用于光学相干断层扫描的方法和系统
阅读：1005发布：2020-05-16
专利汇可以提供用于光学相干断层扫描的方法和系统专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 发明 涉及用于光学相干 断层 扫描的方法以及对应的系统，其中借助 光学相干断层扫描 装置在对象的彼此相间隔的、尤其是彼此平行伸展的平面中记录该对象的至少两个二维初始图像（S），其中所述初始图像分别包括多个初始图像值。为了尤其是在医学应用情况下保证尽可能可靠的对象检查，在三维空间中对所述至少两个二维初始图像（S）的初始图像值执行内插，其中获得形成二维最终图像（S'）的内插值。，下面是用于光学相干断层扫描的方法和系统专利的具体信息内容。
1.用于光学相干断层扫描的方法，其中借助光学相干断层扫描装置（10-30）在对象（1）的彼此相间隔的平面中记录该对象（1）的至少两个二维初始图像（S；F），其中所述初始图像（S；F）分别包括多个初始图像值，
其特征在于，在三维空间中对所述至少两个二维初始图像（S；F）的初始图像值执行内插，并且在此获得形成二维最终图像（S';F'）的内插值，其中所述至少两个二维初始图像（S；F）的初始图像值在三维空间中位于规则的栅格中。
2.根据权利要求1所述的方法，其中所述对象（1）的彼此相间隔的平面彼此平行地伸展。
3.根据权利要求1所述的方法，其中所述至少两个二维初始图像（S；F）的在三维空间中位于规则的栅格中的相邻的初始图像值在所有三个空间方向上彼此具有相同的距离。
4.根据权利要求3所述的方法，其中所述相同的距离是在2μm与4μm之间。
5.根据权利要求1所述的方法，其中至少两个二维初始图像（S；F）的初始图像值通过三线内插和/或三重二次内插和/或三重三次内插来内插。
6.根据上述权利要求1-5之一所述的方法，其中至少两个二维初始图像（S；F）是实时图像，所述实时图像以每秒至少一个图像的速率被记录。
7.根据权利要求6所述的方法，其中所述实时图像以每秒至少五个图像的速率被记录。
8.根据上述权利要求1-5之一所述的方法，其中在第一运行模式中在所述对象（1）的彼此相间隔的平面中记录至少两个二维初始图像（S；F），在该第一运行模式时被所述对象（1）反射或散射回的光仅由所述光学相干断层扫描装置（10-30）的位置分辨的探测器（30）的子面（A2）检测，而所述光学相干断层扫描装置（10-30）的反射器（16）至分束器（11）的光学距离被改变以下光学路程，该光学路程大于耦合输入到所述光学相干断层扫描装置（10-30）中的光的平均波长（λ0）。
9.根据权利要求8所述的方法，其中被所述对象（1）反射或散射回的光仅由所述位置分辨的探测器（30）的两个相邻的行检测。
10.根据权利要求8所述的方法，其中该光学路程为该平均波长（λ0）的至少100倍。
11.根据权利要求1所述的方法，其中在第二运行模式中在该对象（1）的彼此相间隔的平面中记录该对象（1）的至少两个二维初始图像（S；F），在该第二运行模式时在改变所述光学相干断层扫描装置（10-30）的反射器（16）至分束器（11）的光学距离期间被对象（1）反射的光由探测器（30）的探测器元件（31）检测多次，其中所述反射器（16）至所述分束器（11）的光学距离的改变至多是耦合输入到所述光学相干断层扫描装置（10-30）中的光的平均波长（λ0）的四十倍。
12.根据权利要求11所述的方法，其中所述被对象（1）反射的光由探测器元件（31）检测至多五次。
13.根据权利要求11所述的方法，其中所述对象（1）中的不同深度（P1，P2）中的两个平面在所述对象（1）中的平均深度（P0）上方或下方伸展。
14.根据权利要求13所述的方法，其中所述两个平面具有与平均深度（P0）的相同的距离。
15.根据权利要求13或14所述的方法，其中所述两个平面彼此的距离与在三个空间方向上相同的初始图像值距离对应。
16.根据权利要求13或14所述的方法，其中所述平均深度（P0）或在所述对象（1）中的平均深度（P0）上方或下方伸展的平面的不同深度（P1，P2）通过反射器（16）与分束器（11）的距离来调整。
17.根据权利要求16所述的方法，其中将所述光学相干断层扫描装置（10-30）的所述反射器（16）至所述分束器（11）的光学距离改变以下光学路程，该光学路程大于耦合输入到所述光学相干断层扫描装置（10-30）中的光的平均波长（λ0）。
18.根据权利要求16所述的方法，其中所述光学路程为该平均波长（λ0）的至少100倍。
19.根据权利要求1所述的方法，其中在执行所述内插之前减少至少两个二维初始图像（F）在至少一个维度中的原始初始图像值（42）的数量，其方式是分别将至少两个原始初始图像值（42）组合成一个初始图像值。
20.根据权利要求19所述的方法，其中在执行所述内插之前减少至少两个二维初始图像（F）在所述对象（1）的深度（T）方向上的原始初始图像值（42）的数量，其方式是分别将多于十个原始初始图像值（42）组合成一个初始图像值。
21.根据权利要求19所述的方法，其中原始初始图像值（42）是通过从所述对象（1）的深度区域内的不同深度（T）中获得的干涉图案（40）的连续扫描获得的扫描值。
22.根据权利要求19、20或21所述的方法，其中组合从所述对象（1）的以下区域获得的原始初始图像值（42）：该区域在所述对象（1）的深度（T）方向上的伸展（45）对应于光学相干断层扫描装置（10-30）的分辨率（41）。
23.根据权利要求22所述的方法，其中组合从所述对象（1）的以下深度区域获得的原始初始图像值（42）：该深度区域在所述对象（1）的深度（T）方向上的伸展（45）对应于光学相干断层扫描装置（10-30）的轴向分辨率或深度分辨率。
24.用于光学相干断层扫描的系统，具有光学相干断层扫描装置（10-30），用于在对象（1）的彼此相间隔的的平面中记录该对象（1）的至少两个二维初始图像（S；F），其中所述初始图像分别包括多个初始图像值，
其特征在于处理装置，用于在三维空间中对所述至少两个二维初始图像（S；F）的初始图像值进行内插，其中获得形成二维最终图像（S';F'）的内插值，其中所述至少两个二维初始图像（S；F）的初始图像值在三维空间中位于规则的栅格中。
25.根据权利要求24所述的系统，其中所述对象（1）的彼此相间隔的平面彼此平行地伸展。
用于光学相干断层扫描的方法和系统
技术领域
背景技术
[0002] 光学相干断层扫描（OCT）是一种用于在其内部测量散射光的样品的方法。生物组织由于其散射光的特性而特别适合于借助OCT进行诊断检查。由于OCT用相对小的光强度就可以应付并且所使用的光的波长大多位于近红外范围（750nm至1350nm），因此OCT与离子化的X射线诊断不同对生物组织不表示射线负担。由此该OCT特别是对医学重要并且与超声诊断粗略可比，其中在OCT情况下代替声音而使用光。借助干涉仪检测在样品中不同交界层处被反射的光的传播时间。利用OCT典型地是为了实现比利用超声波高直两个数量级的分辨率，但是可实现的测量深度明显更小。所获得的横截面图像由于光学散射一般只达到进入组织内直到几毫米的深度。OCT的目前最重要的应用范围在眼科学、皮肤病学以及肿瘤诊断中。但是也存在若干非医学的应用，例如在材料检验中。
[0003] 尤其是在OCT的医学应用情况下，对方法和系统提出了特殊的要求，以保证尽可能可靠的对象检查。
发明内容
[0004] 本发明的任务是说明用于光学相干断层扫描的方法以及对应的系统，它们使得可以对对象进行可靠的检查。
[0005] 该任务通过如下所述的方法或系统解决。
[0006] 在用于光学相干断层扫描的本发明方法中，借助光学相干断层扫描装置在对象的彼此相间隔的、尤其是彼此平行伸展的平面中记录该对象的至少两个二维初始图像，其中所述初始图像分别包括多个初始图像值，尤其是强度值。此外在三维空间中对所述至少两个二维初始图像的初始图像值执行内插，其中获得形成二维最终图像的内插值，其中所述至少两个二维初始图像的初始图像值在三维空间中位于规则的栅格中。
[0007] 用于光学相干断层扫描的本发明系统包括光学相干断层扫描装置，用于在对象的彼此相间隔的、尤其是彼此平行伸展的平面中记录该对象的至少两个二维初始图像，其中所述初始图像分别包括多个初始图像值，尤其是强度值，并且该系统的特征在于处理装置，用于在三维空间中对所述至少两个二维初始图像的初始图像值进行内插，其中获得形成二维最终图像的内插值，其中所述至少两个二维初始图像的初始图像值在三维空间中位于规则的栅格中。
