MX2013009423A - Aparato y metodo para tomografia de coherencia optica. - Google Patents

Abstract

Se provee un aparato (100; 200) para registrar un perfil de profundidad de un tejido biológico, en particular una sección ocular frontal (140) de un ojo humano, de acuerdo con el principio de la tomografía de coherencia óptica (TCO), que comprende: una fuente de luz (101) adaptada para generar un haz (102) de rayos de luz que comprende longitudes de onda en un intervalo predeterminado de longitudes de onda que tiene un ancho de banda predeterminado (&) y comprende una longitud de onda de operación (Xo); un arreglo de interferómetros que comprende un dispositivo divisor de haces (120), adaptado para separar espacialmente el haz de rayos de luz generado por la fuente de luz en un haz de referencia (104; 204) y un haz de medición (106) dirigido hacia el tejido (140), un dispositivo de deflexión del haz de referencia (130; 230) adaptado para desviar el haz de referencia, un dispositivo de superposición (150) adaptado para superponer espacialmente el haz de referencia desviado sobre el haz de medición desviado por el tejido hacia un haz superpuesto (108; 208), y un arreglo de detectores (160, 170; 270) para detectar información en el haz superpuesto asociado con la diferencia de la longitud de trayectoria óptica del haz de referencia y el haz de medición; el intervalo de longitud de onda predeterminado está en un intervalo de 300 nm a 500 nm, preferiblemente de 350 nm a 450 nm y más preferiblemente cercano a 403 nm.

Description

APARATO Y MÉTODO PARA TOMOGRAFÍA DE COHERENCIA ÓPTICA CAMPO TÉCNICO La presente invención se relaciona con un aparato y un método para registrar, respectivamente medir, un perfil de profundidad de un objeto suficientemente transparente que se investigará, en particular una sección ocular frontal de un ojo humano, de acuerdo con el principio de la tomografía de coherencia óptica.

ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN La tomografía de coherencia óptica (TCO) es un método de investigación interferométrico, en donde una luz que tiene una longitud de coherencia relativamente baja se utiliza para medir las distancias, respectivamente, los perfiles de profundidad, de los materiales reflejantes (al menos parcialmente reflejantes) con la ayuda de un arreglo de interferómetros. Las ventajas de la tomografía de coherencia óptica sobre los métodos competidores son la relativamente grande profundidad de penetración (aproximadamente 1 a 3 mm) en un tejido biológico dispersante y al mismo tiempo la relativamente alta resolución axial (aproximadamente 1 a 15 µ??) a una frecuencia de medición alta (actualmente, se consigue aproximadamente 20 a 300 kilo píxeles volumétricos/s).

BREVE DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN En relación con el objetivo de medición anteriormente mencionado, el diagnóstico de ultrasonido (sonografía) es un método acústico que corresponde al TCO. El TCO difiere de los métodos dependientes de mediciones en 3D angulares (como también se utiliza por el aparato de visión humana que comprende dos ojos) por su determinación pura de la profundidad axial que utiliza un intervalo espectral de la longitud de onda utilizada (en lugar de un intervalo angular) y su independencia de la apertura numérica del aparato de medición asociado con el mismo.

En los aparatos de medición de la TCO utilizados actualmente, se utiliza luz que comprende longitudes de onda mayores a 80o nm y en la oftalmología en el intervalo de 800 a 1300 nm. Para medir los perfiles de profundidad en la retina, se utiliza preferiblemente la luz que tiene una longitud de onda de aproximadamente 840 nm. Una longitud de onda adicional que se utiliza es cercana a 1060 nm.

La siguiente ecuación (1) permite calcular la resolución axial Az, la cual se consigue por un aparato de la TCO para un espectro de longitud de onda centrado alrededor de una longitud de onda central ?0 y que tiene una distribución Gaussiana del ancho de banda ?? (anchura a media altura, FWHM): En la ecuación (1), los pre-factores constantes dependen de la figura, respectivamente la forma, del espectro de longitud de onda. La dependencia fundamental de la resolución axial ?? del espectro de longitud de onda está dada en que la ?? es proporcional a la relación del cuadrado de la longitud de onda de operación, respectivamente central, divido por el ancho (? Y de banda espectral ??, es decir ?? oc 0 j /??.

