DE19719462A1 - Verfahren und Anordnungen zur Kontrastanhebung in der optischen Kohärenztomographie - Google Patents

Verfahren und Anordnungen zur Kontrastanhebung in der optischen Kohärenztomographie

Info

Publication number
DE19719462A1
DE19719462A1 DE19719462A DE19719462A DE19719462A1 DE 19719462 A1 DE19719462 A1 DE 19719462A1 DE 19719462 A DE19719462 A DE 19719462A DE 19719462 A DE19719462 A DE 19719462A DE 19719462 A1 DE19719462 A1 DE 19719462A1
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
beam splitter
light
interferometric
partial beams
contrast
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
DE19719462A
Other languages
English (en)
Other versions
DE19719462B4 (de
Inventor
Adolf Friedrich Prof D Fercher
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Jenoptik AG
Original Assignee
Carl Zeiss Jena GmbH
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Carl Zeiss Jena GmbH filed Critical Carl Zeiss Jena GmbH
Publication of DE19719462A1 publication Critical patent/DE19719462A1/de
Application granted granted Critical
Publication of DE19719462B4 publication Critical patent/DE19719462B4/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
    • G01N21/4795—Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/02001—Interferometers characterised by controlling or generating intrinsic radiation properties
    • G01B9/02002—Interferometers characterised by controlling or generating intrinsic radiation properties using two or more frequencies
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/02015—Interferometers characterised by the beam path configuration
    • G01B9/02017—Interferometers characterised by the beam path configuration with multiple interactions between the target object and light beams, e.g. beam reflections occurring from different locations
    • G01B9/02019—Interferometers characterised by the beam path configuration with multiple interactions between the target object and light beams, e.g. beam reflections occurring from different locations contacting different points on same face of object
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/0209—Low-coherence interferometers
    • G01B9/02091—Tomographic interferometers, e.g. based on optical coherence
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B2290/00—Aspects of interferometers not specifically covered by any group under G01B9/02
    • G01B2290/65—Spatial scanning object beam
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B2290/00—Aspects of interferometers not specifically covered by any group under G01B9/02
    • G01B2290/70—Using polarization in the interferometer