[0008] 本发明基于以下思想：利用光学相干断层扫描装置首先在对象的两个平行伸展的平面中记录两个初始截面图像并且然后在通过两个彼此相间隔的初始截面图像展开的三维空间中对这两个初始截面图像的初始图像值如此进行内插，使得从内插值、也就是经内插的初始图像值中获得二维最终截面图像。在此情况下，在推导内插值时不仅仅一个初始截面图像、而是两个初始截面图像的初始图像值被内插。在此情况下，内插值从第一初始截面图像的至少一个初始图像值和第二初始截面图像的至少一个初始图像值中被推导出来。例如，内插值从8个初始图像值中被推导出来，其中4个初始图像值来自第一初始截面图像以及4个初始图像值来自第二初始截面图像。
[0009] 在利用本发明的方法或系统获得的OCT图像情况下，与在相应的初始截面图像情况下的情况相比，更明显地显现具有大于约10μm的大小的空腔或其它结构。但是更小的结构也可以更可靠和更快速地被标识并且必要时被检查。正是在皮肤病学的领域中，由此能够以特别高的可靠性识别和检查皮肤中的特定的诊断上相关的或令人感兴趣的结构。
[0010] 优选地，同时地或几乎同时地、尤其是以小于40毫秒、优选小于20毫秒的时间间隔地记录相应的初始截面图像，所述初始截面图像的初始图像值按照本发明的方式被求平均。
[0011] 对初始截面图像的同时记录例如在以深度截面（所谓的切片）的形式在第一运行模式中记录初始图像的情况下进行，该第一运行模式下面还将被更详细描述。
[0012] 在本发明的意义上对初始截面图像的几乎同时的记录例如在以二维断层影像（所谓的正面图像）的形式在第二运行模式中记录初始图像的情况下进行，该第二运行模式下面还将被更详细描述。
[0013] 但是，对初始截面图像的同时或几乎同时的记录还可以通过以下方式进行，即在第三运行模式中记录对象的完整的三维数据组，该第三运行模式下面还将被更详细描述。
[0014] 通过对待求平均的初始截面图像的同时或几乎同时的记录实现以下优点，即消除或强烈减小被检查对象的可能的时间上的改变对在该求平均时获得的最终图像的影响，这提高在检查对象时获得的图像的精度和可靠性。
[0015] 优选地，至少两个二维初始图像的初始图像值在三维空间中位于规则的栅格中，其中相邻的初始图像值在所有三个空间方向上彼此具有相同的距离，尤其是在约2μm与4μm之间。由此可以通过简单的方式实现对两个初始图像的初始图像值的根据本发明的内插。
[0016] 此外优选的是，至少两个二维初始图像的初始图像值通过三线内插和/或三重三次内插来内插。三线或三重三次内插是一种用于在三维规则栅格、也就是在所有三个空间方向上具有相同栅格常量的栅格中内插的方法，其中位于栅格的相应栅格单元的中点的内插值是分别从位于栅格单元的8个角处的8个初始图像值通过线性或三次内插来确定的。位于栅格单元的8个角处的初始图像值是相应内插值的近邻，因此三线或三重三次内插也可以理解为近邻内插。通过这种类型的内插，获得具有特别高的诊断初始值的最终图像。
[0017] 代替或附加于近邻的初始图像值的线性或三次内插，还可以执行二次内插。于是在这种情况下通过三重二次内插来对至少两个二维初始图像的初始图像值进行内插。
[0018] 优选地，对象的至少两个二维初始图像是实时图像，所述实时图像以每秒至少一个图像、优选每秒至少五个图像的速率被记录。这有利地是可能的，因为本发明的内插是一种简单和非常快速的方法，这种方法可以没有时间延迟地应用于实时记录的OCT图像。实时记录的初始图像通过这种方式也可以被实时地、也就是以对应的图像重复速率以根据本发明内插的、具有对应更好地要检测的诊断信息的最终图像的形式再现于对应的显示装置上。
[0019] 在本发明的另一有利构型中，在第一运行模式中在对象的彼此相间隔的平面中记录该对象的至少两个二维初始图像，在该第一运行模式时被对象反射或散射回的光仅由光学相干断层扫描装置的位置分辨的探测器的子面、尤其是两个相邻的行检测，而光学相干断层扫描装置的反射器至分束器的光学距离被改变以下光学路程，该光学路程明显大于耦合输入到光学相干断层扫描装置中的光的平均波长，尤其是为该平均波长的至少100倍。该运行模式允许以高的速度并且因此实时地、也就是以每秒至少一个图像的速率通过简单的方式和以高的可靠性记录深度截面（所谓的切片）形式的初始图像。通过这种方式检测和内插的实时图像的提高的诊断说服力允许更可靠的对象检查。
[0020] 在本发明的另一同样优选的实施中，在第二运行模式中在该对象的彼此相间隔的平面中记录该对象的至少两个二维初始图像，在该第二运行模式时在改变光学相干断层扫描装置的反射器至分束器的光学距离期间被对象反射的光由探测器的探测器元件检测多次、尤其是至多五次，其中反射器至分束器的光学距离的改变至多是耦合输入到光学相干断层扫描装置中的光的平均波长的四十倍。在该运行模式中，可以用高的重复速率、尤其是实时地记录二维断层影像（所谓的正面图像）形式的初始图像。在该实施中，通过这种方式检测和内插的实时图像的提高的诊断说服力也可以实现更可靠的对象检查。
[0021] 优选地，在此情况下对象的两个平面在对象中的平均深度上方或下方的不同深度中伸展。这两个平面尤其是以对象中的平均深度上方或下方的相同距离伸展。优选地，在此情况下这两个平面彼此的距离与初始图像值的在所有三个空间方向上的相同距离对应。通过这些措施，能够以特别高的可靠性保证内插值的确定。
[0022] 在本发明的另一有利改进中，所述平均深度或在对象中的平均深度上方或下方伸展的平面的不同深度通过反射器与分束器的距离来调整。优选地，在此情况下将光学相干断层扫描装置的反射器至分束器的光学距离改变以下光学路程，该光学路程明显大于耦合输入到光学相干断层扫描装置中的光的平均波长，尤其是为该平均波长的至少100倍。由此可以通过简单和快速的方式实现以正面图像的形式在对象的不同平面中对初始图像的记录。
[0023] 在另一优选的构型中规定，在执行所述内插之前减少至少两个二维初始图像在至少一个维度中、尤其是在对象深度的方向上的原始初始图像值的数量，其方式是分别将至少两个、优选多于十个原始初始图像值组合成一个初始图像值。原始初始图像值尤其是通过从对象的深度区域内的不同深度中获得的干涉图案的连续扫描获得的扫描值。优选地，在此组合从对象的以下区域、尤其是深度区域获得的原始初始图像值，该区域在至少一个维度中的伸展对应于光学相干断层扫描装置的分辨率、尤其是轴向分辨率或深度分辨率。
[0024] 通过这些措施，一方面考虑干涉信号的扫描必须足够高以便不违反所谓的扫描理论。另一方面，由此还考虑以下事实：干涉信号的两个扫描值的距离通常明显小于光学相干断层扫描装置的成像光学系统的物理分辨率。这意味着，多个、优选多于十个相继的扫描值近似地包含相同的物理信息并且因此可以被组合成一个值而没有显著的信息丢失。在此，该初始图像值例如与原始初始图像值的平均值或中值对应。由此，可以显著减小原始初始图像值形式的所检测的数据量而没有显著的信息丢失，并且此外还可以容易地实现为了特别可靠地执行内插所需要的、在所有三个空间方向上相同的初始图像值距离。
[0025] 此外优选的是，光学相干断层扫描装置的成像光学系统的景深大于初始图像值彼此的、优选在所有三个空间方向上相同的空间距离。由此始终以所要求的精度检测或获得初始图像和通过内插从中获得的最终图像。附图说明
[0026] 本发明的其它优点、特征和应用可能性由下面结合图的描述来得出。其中：
[0027] 图1示出光学相干断层扫描装置的示例的示意图；
[0028] 图2示出用于图解第一运行模式的探测器面的示例的示意图；
[0029] 图3示出用于图解第一运行模式的、具有在第一平面中的截面的对象的空间元件；
[0030] 图4示出用于图解第二运行模式的、具有在第二平面中的截面的对象的空间元件；
[0031] 图5示出用于图解第三运行模式的、具有在第二平面中的截面的对象的空间元件；
[0032] 图6a)和b)示出用于图解焦点跟踪的、穿过对象和干涉仪的样品臂（Probenarm）的两个横截面；
[0033] 图7示出用于图解初始图像值的内插的规则栅格的示例；
[0034] 图8示出用于图解与在深度方向上的物理分辨率相比在对象深度的方向上对干涉图案的扫描的简图；
[0035] 图9示出用于图解与在深度方向上的物理分辨率相比将在对象深度方向上扫描的原始初始图像值分别组合成一个初始图像值的另一简图；
[0036] 图10示出用于图解两个在对象深度的方向上获得的初始图像的初始图像值的内插的另一简图；
[0037] 图11示出用于图解在横向于对象深度方向的一个（左侧）或两个（右侧）平面中初始图像值的检测以及从这两个平面获得的初始图像（右侧）的初始图像值的内插的另一简图；
[0038] 图12示出与对应的最终图像（右侧）相比的初始图像（左侧）的示例，该最终图像是通过所描述的内插所获得的；
[0039] 图13示出用于执行本发明用于光学相干断层扫描的方法的系统的示意图；