La figura 1 muestra el grado de transmisión de una sección ocular frontal, en particular la córnea de un ojo humano en relación con la longitud de onda, en particular para un ojo a la edad de 4.5 años y un ojo a la edad de 53 años. Como observarse en la figura 1 , el grado de transmisión es particularmente alto en un intervalo de longitud de onda de aproximadamente 800 nm a aproximadamente 1300 nm y luego disminuye fuertemente a longitudes de onda mayores, cuya disminución es ocasionada por el comienzo de la absorción de moléculas de agua (banda de absorción de la vibración de estiramiento de OH). Debido al particularmente alto grado de transmisión en el intervalo de longitud de onda mencionado anteriormente, se consigue una alta profundidad de penetración. Esto es una razón importante para el uso de longitudes de onda mayores que 800 nm en los aparatos actuales de medición de la TCO en la oftalmología.

Es una desventaja de los aparatos de medición de la TCO, que actualmente se utilizan en la oftalmología, y que utilizan la radiación de onda larga de más de 800 nm, que el ancho de banda requerido para alcanzar una resolución axial suficiente de aproximadamente 10 µ?? o menos solamente puede conseguirse mediante fuentes de luz de banda ancha complejas, es decir costosas. En la oftalmología, una resolución axial de 10 µ?t? o menos sé requiere para ser capaz de resolver y distinguir capas intra-corneales o para ser capaz de definir las superficies de corte con suficiente precisión. La figura 2 sirve para demostrar la relación prescrita por la ecuación (1 ).

La figura 2 muestra la resolución axial Az de un aparato de medición de la TCO como una función de la longitud de onda central ?0 para radiación que tiene diferentes anchos de banda espectrales ??. En la figura 2, las curvas se muestran para radiación que tiene anchos de banda ?? de 5 nm, 30 nm, 100 nm y 300 nm.

Para lograr, por ejemplo una resolución axial de aproximadamente 10 µ?? con una longitud de onda central de 800 nm, se requiere un ancho espectral de caso 300 nm. Para lograr un ?? de aproximadamente 5 µ??, se requiere un ancho espectral ?? de aproximadamente 60 nm para radiación con ?? = 800 nm y se requiere un ancho espectral ?? de aproximadamente 100 nm para radiación con ?? = 1100 nm.

Es un objeto de la presente invención proveer un aparato , de medición de la TCO, el cual permite obtener una alta resolución axial con poca complejidad.

El objeto se alcanza mediante un aparato de conformidad con la reivindicación 1 y un método de conformidad con la reivindicación 12.

En consecuencia, se provee un aparato para registrar un perfil de profundidad de un tejido biológico, en particular una sección ocular frontal de un ojo humano, de acuerdo con el principio de la tomografía de coherencia óptica. El aparato comprende: una fuente de luz adaptada para generar un haz de rayos de luz que comprende longitudes de onda en un intervalo de longitud de onda predeterminado y que comprende una longitud de onda de operación, un arreglo de interferometros que comprende un dispositivo divisor de haces de luz adaptado para separar espacialmente el haz de rayos generado por la fuente de luz en un haz de referencia y un haz de medición dirigido hacia el tejido biológico, un dispositivo de deflexión del haz de referencia adaptado para desviar el haz de referencia, un dispositivo de superposición de haces adaptado para superponer espacialmente el haz de referencia desviado sobre un haz de medición desviado por el tejido biológico hacia un haz superpuesto, un arreglo de detectores para detectar información en el haz superpuesto asociado con la diferencia de las longitudes de trayectoria óptica del haz de referencia y el haz de medición.

De conformidad con la invención, el intervalo de longitud de onda predeterminado es un rango de más de 300 nm a 500 nm.

El uso de una longitud de onda en el rango de más de 300 nm a 500 nm permite, en comparación con la longitud de onda utilizada en aparatos de medición de la TCO, a fin de lograr una mayor resolución axial en el mismo ancho de banda, respectivamente para utilizar una fuente de luz que tiene un ancho de banda considerablemente menor a fin de lograr una resolución axial comparable.