Description

Diese Erfindung bezieht sich auf das Gebiet der optischen Bildgewinnung in der Medizin.
Stand der Technik: In der optischen Kohärenztomographie wird das Schnittbild eines Objekts dadurch gewonnen, daß ein Lichtstrahl das Objekt entlang einer Linie (z. B. entlang einer Geraden auf der Oberfläche) abtastet. Diese Abtastbewegung ergibt (beispielsweise) die x- Koordinate des Bilds. In jeder x-Position entlang dieser Linie dringt der Lichtstrahl auch in das Objekt ein. Mit Hilfe eines tomographischen Interferometers wird gemessen, aus welcher Tiefe z Licht der Intensität I remittiert wird. So erhält man ein tomographisches Bild I(x,z) des Objekts. Dieses Abbildungsverfahren wurde erstmalig beschrieben im Aufsatz "Optical coherence tomography" der Autoren: Huang, D; Swanson, E. A.; Lin, C. P.; Schuman, J. S.; Stinson, W. G.; Chang, W.; Hee, M. R.; Flotte, T., Gregory, K.; Puliafito, C. A.; Fujimoto, J. G. in: Science, Band 254, Jahrgang 1991, Seiten 1178-1181.
Als bilderzeugende Strukturen wirken bei diesem Verfahren - ähnlich wie in der klassischen Auflichtmikroskopie - räumlich hochfrequente Modulationen des Streupotentials (entspricht etwa dem komplexen Brechungsindex). Während in der klassischen Mikroskopie zur Verbesserung der Sichtbarkeit von Gewebestrukturen optische Kontrastierungsverfahren wie Phasenkontrast und Interferenzkontrast entwickelt wurden, sind geeignete Verfahren für die Kohärenztomographie bisher nicht bekannt geworden.
Es ist daher Aufgabe der Erfindung, Verfahren und Vorrichtungen anzugeben, die eine Kontrastverbesserung der Bilder der Kohärenztomographie erlauben.
Die Erfindung wird im folgenden anhand der Abbildungen näher beschrieben.
Abb. 1: Prinzip der Kohärenztomographie.
Abb. 2: Erfindungsgemäße Vorrichtung zur Kontrastverbesserung in der Kohärenztomographie auf Basis der Phasen der remittierten Lichtbündel.
Abb. 3: Erfindungsgemäße Vorrichtung zur Kontrastverbesserung in der Kohärenztomographie auf Polarisationsbasis.
Abb. 4: Erfindungsgemäße Vorrichtung zur Kontrastverbesserung in der Kohärenztomographie mit azimutaler Einstbarkeit der Ortsdifferenz.
Abb. 5: Erfindungsgemäße Vorrichtung zur Kontrastverbesserung in der Kohärenztomographie mit kontinuierlich einstellbarer Ortsdifferenz.
Bezugszeichenliste
1 Objekt
2 Meßlichtbündel
3 Scanningspiegel
4 Streustelle im Objekt
5 Räumlich hoch kohärente und zeitlich niedrig kohärente Lichtquelle
6 Räumlich hoch kohärentes und zeitlich niedrig kohärentes Lichtbündel
7 Strahlteiler
7′ Teilerfläche des Strahlteilers 7
8 Referenzlichtstrahl
9 Referenzlichtspiegel
10 Optik
11 Photodetektor
12 Rechner
13 Strahlteiler-Umlenkspiegel
13′ Strahlteilerfläche des Strahlteiler-Umlenkspiegels 13
13′′ Spiegelfläche des Strahlteiler-Umlenkspiegels 13
14′ Objektpunkt oder Fokus eines Lichtstrahls in diesem Punkt
14′′ Objektpunkt oder Fokus eines Lichtstrahls in diesem Punkt
15′ interferometrischer Teilstrahl
15′′ interferometrischer Teilstrahl
16 Optik
17′ vom Wollaston-Prisma erzeugter interferometrischer Teilstrahl
17′′ vom Wollaston-Prisma erzeugter interferometrischer Teilstrahl
18 Wollaston-Prisma
19 λ/2-Platte
20′ Kompensatorplatte
20′′ Kompensatorplatte
21 Polarisator
22 Strahlteiler
23 Strahlteiler-Endspiegel
23′ Strahlteilerfläche von 23
23′′ Spiegelfläche von 23
24 Achse
25 Strahlteilerplatte
25′ Strahlteilerfläche
26 Endspiegel
27 feste Unterlage
28 piezoelektrischer Zylinder
29 Stahlkugel.
Bei der in der Abb. 1 skizzierten Vorrichtung zur Kohärenztomographie wird das abzubildende Objekt 1 von einem Lichtstrahl 2 abgetastet. Dabei führt ein Scanningspiegel 3 den fokussierten Lichtstrahl 2 entlang einer Linie in x-Richtung auf dem Objekt 1. Diese Linie stellt die eine Bildkoordinate, beispielsweise x, eines zweidimensionalen Bilds I(x,y) dar. Der Lichtstrahl 2 dringt auch in das Objekt 1 ein und wird von Streustellen 4 im Objektinnern unterschiedlich stark zurückgestreut. Die Lage dieser Streustellen 4 bildet die zweite Bildkoordinate, beispielsweise als z-Koordinate bezeichnet. Diese Bildkoordinate wird bei der Kohärenztomographie mit Hilfe eines tomographischen Interferometers auf Basis der Teilkohärenz-Interferometrie festgestellt.
Das tomographische Teilkohärenz-Interferometer arbeitet, ebenfalls kurz anhand der Abb. 1 beschrieben, folgend: Eine teilkohärente Lichtquelle 5, beispielsweise eine Superlumineszenzdiode, emittiert ein räumlich kohärentes, aber zeitlich teilkohärentes Lichtbündel 6. Dieses wird von dem Strahlteiler 7 teilweise als interferometrisches Referenzlichtbündel 8 zum Referenzspiegel 9 reflektiert und teilweise als interferometrischer Meßlichtstrahl 2 in den Meßarm des Interferometers transmittiert. Das Meßlichtbündel 2 wird von der Optik 10 über den Scanning-Spiegel 3 auf das Objekt 1 gerichtet. Das von der Streustelle 4 remittierte Licht wird über den Scanning-Spiegel 3 und die Optik 10 zurück zum Strahlteiler 7 und dort auf den Photodetektor 11 gerichtet. Wenn die optische Länge im Meßstrahlengang von der Teilerfläche 7′ bis zur Streustelle 4 innerhalb der Kohärenzlänge gleich groß ist, wie die optische Länge im Referenzstrahlengang von der Teilerfläche 7′ zum Umlenkspiegel 9, interferieren diese beiden Lichtbündel. Zur Feststellung dieser Interferenz führt der Referenzspiegel 9 den sogenannten Kohärenzscan aus, d. h. er wird kontinuierlich in Richtung des Referenzstrahls bewegt. Immer wenn die Länge des Referenzlicht-Strahlengangs mit der optischen Länge im Meßstrahlengang übereinstimmt, gibt es Interferenz zwischen den betreffenden Lichtbündeln. Auf diese Weise wird die z-Position der lichtremittierenden Stellen im Objekt festgestellt. Man beachte, daß in den folgenden Abbildungen die Länge des Referenzstrahlengangs aus Gründen der Übersichtlichkeit der Darstellungen durchwegs kürzer gezeichnet ist, als die Länge des Meßstrahlengangs. Durch die Bewegung des Referenzspiegels erfährt das an diesem Spiegel reflektierte Licht auch eine entsprechende Dopplerverschiebung und man erhält am Photodetektor 11 eine zeitlich wechselnde Helligkeit, die der Photodetektor als elektrisches Interferometersignal IS(z) nachweist. Dieses Verfahren wird daher auch als Dopplerverfahren bezeichnet.
Die Größe des elektrischen Interferometersignals IS(z) ist proportional zur Größe der aus dem Objekt aus der Position z zurückgestreuten Welle. Die Koordinate z ist, wie gesagt, jene Position im Objekt, für die die optischen Weglängen in Meß- und Referenzarm, vom Strahlteiler 7 aus gerechnet, gleich groß sind. Das elektrische Interferometersignal IS wird elektronisch gleichgerichtet und bandpaßgefiltert, daher tragen zur Bildentstehung nur Signale mit Dopplerfrequenz bei.
Ein Rechner 12 steuert den Scanningspiegel 3 in verschiedene Positionen α, welche verschiedenen X-Positionen im Objekt entsprechen. In jeder dieser Positionen α wird durch Verschieben des Referenzspiegels 9 die Stärke der Lichtremission entlang der Objekttiefe z gemessen. Aus diesen Größen wird mittels desselben oder eines weiteren Rechners das Bild I(α,z) bzw. I(x,z) zusammengesetzt. Ein Kohärenztomographie-Gerät besteht also aus zwei wesentlichen Einheiten: der Scanningeinheit (in der Abb. 1 der Scanningspiegel 3 mit zugehöriger Steuerung) und dem Teilkohärenz-Interferometer (in der Abb. 1 das abgebildete Michelson-Interferometer mit dem Strahlteiler 7 und den zugehörigen Steuerungseinrichtungen).