[0040] 图14示出该系统的测量头的图示；
[0041] 图15示出用于图解患者数据的输入的显示屏视图；
[0042] 图16示出用于图解所输入的患者数据的显示的显示屏视图；
[0043] 图17示出用于图解对皮肤湿度的调整的显示屏视图；
[0044] 图18示出用于图解对皮肤湿度的调整的另一显示屏视图；
[0045] 图19示出用于图解借助切片图像选择第二平面的第一显示屏视图；
[0046] 图20示出用于图解借助切片图像选择第二平面的第二显示屏视图；
[0047] 图21示出用于图解借助切片图像选择第二平面的第三显示屏视图；
[0048] 图22示出用于图解借助切片图像选择第二平面的第四显示屏视图；
[0049] 图23示出用于图解借助切片图像选择第二平面的第五显示屏视图；
[0050] 图24示出用于图解根据用户命令存储的切片图像的显示以及借助临时存储的切片图像对第二平面的选择的第六显示屏视图；
[0051] 图25示出用于图解借助正面图像对用于待记录的切片图像的第一平面的选择的显示屏视图；
[0052] 图26示出用于图解在图像观察模式中选择来源于三维断层影像的切片图像以及正面图像的显示屏视图；
[0053] 图27示出用于图解图像观察模式中输入评论的显示屏视图；
[0054] 图28示出用于图解该系统的管理模式的显示屏视图；以及
[0055] 图29示出自动创建的检查报告的示例。
具体实施方式
[0056] 1、光学相干断层扫描装置
[0057] 图1示出下面也称为OCT装置的光学相干断层扫描装置的示例的示意图，该光学相干断层扫描装置具有干涉仪10，该干涉仪包括分束器11、照明臂12、参考臂13、样品臂14以及探测器臂15。此外，设置用于产生光的辐射源21，该光通过光学滤波器22滤波并且通过由透镜23和24组成的光学系统聚焦到光导体26的输入区域25上。辐射源21与光学滤波器22一起形成也称为光源20的装置。
[0058] 耦合输入到光导体26中的光通过位于其输出区域27中的光学系统28被耦合输入到干涉仪10的照明臂12中。该光从那里首先到达分束器11，该光通过该分束器一方面被转发到参考臂13中并且由位于该参考臂的端部处的可移动的参考反射镜16反射，并且另一方面在经历样品臂14之后照明样品1的面2。
[0059] 被样品1反射的、尤其是散射回的光重新经历样品臂14，在分束器11中与来自参考臂13的在参考反射镜16处被反射的光叠加，并且最后经由探测器臂15到达探测器30，该探测器包括多个布置在优选平坦的面中的探测器元件并且因此使得能够位置分辨地检测由样品30反射的光或由于该光与在参考反射镜16处被反射的光叠加而引起的对应的干涉图案。
[0060] 作为探测器30，优选地采用CMOS相机，该CMOS相机的探测器元件（所谓的像素）在红外光谱范围中、尤其是在大约1250nm与1350nm之间的光谱范围中是灵敏的。优选地，CMOS相机具有512x640个探测器元件。
[0061] 优选所谓的多模光纤用作光导体26，该多模光纤的数值孔径和核心直径允许在耦合输入到该光纤中的光的特定波长的情况下不是仅仅可以构造出一种光纤模式，而是可以激发很多不同的光纤模式。优选地，所使用的多模光纤的直径在大约1mm与3mm之间，尤其是大约1.5mm。
[0062] 样品1上的被照明的面2的大小大致对应于参考反射镜16上的被照明的面17的大小，并且一方面通过位于光导体26的输入区域处的光学系统并且另一方面通过设置在光导体26的输出区域中的光学系统28确定，其中位于光导体26的输入区域处的光学系统在所示出的示例中包括透镜23和24。
[0063] 在所描述的OCT装置的情况下，用探测器30检测出现的干涉图案，其中产生对应的干涉信号。在此，用于扫描干涉信号的探测器30的扫描速率必须被选择为，使得能够以足够的精度检测该干涉图案的时间变化。这在应当针对深度扫描实现高速度时一般需要高扫描速率。
[0064] 深度扫描在所描述的系统情况下优选通过以下方式实现，即参考反射镜16与分束器11的光学距离在利用探测器30以速度v检测被样品1反射的光期间被改变以下光学路程，该光学路程明显大于耦合输入到干涉仪10中的光的平均波长。优选地，在此情况下在样品1的至少100个不同深度被反射的光被探测器30检测。尤其优选的是，所述光学路程周期性地以明显大于耦合输入到干涉仪10中的光的平均波长的幅度被改变。用所述光学路程或以所述幅度对参考反射镜16的光学距离的改变优选是耦合输入到干涉仪10中的光的平均波长的至少100倍，尤其是至少1000倍。基于在该距离变化情况下的大路程，参考反射镜16的该运动也被称为宏观运动。
[0065] 由于一般必须分别在多个时刻扫描干涉图案的各个周期，因此在样品1的深度方向上的最大可能扫描速度取决于探测器30的最大可能扫描速率。在使用具有高空间分辨率、也就是具有每长度单位大量探测器元件的快速探测器阵列的情况下，最大扫描速率典型地位于大约1kHz的范围中。这在耦合输入到干涉仪中的光的平均波长例如为1300nm的情况下，当对于干涉结构的每个周期记录4个点时，导致针对深度扫描的最大速度为大约0.1mm/s。
[0066] 为了提高深度扫描的速度，在当前的OCT装置中对于待检测的光用可以比多普勒频率fD大或小直至40%的频率来调制探测器30的灵敏度的时间变化曲线，其中多普勒频率fD通过耦合输入到干涉仪10中的光的平均波长λ0和可移动参考反射镜16的速度v被如下给出：fD=2v/λ0。该调制的典型频率位于1kHz与25kHz之间的范围中。特别优选的是，探测器灵敏度的调制频率不等于多普勒频率fD。
[0067] 在此情况下，被样品1反射并且落在探测器30上的光与探测器30的经过调制的灵敏度叠加，使得探测器30在检测落在探测器30上的干涉图案时产生低频差拍信号（Schwebungssignal）而不是具有多个周期的高频干涉信号，所述低频差拍信号具有比该高频干涉信号明显少的周期。因此与在扫描高频干涉信号而不调制探测器30的灵敏度的情况下相比，在扫描该差拍的情况下每时间单位需要明显更少的扫描时刻而不在此情况下丢失相关信息。在探测器30的给定最大扫描速率的情况下，这导致针对所述系统的深度扫描的最大速度可以被提高到多倍。
[0068] 探测器30的灵敏度例如可以被直接或用布置在探测器30前的可控制电子快门调制。替换或附加地，在探测器30之前的光学元件的特性、例如探测器物镜对于被样品1反射的光的穿透性可以被调制。由此与具有恒定探测器灵敏度的系统相比，扫描速度被提高到4倍或甚至8倍。
[0069] 参考反射镜16的运动速度优选与探测器30的灵敏度调制的频率处于固定关系并且尤其是被选择为，使得在形成的差拍信号的周期持续时间内整数个扫描时刻、优选4个扫描时刻适合。
[0070] 通过这种方式扫描的差拍信号还必须在可视化之前被处理，因为在这些信号中还包含干涉信息。应当被可视化的主要信息是相应干涉的深度位置和幅度，但是不是干涉结构本身。为此必须对差拍信号解调，其方式是例如通过傅里叶或希尔伯特（Hilpert）变换确定差拍信号的所谓包络。
[0071] 由于差拍信号的相位一般是未知的并且该相位对于来自不同深度的不同差拍信号也可以是不同的，因此采用与相位无关的数字解调算法。优选地，为了用每周期4个扫描时刻扫描干涉信号使用所谓的90°相移算法。由此实现对差拍信号的快速解调。
[0072] 优选地，探测器30的灵敏度调制的周期包括两个子周期，其中在第一子周期期间该探测器对于待检测的光是灵敏的，并且在第二子周期期间该探测器对于待检测的光是不灵敏的。一般地，第一和第二子周期是相同长度的。但是可能有利的是，将第一和第二子周期的持续时间构成为不同长的。这例如当从光源20发出或耦合输入到干涉仪10中的光和/或被样品1反射的光的强度相对较小时适用。在这些情况下，第一子周期可以被选择为，使得其持续时间比第二子周期的持续时间长。通过这种方式，即使在光强度小的情况下除了高深度扫描速度之外也保证高的信噪比并由此保证高的图像质量。
[0073] 替换于探测器30的灵敏度，还可以在时间上调制耦合输入到干涉仪10中的光的强度，其中在优选实施以及有利的作用方面针对上述探测器灵敏度调制的阐述对应地适用。
[0074] 辐射源21优选包括螺旋形导线，该螺旋形导线被透明的包封、优选由玻璃制成的包封包围。优选地，辐射源21被构造为卤素白炽灯、尤其是钨-卤素白炽灯，其中作为导线使用钨导线并且用包含例如碘或溴的卤素的气体填充所述包封的内部。通过施加电压使螺旋形导线发光，由此该螺旋形导线发送空间不相干的光。在本发明意义上空间不相干的光可以被理解为以下光，该光的空间相干长度小于15μm并且尤其是仅为小的几微米，即在大约1μm与5μm之间。