La invención se basa en el descubrimiento, que en particular en la córnea del ojo humano, las propiedades de dispersión del tejido permite obtener una alta intensidad de señal para las longitudes de onda utilizadas a una intensidad relativamente baja de la luz incidente. En la presente invención, es preferible utilizar diodos súper-luminiscentes como la fuente de luz. Por consiguiente, es posible obtener una configuración global compacta del aparato de medición al mismo tiempo que se usan fuentes de luz razonablemente económicas, estables y confiables.

Preferiblemente, el intervalo de longitud de onda predeterminado es un intervalo de 350 nm a 450 nm, más preferiblemente de 395 nm a 415 nm y particularmente preferido cerca de 405 nm. Los diodos de láser semiconductores, en particular los LEDs de semi-conductores de nitruro de galio, se utilizan preferiblemente como la fuente de luz en estos intervalos de longitud de onda.

Preferiblemente, el arreglo de ¡nterferómetros y el arreglo de detectores se diseñan para una operación que utiliza longitudes de onda en el intervalo de longitud de onda mencionado anteriormente. Por ejemplo, una capa reflejante del dispositivo de deflexión del haz de referencia se forma de modo que su reflectividad es particularmente alta para las longitudes de onda utilizadas dentro del intervalo anteriormente mencionado. En consecuencia, también el dispositivo divisor de haces y/o el dispositivo de superposición de haces puede formarse, por lo tanto, de modo que su grado de transmisión es particularmente alto para las longitudes de onda utilizadas. Finalmente, también el arreglo de detectores puede diseñarse de modo que su sensibilidad para detectar luz (sensibilidad) es particularmente alta para las longitudes de onda utilizadas.

El aparato puede diseñarse de modo que opera de acuerdo con el principio del TCO de dominio Fourier. Para este fin, el haz de referencia puede correr espacialmente sustancialmente constante y el arreglo de detectores puede comprender un dispositivo de espectrómetro, en particular un prisma o una rejilla óptica, la cual separa el haz superpuesto espacialmente, de conformidad con la longitud de onda, en haces parciales que tienen diferentes longitudes de onda, y un arreglo de detectores de resolución espacial, el cual mide la intensidad de los rayos parciales de una manera selectiva de longitud de onda. El aparato diseñado de esta manera comprende elementos ópticos no móviles, respectivamente elementos móviles, los cuales influencian la dirección del haz y, por lo tanto, permiten una sensibilidad de medición temporalmente estable.

Alternativamente, el aparato puede diseñarse de modo que opere de acuerdo con el principio del TCO de dominio Fourier. Para este fin, la longitud de trayectoria óptica del haz de referencia puede modularse temporalmente, en particular por un movimiento periódico del dispositivo de deflexión del haz de referencia, y el arreglo de detectores puede comprender un dispositivo detector que mide la intensidad del haz superpuesto el cual es modulado temporalmente por la modulación del haz de referencia. Por consiguiente, la velocidad de muestreo del detector es mayor que la frecuencia de modulación en particular por un movimiento periódico del dispositivo de deflexión del haz de referencia, preferiblemente dos veces y efi particular tan alto como diez veces. Un aparato construido de esta manera puede diseñarse para tener un detector construido de manera más simple, el cual recibe un haz espacialmente limitado de rayos, es decir el arreglo de detectores no requiere un dispositivo de espectrómetro como en el caso del dispositivo de la TCO de dominio Fourier.