Während bei der Kohärenztomographie das Objekt von nur einem einzigen interferometrischen Meßlichtbündel beleuchtet wird, wird bei den erfindungsgemäßen Verfahren das Objekt von zwei, in zwei auseinander liegende Punkte fokussierten Teilstrahlen, also einem "interferometrischen Doppelstrahl", gleichzeitig beleuchtet. Dabei werden die optischen Weglängen in der Vorrichtung so abgeglichen, daß das aus den beiden Fokussen remittierte Licht auf dem Photodetektor 11 in Gegenphase auftrifft. Erfolgt nun in beiden Fokussen dieselbe Beeinflussung von Amplitude, Phase und Polarisation, löschen sich die am Photodetektor eintreffenden, aus den Fokussen remittierten Lichtbündel, durch destruktive Interferenz gegenseitig aus. Bei diesem Verfahren werden daher nur solche Strukturen sichtbar, die sich über die Distanz der beiden Fokusse ändern bzw. Amplitude, Phase und Polarisation des aus den beiden beleuchteten Punkten remittierten Lichts unterschiedlich beeinflussen.
Die Fokusse der beiden Teilstrahlen des Doppelstrahls können hierbei in verschiedenen Richtungen auseinander liegen. Eine Vorrichtung, bei der das durch einen Strahlteiler- Umlenkspiegel erreicht wird, ist in der Abb. 2 angedeutet. Dort emittiert eine Superlumineszenzdiode 5 ein räumlich kohärentes aber zeitlich teilkohärentes Lichtbündel 6. Dieses wird von dem Strahlteiler 7 teilweise zum Referenzspiegel 9 reflektiert und teilweise in den Meßarm des Interferometers transmittiert. Im Meßarm des Interferometers befindet sich ein Strahlteiler-Umlenkspiegel 13. Der Strahlteiler-Umlenkspiegel 13 besitzt eine Strahlteilerfläche 13′ und dahinter eine Spiegelfläche 13′′. Für die hier gewünschte destruktive Interferenz ist der optische Lichtweg von der Strahlteilerfläche 7′ über die Spiegelfläche 13′′ und den Scanningspiegel 3 zum Fokus 14′′ und zurück zur Strahlteilerfläche 7′ um (2·n+1)·λ/2 größer als der über 13′ zum Fokus 14′ und zurück. n ist die Ordnungszahl der Interferenz. Die beiden lichtreflektierenden Flächen 13′ und 13′′ liegen also in der Ausbreitungsrichtung des Lichts eine kurze Strecke auseinander. Außerdem sind diese beiden lichtreflektierenden Flächen gegeneinander um einen Winkel β geneigt. Wegen dieses Keilwinkels β werden die beiden an den Flächen 13′ und 13′′ reflektierten Lichtbündel 2′ und 2′′ von der fokussierenden Optik 10 in zwei auseinander liegende Punkte 14′ und 14′′ in dem Objekt 1 fokussiert. Durch den Abstand der Flächen 13′ und 13′′ erfahren die Lichtbündel 2′ und 2′′ eine Phasenverschiebung um ein ungeradzahliges Vielfaches von λ/4. Die aus den Fokussen im Objekt remittierten beiden Lichtbündel 15′ und 15′′ werden von der Optik 10 kollimiert, erfahren an dem Strahlteiler-Umlenkspiegel 13 eine weitere Phasenverschiebung zueinander um ein ungeradzahliges Vielfaches von λ/4 und treten schließlich wieder parallel zueinander in das Interferometer ein. Dort werden sie an der Teilerfläche 7′ mit dem Referenzlichtbündel 8 überlagert und von der Optik 16 gemeinsam zum Photodetektor 11 gerichtet.
Wenn die beiden Lichtbündel 15′ und 15′′ vom Objekt in ihrer Amplitude, Phase und Polarisation in gleichem Maße verändert wurden oder unverändert geblieben sind, dann interferieren sie destruktiv am Photodetektor 11 und dessen elektrisches Signal wird von dem Referenzlicht allein erzeugt und ist konstant, was bei dem Dopplerverfahren beispielsweise bedeutet, daß das Bildsignal I(x,z) hier Null ist. Ändern sich diese Parameter jedoch, beispielsweise weil sich die Objekteigenschaften in den Punkten 14′ und 14′′ unterscheiden, dann gibt es eine resultierende Lichtwelle von dem Objekt 1, die mit dem Referenzlicht 8 interferiert und ein entsprechendes Photodetektorsignal IS produziert. Es werden also Unterschiede in den Objekteigenschaften benachbarter Objektpunkte abgebildet. Dabei führen sowohl unterschiedliches Remissionsvermögen dieser Punkte, als auch unterschiedliche Phasenverschiebungen sowie unterschiedliche Veränderungen des Polarisationszustands im aus diesen Punkten remittierten Licht zu einem Interferometersignal IS am Ausgang und damit zu einem hellen Bildpunkt. Unterschiede in den Objekteigenschaften werden also auf Basis der Ortsdifferenz Δx abgebildet. Der Abstand Δx der Punkte 14′ und 14′′ ist in der Anordnung nach Abb. 2 gegeben durch den Winkel β zwischen den Flächen 13′ und 13′′ und die Brennweite f der Optik 10: Δx = 2·β·f.
Der Strahlteiler-Umlenkspiegel 13 besteht aus zwei an den Hypothenusenflächen zusammen gesetzten dreiseitigen Teilprismen. Zwischen den Hypothenusenflächen befindet sich ein keilförmiger Spalt aus Luft, Optik-Kitt oder einem anderen Stoff, mit einem Brechungsindex anders als jenem der Prismen und mit einem Keilwinkel β. Die optische Spaltdicke D (= geometrische Dicke mal Brechungsindex im Spalt) in der Mitte des Strahlenbündels (6′) ist für kleine Winkel β und kleine Ordnungszahlen n näherungsweise (siehe Abb. 2):
Ein solches Gerät liefert Bilder, die bei großem Δx dem Phasendifferenzverfahren und bei kleinem Δx dem Differentialinterferenzkontrastbild der klassischen Interferometrie entsprechen.
In der Abb. 3 ist eine alternative Anordnung zur optischen Kontrastierung nach dem erfindungsmäßen Verfahren angegeben. Dort wird das Objekt 1 von einem Doppelstrahl mit den Teilstrahlen 17′ und 17′′ beleuchtet. Dieser Doppelstrahl entsteht aus dem teilkohärenten Lichtbündel 2 durch ein Wollaston-Prisma 18. Das Wollaston-Prisma 18 besteht aus zwei an den Hypothenusenflächen zusammengesetzten dreiseitigen Teilprismen aus doppelbrechendem Material. Es liefert zwei zueinander senkrecht linear polarisierte Wellen 17′ und 17′′, die je nach Prismengeometrie und Material verschieden stark divergieren. Benutzt man beispielsweise Teilprismen mit gleichschenkeligen Grundflächen, erhält man mit Quarzkristall als Material Divergenzwinkel δ um 1°, mit Kalkspat Divergenzwinkel um 20°. Wenn das von der Lichtquelle 5 kommende Lichtbündel 6 bereits polarisiert ist, lassen sich die Orientierung der Polarisationsebene der Welle 2, und damit die Intensitäten der am Wollaston-Prisma entstehenden Teilwellen 17′ und 17′′, mit Hilfe der λ/2-Platte 19 einstellen. Anderenfalls wird anstelle der λ/2-Platte 19 ein Polarisator angeordnet, über dessen azimutale Orientierung ebenfalls die Intensitäten der Teilwellen 17′ und 17′′ eingestellt werden können.
Zur Kompensation der durch die doppelbrechenden Komponenten des Wollaston-Prismas bedingten großen optischen Wegdifferenz kann noch die Anordnung eines Kompensators im Meßstrahlengang erforderlich sein. Dieser besteht aus zwei einachsigen Platten 20′ und 20′′, die gegeneinander um 90° gedreht sind, so daß die langsame Achse der einen Platte parallel zur schnellen Achse der zweiten Platte liegt. Durch geeignete Wahl der Dicken der beiden Platten 20′ und 20′′ kann im Meßstrahlengang für Hin- und Rücklauf der Wellen von der Strahlteilerfläche 7′ zu den Punkten 14′ und 14′′ und zurück zur Strahlteilerfläche 7′ insgesamt eine Wegdifferenz von λ/2 oder ein ungeradzahliges Vielfaches hiervon erreicht werden. Die Verwendung von λ/2-Platten und Kompensatoren gehört zum Stand der Technik der Polarisationsoptik.
