Sistema para tomografía de coherencia óptica.

Sistema para tomografía de coherencia óptica con un interferómetro de Linnik

(20), que presenta

- un divisor de haz (24), un reflector (25), un brazo de iluminación (21), un brazo de muestra (22), un brazo de salida (27) y un brazo de referencia (23), donde en el interferómetro (20) se acopla a través del brazo de iluminación (21) luz, la cual es dividida por el divisor de haz (24) en un haz parcial que transcurre en dirección del reflector (25) a través del brazo de referencia (23) y en un haz parcial que transcurre en dirección de la muestra (1) a través del brazo de muestra (22), los haces parciales son reflejados respectivamente por el reflector (25) y la muestra (1) y los haces parciales reflejados se superponen en el divisor de haz (24) en otro haz parcial en el brazo de salida (27), cuya luz puede ser captada por un detector (30),

donde el brazo de salida (27) presenta al menos un elemento óptico (47) y junto con un objetivo de muestra (41) constituye una óptica de muestra (41, 47) para generar una imagen de la muestra (1) con una apertura numérica, en particular un ángulo de aceptación, y constituye junto con un objetivo de referencia (46) una óptica de referencia (46, 47),

donde el brazo de iluminación (21) presenta al menos un elemento óptico (48) y junto con el objetivo de muestra (41) constituye una óptica de iluminación (41, 48) para la iluminación de la muestra (1) con una apertura numérica, en particular un ángulo de divergencia de un cono de iluminación, caracterizado porque las ópticas de muestra y de referencia son telecéntricas y la apertura numérica, en particular el ángulo de divergencia del cono de iluminación, de la óptica de iluminación es menor que la apertura numérica, en particular el ángulo de aceptación, de la óptica de muestra.

Tipo: Patente Europea. Resumen de patente/invención. Número de Solicitud: E11002234.

Solicitante: Agfa HealthCare N.V.

Nacionalidad solicitante: Bélgica.

Dirección: SEPTESTRAAT 27 2640 MORTSEL BELGICA.

Inventor/es: NEBOSIS,RAINER, SCHEUNEMANN,RAINER DR, KOPP,EDGAR-GERALD DR.

Fecha de Publicación: .

Clasificación Internacional de Patentes:

  • SECCION A — NECESIDADES CORRIENTES DE LA VIDA > CIENCIAS MEDICAS O VETERINARIAS; HIGIENE > DIAGNOSTICO; CIRUGIA; IDENTIFICACION (análisis de... > A61B5/00 (Medidas encaminadas a establecer un diagnóstico (diagnóstico por medio de radiaciones A61B 6/00; diagnóstico por ondas ultrasónicas, sónicas o infrasónicas A61B 8/00 ); Identificación de individuos)
  • SECCION G — FISICA > METROLOGIA; ENSAYOS > INVESTIGACION O ANALISIS DE MATERIALES POR DETERMINACION... > Investigación o análisis de los materiales por... > G01N21/45 (utilizando métodos interferométricos; utilizando los métodos de Schlieren)
  • SECCION G — FISICA > METROLOGIA; ENSAYOS > INVESTIGACION O ANALISIS DE MATERIALES POR DETERMINACION... > Investigación o análisis de los materiales por... > G01N21/47 (Dispersión, es decir, reflexión difusa (G01N 21/25, G01N 21/41 tienen prioridad))
  • SECCION A — NECESIDADES CORRIENTES DE LA VIDA > CIENCIAS MEDICAS O VETERINARIAS; HIGIENE > DIAGNOSTICO; CIRUGIA; IDENTIFICACION (análisis de... > Aparatos para el examen óptico o clínico de los... > A61B3/12 (para examinar el fondo de ojo, p. ej. oftalmoscopios (A61B 3/13 tiene prioridad))
  • SECCION G — FISICA > METROLOGIA; ENSAYOS > MEDIDA DE LA LONGITUD, ESPESOR O DIMENSIONES LINEALES... > Instrumentos según se especifica en los subgrupos... > G01B9/02 (Interferómetros)
  • SECCION G — FISICA > METROLOGIA; ENSAYOS > INVESTIGACION O ANALISIS DE MATERIALES POR DETERMINACION... > Investigación o análisis de los materiales por... > G01N21/27 (utilizando la detección fotoeléctrica (G01N 21/31 tiene prioridad))

PDF original: ES-2525113_T3.pdf

 

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Fragmento de la descripción:

Sistema para tomografía de coherencia óptica.