[0075] 由辐射源21产生的空间不相干的光穿过光学滤波器22，该光学滤波器被构造为带通滤波器并且基本上仅对在可预先给定的光谱带宽内的光是可穿透的。光学滤波器22具有钟形或高斯形的光谱滤波特性，其中只有由辐射源21产生的光的以下光谱光分量可以穿过该光学滤波器22，该光谱光分量在预先给定的带宽内位于所述钟形或高斯形光谱滤波特性的平均波长附近。
[0076] 在本发明意义上的高斯形光谱滤波特性可以被理解为，光学滤波器22对于具有特定波长λ的光的穿透性与 成比例，其中λ0说明光学滤波器22具有其最大穿透性时的波长，并且Δλ表示标准偏差，该标准偏差与高斯形穿透性变化曲线的半值宽度FWHM如下关联：FWHM≈2.35·Δλ。
[0077] 钟形光谱滤波特性可以被理解为光学滤波器22的穿透性的光谱变化曲线，其可以通过高斯形变化曲线近似和/或与高斯形变化曲线仅偏离到以下程度，即该光谱变化曲线的傅里叶变换具有基本上高斯形的、没有次级最大值或者只有少量非常低的次级最大值的变化曲线，该非常低的次级最大值的高度最大是该傅里叶变换的最大值的5%。
[0078] 通过使用先验地产生空间不相干的光的辐射源21，在借助二维位置分辨的探测器30检测被样品1反射的光时避免由于来自被检查的样品1内的不同地点的光束的相干串扰而出现所谓的虚影。由此可以放弃在使用空间相干的辐射源情况下通常需要的用于破坏空间相干性的附加装置。
[0080] 通过具有高斯形或钟形滤波特性的光学滤波，由辐射源21产生的光被转换为具有优选多于大约6μm的时间相干长度的时间部分相干光。这在所描述的所谓时域OCT类型的OCT装置情况下特别有利，因为一方面通过借助通过光学滤波器22实现的带通滤波器对光进行滤波实现由样品1检测的图像的高横向分辨率并且另一方面通过光学滤波器22的高斯形或钟形光谱滤波特性避免在对用探测器检测的干涉图案进行傅里叶变换时出现干扰性的次级最大值，所述次级最大值将会引起其它虚影的出现，其中在所描述的OCT装置情况下干涉仪10中的参考臂13的长度被改变并且借助优选二维的探测器30连续检测所出现的干涉的强度。
[0081] 总之，利用所描述的OCT装置通过简单的方式获得具有高分辨率和图像质量的OCT图像。
[0082] 在所示出的示例中，光学滤波器22布置在辐射源21与由两个透镜23和24形成的输入侧光学系统之间。但是原则上还可以将光学滤波器22设置在两个透镜23和24之间而或者在透镜24与光导体26的输入区域25之间。原则上，当落在光学滤波器22上的光束仅具有小的发散或者尤其是彼此平行伸展时，光学滤波器22的布置是特别有利的，因为由此一方面减少了在光学滤波器22的交界面处的反射损失并且另一方面减小了由于光折射导致的射线错移。因此在所示出的示例中，光学滤波器22在光学系统的两个透镜23与24之间的布置是特别优选的。
[0083] 但是替换或附加地，还可以将光学滤波器22直接安置在辐射源21的包封上。这具有以下优点：可以放弃附加的滤波器构件。
[0084] 但是替换或附加地，还可以将光学滤波器22布置在光导体26的输出区域27与照明臂12之间，例如在位于光导体26的输出区域27与照明臂12的输入端之间的光学系统28的透镜之前或之间。
[0085] 在一种简单和特别可靠的变型中，光学滤波器22包括吸收滤波器—尤其是所谓的实心玻璃（Masseglas）—和干涉滤波器，其中在实心玻璃上施加多个、优选在大约30和70个之间的具有不同折射率的薄层，例如通过蒸发来施加，由此获得干涉滤波器。
[0086] 对于光学滤波器22被集成到辐射源21的包封内的情况，光学滤波器22优选通过将这样的干涉层施加到包封上来实现。但是替换或附加地，还可以为透镜23,24或光学系统28的透镜中的一个或多个配备对应的干涉滤波器。
[0087] 2、OCT装置的运行模式
[0088] 所描述的OCT装置可以在三个不同的运行模式中被运行。这些运行模式是两个实时模式以及一个静态运行模式，在实时模式中利用每秒至少一个图像、优选每秒大约5至10个图像的高速率产生样品1的OCT图像。
[0089] 在第一运行模式、也就是实时模式1中，实时地产生样品1的二维深度截面（所谓的切片）。这通过以下方式实现，即作为探测器30使用CMOS相机，该CMOS相机允许调整所谓的感兴趣窗（WOI），在所述感兴趣窗的情况下仅仅探测器30的一个子面对光是敏感的并且将该光转换为对应的探测器信号。敏感的相机面的减少与相机速度的明显提高相关联，从而在所述调整的情况下可以每秒产生比在全图像模式中更多的相机图像。
[0090] 在实时模式1中优选选择在一个方向上与总相机长度或宽度对应（例如640个像素）并且在另一个方向上具有—通过相应相机类型给定的—最小可能数量的像素（例如4个像素）的WOI。由此将相机的速度提高到以下程度，即可以实时地记录OCT图像。
[0091] 优选地，这与上述的探测器30的灵敏度的调制或耦合输入到干涉仪10中的光或由干涉仪10输出的光的强度的调制相组合地被实现。
[0092] 图2示出具有探测器面A1的探测器30作为示例，该探测器面包括第一数量N1个布置在平面中的探测器元件31并且具有长度c1和宽度b1。在上述WOI调整的情况下，光仅被位于探测器面A1的子面A2中的探测器元件31检测并且被转换为对应的探测器信号。子面A2的探测器元件31的第二数量N2小于整个探测器面A1的探测器元件31的第一数量N1。探测器面A1或子面A2的长度c1和c2相同大小，而探测器面A1或子面A2的宽度b1和b2是不同的。
[0093] 在所示出的示例中，子面A2仅4个像素宽，而探测器面A1是512个像素宽。因此，探测器面A1的敏感面被减小到1/128，这显著缩短为了检测干涉图案以及将该干涉图案转换为对应的探测器信号而需要的持续时间。
[0094] 如在图3中所示的，在该示例中代替全三维断层影像而仅获得来自样品1的所观察的空间元素R的四个（与子面A2的4个像素列对应）二维深度截面S（所谓的切片）。基于在第一运行模式中获得的切片，也将该模式称为切片模式。
[0095] 为了进一步图解，图3的左侧部分示出人类皮肤的模型，在该模型中示例性地绘入在运行模式1中优选实时地记录的二维深度截面或切片的平面。
[0096] 在第二运行模式、也就是实时模式2中，如在图4中所示，产生来自样品1的所观察的空间元素R的特定深度T的二维断层影像F，其中该深度T可被自由选择。在此情况下，探测器30的整个探测器面A1被用于检测被样品1反射的光并且将该光转换为对应的探测器信号，但是其中分别仅考虑最多5个相机图像来用于计算断层影像F。为此使干涉仪10中的参考反射镜16在与分束器11的特定距离的情况下以大约1μm的幅度周期性地围绕该距离运动，而记录直至5个相机图像，这些相机图像然后被计算成OCT图像。通过这种方式可以用高的重复速率、尤其是实时地产生断层影像F。与参考反射镜16的上述宏观运动相比，在此情况下是参考反射镜16的微观运动。
[0097] 通过参考反射镜16的宏观运动—必要时与下面还要继续更详细描述的对在样品中特定深度T中借助位于样品臂14中的样品光学系统聚焦的光的焦点跟踪组合地，可以自由选择深度T，从该深度T获得断层影像F。
[0098] 基于在基本上垂直于落在样品1上的光的方向伸展的平面中的在第二运行模式中获得的、穿过样品1的二维截面F，第二运行模式也被称为正面模式。
[0099] 为了进一步图解，图4的左侧部分示出人类皮肤的模型，在模型中示例性地绘入在运行模式2中、优选实时地记录的二维断层影像或正面图像的平面。
[0100] 在第三运行模式、即静态模式中，借助参考反射镜16的宏观运动与焦点跟踪组合地记录完整的三维数据组。
[0101] 在耦合输入到干涉仪10中的光的平均波长处于例如1μm的范围内的情况下，参考反射镜16的宏观运动的光学路程长度或幅度至少在大约01.mm处，优选至少在大约1mm处。
[0102] 与参考反射镜运动的常见微观幅度处于耦合输入的光的平均波长的分数（Bruchteilen）、也就是直至典型地1μm的数量级相反，在所描述的OCT装置情况下进行在从0.1mm直至几毫米的数量级的参考反射镜16的宏观运动。
[0103] 在参考反射镜16的宏观线性运动期间，被样品1反射的光经由干涉仪10被转发至二维探测器30，并且由该二维探测器连续地在多个时刻检测分别达特定的持续时间以及转换为对应的探测器信号，所述特定的持续时间与探测器30的积分时间对应。
[0104] 为了能够在被参考反射镜16反射的光与被样品1反射的光之间出现干涉，必须满足所谓的相干条件，所述相干条件尤其是表明，分别被反射的光波必须彼此间具有恒定的相位关系，以便能相互干涉。由于使用具有典型为10μm或更小的非常短的相干长度的光，恒定相位关系的条件仅在样品1的特定深度或深度范围中得到满足，所述特定深度或深度范围也被称为相干门（Gate）。