Schließlich befindet sich im gemeinsamen Strahlengang von Meßlicht und Referenzlicht vor dem Photodetektor 11 noch ein Polarisator 21, der so orientiert wird, daß er etwa 50% der Intensitäten der aus den Punkten 14′ und 14′′ zurück kommenden Lichtbündel durchläßt und für Interferenz der durchgelassenen Lichtanteile sorgt.
In den Anordnungen nach Abb. 2 und 3 werden Unterschiede in den Objekteigenschaften auf Basis der Ortsdifferenz Δx gebildet. Man kann die Fokusse 14′ und 14′′ auch in unterschiedliche z-Positionen legen, wenn man das Wollaston-Prisma in der Abb. 3 durch eine doppelbrechende Linse ersetzt. Eine doppelbrechende Linse besteht aus z. B. einem einachsig doppelbrechenden Stoff mit der optischen Achse in der Linsenebene. Eine solche Linse hat für zwei unterschiedliche Polarisationsrichtungen zwei unterschiedliche Brechkräfte, die zusammen mit der Optik 10 zwei Fokusse auf der optischen Achse in unterschiedlichen Objekttiefen erzeugen. Dann bildet der Kohärenztomograph Unterschiede der Objektstruktur ab, die in z-Richtung auftreten.
Durch Rotation des Wollaston-Prismas im Strahlengang der Abb. 3 um eine Achse parallel zur Achse des Strahls 2 kann die Orientierung der Strahlaufspaltung und damit die Lage der zwei in x-Richtung auseinander liegende Fokusse 14′ und 14′′ verändert werden. Um diesen Freiheitsgrad auch bei der Anordnung mit dem Strahlteiler-Umlenkspiegel zu erhalten, muß letzterer modifiziert werden und in Reflexion benutzt werden, wie in der Abb. 4 dargestellt. Hier trifft das Meßbündel 2 zunächst auf den Strahlteiler 22 und wird zum Strahlteiler-Endspiegel 23 gelenkt. Letzterer besitzt eine Strahlteilerfläche 23′ und eine Spiegelfläche 23′′. Diese beiden lichtreflektierenden Flächen liegen in der Ausbreitungsrichtung des Lichts um die optische Distanz λ/8 (oder ein ungeradzahliges Vielfaches hiervon) auseinander. Die am Strahlteiler-Endspiegel 23 reflektierten Lichtbündel werden von der Optik 10 in zwei Objektpunkte14′ und 14′′ fokussiert. Die aus diesen Punkten remittierten Lichtbündel 15′ und 15′′ laufen über den Strahlteiler-Endspiegel 23 und den Strahlteiler 22 in das Interferometer zurück und werden mit dem Referenzlichtbündel 8 überlagert. Der Strahlteiler-Endspiegel 23 kann um eine Achse 24 drehbar angeordnet werden. Damit kann die Orientierung der zwei Abtastpunkte 14′ und 14′′ im Objekt der x-y-Ebene beliebig eingestellt werden.
Man kann die beiden lichtreflektierenden Flächen 23′ und 23′′ in dem Strahlteiler-Endspiegel auch auf andere Weise gestalten. Beispielsweise kann die Fläche 23′ normal zur Achse orientiert werden und die Fläche 23′′ als sphärische Fläche ausgebildet werden. Dann erhält man im Objekt zwei in der Tiefe (z-Richtung) auseinander liegende Fokusse und ein Abbildungsverfahren, welches Objektdifferenzen in der Tiefe betont.
Schließlich sei noch eine Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens erwähnt, bei der die Ortsdifferenz der beiden Fokusse im Objekt kontinuierlich eingestellt werden kann: Abb. 5. Hierzu wird das Meßlichtbündel 2 zunächst vom Strahlteiler 22 auf einen piezoelektrisch einstellbaren Strahlteiler-Endspiegel gelenkt. Letzterer besteht aus einer Strahlteilerplatte 25 mit einer teildurchlässigen Fläche 25′ und einem Endspiegel 26. Der Endspiegel 26 sitzt fest auf einer Unterlage 27. Die Strahlteilerplatte 25 sitzt auf drei piezoelektrischen Säulen 28, deren Länge durch Anlegen einer Spannung an die Anschlüsse 28′ und 28′′ reguliert werden kann (dies gehört zum Stand der Technik). Zur Vermeidung von mechanischen Spannungen liegt zwischen der Strahlteilerplatte 25 und den piezoelektrischen Säulen 28 jeweils eine Stahlkugel 29. Durch Anlegen verschiedener großer Spannungen an die drei Piezosäulen kann sowohl die Größe Δx der Ortsdifferenz für den Bildkontrast als auch die Orientierung der Ortsdifferenz kontinuierlich eingestellt werden.
Abb. 6:
Von der Superlumineszenzdiode LD wird ein zeitlich kurz kohärenter jedoch räumlich vollständig kohärenter Lichtstrahl LS emittiert. Der Strahlteiler ST teilt den Strahl in Referenzstrahl RS, reflektiert am Referenzspiegel S und Objektstrahl OS.
Der Polarisator P erzeugt linear polarisiertes Licht unter z. B. 45° zur optischen Achse der nachfolgenden doppelbrechenden Linse L. Die plankonvexe doppelbrechende Linse L ist aus Quarz oder aus Kalkspat oder einem anderen doppelbrechenden Material hergestellt. Ihre optische Achse liegt parallel zur Planfläche. Dadurch hat diese Linse für das ordentliche Lichtbündel OL und das außerordentliche Lichtbündel AL zwei unterschiedliche Brechnungsindizes und damit zwei unterschiedliche Brennweiten.
Die Fokussierlinse FL fokussiert die zwei von der doppelbrechenden Linse L kommenden Lichtbündel OL und AL noch zusätzlich. Diese Lichtbündel werden von dem Umlenkspiegel US auf das Objekt O gerichtet. Das Objekt besteht aus Strukturen S1 und S2, die Licht polarisationsabhängig steuern.
Beim A-Scan der OCT-Technik wird nun beispielsweise der Referenzspiegel S kontinuierlich verschoben. Wenn innerhalb der Kohärenzlänge des benutzten Lichts optische Weggleichheit vom Strahlteiler zu einer lichtemittierten Stelle im Objekt und vom Strahlteiler zum Referenzspiegel S besteht, treten am Interferometerausgang Interferenzen auf, die als OCT-Signal zur Tomogrammgewinnung benutzt werden.
Wegen der doppelbrechenden Linse besteht nun optische Weggleichheit gleichzeitig für zwei entlang der Objekttiefe (z-Richtung) auseinander liegende Stellen, beispielsweise O1, O2 im Objekt O. Diese Stellen liegen in z-Richtung eine optische Strecke Δz = d · Δn auseinander, worin Δn der Brechzahlunterschied des Linsenmaterials für zwei Polarisationsrichtungen und d die Dicke der doppelbrechenden Linse L bedeuten.
Man kann nun die Linsendicke d so dimensionieren, daß für das remittierte Licht destruktive Interferenz besteht.
Das ist für 2 · d · Δn = ungeradzahlige Vielfache von λ der Fall. Dann gibt es ein OCT-Signal nur, wenn die beiden Stellen O1 und O2 unterschiedlich stark Licht zurückremittieren (und/oder die Streulichtphase an diesen beiden Stellen unterschiedlich ist). Man erhält also ein OCT-Bild, welches polarisationsabhängige Streuunterschiede in zwei um Δz auseinander liegender Punkte abbildet: "Differenz-Polarisationskontrast".
Dasselbe läßt sich auch ohne doppelbrechende Linse erzielen, wie in Abb. 7 dargestellt.
Läßt man die doppelbrechende Linse L weg und ordnet man zwischen Polarisator P und Fokussierlinse FL eine Verzögerungsplatte, beispielsweise eine λ/4-Platte (nullter Ordnung) an, dann erfährt das Licht bei Hin- und Rücklauf insgesamt eine Phasenverschiebung um π, d. h. die beiden Lichtbündel sind in Gegenphase. Sie interferieren nach dem Polarisator P destruktiv. Nun erhält man Polarisationskontrast für Δz ∼ 0. Benutzt man eine λ/4-Platte höherer Ordnung, z. B. eine Platte der Dicke D mit D · Δn = (2 · m - 1) · λ/2, wobei die Ordnungszahl <1 ist, erhält man Polarisationskontrast für um die optische Strecke Δz = D · Δn auseinander liegende Punkte: Differenz- Polarisationskontrast.
Macht man D, und damit die Ordnungszahl und Δz sehr klein, kann man von "Differenz-Polarisationskontrast" sprechen. Solche Verzögerungsplatten kann man natürlich auch - wie in der Polarisationstechnik zur Vermeidung zu dünner Platten üblich - aus zwei um 90° gegeneinander gedrehter Platten ungleicher Dicke realisieren.