Esta solicitud de patente hace referencia a un sistema para tomografía de coherencia óptica según el preámbulo de la reivindicación 1.

La tomografía de coherencia óptica (OCT) es un método para medir el interior de muestras que dispersan la luz. El tejido biológico, debido a sus propiedades de dispersión de la luz, es especialmente apropiado para la exploración diagnóstica mediante OCT. Dado que para la OCT son suficientes intensidades de luz relativamente bajas y las longitudes de luz de los haces empleados se encuentran en su mayoría en el rango infrarrojo cercano (750 nm hasta 1350 nm), no representa una carga de radicación para el tejido biológico, al contrario que el radiodiagnóstico ionizante. Por tanto, es especialmente significativa para la medicina y comparable a grandes rasgos con el diagnóstico ultrasónico. En lugar de sonido en la OCT se emplea luz de banda ancha que presenta una longitud de coherencia muy reducida. Los tiempos de recorrido de la luz reflejada en diversas capas límite de la muestra se captan con ayuda de un interferómetro. Con la OCT suelen alcanzarse resoluciones superiores en una a dos órdenes de magnitud a las del ultrasonido, pero la profundidad de medición alcanzable es notablemente inferior. Las imágenes seccionales obtenidas, debido a la dispersión óptica, normalmente solo llegan a una profundidad de unos pocos milímetros en el tejido. Los ámbitos de aplicación de la OCT más importantes en la actualidad pertenecen a la oftalmología, la dermatología y el diagnóstico oncológico. No obstante, también existen algunas aplicaciones no médicas, como p.ej. en las pruebas de materiales.

Por el documento US 5 321 501 se conoce un sistema para reflectometría en el dominio de la coherencia (OCDR), en el que se conduce una luz acoplada en un acoplador a un mecanismo de escáner transversal, que presenta una o varias lentes para enfocar la luz sobre una muestra, y a una estructura de referencia, que presenta una lente de colimación.

Por W. Y. Oh et al., OPTICS EXPRESS Vol. 14, No. 19 (2006) 8675 - 8684, se conoce un sistema genérico, en el que la luz emitida por una lámpara de arco de xenón se acopla en un interferómetro de Michelson, se modula espectralmente mediante el desplazamiento de un reflector que se encuentra sobre un transductor piezoeléctrico y se conduce a un interferómetro de Linnik, desde donde cae sobre la muestra a explorar. El brazo de muestra y el brazo de referencia del interferómetro de Linnik están provistos de lentes de inmersión en agua respectivamente idénticas con una apertura numérica de 0,3. A efectos de miniaturización, se pueden emplear lentes de objetivo de fabricación más fácil con una pequeña apertura numérica de 0,1-0,4.

Para obtener un cabezal de medición especialmente apropiado para usos endoscópicos, habría que diseñar el interferómetro de Linnik descrito por W. Y. Oh et al. de manera más compacta, sin que se perjudique con ello la calidad de la imagen.

El documento US 5 975 697 se refiere a un sistema de OCT en el que, mediante el ajuste sincrónico de dos obturadores o dos elementos de enfoque, se puede modificar la apertura numérica de dos fotodetectores.

El documento US 2006/0158655 A1 divulga un sistema para combinar OCT y oftalmoscopia confocal (CSLO, en el que la luz que parte de un sistema OCT, conducida por un núcleo de fibra interior de una fibra de doble revestimiento hacia una muestra, y reflejada o dispersada por la muestra, es recogida por un núcleo de fibra exterior que circunda el núcleo de fibra interior.

El documento US 2002/0048025 A1 se refiere a sistemas ópticos en los que es posible cambiar entre OCT y microscopía de coherencia óptica (OCM), en los que la lente de objetivo tiene una apertura numérica pequeña para un aumento pequeño o bien una apertura numérica grande para un aumento grande.