Particularmente se prefiere un aparato, el cual opera de acuerdo con el principio del TCO de dominio de tiempo paralelo. Semejante aparato comprende una fuente de luz que comprende un colimador óptico relacionado, el cual genera un haz paralelo extendido de luz, en donde el ancho del haz de luz está por ejemplo en el intervalo de 2 a 10 mm, preferiblemente de 4 a 8 mm y más preferiblemente de 5 a 7 mm. En particular, el ancho del haz puede seleccionarse de modo que el área total del tejido biológico que se investigará (por ejemplo el área total de la córnea o el callo del ojo humano) es irradiada con luz paralela. Un arreglo de detectores adecuado para uso en un aparato de la TCO de dominio de tiempo comprende una óptica de imagen y un arreglo de detectores de dos dimensiones, en donde la óptica de imagen está dispuesta en la trayectoria óptica de entre el dispositivo de superposición de haces y el arreglo de detectores, de modo que proyecta (enfoca) la luz paralela del dispositivo de superposición de haces en un plano de detección dispuesto de manera perpendicular a un eje óptico del arreglo de detectores. Es una ventaja de semejante construcción, que un área relativamente grande, en particular el área total, del tejido biológico que se investigará se capture simultáneamente. Esto permite un tiempo de medición menor y permite que ya no se requiera escanear el haz de medición a través de la superficie, respectivamente el área, del tejido que se investigará (es decir, para desviarlo en una dirección perpendicular a un eje óptico del haz de medición).

Dependiendo de la construcción del elemento generador de luz de la fuente de luz, la fuente de luz también puede comprender una óptica de imagen que genera un haz de rayos de luz que tienen una forma de haz adecuada, por ejemplo un haz enfocado o un haz de luz paralela. En consecuencia, el arreglo de detectores puede comprender un elemento de imagen que proyecta (enfoca) el haz superpuesto extendido y paralelo sobre un detector de luz.

El aparato puede comprender, para una imagen coherente del tejido sobre el detector, en el haz de medición un sistema óptico de medición y en el haz de superposición un primer sistema óptico de superposición de haces.

El aparato puede comprender además en el haz de referencia un sistema óptico de haces de referencia para una corrección de diferencias de fase entre el haz de referencia y el haz de medición ocasionado por las porciones de longitud de onda ópticas del haz de medición dentro del tejido.

El aparato puede comprender además en el haz superpuesto un segundo sistema óptico de superposición de haces para una corrección de errores de imagen ocasionados por una forma básica predeterminada, respectivamente una forma, tal como un arqueo básico del tejido biológico tal como la sección ocular frontal, provisto en el haz de medición.

El aparato descrito anteriormente puede ser adecuado para medir y visualizar capas infra-corneales de un ojo humano. El aparato puede tener una resolución axial de 10 µ??, preferiblemente de 5 µ?? y más preferiblemente de 2 µ?t?.

En un método para medir un perfil profundo de un tejido biológico, en particular una sección ocular frontal de un ojo humano, de acuerdo con el principio de tomografía de coherencia, se utiliza luz que comprende longitudes de onda en un intervalo de longitud de onda predeterminado que tiene un ancho de banda predeterminado y que comprende una longitud de onda de operación.

De conformidad con la invención, además en la presente, el intervalo de longitud de onda predeterminado es un intervalo de más de 300 nm a 500 nm.

En el método, es posible utilizar un aparato como se describió anteriormente.

El aparato y el método descritos anteriormente también pueden utilizarse para una medición de frentes de onda y para una evaluación de la información de fase ahí contenida.

El aparato, respectivamente el método, descritos anteriormente pueden utilizarse juntos, respectivamente en combinación con un aparato, respectivamente un método, para un tratamiento terapéutico (quirúrgico) del tejido biológico, para medir el perfil de profundidad del tejido que está siendo modificado por el tratamiento y para controlar el aparato de tratamiento, respectivamente el método de tratamiento, de modo que un perfil de profundidad deseado esté siendo generado.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LAS FIGURAS Las modalidades de la invención se describen a continuación con mayor detalle con referencia a las figuras anexas, en las cuales: La figura 1 muestra un grado de transmisión de una córnea de un ojo humano; La figura 2 muestra la resolución axial ?? de un aparato de medición de la TCO como unan función de una longitud de onda central ?? para diferentes anchos espectrales ?? de la radiación utilizada; La figura 3, un principio de una construcción de un aparato de medición de la TCO de acuerdo con el principio de la TCO de dominio de Fourier; y La figura 4 muestra una representación esquemática de un aparato de medición de la TCO de acuerdo con el principio de la TCO de dominio de tiempo.