Claims (7)

1. Verfahren zur Kontrastanhebung in der kohärenztomographischen Abbildung durch Abtastung des Objekts mit teilkohärenten Lichtstrahlen und Detektion der Tiefenposition der lichtremitierenden Stellen im Objektinnern mittels Teilkohärenz-Interferometrie, dadurch gekennzeichnet, daß der das Objekt abtastende interferometrische Meßstrahl ein durch Strahlteilung gewonnener Doppelstrahl ist, dessen zwei interferometrische Teilstrahlen von der Strahlteilung zum Objekt und zurück zum Photodetektor im Teilkohärenz-Interferometer insgesamt eine Wegdifferenz von λ/2 oder einem ungeradzahligen Vielfachen hievon besitzen, so daß bei homogener Objektstruktur die aus den beiden Objektpunkten remittierten Lichtbündel im tomographischen Interferometer miteinander destruktiv interferieren.
2. Vorrichtung zur Kontrastanhebung in der kohärenztomographischen Abbildung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die beiden das Objekt beleuchtenden interferometrischen Teilstrahlen durch Wellenfrontteilung mit Hilfe eines Strahlteiler- Umlenkspiegels (13) erzeugt werden, der eine Strahlteilerfläche und eine Spiegelfläche besitzt, die gegeneinander um einen Winkel geneigt sind und eine solche Strecke auseinanderliegen, daß der Lichtweg für die beiden interferometrischenTeilstrahlen beim zweimaligen Durchgang sich um λ/2 oder einem ungeradzahligen Vielfachen hiervon unterscheidet.
3. Vorrichtung zur Kontrastanhebung in der kohärenztomographischen Abbildung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die beiden das Objekt beleuchtenden interferometrischen Teilstrahlen durch Wellenfrontteilung mit Hilfe eines Strahlteiler- Endspiegels (23) erzeugt werden, der um eine Achse (24) drehbar ist und eine Strahlteilerfläche sowie eine Spiegelfläche besitzt, die gegeneinander um einen Winkel geneigt sind und eine solche Strecke auseinander liegen, daß der Lichtweg für die beiden interferometrischen Teilstrahlen beim zweimaligen Durchgang sich um λ/2 oder einem ungeradzahligen Vielfachen hiervon unterscheidet.
4. Vorrichtung zur Kontrastanhebung in der kohärenztomographischen Abbildung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die beiden das Objekt beleuchtenden interferometrischen Teilstrahlen durch Wellenfrontteilung mit Hilfe eines Wollaston-Prismas (18) erzeugt werden, und die Wegdifferenz für diese beiden Teilstrahlen mit Hilfe eines Kompensators auf λ/2 oder einem ungeradzahligen Vielfachen hiervon eingestellt wird.
5. Vorrichtung zur Kontrastanhebung in der kohärenztomographischen Abbildung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die beiden das Objekt beleuchtenden interferometrischen Teilstrahlen durch Wellenfrontteilung mit Hilfe einer doppelbrechenden Linse (10′) erzeugt werden, und die Wegdifferenz für diese beiden Teilstrahlen mit Hilfe eines Kompensators auf λ/2 oder einem ungeradzahligen Vielfachen hiervon eingestellt wird.
6. Vorrichtung zur Kontrastanhebung in der kohärenztomographischen Abbildung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die beiden das Objekt beleuchtenden interferometrischen Teilstrahlen durch Wellenfrontteilung mit Hilfe eines piezoelektrisch gesteuerten Strahlteiler-Endspiegels erzeugt werden, der eine Strahlteilerfläche und eine Spiegelfläche besitzt, die gegeneinander im Winkel und im Abstand durch piezoelektrische Säulen so justierbar sind, daß der Lichtweg für die beiden interferometrischen Teilstrahlen beim zweimaligen Durchgang sich um λ/2 oder einem ungeradzahligen Vielfachen hiervon unterscheidet.
7. Vorrichtung zur Kontrastabhebung in der kohärenztomographischen Abbildung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß durch polarisationsoptische Mittel eine Phasenverschiebung der das Objekt beleuchtenden Strahlen erzeugt wird.
DE19719462A 1996-05-14 1997-05-07 Verfahren und Vorrichtung zur Kontrastanhebung in der optischen Kohärenztomographie Expired - Fee Related DE19719462B4 (de)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
AT0084696A ATA84696A (de) 1996-05-14 1996-05-14 Verfahren und anordnungen zur kontrastanhebung in der optischen kohärenztomographie
AT846/96 1996-05-14

Publications (2)

Publication Number Publication Date
DE19719462A1 true DE19719462A1 (de) 1997-11-20
DE19719462B4 DE19719462B4 (de) 2007-11-22

Family

ID=3501126

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE19719462A Expired - Fee Related DE19719462B4 (de) 1996-05-14 1997-05-07 Verfahren und Vorrichtung zur Kontrastanhebung in der optischen Kohärenztomographie

Country Status (4)

Country Link
US (1) US5877856A (de)
JP (1) JP3868057B2 (de)
AT (1) ATA84696A (de)
DE (1) DE19719462B4 (de)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19814057A1 (de) * 1998-03-30 1999-10-07 Zeiss Carl Jena Gmbh Anordnung zur spektralinterferometrischen optischen Tomographie und Oberflächenprofilmessung
DE19814070A1 (de) * 1998-03-30 1999-10-07 Zeiss Carl Jena Gmbh Optische Kohärenz-Tomographie mit dynamischem kohärentem Fokus
DE19825037A1 (de) * 1998-06-04 1999-12-16 Zeiss Carl Jena Gmbh Kurzkohärente Lichtquelle und deren Verwendung
DE19704602B4 (de) * 1997-02-07 2008-08-28 Carl Zeiss Meditec Ag Interferometrische Anordnung zur Abtastung eines Objektes