[0105] 在此，在宏观运动期间参考反射镜16的每个位置都与样品1内的特定深度或围绕该特定深度的深度范围对应，对于该特定深度或深度范围所述相干条件得到满足，从而在被参考反射镜16反射的光与被样品1反射的光之间可以出现干涉。
[0106] 在参考反射镜16的周期性运动的情况下，参考反射镜16的周期性运动的两个半周期可以分别被用于记录探测器信号。
[0107] 通过这种方式，通过探测器30连续地记录来自样品1的不同深度的二维截面。这在图5中图解，在图5中代表多个二维截面地示出穿过样品1的空间元素R的第一、第二和第三二维截面F1，F2或F3。这样的二维截面与参考反射镜16在方向a上穿过样品1的所观察的空间元素R的宏观运动同步地“漫游”，而不必运动该样品本身。
[0108] 每个截面F1，F2或F3处于样品1的深度T1，T2或T3，在该深度中分别满足所述相干条件，从而在被参考反射镜16反射的光与被样品1反射的光之间可以出现干涉。由此，参考反射镜16的宏观运动与被样品1反射的光的连续二维检测组合地具有三维深度扫描的作用。
[0109] 一方面参考反射镜16的宏观线性运动与另一方面利用二维探测器30对被样品1反射的光的检测的上述组合能够实现对样品1的期望空间元素R的完整三维数据组的要简单实现的和快速的记录。
[0110] 在此情况下，通过参考反射镜16的宏观运动获得三维断层影像来代替来自特定深度的仅二维图像。在此，为了记录三维数据组，样品1不再需要相对于第二干涉仪20运动。这使得所描述的OCT装置紧凑、可靠和简单地可运用，从而其特别适合用在体内。
[0111] 为了进一步图解，图5的左侧部分示出人体皮肤的模型，在该模型中示例性地绘入空间元素，在运行模式3中从该空间元素记录三维断层影像。
[0112] 3、焦点跟踪
[0113] 上述OCT装置被设计为，使得在参考反射镜16的运动的全行程、也就是波长或双重幅度期间始终获得具有足够高强度和高清晰度的干涉信号。此外通过下面更详细描述的焦点跟踪，保证干涉信号以及所检测的干涉图案的清晰度对于样品1中的所有深度都是最大的。
[0114] 为此，在检测被样品1反射的光期间，干涉仪10的位于样品臂14中的成像光学系统的焦点、也即聚焦点（Brennpunkt）被按照以下方式调整，即该焦点在样品1中的位置和以下平面在样品1中的位置在记录样品1的空间元素R的断层影像期间在所有时间都是基本上相同的，在所述平面中在光反射的情况下满足所述相干条件并且出现干涉。下面借助图6a和6b来图解这一点。
[0115] 图6a示出其中样品臂14中在此仅简化地显示为透镜的样品物镜14a的焦点f位于样品1的不与相干门K的位置一致的深度中的情况。由此，在深度Ti中的相干门K内检测的穿过样品1的截面未被精确清晰地成像在探测器30上（参见图1），从而在检测干涉时可能增加信息损失。
[0116] 而在图6b中示出其中样品物镜14a的焦点f被调整为使得该焦点位于深度Ti中的干涉门K内的情况。根据相干门K的相应深度Ti对样品物镜14a的焦点f的该跟踪被称为焦点跟踪。通过这种方式，干涉仪10在深度扫描期间被清晰地调整到样品1的不同深度Ti中的干涉门K的相应位置上，从而从样品1的每个深度获得具有高清晰度的图像。
[0117] 最大光学扫描深度Tm说明，直到样品1的表面下方的什么深度处满足针对相长干涉的干涉条件并且获得对应的干涉图案。
[0118] 在图6a和6b中简化示出的样品物镜14a优选包括多个透镜，这些透镜可以单个和/或成组地朝着样品1或远离该样品1的方向上运动。为此例如设置压电执行器，尤其是超声压电马达，该压电执行器与样品物镜14a或透镜耦合并且该样品物镜或这些透镜沿着一个或多个导向装置、尤其是导向杆或导向槽运动。
[0119] 样品物镜14a或透镜的运动优选与干涉仪10中的参考反射镜16的宏观运动同步地进行（参见图1）。通过这种方式，样品物镜14a的焦点f跟随相干门G，而该相干门连续地经过样品1的不同深度T1，T2或T3，借助探测器30分别从这些深度记录二维截面F1，F2或F3（参见图5）。
[0120] 一方面参考反射镜16的宏观运动和焦点跟踪的同步化与另一方面二维探测器30组合地保证在样品1的不同深度对多个清晰的二维图像截面的特别简单和快速的记录，并由此保证对具有高图像质量的全三维图像数据组的检测。
[0121] 由于干涉仪10和样品臂14中的光学成像被连续地彼此协调，所以由探测器30检测的干涉信号对于样品1的每个深度都是最大的，从而得到非常高的信噪比。此外由此确保对样品1中所有深度的横向分辨率是最佳的，因为成像的焦点f始终位于相干门K中。由此获得具有高对比度的忠实于细节的OCT图像。
[0122] 有利地，样品物镜14a的一个或多个透镜在样品1方向上的运动的速度v2小于参考反射镜16的运动的速度v1。优选的，在此情况下参考反射镜16和透镜的速度的比例v1/v2被选择，该比例近似等于2·n-1或围绕该值处于直至大约±20%，优选直至大约±10%。由此以特别高的可靠性使焦点f和相干门G的位置彼此协调。
[0123] 通过上述对参考反射镜12与透镜42的速度的比例v1/v2的选择保证：相干门K和焦点f在深度扫描期间在所观察的整个深度区域中上下叠置。在具有折射率n=1.4的样品的上面示例中，所述速度的比例v1/v2处于大约（2·1.4-1）±20%的范围中，也就是在大约1.44与2.16之间，并且优选大约为2·1.4-1=1.8。
[0124] 4、三线内插
[0125] 为了进一步改善对诊断信息的识别，例如在皮肤病学领域中为了更好地识别在皮肤中具有超过大约10μm大小的空腔或肿胀，可以使用上述OCT装置或方法获得的OCT图像经受内插。
[0126] 在此情况下，在利用上述OCT装置或方法获得的OCT图像、尤其是实时图像情况下特别有利的内插方法是所谓的三线内插，其中在三维空间中对在对象的彼此平行伸展的平面中记录的至少两个二维初始图像的初始图像值进行内插，使得获得二维最终图像。下面将具体地更详细阐述。
[0127] 三线内插是一种用于在三维规则栅格、也就是在所有三个空间方向上具有相同栅格常量的栅格中进行多变量内插的方法。这借助在图7中示例性示出的栅格被图解出。从位于立方体的8个角C000至C111处的初始图像值的内插中分别推导出位于该立方体的中心C的内插值。
[0128] 相应的初始图像值来自在对象的不同平面中记录的初始图像。这些初始图像值是在对应二维初始图像中不同地点处的光强度值。例如，具有坐标C000、C001、C011和C010的初始图像值、也就是光强度值来自沿着第一深度截面S（参见图3）在运行模式1中记录的第一实时图像，并且具有坐标C100、C101、C111和C110的初始图像值、也就是光强度值来自沿着与之以栅格常量的距离相间隔的第二深度截面S（参见图3）在运行模式1中记录的第二实时图像。在替换的示例中，具有坐标C000、C010、C110和C100的初始图像值来自第一二维断层影像F（参见图4）形式的在运行模式2中记录的第一实时图像，并且具有坐标C001、C011、C111和C101的初始图像值来自与之以栅格常量的距离相间隔的第二二维断层影像F（参见图4）形式的在运行模式2中记录的第二实时图像。
[0129] 对于利用上述OCT装置或方法获得的OCT图像、尤其是实时图像的三线内插，在所有三个空间维度中选择相同的分辨率。
[0130] 在由现有技术已知的OCT系统情况下，这不能无分辨率损失地实现，因为大多仅可以实现相对高的轴向（也就是纵向，在落在对象上的光的方向上）分辨率，而横向（横的，垂直于落在对象上的光的方向）分辨率大多明显更小。因此在所有三个空间方向上选择相同的分辨率只能通过降低轴向分辨率实现，但是由于大的信息损失这一般不是值得期望的，因为于是不再能分辨小的对象。此外，在由现有技术已知的OCT系统情况下不能同时或至少几乎同时地记录两个二维图像。这尤其适用于正面图像和扫描系统。由此实时的三线内插几乎是不可能的，因为于是运动伪影也变得是相关的。
[0131] 相反，在利用上述OCT装置或方法获得的OCT图像情况下，三线内插既当在运行模式1和2中检测的二维实时图像（切片或正面）的情况下是可能的，又可用于对在静态运行模式3中获得的三维断层影像进行后处理。
[0132] 在上述OCT装置情况下，轴向（也就是纵向）分辨率基本上通过光源20的光谱带宽和待检查对象1的折射率来确定，而横向（也即横的）分辨率基本上通过探测器30的探测器元件31的光学成像和大小（参见图1和图2）来确定。
[0133] 上述OCT装置被协调为，使得横向和轴向分辨率几乎相同并且非常高。优选地，该分辨率在所有三个维度中都处于大约3μmx3μmx3μm处。