Listado de números de referencia 00 aparato de TCO de dominio de Fourier 101 fuente de luz 102 haz de rayos de luz 104 haz de referencia 106 haz de medición 108 haz superpuesto 110 haz de medición separado selectivamente de conformidad con la longitud de onda 112 dirección angular de la división selectiva de longitud de onda 120 dispositivo divisor de haces 130 dispositivo de deflexión del haz de referencia 140 tejido respectivamente de la sección ocular frontal 150 dispositivo de supeposición de haces 160 dispositivo de espectrómetro 170 arreglo de detectores que mide selectivamente de acuerdo con la longitud de onda 180 sistema óptico de haces de medición 182 sistema óptico de haces de referencia 190 primer sistema óptico de haces de superposición 192 segundo sistema óptico de haces de superposición 200 aparato de TCO de dominio de tiempo 202 haz de rayos de luz 204 haz de referencia modulado con respecto a su longitud de trayectoria óptica 206 haz de medición 208 haz superpuesto modulado 230 dispositivo de deflexión del haz de referencia periódicamente movido 232 dirección de movimiento 270 arreglo de detectores 280 sistema óptico de haces de medición 282 sistema óptico de haces de referencia 290 primer sistema óptico de haces de superposición 292 segundo sistema óptico de haces de superposición DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN La figura 1 muestra que el grado de transmisión, respectivamente la transmisividad, de una córnea del ojo humano asciende a más de 60% en un intervalo de longitudes de onda mayor que aproximadamente 325 nm y disminuye fuertemente para longitudes de onda más cortas (por el comienzo de absorción de banda). Debido a esto, está limitado el uso de una longitud de onda de aproximadamente 300 nm o menos. Se ha encontrado que las propiedades de dispersión de la córnea en el intervalo de más de 300 nm a 500 nm son particularmente favorables, lo que ocasiona una alta intensidad de señal del haz de medición desviado (dispersado) por el tejido biológico.

La figura 2 ilustra la relación representada por la ecuación (1) entre la resolución axial ?? de un aparato de medición de la TCO, la longitud de onda central ?0 y el ancho espectral ?? del espectro de longitud de onda de la radiación de luz utilizada. Puede observarse en la figura 2, que a una longitud de onda ?? en el intervalo de 300 a 500 nm una mayor energía de resolución axial (una menor resolución axial ??) se consigue a un ancho de banda espectral comparable en comparación con una longitud de onda en el intervalo de 300 a 500 nm, a fin de lograr una resolución axial comparable ?? para longitudes de onda mayores a 800 nm, se requiere un menor ancho de banda espectral ?? en el espectro de longitud de onda generado por la fuente de luz.

El aparato de medición de la TCO 100 de acuerdo con el principio de la TCO de dominio de Fourier mostrado en la figura 3 comprende una fuente de luz 101 , la cual genera un haz 102 de rayos de luz, un arreglo de interferómetros de Michelson comprende un dispositivo 120, 150 para dividir el haz de rayos de luz en un haz de referencia 104 y un haz de medición 106 y para la superposición de los haces de referencia y medición 104, 106 los cuales son respectivamente reflejados, en un haz superpuesto 108, un espejo 130 que está espacialmente fijo, en un haz superpuesto 108, un espejo 130 el cual está espacialmente fijo, sirve como un dispositivo de deflexión del haz de referencia, refleja el haz de referencia 104 transmitido por el dispositivo de deflexión de haces 120 sustancialmente en sí mismo, y dirige el haz de medición 106 desviado por el dispositivo divisor de haces 120 hacia el tejido que se investigará, a saber una córnea 140 de un ojo humano, en donde el tejido refleja hacia sí mismo el haz de medición 106. El aparato de medición de la TCO 100 además comprende un dispositivo de espectrómetro 160 configurado como un prisma, cuyo dispositivo 160 separa espacialmente el haz superpuesto 108 en una dirección angular indicada en la figura 3 por la flecha 112, en función de la longitud de onda, en haces parciales 110 de radiación, y un arreglo de detectores que tiene una dirección de resolución que está sustancialmente dispuesta de modo que es capaz de recibir los rayos parciales 110 que son desviados selectivamente, de conformidad con la longitud de onda, y para detectar una distribución espacial conforme de la intensidad de los haces parciales 110 de los rayos.