Families Citing this family (132)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6717654B1 (en) * 1999-02-08 2004-04-06 Vantageport, Inc. Combined range-finding, sighting and scanning system and method
DE19929406A1 (de) 1999-06-26 2000-12-28 Zeiss Carl Fa Zeilen-OCT als optischer Sensor für die Meß- und Medizintechnik
US6490027B1 (en) * 1999-07-27 2002-12-03 Suzanne K. Rajchel Reduced noise optical system and method for measuring distance
US7006676B1 (en) 2000-01-21 2006-02-28 Medical Optical Imaging, Inc. Method and apparatus for detecting an abnormality within a host medium utilizing frequency-swept modulation diffusion tomography
US6943895B2 (en) * 2000-03-30 2005-09-13 Robert Bosch Gmbh Interferometric measuring device
DE10053154B4 (de) * 2000-10-26 2011-02-17 Carl Zeiss Meditec Ag Optische Kohärenz-Interferometrie und Kohärenz-Tomographie mit räumlich teilhärenten Lichtquellen
WO2002036015A1 (en) * 2000-10-30 2002-05-10 The General Hospital Corporation Optical methods and systems for tissue analysis
US9295391B1 (en) 2000-11-10 2016-03-29 The General Hospital Corporation Spectrally encoded miniature endoscopic imaging probe
JP2004528111A (ja) * 2001-04-30 2004-09-16 ザ・ジェネラル・ホスピタル・コーポレイション 焦点特性とコヒーレンス・ゲートを制御するために動的フィードバックを用いた、光干渉トモグラフィにおける写像性と感度を改善するための方法及び装置
DE10297689B4 (de) 2001-05-01 2007-10-18 The General Hospital Corp., Boston Verfahren und Gerät zur Bestimmung von atherosklerotischem Belag durch Messung von optischen Gewebeeigenschaften
GB0118166D0 (en) * 2001-07-25 2001-09-19 Cambridge Consultants Common element control interferometer
US7061622B2 (en) 2001-08-03 2006-06-13 Case Western Reserve University Aspects of basic OCT engine technologies for high speed optical coherence tomography and light source and other improvements in optical coherence tomography
DE10141544A1 (de) * 2001-08-24 2003-03-13 Eppendorf Ag Vorrichtung zur Behandlung von Flüssigkeiten und Verfahren zum Betreiben der Vorrichtung
US6980299B1 (en) * 2001-10-16 2005-12-27 General Hospital Corporation Systems and methods for imaging a sample
US6873419B2 (en) * 2001-11-16 2005-03-29 National Research Council Of Canada Method and apparatus for three-dimensional compositional mapping of heterogeneous materials
DE60336534D1 (de) * 2002-01-11 2011-05-12 Gen Hospital Corp Vorrichtung zur OCT Bildaufnahme mit axialem Linienfokus für verbesserte Auflösung und Tiefenschärfe
US7129508B2 (en) * 2002-01-18 2006-10-31 Honeywell International Inc. Compact VCSEL sensor with multiple sensing capabilities
US7355716B2 (en) * 2002-01-24 2008-04-08 The General Hospital Corporation Apparatus and method for ranging and noise reduction of low coherence interferometry LCI and optical coherence tomography OCT signals by parallel detection of spectral bands
US20110201924A1 (en) * 2002-04-30 2011-08-18 The General Hospital Corporation Method and Apparatus for Improving Image Clarity and Sensitivity in Optical Tomography Using Dynamic Feedback to Control Focal Properties and Coherence Gating
DE10260887A1 (de) * 2002-12-17 2004-07-01 Carl Zeiss Kohärenzmikroskop
US8054468B2 (en) 2003-01-24 2011-11-08 The General Hospital Corporation Apparatus and method for ranging and noise reduction of low coherence interferometry LCI and optical coherence tomography OCT signals by parallel detection of spectral bands
EP1596716B1 (de) * 2003-01-24 2014-04-30 The General Hospital Corporation System und verfahren zur gewebeidentifizierung mittels interferometrie mit niedriger kohärenz
US7079254B2 (en) * 2003-03-26 2006-07-18 Southwest Sciences Incorporated Method and apparatus for imaging internal structures of transparent and translucent materials
CA2519937C (en) * 2003-03-31 2012-11-20 Guillermo J. Tearney Speckle reduction in optical coherence tomography by path length encoded angular compounding
EP2008579B1 (de) 2003-06-06 2016-11-09 The General Hospital Corporation Verfahren und Vorrichtung für eine Lichtquelle mit Abstimmung der Wellenlänge
US7019840B2 (en) * 2003-06-17 2006-03-28 Seagate Technology Llc Dual-beam interferometer for ultra-smooth surface topographical measurements
DE10328412B4 (de) * 2003-06-19 2005-11-17 Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH Verfahren zur interferometrischen Bestimmmung optischer Ebenenabstände mit Subnanometer-Genauigkeit
EP3009815B1 (de) 2003-10-27 2022-09-07 The General Hospital Corporation Verfahren und vorrichtung zur durchführung optischer abbildung mit frequenzdomäneninterferometrie
WO2005054780A1 (en) 2003-11-28 2005-06-16 The General Hospital Corporation Method and apparatus for three-dimensional spectrally encoded imaging
FR2865538B1 (fr) * 2004-01-22 2007-10-19 Centre Nat Rech Scient Dispositif et procede pour mesurer le contraste des franges dans un interferometre de michelson, et systeme d'examen de l'oeil incluant un tel dispositif
US7184148B2 (en) 2004-05-14 2007-02-27 Medeikon Corporation Low coherence interferometry utilizing phase
US7327463B2 (en) 2004-05-14 2008-02-05 Medrikon Corporation Low coherence interferometry utilizing magnitude
US7474408B2 (en) * 2004-05-14 2009-01-06 Medeikon Corporation Low coherence interferometry utilizing phase
US7190464B2 (en) * 2004-05-14 2007-03-13 Medeikon Corporation Low coherence interferometry for detecting and characterizing plaques
US7242480B2 (en) * 2004-05-14 2007-07-10 Medeikon Corporation Low coherence interferometry for detecting and characterizing plaques
US20050254059A1 (en) * 2004-05-14 2005-11-17 Alphonse Gerard A Low coherence interferometric system for optical metrology
WO2005117534A2 (en) 2004-05-29 2005-12-15 The General Hospital Corporation Process, system and software arrangement for a chromatic dispersion compensation using reflective layers in optical coherence tomography (oct) imaging
WO2006014392A1 (en) 2004-07-02 2006-02-09 The General Hospital Corporation Endoscopic imaging probe comprising dual clad fibre
JP5053845B2 (ja) 2004-08-06 2012-10-24 ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション 光学コヒーレンス断層撮影法を使用して試料中の少なくとも１つの位置を決定するための方法、システムおよびソフトウェア装置
ATE538714T1 (de) * 2004-08-24 2012-01-15 Gen Hospital Corp Verfahren, system und software-anordnung zur bestimmung des elastizitätsmoduls
WO2006024015A1 (en) 2004-08-24 2006-03-02 The General Hospital Corporation Method and apparatus for imaging of vessel segments
EP1787105A2 (de) 2004-09-10 2007-05-23 The General Hospital Corporation System und verfahren zur optischen kohärenzabbildung
WO2006041447A1 (en) * 2004-09-25 2006-04-20 Josh Hogan A compact non-invasive analysis system
WO2006037132A1 (en) 2004-09-29 2006-04-06 The General Hospital Corporation System and method for optical coherence imaging
US20080007734A1 (en) * 2004-10-29 2008-01-10 The General Hospital Corporation System and method for providing Jones matrix-based analysis to determine non-depolarizing polarization parameters using polarization-sensitive optical coherence tomography
EP1807722B1 (de) * 2004-11-02 2022-08-10 The General Hospital Corporation Faseroptische drehvorrichtung, optisches system zur abbildung einer probe
EP1825214A1 (de) * 2004-11-24 2007-08-29 The General Hospital Corporation Interferometer mit gemeinsamem pfad für endoskopische optische kohärenztomographie
EP1816949A1 (de) 2004-11-29 2007-08-15 The General Hospital Corporation Anordnungen, vorrichtungen, endoskope, katheter und verfahren für die optische bilddarstellung durch gleichzeitige beleuchtung und nachweis von mehreren punkten auf einer probe
JP2008538612A (ja) * 2005-04-22 2008-10-30 ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション スペクトルドメイン偏光感受型光コヒーレンストモグラフィを提供することの可能な構成、システム、及び方法
EP2085929A1 (de) 2005-04-28 2009-08-05 The General Hospital Corporation Beurteilung von optischen Kohärenztomographieinformationen für eine anatomische Struktur
JP2008541096A (ja) * 2005-05-13 2008-11-20 ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション 化学的試料および生体試料の高感度検出用スペクトル領域光コヒーレンス反射計測を実行可能な装置、システム、および方法
US7394546B2 (en) * 2005-05-23 2008-07-01 Southwest Sciences Incorporated Method and apparatus for full phase interferometry
EP1887926B1 (de) * 2005-05-31 2014-07-30 The General Hospital Corporation System und verfahren die spektrale interferometrietechniken zur codierungsüberlagerung zur bildgebung benutzen
JP5702049B2 (ja) * 2005-06-01 2015-04-15 ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション 位相分解光学周波数領域画像化を行うための装置、方法及びシステム
EP2207008A1 (de) * 2005-08-09 2010-07-14 The General Hospital Corporation Gerät und Verfahren zur Durchführung von polarisationsbasierter Quadraturdemulation bei optischer Kohärenztomographie
US7359057B2 (en) * 2005-08-26 2008-04-15 Ball Aerospace & Technologies Corp. Method and apparatus for measuring small shifts in optical wavelengths
EP1928306B1 (de) * 2005-09-29 2021-01-13 General Hospital Corporation OPTISCHES KOHÄRENZTOMOGRAFIESYSTEME UND VERFAHREN MIT MIKROSKOPISCHER Fluoreszensbildgebung VON EINER ODER MEHR BIOLOGISCHEN STRUKTUREN
WO2007047690A1 (en) * 2005-10-14 2007-04-26 The General Hospital Corporation Spectral- and frequency- encoded fluorescence imaging
JP5680826B2 (ja) 2006-01-10 2015-03-04 ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション １以上のスペクトルを符号化する内視鏡技術によるデータ生成システム
US8145018B2 (en) * 2006-01-19 2012-03-27 The General Hospital Corporation Apparatus for obtaining information for a structure using spectrally-encoded endoscopy techniques and methods for producing one or more optical arrangements
US20070223006A1 (en) * 2006-01-19 2007-09-27 The General Hospital Corporation Systems and methods for performing rapid fluorescence lifetime, excitation and emission spectral measurements
EP2289398A3 (de) * 2006-01-19 2011-04-06 The General Hospital Corporation Verfahren und Systeme zur optischen Bildgebung von epithelialen Luminalorganen durch Strahlenabtastung dieser
US20070171433A1 (en) * 2006-01-20 2007-07-26 The General Hospital Corporation Systems and processes for providing endogenous molecular imaging with mid-infrared light
WO2007084959A1 (en) * 2006-01-20 2007-07-26 The General Hospital Corporation Systems and methods for providing mirror tunnel microscopy
JP5524487B2 (ja) * 2006-02-01 2014-06-18 ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション コンフォーマルレーザ治療手順を用いてサンプルの少なくとも一部分に電磁放射を放射する方法及びシステム。
JP2009537024A (ja) * 2006-02-01 2009-10-22 ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション 少なくとも一つのファイバの少なくとも二つの部位の少なくとも一つを制御する装置
EP2659851A3 (de) * 2006-02-01 2014-01-15 The General Hospital Corporation Vorrichtung zur Anwendung mehrerer elektromagnetischer Strahlungen auf einer Probe