[0134] 这对横向分辨率尤其是通过上述焦点跟踪来实现并且对轴向分辨率尤其是通过使用光源20来实现，所述光源20与高斯滤波器22组合地包括作为辐射源21的卤素灯。
[0135] 此外优选的是，干涉仪10（参见图1）的成像光学系统、尤其是样品物镜14的景深比初始图像值的“栅格距离”、也就是在三个维度中的初始图像值的空间距离大。由此在任何情况下都保证始终用高精度检测初始图像值。
[0136] 此外，优选考虑以下事实：对干涉信号的扫描必须高到足以不违反所谓的扫描理论。这将在下面更详细阐述。
[0137] 图8示出用于图解与在深度T方向上的物理分辨率41相比在对象的深度T方向上扫描干涉图案40的简图。在上述OCT装置或方法情况下，优选干涉图案40的每个干涉周期分别扫描4个点42。在此情况下，干涉周期是耦合输入到干涉仪中的光的半个（平均）波长那么长（这在大约1.3μm的平均波长情况下对应于大约0.65μm）。由此导致，两个扫描点42的距离43大约是0.163μm。但是在空气中的物理分辨率41大约是4μm。这意味着，在深度方向T上的大约24个相继的行包含几乎相同的物理信息并且因此在没有显著信息损失的情况下可以被组合成一行。这又导致，在所有三个维度中得出的体积图像点（所谓的体素）具有几乎相同的伸展，也就是基本上对应于立方体。初始图像值在此例如对应于来自原始初始图像值的平均值或中值。
[0138] 图9图解上述在对象的深度T方向上在多个相继的行44中扫描的原始初始图像值组合成仅具有一个初始图像值和行高度（也就是在深度方向T上的纵向伸展45）的行，所述行高度对应于垂直于深度方向T的行的图像点（像素）的横向伸展46。
[0139] 在其中实时记录切片的运行模式1中，在三线内插时同时读取探测器30的两个相邻的行。在图2中示出的探测器30的示例中这意味着，探测器30的子面A2的宽度b2被选择为，使得该宽度在探测器30的宽度方向上仅在两个探测器元件31上延伸。于是子面A2仅包括2x640个探测器元件31，这些探测器元件在参考反射镜16的宏观运动期间（参见图1）被连续读取并且按照上述方式被计算为二维最终图像。
[0140] 这借助图10图解出。两个深度截面形式的、两个在对象深度T方向上记录的初始图像S（参见图3）通过三线内插被组合成最终图像S’。
[0142] 在其中实时记录正面图像的运行模式2中，位于中间位置的参考反射镜16（参见图1）仅执行大约+/-5μm至+/-40μm的微观的、优选振荡的运动。在此情况下，样品物镜14的位置或光学成像特性优选被调整为，使得该样品物镜具有在通过参考反射镜16的宏观移动预先给定的中间深度位置中的聚焦点。在实时记录的正面图像的三线内插情况下，与没有三线内插的运行相比，分别检测在参考反射镜16的两个不同位置处的两个正面图像形式的两个初始图像，并且计算为正面图像形式的一个二维最终图像。
[0143] 这将借助在图11中示出的图表来图解，该图表示出参考反射镜16的位置P在时间t上的变化曲线。
[0144] 在图11的图表的左侧部分中示出没有三线内插的情况。在此情况下，在运行模式2中获得来自对象中特定深度的断层影像形式的二维初始图像F，其方式是在参考反射镜16的5个关于中间位置P0对称放置的位置P情况下测量。
[0145] 在图11的图表的右侧部分中图解出三线内插的应用。获得两个二维初始图像F，其方式是分别在参考反射镜16的5个位置P情况下测量。这5个位置P分别关于位置P1或P2对称，所述位置P1或P2优选本身关于参考反射镜16的中间位置P0对称。在此情况下，参考反射镜16的位置P1和P2的距离47通过轴向和/或横向像素大小45或46（参见图9）来确定。在位置P1和P2的优选对称放置（Lage）的情况下，对象中的对应断层影像F分别在中间深度位置上方或下方的半个像素大小周围。于是通过这种方式记录的两个初始图像F经受三线内插，在该三线内插情况下获得最终图像F'。
[0146] 优选地，在干涉仪10（参见图1）中光学成像的景深被选择为，使得该景深大于半个体素大小。因此，在优选体素大小为3μm的情况下，景深必须大于1.5μm。
[0147] 由于所描述的在运行模式2中对两个初始图像的检测直接相继地进行，典型地以大约0.014秒的时间间隔进行，因此在传感器头与对象、尤其是皮肤之间在记录两个原始初始图像之间的可能相对运动对所获得的初始图像的影响几乎被排除或者小得可忽略的。
[0148] 优选地，传感器头在记录图像时与待检查对象、尤其是皮肤的表面直接接触，由此大大地减小了相对运动的概率。这尤其是在记录人类或动物皮肤的图像时是特别有利的，因为人类或动物皮肤一般是有弹性的并且尤其是在施加凝胶时粘附在传感器头的尖顶处，从而传感器头的轻微的侧向运动或轻微的倾斜大多不导致皮肤与传感器头之间的相对运动。
[0149] 在其中记录静态的三维断层影像的运行模式3中，如上更详细描述的，在探测器灵敏度调制一方与待检测的干涉信号另一方之间产生差拍。由此在深度方向上的各个扫描点的距离比在运行模式1中更大，从而将对应更少的扫描点、优选在6个至10个之间、尤其是8个扫描点组合，以获得立方体形的三维图像元素（体素）。
[0150] 图12与对应的最终图像（右侧）相比示出初始图像（左侧）的示例，该最终图像是通过所描述的内插获得的。该最终图像相对于该初始图像有不太强烈的噪声，并且因此显得“更柔和”或“更平滑”。在为了诊断目的在图像的解释方面比较时，尤其是在皮肤病学的领域中已经证明，从通过三线内插获得的最终图像中可以更快和更安全地提取分别相关的诊断信息。这尤其适用于具有典型超过10μm的大小的空腔或非均匀性。
[0151] 上述用于三线内插的实施也对应地适用于三重三次内插（trikubische Interpolation），其中初始值不通过线性函数而是通过三次函数被内插。
[0152] 5、用于光学相干断层扫描的系统
[0153] 图13示出用于执行本发明用于光学相干断层扫描的方法的系统50的示意图。该系统50包括外壳51、键盘53形式的输入装置、计算机鼠标54以及脚开关装置55，该脚开关装置具有左侧的、中间的和右侧的脚开关55l、55m和55r。外壳51在所示出的示例中可行驶地构造，其方式是该外壳配备有滚轮56。
[0154] 此外设置测量头57，该测量头经由电缆58或电缆管道或电缆管与外壳51连接。在该测量头的静止位置，测量头57插入设置在外壳51处或外壳51中的测量头支架中，在记录OCT图像期间可以从该测量头支架中取出该测量头，这在该图中通过虚线示出的测量头57或虚线示出的电缆58表示。
[0155] 该系统包括平板显示屏形式的显示装置52，在该平板显示屏上可以显示通过将测量头57放置到对象上、尤其是患者皮肤上被检测的OCT图像60和61。在该图中所示的示例中，第一OCT图像60是基本上垂直于被检查对象的表面伸展的深度截面，该深度截面是在上述运行模式1中被记录的，并且第二OCT图像61是二维断层影像，该二维断层影像基本上平行于被检查对象的表面伸展并且是在上述运行模式2中被记录的。
[0156] 在第一OCT图像60的区域中，在显示装置52中显示直线62，该直线可以在所表示的双箭头的方向上向上或向下移动，其方式是例如借助输入装置53,54或55选择直线62相对于第一OCT图像60的对应位置。系统50被配置为，使得根据在所显示的第一OCT图像60中直线62的所选择的位置在被检查对象中自动确定垂直于所显示的第一OCT图像60伸展的平面，并且在那里记录二维断层影像，该二维断层影像然后作为第二OCT图像61被显示。
[0157] 第一OCT图像60优选是所谓的切片，而第二OCT图像61优选是所谓的正面图像，该正面图像是在与第一OCT图像60中的直线62对应的平面中被记录的。
[0158] 在显示装置52的显示屏上还显示沿着直线可移动的开关符号形式的深度选择显示器63，该开关符号指示通过选择直线62相对于所显示的第一OCT图像60的位置而选择的深度。替换或附加地，该深度也可以以数值的形式加以说明。
[0159] 在显示装置52中还可以设置一个或多个其它选择显示器。在所示出的示例中，设置指示待检查对象的一个或多个特性的选择显示器64。这些特性优选通过操作者在记录对应的OCT图像之前选择和输入。在皮肤病学应用中，在此情况下例如是用于表征相应患者的皮肤湿度的参数。在对应的选择显示器64中，对应的开关符号于是可以沿着直线连续地或以预先给定的步长在左侧的“干燥皮肤”与右侧的“湿润皮肤”位置之间运动。
[0160] 在测量头57中，集成了在图1中示出的包括光学系统28和探测器30在内的干涉仪10。包括两个透镜23和24形式的输入侧光学系统在内的光源20优选被集成在系统50的外壳