El tejido que se investigará (la córnea 140) está dispuesta a una distancia con respecto al dispositivo 120, 150 de modo que la longitud de trayectoria óptica del haz de medición 106 es aproximadamente igual a la longitud de trayectoria óptica del haz de referencia 104. El perfil de profundidad en el punto de incidencia del haz de medición 106 sobre el tejido (la córnea 140) se vuelve medible debido a que el espectro de longitud de onda que incide en el área de incidencia es separado espacialmente de una manera selectiva de longitud de onda en el dispositivo de espectrómetro 160 en los rayos parciales 110, por lo que una máxima intensidad es generada por una interferencia constructiva del haz de medición 106 y el haz de referencia 104 solamente para tales rayos parciales fuera de la totalidad de todos los rayos parciales 110, para los cuales la diferencia de longitud de trayectoria óptica entre el haz de medición 106 y el haz de referencia 104 solamente disminuye (se vuelve cero) o en un múltiplo entero de la longitud de onda respectiva. Una posición sobre el arreglo de detectores 170, en un donde un máximo de la intensidad ocurre, corresponde a una longitud de onda particular y, por lo tanto, a una diferencia de longitud de trayectoria óptica particular entre el haz de referencia 104 y el haz de medición 106, para la cual la trayectoria óptica recorrida por la luz de medición corresponde a la trayectoria óptica fija y conocida del haz de referencia, es decir la profundidad de penetración asociada con la posición del máximo de la intensidad sobre el arreglo de detectores 170 dentro de la precisión de la energía de resolución axial.

En la trayectoria de luz entre el dispositivo 120, 150 y el tejido que se investigará (la córnea 140) también puede proveerse un sistema óptico de imágenes (no mostrado). Al variar una longitud focal y/o una posición axial del sistema óptico de imágenes en la trayectoria de luz entre el dispositivo 120, 150 y el tejido, el tejido (la córnea 140) es escaneado con respecto a su profundidad. Mediante un movimiento lateral o mediante una inclinación del sistema óptico de imágenes, el haz de medición 106 es guiado (escaneado) lateralmente a través del tejido (la córnea 140) y por consiguiente, un escaheo en dos dimensiones del punto de incidencia del haz de medición 106 sobre el tejido respectivamente se logra un escaneo bidimensional de los perfiles de profundidad.

El aparato de medición de la TCO 200 de acuerdo con el principio de la TCO de dominio de tiempo mostrado en la figura 4 comprende una fuente de luz 101 para generar un haz 102 de rayos de luz, un dispositivo 120, 150 para dividir el haz 102 de rayos de luz en un haz de referencia 204 y un haz de medición 106, y el tejido que se investigará (la córnea 140), respectivamente como en el aparato 00 mostrado en la figura 3.

Contrario al aparato 100 mostrado en la figura 3, el aparato de medición de la TCO 200 comprende un espejo 230 como el dispositivo de deflexión del haz de referencia, el cual se mueve periódicamente de manera axial (de un lado para otro) en la dirección indicada por la flecha 232 mostrada en la figura 4, y un detector espactalmente fijo 270 para recibir el haz superpuesto 208 generado por el dispositivo 120, 150 mediante la superposición del haz de medición 106 y la referencia 204 respectivamente reflejados, y la medición de la intensidad de los mismos (del haz superpuesto 208) de una manera temporalmente resuelta.

Debido al movimiento del espejo 230, la longitud de trayectoria óptica recorrida por el haz de referencia 204 es modulada con respecto a su longitud. Cada longitud de trayectoria óptica del haz de referencia 204 generado por esta modulación corresponde a una longitud de trayectoria óptica particular recorrida por el haz de medición 106, para el cual la superposición del haz de referencia 204 y el haz de medición 106 en el haz superpuesto 208 conduce a una interferencia constructiva y, por lo tanto, a un máximo de la intensidad (en el transcurso del tiempo). Por lo tanto, un punto particular en el tiempo en la medición de la intensidad del haz superpuesto 208 puede asociarse a una longitud de trayectoria óptica particular del haz de medición 106 y por consiguiente una profundidad de penetración de la luz reflejada del tejido (la córnea 140). Al igual que para el aparato 100 mostrado en la figura 3, también para el aparato 200 mostrado en la figura 4, puede proveerse un dispositivo de imagen óptica (no mostrado) en la trayectoria de luz entre el dispositivo 120, 150 y el tejido (la córnea 140), cuyo sistema óptico de imágenes proyecta (enfoca) el haz de medición 106 sobre el tejido. Al variar la longitud focal y/o mover el dispositivo de imágenes ópticas a lo largo de la dirección del haz de medición 106, el tejido (la córnea 140) es escaneado con respecto a la profundidad de penetración del haz de medición 06. Al mover el dispositivo de imágenes en una dirección lateral con respecto a la dirección del haz de medición 106 (eje óptico), se logra un escaneo bidimensional a través de la superficie del tejido (la córnea 140).