Es un objeto de la invención proporcionar un sistema de tomografía de coherencia óptica en el que el cabezal de medición esté configurado de manera lo más compacta posible y al mismo tiempo se garantice una gran calidad de imagen.

Este objeto se realiza según la reivindicación 1 gracias a que está prevista una óptica de iluminación para iluminar la muestra con una apertura numérica, en particular un ángulo de divergencia de un cono de iluminación, y una óptica de muestra para generar una imagen de la muestra con una apertura numérica, en particular un ángulo de aceptación, en la que la apertura numérica, en particular el ángulo de divergencia del cono de iluminación, de la iluminación de la muestra es menor que la apertura numérica, en particular el ángulo de aceptación, para generar una imagen de la muestra.

Con ello se consigue la ventaja de que el objetivo de muestra también recoge la luz reflejada en estructuras de muestra en posición oblicua, dado que el ángulo de aceptación del objetivo de muestra es mayor que el ángulo de divergencia del cono de iluminación. Si la apertura numérica fuera por el contrario igual de grande para la iluminación y la generación de imagen, en la reflexión en estructuras de muestra en posición oblicua se recogería

menor cantidad de luz que en la reflexión en estructuras en posición perpendicular al eje óptico.

Preferiblemente, en el brazo de muestra está previsto un objetivo de muestra, a través del cual se enfoca la luz del haz parcial que transcurre por el brazo de muestra en un foco sobre o dentro de la muestra, y en el brazo de referencia está previsto un objetivo de referencia, a través del cual se enfoca la luz del haz parcial que transcurre por el brazo de referencia en un reflector, siendo diferentes las características ópticas del objetivo de muestra de las características ópticas del objetivo de referencia. Esto se basa en la ¡dea de crear características ópticas diferentes de los objetivos de muestra y de referencia mediante la selección correspondiente de lentes de diverso número y/o con diversas longitudes focales y/o con diversas distancias entre sí. Debido a la diferente configuración de los objetivos de muestra y de referencia, por un lado se pueden realizar de manera sencilla distintas distancias de los objetivos de muestra y de referencia al divisor de haz. Por ejemplo, con ello se puede colocar el objetivo de muestra notablemente más cerca del divisor de haz, con lo que el diámetro del objetivo de muestra, en particular de las lentes que se encuentran en el objetivo de muestra, puede reducirse significativamente respecto a los sistemas conocidos por el estado de la técnica, sin reducir sin embargo de manera notable la intensidad luminosa del objetivo de muestra y con ello el rendimiento luminoso en la captación de la luz reflejada por la muestra. Por otro lado, mediante la invención se puede colocar el objetivo de referencia a una distancia notablemente mayor del divisor de haz, con lo que se posibilita un doblez del brazo de referencia, en el que el brazo de referencia está inclinado a 902 respecto a su posición en un interferómetro de Linnik no doblado. Mediante el diseño asimétrico del interferómetro, se consigue una forma muy delgada y compacta del cabezal de medición y al mismo tiempo se garantiza que la luz reflejada de la muestra se capte con mayor eficiencia, de manera que se puede garantizar una alta calidad de imagen.

En una realización preferible de la invención está previsto que el objetivo de muestra presente una primera longitud focal y que el objetivo de referencia presente una segunda longitud focal, siendo diferente la primera longitud focal del objetivo de muestra de la segunda longitud focal del objetivo de referencia. Con ello, se pueden realizar de manera sencilla diversos caminos ópticos en el brazo de muestra... [Seguir leyendo]

 


Reivindicaciones:

1. Sistema para tomografía de coherencia óptica con un interferómetro de Linnik (20), que presenta

- un divisor de haz (24), un reflector (25), un brazo de iluminación (21), un brazo de muestra (22), un brazo de salida (27) y un brazo de referencia (23), donde en el interferómetro (20) se acopla a través del brazo de iluminación (21) luz, la cual es dividida por el divisor de haz (24) en un haz parcial que transcurre en dirección del reflector (25) a través del brazo de referencia (23) y en un haz parcial que transcurre en dirección de la muestra (1) a través del brazo de muestra (22), los haces parciales son reflejados respectivamente por el reflector (25) y la muestra (1) y los haces parciales reflejados se superponen en el divisor de haz (24) en otro haz parcial en el brazo de salida (27), cuya luz puede ser captada por un detector (30),

donde el brazo de salida (27) presenta al menos un elemento óptico (47) y junto con un objetivo de muestra (41) constituye una óptica de muestra (41, 47) para generar una imagen de la muestra (1) con una apertura numérica, en particular un ángulo de aceptación, y constituye junto con un objetivo de referencia (46) una óptica de referencia (46, 47),

donde el brazo de iluminación (21) presenta al menos un elemento óptico (48) y junto con el objetivo de muestra (41) constituye una óptica de iluminación (41, 48) para la iluminación de la muestra (1) con una apertura numérica, en particular un ángulo de divergencia de un cono de iluminación, caracterizado porque las ópticas de muestra y de referencia son telecéntricas y la apertura numérica, en particular el ángulo de divergencia del cono de iluminación, de la óptica de iluminación es menor que la apertura numérica, en particular el ángulo de aceptación, de la óptica de muestra.

2. Sistema según la reivindicación 1, en el que en el brazo de muestra (22) está previsto el objetivo de muestra (41), a través del cual se enfoca luz del haz parcial que transcurre por el brazo de muestra (22) en un foco (F) situado sobre o dentro de la muestra (1).

3. Sistema según la reivindicación 1, en el que en el brazo de referencia (23) está previsto el objetivo de

referencia (46), a través del cual se enfoca sobre el reflector (25) luz del haz parcial que transcurre por el brazo

de referencia (23).

4. Sistema según una de las reivindicaciones anteriores, en el que el objetivo de muestra (41) presenta una apertura numérica mayor que la del objetivo de referencia (46).

5. Sistema según una de las reivindicaciones anteriores, en el que la diferencia de los caminos ópticos a través del objetivo de referencia (46) y del objetivo de muestra (41) es al menos el doble de grande que una profundidad de escaneo óptica máxima (Tm) en la muestra (1), en la cual se produce una interferencia entre el haz parcial reflejado en la profundidad de escaneo óptica máxima (Tm) en la muestra (1) y el haz parcial reflejado por el reflector (25).

6. Sistema según una de las reivindicaciones anteriores, en el que el camino óptico (r) entre el objetivo de

referencia (46) y el divisor de haz (24) es mayor que el camino óptico (p) entre el objetivo de muestra (41) y el divisor de haz (24): r > p.

7. Sistema según una de las reivindicaciones anteriores, en el que el objetivo de muestra (41) en el brazo de muestra (22) está alojado de forma móvil, de manera que la distancia del objetivo de muestra (41) al divisor de haz (24) se puede modificar.

8. Sistema según una de las reivindicaciones anteriores, en el que al menos una parte del eje óptico del brazo de referencia (23) y/o del brazo de iluminación (21) forma un ángulo con el eje óptico del brazo de muestra (22) que es distinto a 902, y en particular transcurre paralelo al eje óptico del brazo de muestra (22).

9. Sistema según la reivindicación 8, en el que en el brazo de referencia (23) así como en el brazo de iluminación (21) está previsto un elemento de desviación (respectivamente 26 y 28), en particular un prisma de desviación, para desviar el haz parcial que transcurre respectivamente a través del brazo de referencia (21) y del brazo de iluminación (23).

10. Sistema según una de las reivindicaciones anteriores, en el que está previsto un detector (30) para la captación de la luz del otro haz parcial en el que se superponen los haces parciales reflejados por el reflector (25) y por la muestra (1), y el detector (30) comprende una multitud de elementos detectores (80), de los cuales cada dos elementos detectores (80) contiguos presentan una distancia de centro a centro (d1), y el objetivo de muestra (41) y el objetivo de referencia (46) están configurados de forma que la distancia (d5) entre dos mínimos de interferencia consecutivos (63) o máximos de interferencia consecutivos de un patrón de interferencia producido (60, 61) para todas las profundidades de escaneo es mayor que la distancia de centro a centro (d1) de los elementos detectores (80).