51中。将光源20一方与干涉仪10另一方相互耦合的光导体26在这种情况下在电缆58内从外壳51被引导至测量头57。此外在电缆58中引导电线路，所述电线路一方面用于向测量头57供应能量并控制测量头57以及另一方面将在检测OCT图像时产生的、探测器30的探测器信号从该探测器导入外壳51中，在此处所述探测器信号被输送给处理装置（未示出）。
51中。将光源20一方与干涉仪10另一方相互耦合的光导体26在这种情况下在电缆58内从外壳51被引导至测量头57。此外在电缆58中引导电线路，所述电线路一方面用于向测量头57供应能量并控制测量头57以及另一方面将在检测OCT图像时产生的、探测器30的探测器信号从该探测器导入外壳51中，在此处所述探测器信号被输送给处理装置（未示出）。
[0161] 在图13中仅强烈示意化示出的测量头57在图14中被详细示出。在测量头57的测量头外壳57a的下部区域中设置手柄57b，通过该手柄，测量头57可以由操作人员从外壳51处或外壳51中的测量头支架中取出或又插入测量头支架中，并且在记录OCT图像时被放置在对象上并且必要时沿着该对象引导。在此情况下，利用位于测量头外壳57a的前端部处的接触面57c将测量头57与待检查的对象、尤其是患者的皮肤接触。
[0162] 在接触面57c的中部设置窗口57d，光可以穿过该窗口从位于测量头57中的干涉仪10（参见图1）的样品臂14射出并且在此可以照射待检查的对象。在对象的不同深度被反射和/或散射回的光穿过该窗口57d又入射到干涉仪10的样品臂14中并且可以在那里，如上面已经详细示出的那样以干涉现象的形式被检测和分析。
[0163] 在测量头外壳57a处还设置优选发光显示器形式的状态显示装置57e，通过该状态显示装置例如指示系统50和/或测量头57准备就绪用于检测OCT图像。
[0164] 在测量头外壳57a的后端部的区域中，电缆58连接到测量头57上，所述电缆58也可以被构造为电缆通道或电缆管道。
[0165] 利用上述用于光学相干断层扫描的系统50可以记录对象、尤其是人类皮肤的三和二维横截面图像，其中可以达到进入人类皮肤中直至大约1mm的侵入深度并且被检查的皮肤区域的面积大小具有大约1.8x1.5mm的典型尺寸。由于在所述系统50中所使用的具有优选大约1.3μm的平均波长的红外辐射，可以排除例如在使用X射线辐射时患者的辐射负担。此外，利用所述系统50检测的OCT图像具有高分辨率并且允许具有直至3μm大小的各个对象结构的显示。利用系统50检测的OCT图像特别也可以被用于测量不同结构的绝对几何伸展、也就是其大小。
[0166] 尽管没有明确示出，系统50包括用于根据本发明控制系统50、尤其是光学相干断层扫描装置或用于执行上面和下面描述的流程的控制装置。该系统还包括用于处理不同数据、包括上述对初始图像值进行内插的处理装置。所述控制装置和/或所述处理装置优选被集成在系统50的外壳51中。
[0167] 6、工作流、深度和横向导航
[0168] 下面借助典型的和/或优选的流程（所谓的工作流）示例性描述用于光学相干断层扫描的系统50的作用方式和运用。在此说明在这种情况下所实现的优点。
[0169] 图15示出显示装置在管理模式下的显示屏70的内容，所述系统在启动之后自动处于该管理模式中。合适符号、例如绿色圆盘形式的状态显示器71指示所述系统准备就绪。优选地，同时通过激活设置在测量头57处的状态显示器57e指示所述系统尤其是对于OCT图像的记录的准备就绪。由此操作人员能够单独借助显示屏70上的状态显示器71或借助测量头57处的状态显示器57e来识别所述系统的准备就绪。
[0170] 在输入区72中可以输入关于待检查对象、尤其是关于患者的信息。优选地，在此情况下将所述系统配置为，使得当输入区72中所要求的信息中的至少一个、例如至少患者的姓氏被输入时，才可以记录OCT图像。
[0171] 由此，在输入区72中输入的信息—尤其是名和姓氏、患者标识号以及出生日期如在图16中示例性图解的那样在显示屏显示器70的上部区域中的对应区72'中显现。
[0172] 一旦从位于所述系统的外壳51处或外壳中的测量头支架中取出测量头57，则所述系统在运行模式1（所谓的切片模式）中自动启动。在使测量头57的接触面57c与患者的皮肤接触之前，在测量头57的接触面57c上施加光学凝胶，该光学凝胶一方面负责消除在皮肤与测量头57的窗口57d之间的激烈的折射率过渡（所谓的指数匹配（Index-Matching））并且另一方面均衡皮肤表面处的不平坦性。优选地，被施加到接触面57c上的光学凝胶的量根据应用情况在大约2μl至10μl之间。
[0173] 在施加了凝胶之后，测量头57的接触面57c由操作人员向患者的待检查皮肤区域按压并且稍微地在该皮肤区域上来回运动，以实现光学凝胶的有益分布。
[0174] 由于所述系统已经直接在从测量头支架中取出测量头57之后处于切片模式中，因此直接在建立与待检查皮肤区域的接触之后检测切片图像73并且在显示屏70的中部区域中显示，如在图17中图解的那样。在显示屏70的右侧区域中设置显示器74，在该显示器74中可以调整或指示分别被检查的皮肤的皮肤类型。优选地，在此情况下是表征被检查皮肤区域的湿度含量的参数。在这种情况下，对应的开关符号可以由操作人员在介于“干燥皮肤”与“湿润皮肤”之间的刻度上分级地或者也无级地运动。通过选择该参数，确定样品物镜14a的一个或多个透镜或参考反射镜16（参见图1以及图6a和6b）运动的速度的比例，以保证最佳的焦点跟踪。
[0175] 在记录图17中所示的切片图像73时，选择显示器74的开关符号的、大致位于所述刻度中部上方的位置，该位置与更湿润的皮肤对应。作为结果获得明亮的和相对富有对比度的切片图像73。
[0176] 与此相比，在图18中所示的切片图像75在参数调整情况下被检测的，在该参数调整情况下显示器74的开关符号位于所述刻度中部的下方，这与更干燥的皮肤对应。如在图18中明显可识别的，在该调整情况下所记录的切片图像75的对比度相对于在图17中示出的切片图像73明显更小。这由此可以被阐述：在皮肤的不同深度记录切片图像75时样品物镜
14的焦点不是或不总是位于相应相干门的区域中。对于其它细节参照上面结合焦点跟踪的实施。
14的焦点不是或不总是位于相应相干门的区域中。对于其它细节参照上面结合焦点跟踪的实施。
[0177] 从在对应于皮肤湿度的参数的最佳调整情况下获得的切片图像73（参见图17）出发，可以通过操作对应的开关，优选通过长时间按压中间的脚开关55m（参见图13）而从切片模式切换到正面模式中，在该正面模式中，如在图19中图解的那样，切片图像73在显示屏70的右侧区域中缩小地被显示（所谓的缩略图），并且同时在运行模式2、即所谓的正面模式中记录的正面图像76在显示屏70的中部区域中被显示。所显示的正面图像76优选是以每秒至少一个图像的重复速率记录和更新的实时图像。而在显示屏70的右侧区域中切片图像73的缩小显示是例如与在切片模式（参见图17）中最后实时记录和显示的切片图像对应的静态图像。
[0178] 在皮肤中的记录所显示的正面图像76的深度可以通过操作人员经由在显示屏70处示出的深度选择开关77选择，其方式是对应的开关符号例如借助计算机鼠标54、键盘53和/或脚开关装置55（参见图13）被操作。优选地，特定深度的调整或选择通过左侧的脚开关55l来进行，该脚开关55l被构造为翻转开关并且通过向前或向后操作平衡杆（Wippe）来引起朝着更大或更小深度的深度改变。
[0179] 结合本发明系统或方法的图示，上述借助所显示的第一OCT图像对特定深度（在该特定深度记录第二OCT图像）的选择也被称为深度导航。
[0180] 优选地，所述系统被配置为，使得其中应当检测正面图像的深度的选择可以精确地进行直至微米。原则上可能的是，可用以进行深度导航的步长的大小被预先给定。由此例如可以在开始检查、也就是在开始在患者处记录多个OCT图像之前确定，对于正面图像应当以5μm的步长进行相应深度的选择。通过这种方式可以将深度导航单独地与相应的诊断目的匹配。
[0181] 下面将借助在图20至23中示出的显示屏显示来更详细阐述上述对用于记录正面图像的特定深度的选择。
[0182] 图20示出正面图像80，其是在处于位于测量头57处的窗口57a与皮肤表面之间的深度检测的并且出于该原因仅示出穿过位于窗口57d与皮肤之间的凝胶层的横截面，其中所述窗口57d能以对应切片图像81中的水平线79的形式被识别出。在该示例中调整的深度借助在缩小显示的切片图像81中绘制的水平直线78指示。此外，所选择或所调整的深度也可以从深度选择开关77的相应位置和/或从对应的数值显示中得知。