Los aparatos de medición de la TCO 100 y 200 mostrados, respectivamente, en las figuras 3 y 4 pueden comprender, para una imagen coherente del tejido sobre el detector 170 y 270, un sistema óptico de haces de medición 108 y 208 dispuesto en el haz de medición 106 y un primer sistema óptico de haces de referencia 190 y 290 dispuesto en el haz de superposición 108 y 208. El sistema óptico de haces de medición 180 y 280 y el primer sistema óptico de haces de superposición 190 y 290 son ventajosos a fin de realizar el principio de proyectar coherente y espacialmente el tejido 140 que se investigará sobre el detector 170 y 270.

Los aparatos de medición de la TCO 100 y 200 mostrados, respectivamente, en las figuras 3 y 4 pueden comprender además en el haz de referencia 104 y 204 un sistema óptico de haces de referencia 82 y 282 para corregir los cambios de fase entre el haz de referencia 104 y 204 y el haz de medición 106 y 206 ocasionado por las porciones de la longitud de trayectoria óptica del haz de medición dentro del tejido 140. Por ejemplo, el sistema óptico de haces de referencia 182 y 282 puede materializarse como una pantalla liquida, un sistema LCD de forma plana u otro dispositivo para generar un cambio de fase, el cual respectivamente tiene de manera ventajosa un cambio de fase que varía en la dimensión lateral (x, y). En una modalidad más simple, el sistema óptico de haces de referencia 182 y 282 puede materializarse como una placa de vidrio o un elemento óptico, tal como unos lentes, que tienen un cambio de fase que está predeterminado en función del tejido 140 que se investigará.

Y finalmente, los aparatos de medición de la TCO 100 y 200 mostrados, respectivamente en las figuras 3 y 4, pueden comprender además en el haz de superposición 108 y 208 un segundo sistema óptico de haces de superposición 192 y 292 para compensar una posible forma fundamental, respectivamente forman, en particular para corregir errores de imagen ocasionados por una forma básica, por ejemplo un arqueo del tejido biológico 140 tal como la sección ocular frontal, dispuesta en el haz de medición 106 para investigación.

En todas las modalidades de la invención descrita anteriormente en la presente, es permitido a través del uso de radiación que comprend longitudes de onda en un intervalo de longitudes de onda de más de 300 nm á 500 nm, en comparación con las longitudes de onda de 800 nm o más que sp utilizan en aparatos convencionales de medición de la TCO, para utilizar fuentes de luz que tienen un ancho de banda menor para lograr una energía de resolución comparable o para lograr una mayor energía de resolución (menor resolución ??) con un ancho de banda comparable (respectivamente en comparación con los aparatos convencionales de medición de la TCO).

Claims (11)

