ermittelte Augenlänge kann verwendet werden, um die laterale Skalierung der Retinabilder mit höherer Genauigkeit zu schätzen oder zu ermitteln.

Im Referenzarm 4 wird nämlich das aus der Lichtquelle 1 stammende breitbandige Licht durch das optische Element 2 auf verschieden lange Lichtwege 4a, 4b aufgeteilt, so dass die Länge des Referenzarms 4a für einen ersten Teil (I) des Lichtspektrums dem Abstand der Vorrichtung 10 zur Kornea oder Hornhaut eines Auges 8 entspricht, während die Länge des Referenzarms 4b für den anderen, zweiten Teil (II) des Lichtspektrums dem optischen Abstand der Vorrichtung 10 zur Retina oder Netzhaut entspricht.

Dabei kann bereits mit einem sehr kleinen Wellenlängenbereich eine ausreichende Auflösung erreicht werden, um die Position der Kornea hinreichend so gut bestimmen zu können, dass die Tiefenauflösung diagnostischer Bilder nur minimal verringert wird.

Fig. 3 zeigt vor diesem Hintergrund die Vorrichtung 10, bei welcher auf dem zweiten Lichtweg 4b sekundäres Licht (II) eines zu detektierenden zweiten Spektralbereichs 7b geführt ist, wobei auf dem ersten Lichtweg 4a primäres Licht (I) jeweils zweier erster zu detektierender Spektralbereiche 7.1a, 7.2a führbar ist, wobei diese letzteren ersten beiden Spektralbereiche 7.1a, 7.2a voneinander durch einen Wellenlängenbereich beabstandet sind und nicht mit dem zweiten Spektralbereich 7b des zweiten Lichtwegs 4b überlappen.

An einem ersten Kanal der Detektionseinrichtung 3 werden daher die zwei nicht zusammenhängenden ersten Spektralbereiche 7.1a, 7.2a an beiden Enden eines Spektrums zur Bilderzeugung genutzt.

Am zweiten Kanal wird der zusammenhängende zweite Spektralbereich 7b zur Bilderzeugung genutzt.

Am ersten Kanal stellt sich daher eine höhere Auflösung ein, wobei allerdings stärkere Seitenbänder entstehen. Am zweiten Kanal entsteht eine leichte Verringerung des Signal-Rausch-Verhältnisses und der Auflösung.

Mittels der Detektionseinrichtung 3 der Vorrichtungen 10 der Fig. 2 und 3 sind aus den axialen Positionen von Strukturen eines Objekts in einem A-Scan und den Längen des ersten und zweiten Lichtwegs 4a, 4b die Abstände der Strukturen zur Detektionseinrichtung 3 oder zur Vorrichtung 10 simultan oder in geringem zeitlichen Abstand ermittelbar.

Aus den ermittelten Abständen der Strukturen zur Vorrichtung 10 ist bzw. sind die Länge des untersuchten Objekts und/oder der Abstand der Strukturen innerhalb des Objekts, insbesondere zueinander, ermittelbar.

Mit den Vorrichtungen 10 der Fig. 2 und 3 ist bzw. sind die Länge eines Auges 8 und/ oder des Abstands der Hornhaut eines Auges 8 von dessen Netzhaut bestimmbar.

Eine Bilderzeugungseinrichtung kann auf Basis der ermittelten Länge des Auges 8 lateral skalierte Bilder der Netzhaut erzeugen und/ oder darstellen.

Bei den Vorrichtungen nach Fig. 2 und 3 ist zwischen zwei Modi der Bilderzeugung wechselbar, nämlich zwischen einem ersten Modus, in welchem simultan Bilder der Netzhaut und der Hornhaut des Auges 8 aufzeichenbar und/ oder darstellbar sind, und einem zweiten Modus, in welchem nur Bilder der Netzhaut des Auges 8 aufzeichenbar und/ oder darstellbar sind.