[0183] 图21示出正面图像82，其是在位于皮肤表面的最上部区域内的平面中记录的，如在用作深度显示器的直线78相对于缩小显示的切片图像81的位置处可以识别的。直线78一方与起源于测量头57的窗口57d处的光反射的水平线79另一方之间的区域与位于窗口57d与皮肤之间的凝胶层对应。
[0184] 通过操作左侧脚开关55l或例如借助计算机鼠标54操作深度选择显示器77中对应的开关符号，直线78可以相对于缩小显示的切片图像81运动（参见双箭头），由此可以选择位于皮肤中不同深度的平面，在所述平面中记录对应的正面图像并且在显示屏图示中显示。
[0185] 深度导航的原理在图21的右下部分中借助绘入皮肤模型中的平面进一步图解出，该平面基本上平行于皮肤表面地伸展并且可以在双箭头方向上移动到不同深度。
[0186] 图22示例性示出其它正面图像83，该其它正面图像83是在被检查的皮肤区域的其它深度被记录的。如借助直线78相对于切片图像81的位置可识别的，所获得的正面图像83的平面现在完全位于被检查的皮肤区域内部。此外，结合图20和21的实施也对应适用。
[0187] 图23示出上述深度导航在发现诊断相关信息时的有利使用。由此可以在所示的切片图像81中通过选择直线78的位置选择在记录正面图像84时的深度，以例如在正面图像84的、垂直于切片图像81伸展的对应的平面中更详细分析借助切片图像81估计的空腔85。
[0188] 下面更详细阐述在利用本发明的系统记录OCT图像时的所述流程的其它方面。在图24中所示的显示屏70的右侧区域中缩小地显示切片图像85，该切片图像85在切片模式中被记录并且通过操作对应的开关、优选通过短时按压中间的脚开关55m（参见图13）而存储在所述系统的非易失性存储器、例如硬盘存储器中。
[0189] 借助所存储和所显示的切片图像85，可以执行如结合图19至23详尽示出的深度导航。优选地，在此情况下该系统通过所述方式被配置，使得当最后存储的切片图像（在这种情况下是切片图像85）在从切片模式切换到正面模式时已经比预先给定的例如10秒的持续时间早先（älter）时，自动产生其它切片图像86并且在显示屏70的右侧区域中显示。这种情况在图24所示的示例中示出，其中在第一时刻切片图像85被记录并且在输入对应的用户命令之后被存储，并且在记录或存储了该切片图像85之后的超过10秒的时间区间之后才被切换到正面模式。在这种情况下，直接在切换到正面模式之后记录其它切片图像86，临时地例如存储在系统的易失性存储器中，并且在显示屏70的右侧区域中缩小地显示，其中为了执行上述深度导航在OCT图像86的区域中渐显直线78，操作人员借助该直线78可以识别或控制从对象中的什么深度分别记录对应的正面图像87，并且优选在显示屏70的中部区域中显示。
[0190] 通过对所述系统的所述配置，保证上述深度导航总是在尽可能当前的切片图像处进行，从而可以考虑包括对象本身中的运动在内的在测量头一方与对象另一方面之间的可能相对运动，并由此不会对OCT图像、尤其是正面图像的记录的可靠性产生负面影响。
[0191] 在切片图像的记录和存储一方与从切片模式到正面模式的切换另一方之间的可调整时间段（在超过该时间段的情况下记录其它切片图像、临时存储并且在显示屏70上显示）在所示出的示例中被确定为10秒。但是原则上也可以将该时间段选择得明显更短，例如5秒，如果相应的检查类型要求这样的话。这例如可能是测量头由于对象、尤其是患者的较大运动而不能足够长地被保持在相对于对象的固定位置中的情况。另一方面也可能的是，当例如待检查对象在较长的时间段上保持不动并且可以保证测量头与对象之间的固定相对位置时，预先给定更长的时间段，例如15秒。
[0192] 图25示出在又从正面模式切换到切片模式之后的显示屏图示70，该正面模式的显示屏显示示例性地在图24中示出。在这种情况下，在显示屏图示70的右侧区域中显示基于用户命令而永久存储的切片图像85，但是不是为了导航目的仅临时存储的切片图像86（参见图24）。此外，在切换到切片模式之后以缩小的形式显示最后在正面模式中记录和显示的正面图像87。
[0193] 在显示屏70的中部区域中，显示当前记录的切片图像88。类似于上述深度导航，所述系统被配置为使得在缩小显示的正面图像87中也可以借助附加显示的直线89选择垂直于所显示的正面图像87的平面的平面，在该平面中记录切片图像88。
[0194] 借助正面图像进行的切片图像平面的选择也可以被称为横向导航，所述切片图像平面基本上平行于落在对象上的光或垂直于皮肤表面或垂直于正面图像平面地伸展。此外上述结合深度导航的实施对应地适用。
[0195] 横向导航的原理在图25的右下部分中借助绘入皮肤模型中的平面进一步图解出，该平面基本上垂直于皮肤表面地伸展并且在双箭头方向上可以横向移动。
[0196] 在图25所示的显示屏图示70中此外在右侧区域中显示切片图像88'，该切片图像是在当前所选择的切片模式中通过对应的用户选择命令存储的。此外还显示3D符号90，其指明在此期间还记录和存储了在运行模式3中记录的三维断层影像。
[0197] 7、图像观察和管理模式
[0198] 在结束对一个或多个、必要时不同的OCT图像的记录之后，测量头57又被插入位于系统50的外壳51处的测量头支架中，接着显示屏显示70如在图26中所示的那样自动过渡到图像观察模式，在该图像观察模式中操作者可以选择在显示屏70的右侧区域中缩小显示的、所存储的OCT图像85,87，88'或90，其中分别被选择的缩小的图像被放大地显示在显示屏70的中部区域中。
[0199] 在选择三维断层影像90的情况下，可以在显示屏70的中部区域中透视地再现所记录的三维断层影像。但是在特定的诊断应用情况下可能有利的是，在显示屏70的中部区域中一起放大地分别显示来源于该三维断层影像的切片图像91和正面图像92，如这在图26中示例性示出的。在此情况下有利的是，在此也采用上述深度或横向导航原理，其中对应的直线93和94渐显在所显示的切片图像91或正面图像92中。通过选择直线93或94以及通过选择所选择的直线93或94在正面图像92的区域中的位置，用户可以确定分别显示的切片图像91的平面。此外，可以通过在切片图像91的区域中选择和移动直线93，选择应当被显示的来自三维断层影像的正面图像的平面。
[0200] 借助在图27中所示的显示屏视图70,图解出如何能够在图像观察模式中输入评论。为此首先由操作者选择待评论的OCT图像，在所示出的示例中这是切片图像85，并且接着打开对应的、分配给该图像的评论区97，在该评论区中然后可以以任意文本的形式输入任意评论。此外，打开一般性评论区96，在该一般性评论区中可以输入关于所执行的检查的评论，该评论被分配给在该检查时记录的OCT图像85,87,88'和90的全部并且在调用这些图像中的至少一个时与所调用的图像一起被显示。在图27中所示的显示屏70的中部，以放大的形式显示在显示屏70的右侧区域中选择和缩小显示的切片图像85。
[0201] 在结束对在该检查时记录的OCT图像的分析和必要时评论之后，可以选择系统50的管理模式，在该管理模式中在如图28中所示的显示屏视图70中显示分别以行98形式的所执行的检查。通过选择对应的行98，操作者可以重新切换到图像观察模式中并且分析和必要时评论所记录的OCT图像。
[0202] 由所执行的检查可以自动在结束检查之后或者根据用户命令创建检查报告，如在图29中示例性示出的。在优选以HTML格式创建的检查报告中，除了在检查之前输入的患者信息之外还综合了在检查时记录并基于用户命令存储的OCT图像85，87,88'和90以及概览形式的分别输入的评论96和97。
[0203] 8、所述系统或方法的其它创造性方面
[0204] 上面更详细描述的用于OCT的系统或方法具有各个特征或特征组合，通过这些特征或特征组合使得该系统或方法在运用和图像检测方面更简单、更快速和更可靠，而在此情况下不强制地需要所有在独立权利要求的前序部分和/或特征部分中讲述的特征。这些特征或特征组合同样被视为发明。
[0205] 尤其是用于光学相干断层扫描的系统被视作发明，该系统具有至少一个用于输出光的干涉仪，利用该光照射对象，并且具有用于检测被对象反射和/或散射回的光的探测器，其中该系统的特征在于在上面、尤其是在1至7节中和/或结合图1至29更详细描述的一个或多个特征。与该系统对应的方法同样被视作发明。
[0206] 此外用于光学相干断层扫描的方法也被视作发明，其中借助光学相干断层扫描装置在对象的第一平面的区域中尤其是实时地记录第一图像，并且将第一图像尤其是作为实时图像显示在显示装置中，其中该方法的特征在于在上面、尤其是在1至7节中和/或结合图1至29更详细描述的一个或多个特征。与该方法对应的系统同样被视作发明。
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