NOVEDAD DE LA INVENCIÓN REIVINDICACIONES

1.- Un aparato (100; 200) para registrar un perfil de profundidad de un tejido biológico, en particular una sección ocular frontal (140) de un ojo humano, de acuerdo con el principio de la tomografía de coherencia óptica (TCO), que comprende: una fuente de luz (101) adaptada para generar un haz (102) de rayos de luz que comprende longitudes de onda en un intervalo predeterminado de longitudes de onda que tiene un ancho de banda predeterminado (??) y comprende una longitud de onda de operación (?0); ün arreglo de interferómetros que comprende un dispositivo divisor de haces (120), adaptado para separar espacialmente el haz de rayos de luz generado por la fuente de luz (101) en un haz de referencia (104; 204) y un haz de medición (106) dirigido hacia el tejido (140), un dispositivo de deflexión del haz de referencia (130; 230) adaptado para desviar el haz de referencia (104; 204), un dispositivo de superposición (150) adaptado para superponer espacialmente el haz de referencia desviado (104; 204) sobre el haz de medición (106) desviado por el tejido (140) hacia un haz superpuesto (108; 208); un arreglo de detectores (160, 170; 270) para detectar información en el haz superpuesto (108; 208) asociado con la diferencia de la longitud de trayectoria óptica del haz de referencia (104; 204) y el haz de medición (106), caracterizado porque el intervalo de longitud de onda predeterminado está en un intervalo de 395 nm a 415 nm.

2. - El aparato de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque la fuente de luz (101) es un LED semiconductor de nitruro de galio (GaNi) y el intervalo de longitud de onda predeterminado es aproximadamente 405 nm de acuerdo con el intervalo de longitud de onda de emisión del LED.

3. - El aparato de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque el arreglo de interferómetros y el arreglo de detectores están diseñados para una operación que utiliza longitudes de onda en el intervalo de longitud de onda predeterminado.

4. - El aparato de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque el aparato (100) opera de acuerdo con el principio de la TCO de dominio de Fourier, en particular la TCO de dominio de Fourier paralelo.

5.- El aparato de conformidad con la reivindicación 4, caracterizado además porque el haz de referencia (104) corre espacialmente sustancialmente constante y el arreglo de detectores comprende un dispositivo de espectrómetro (160), en particular un prima o una rejilla óptica, la cual se adapta para separar el haz superpuesto (108) espacialmente, de acuerdo con la longitud de onda, en haces parciales (110) que tienen diferentes longitudes de onda, y un arreglo de detectores de resoluóión espacial (170) el cual se adapta para medir las intensidades de los rayos parciales (110) de una manera selectiva de longitud de onda.

6.- El aparato de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque el aparato (200) opera de acuerdo con el principio de la TCO de dominio de tiempo, en particular la TCO de dominio de tiempo.

7.- El aparato de conformidad con la reivindicación 6, caracterizado además porque la longitud de trayectoria óptica del haz de referencia (204) es modulado temporalmente, en particular por un movimiento periódico (232) del dispositivo de deflexión del haz de referencia (230), y porque el arreglo de detectores comprende un dispositivo detector (270) el cual se adapta para medir la intensidad del haz superpuesto (208), cuya intensidad es temporalmente modulada por la modulación del haz de referencia (204), de una manera temporalmente resuelta.

8. - El aparato de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque para una imagen coherente del tejido sobre el arreglo de detectores (170; 270), se provee un sistema óptico de haces de medición (180; 280) en el haz de medición (106) y un primer sistema óptico de haces superpuestos (190; 290) en el haz superpuesto (108; 208).

9. - El aparato de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque se provee, en el haz de referencia (104; 204), un sistema óptico del haz de referencia (182; 282) para corregir los cambios de fase entre el haz de referencia (104; 204) y el haz de medición (106) ocasionado por las porciones de longitud de trayectoria óptica del haz de medición (106) dentro del tejido (104).

10. - El aparato de conformidad con la reivindicación 1 , caracterizado además porque se provee en el haz superpuesto (108; 208), un segundo sistema óptico de haces superpuestos (192; 292) para corregir errores de imagen ocasionados por una forma básica predeterminada, tal como un arqueo básico, del tejido biológico (140), tal como la sección ocular frontal, dispuesta en el haz de medición (106).

11. - Un método para medir un perfil de profundidad de un tejido biológico, en particular una sección ocular frontal (140) de un ojo humano, de acuerdo con el principio de la tomografía de coherencia óptica (TCO), en donde se utiliza luz que comprende longitudes de onda en un intervalo predeterminado de longitud de onda que tiene un ancho de banda predeterminado (??) y comprende una longitud de onda de operación (??), caracterizado porque el intervalo de longitud de onda predeterminado es un intervalo de más de 395 nm a 415 nm. 45B P13/1036F