Hierzu ist das optische Element 2 in den Strahlengang des Referenzarms 4 zuschaltbar oder in diesen einschwenkbar und aus diesem entfernbar oder ausschwenkbar.

In Fig. 2 und 3 ist gezeigt, dass das optische Element 2 einen dichroitischen Strahlteiler 6b aufweist und das primäre Licht (I) und das sekundäre Licht (II) in unterschiedliche Richtungen auf deren Lichtwege 4a, 4b leitet. Fig. 4 zeigt anhand zweier ausschnittsweise dargestellter alternativer weiterer Referenzarme 4‘, 4“, dass das optische Element 2 als dichroitisches Element ausgestaltet ist oder ein solches umfasst.

Links in Fig. 4 ist dargestellt, dass das dichroitische Element als dichroitischer Spiegel ausgestaltet ist, welcher nur für einen definierten Spektralbereich oder Wellenlängenbereich reflexiv ist. Konkret wird primäres Licht (I) reflektiert und sekundäres Licht (II) hindurchgelassen. Hierdurch entstehen zwei unterschiedlich lange Lichtwege 4a, 4b.

Rechts in Fig. 4 ist dargestellt, dass das dichroitische Element als dichroitische Linse oder als dichroitisch beschichtete Linse ausgestaltet ist. Die dichroitisch beschichtete Linse ist im Strahlengang des Referenzarms 4“ angeordnet, die in der Summe keine oder nur eine geringe Brechung auf das transmittierende sekundäre Licht (II) ausübt.

Da das Licht mit einer optischen Faser 9 in den Referenzarm 4“ eingespeist wird, ist die Justage erleichtert. Schematisch dargestellt ist eine optische Faser 9, die insbesondere als Single-Mode-Faser ausgestaltet sein kann.

Im OCT-Referenzarm 4, 4‘, 4“ wird das aus der Lichtquelle 1 stammende breitbandige Licht bevorzugt durch ein dichroitisches optisches Element 2 auf verschieden lange Lichtwege 4a, 4b aufgeteilt, so dass die Länge des Referenzarms 4a für einen ersten Teil (I) des Lichtspektrums dem Abstand der Vorrichtung 10 zur Kornea oder Hornhaut eines Auges 8 entspricht, während die Länge des Referenzarms 4b für den anderen, zweiten Teil (II) des Lichtspektrums dem optischen Abstand der Vorrichtung 10 zur Retina oder Netzhaut entspricht. In den Fig. 2 und 3 ist die optische Abstandsebene Ri, in der die Kornea oder Hornhaut liegt, und ist die optische Abstandsebene Rn, in der die Retina oder Netzhaut liegt, dargestellt. Der Abstand zwischen den Abstandsebenen RI, Rn entspricht der Länge des Auges 8.

Mit den hier beschriebenen Vorrichtungen 10 ist eine OCT-Bildgebung des hinteren Augenabschnitts bei simultaner oder im Wesentlichen simultaner Messung des Abstands der Vorrichtung 10 zum Auge 8 ermöglicht. Dies ist durch Verwendung eines Referenzarms 4 mit einem dichroitischen Element realisiert.

Bezugszeichenliste:

1 Lichtquelle von 10

2 Optisches Element in 4

3 Detektionseinrichtung

3b Zeilenkamera

4, 4‘, 4“ Referenzarm

4a erster Lichtweg in 4, 4‘, 4“

4b zweiter Lichtweg in 4, 4‘, 4“

5 Probenarm

6a erster Strahlteiler

6b zweiter Strahlteiler, dichroitisch

7a erster Spektralbereich

7b zweiter Spektralbereich

7.1 a erster erster Spektralbereich

7.1 b zweiter erster Spektralbereich

8 Auge

9 optische Faser

10, 10' Vorrichtung

I primäres Licht auf 4a

II sekundäres Licht auf 4b

Ri Abstandsebene der Kornea im Abstand zu 10

Rn Abstandsebene der Retina im Abstand zu 10