EP1988825B1 (de) 2006-02-08 2016-12-21 The General Hospital Corporation Anordnungen und systeme zum abrufen von informationen im zusammenhang mit einer anatomischen probe mithilfe eines optischen mikroskops
EP1987318B1 (de) * 2006-02-24 2015-08-12 The General Hospital Corporation Verfahren und systeme zur durchführung von winkelaufgelöster optischer kohärenztomografie im fourier-bereich
US20070208400A1 (en) * 2006-03-01 2007-09-06 The General Hospital Corporation System and method for providing cell specific laser therapy of atherosclerotic plaques by targeting light absorbers in macrophages
WO2007109540A2 (en) * 2006-03-17 2007-09-27 The General Hospital Corporation Arrangement, method and computer-accessible medium for identifying characteristics of at least a portion of a blood vessel contained within a tissue using spectral domain low coherence interferometry
CN101466298B (zh) * 2006-04-05 2011-08-31 通用医疗公司 用于样本的偏振敏感光频域成像的方法、装置和系统
EP3150110B1 (de) 2006-05-10 2020-09-02 The General Hospital Corporation Verfahren, anordnungen und systeme zur bereitstellung von frequenzbereichsabbildung einer probe
US7782464B2 (en) * 2006-05-12 2010-08-24 The General Hospital Corporation Processes, arrangements and systems for providing a fiber layer thickness map based on optical coherence tomography images
US7488930B2 (en) * 2006-06-02 2009-02-10 Medeikon Corporation Multi-channel low coherence interferometer
WO2008016927A2 (en) * 2006-08-01 2008-02-07 The General Hospital Corporation Systems and methods for receiving and/or analyzing information associated with electro-magnetic radiation
CN101589301B (zh) * 2006-08-25 2012-11-07 通用医疗公司 利用体积测定过滤技术来增强光学相干断层成像的装置和方法
WO2008049118A2 (en) 2006-10-19 2008-04-24 The General Hospital Corporation Apparatus and method for obtaining and providing imaging information associated with at least one portion of a sample and effecting such portion(s)
US20080206804A1 (en) * 2007-01-19 2008-08-28 The General Hospital Corporation Arrangements and methods for multidimensional multiplexed luminescence imaging and diagnosis
EP2102583A2 (de) 2007-01-19 2009-09-23 The General Hospital Corporation Vorrichtung und verfahren zur steuerung der entfernungsmessungstiefe bei der bildgebung im optischen frequenzbereich
US7949019B2 (en) * 2007-01-19 2011-05-24 The General Hospital Wavelength tuning source based on a rotatable reflector
WO2008116010A1 (en) * 2007-03-19 2008-09-25 The General Hospital Corporation System and method for providing noninvasive diagnosis of compartment syndrome exemplary laser speckle imaging procedure
WO2008118781A2 (en) * 2007-03-23 2008-10-02 The General Hospital Corporation Methods, arrangements and apparatus for utilizing a wavelength-swept laser using angular scanning and dispersion procedures
US10534129B2 (en) 2007-03-30 2020-01-14 The General Hospital Corporation System and method providing intracoronary laser speckle imaging for the detection of vulnerable plaque
US8045177B2 (en) 2007-04-17 2011-10-25 The General Hospital Corporation Apparatus and methods for measuring vibrations using spectrally-encoded endoscopy
US8115919B2 (en) 2007-05-04 2012-02-14 The General Hospital Corporation Methods, arrangements and systems for obtaining information associated with a sample using optical microscopy
US9375158B2 (en) * 2007-07-31 2016-06-28 The General Hospital Corporation Systems and methods for providing beam scan patterns for high speed doppler optical frequency domain imaging
JP5608556B2 (ja) * 2007-08-10 2014-10-15 ボード・オブ・リージエンツ，ザ・ユニバーシテイ・オブ・テキサス・システム 前方結像型光干渉断層（ｏｃｔ）システムおよびプローブ
JP5536650B2 (ja) * 2007-08-31 2014-07-02 ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション 自己干渉蛍光顕微鏡検査のためのシステムと方法、及び、それに関連するコンピュータがアクセス可能な媒体
WO2009036453A1 (en) * 2007-09-15 2009-03-19 The General Hospital Corporation Apparatus, computer-accessible medium and method for measuring chemical and/or molecular compositions of coronary atherosclerotic plaques in anatomical structures
WO2009059034A1 (en) * 2007-10-30 2009-05-07 The General Hospital Corporation System and method for cladding mode detection
US20090225324A1 (en) * 2008-01-17 2009-09-10 The General Hospital Corporation Apparatus for providing endoscopic high-speed optical coherence tomography
US9332942B2 (en) * 2008-01-28 2016-05-10 The General Hospital Corporation Systems, processes and computer-accessible medium for providing hybrid flourescence and optical coherence tomography imaging
US11123047B2 (en) 2008-01-28 2021-09-21 The General Hospital Corporation Hybrid systems and methods for multi-modal acquisition of intravascular imaging data and counteracting the effects of signal absorption in blood
WO2009137701A2 (en) 2008-05-07 2009-11-12 The General Hospital Corporation System, method and computer-accessible medium for tracking vessel motion during three-dimensional coronary artery microscopy
WO2009155536A2 (en) * 2008-06-20 2009-12-23 The General Hospital Corporation Fused fiber optic coupler arrangement and method for use thereof
EP2309923B1 (de) * 2008-07-14 2020-11-25 The General Hospital Corporation Vorrichtung und verfahren für eine farbendoskopie
US8937724B2 (en) 2008-12-10 2015-01-20 The General Hospital Corporation Systems and methods for extending imaging depth range of optical coherence tomography through optical sub-sampling
JP2012515930A (ja) * 2009-01-26 2012-07-12 ザ ジェネラル ホスピタル コーポレーション 広視野の超解像顕微鏡を提供するためのシステム、方法及びコンピューターがアクセス可能な媒体
CN104134928A (zh) 2009-02-04 2014-11-05 通用医疗公司 利用高速光学波长调谐源的设备和方法
WO2010105197A2 (en) 2009-03-12 2010-09-16 The General Hospital Corporation Non-contact optical system, computer-accessible medium and method for measuring at least one mechanical property of tissue using coherent speckle techniques(s)
JP5558735B2 (ja) * 2009-04-13 2014-07-23 キヤノン株式会社 光断層撮像装置及びその制御方法
US8879070B2 (en) 2009-06-11 2014-11-04 University Of Tsukuba Two beams formed by Wollaston prism in sample arm in an optical coherence tomography apparatus
CN102469943A (zh) 2009-07-14 2012-05-23 通用医疗公司 用于测量脉管内流动和压力的设备、系统和方法
EP2485641A4 (de) * 2009-10-06 2015-10-14 Gen Hospital Corp Vorrichtung und verfahren zur abbildung einzelner zellen mit eosinophilen
PT2542154T (pt) 2010-03-05 2020-11-25 Massachusetts Gen Hospital Aparelho para proporcionar radiação eletromagnética a uma amostra
US9069130B2 (en) 2010-05-03 2015-06-30 The General Hospital Corporation Apparatus, method and system for generating optical radiation from biological gain media
WO2011149972A2 (en) 2010-05-25 2011-12-01 The General Hospital Corporation Systems, devices, methods, apparatus and computer-accessible media for providing optical imaging of structures and compositions
WO2011150069A2 (en) 2010-05-25 2011-12-01 The General Hospital Corporation Apparatus, systems, methods and computer-accessible medium for spectral analysis of optical coherence tomography images
US10285568B2 (en) 2010-06-03 2019-05-14 The General Hospital Corporation Apparatus and method for devices for imaging structures in or at one or more luminal organs
EP2632324A4 (de) 2010-10-27 2015-04-22 Gen Hospital Corp Vorrichtungen, systeme und verfahren zur blutdruckmessung in mindestens einem gefäss
US8908189B2 (en) 2011-04-15 2014-12-09 Carl Zeiss Meditec, Inc. Systems and methods for swept-source optical coherence tomography
JP6240064B2 (ja) 2011-04-29 2017-11-29 ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション 散乱媒質の深さ分解した物理的及び／又は光学的特性を決定する方法
WO2013013049A1 (en) 2011-07-19 2013-01-24 The General Hospital Corporation Systems, methods, apparatus and computer-accessible-medium for providing polarization-mode dispersion compensation in optical coherence tomography
US10241028B2 (en) 2011-08-25 2019-03-26 The General Hospital Corporation Methods, systems, arrangements and computer-accessible medium for providing micro-optical coherence tomography procedures
WO2013066631A1 (en) 2011-10-18 2013-05-10 The General Hospital Corporation Apparatus and methods for producing and/or providing recirculating optical delay(s)
EP2833776A4 (de) 2012-03-30 2015-12-09 Gen Hospital Corp Abbildungssystem, verfahren und distaler anschluss zur multidirektionalen sichtfeldendoskopie
WO2013177154A1 (en) 2012-05-21 2013-11-28 The General Hospital Corporation Apparatus, device and method for capsule microscopy
EP2888616A4 (de) 2012-08-22 2016-04-27 Gen Hospital Corp System, verfahren, und über computer zugängliches medium zur herstellung eines miniaturendoskops mit weicher lithografie
WO2014120791A1 (en) 2013-01-29 2014-08-07 The General Hospital Corporation Apparatus, systems and methods for providing information regarding the aortic valve
WO2014121082A1 (en) 2013-02-01 2014-08-07 The General Hospital Corporation Objective lens arrangement for confocal endomicroscopy
US10478072B2 (en) 2013-03-15 2019-11-19 The General Hospital Corporation Methods and system for characterizing an object
WO2014186353A1 (en) 2013-05-13 2014-11-20 The General Hospital Corporation Detecting self-interefering fluorescence phase and amplitude
US10117576B2 (en) 2013-07-19 2018-11-06 The General Hospital Corporation System, method and computer accessible medium for determining eye motion by imaging retina and providing feedback for acquisition of signals from the retina
EP4349242A2 (de) 2013-07-19 2024-04-10 The General Hospital Corporation Bildgebungsvorrichtung und verfahren mit multidirektionaler sichtfeldendoskopie
WO2015013651A2 (en) 2013-07-26 2015-01-29 The General Hospital Corporation System, apparatus and method utilizing optical dispersion for fourier-domain optical coherence tomography
WO2015105870A1 (en) 2014-01-08 2015-07-16 The General Hospital Corporation Method and apparatus for microscopic imaging
WO2015116986A2 (en) 2014-01-31 2015-08-06 The General Hospital Corporation System and method for facilitating manual and/or automatic volumetric imaging with real-time tension or force feedback using a tethered imaging device
WO2015153982A1 (en) 2014-04-04 2015-10-08 The General Hospital Corporation Apparatus and method for controlling propagation and/or transmission of electromagnetic radiation in flexible waveguide(s)
ES2907287T3 (es) 2014-07-25 2022-04-22 Massachusetts Gen Hospital Aparato para imagenología y diagnóstico in vivo
US10302494B2 (en) * 2014-12-18 2019-05-28 Palo Alto Research Center Incorporated Obtaining spectral information from a moving object
US10048192B2 (en) 2014-12-18 2018-08-14 Palo Alto Research Center Incorporated Obtaining spectral information from moving objects

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE19704602B4 (de) * 1997-02-07 2008-08-28 Carl Zeiss Meditec Ag Interferometrische Anordnung zur Abtastung eines Objektes
DE19814057A1 (de) * 1998-03-30 1999-10-07 Zeiss Carl Jena Gmbh Anordnung zur spektralinterferometrischen optischen Tomographie und Oberflächenprofilmessung
DE19814070A1 (de) * 1998-03-30 1999-10-07 Zeiss Carl Jena Gmbh Optische Kohärenz-Tomographie mit dynamischem kohärentem Fokus
DE19814057B4 (de) * 1998-03-30 2009-01-02 Carl Zeiss Meditec Ag Anordnung zur optischen Kohärenztomographie und Kohärenztopographie
DE19814070B4 (de) * 1998-03-30 2009-07-16 Carl Zeiss Meditec Ag Verfahren und Anordnung zur Kohärenz-Tomographie mit erhöhter Transversalauflösung
DE19825037A1 (de) * 1998-06-04 1999-12-16 Zeiss Carl Jena Gmbh Kurzkohärente Lichtquelle und deren Verwendung
DE19825037C2 (de) * 1998-06-04 2000-12-21 Zeiss Carl Jena Gmbh Kurzkohärente Lichtquelle und deren Verwendung

Also Published As

Publication number Publication date
DE19719462B4 (de) 2007-11-22
JP3868057B2 (ja) 2007-01-17
JPH1099337A (ja) 1998-04-21
ATA84696A (de) 1998-03-15
US5877856A (en) 1999-03-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE19719462B4 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Kontrastanhebung in der optischen Kohärenztomographie
DE19814070B4 (de) Verfahren und Anordnung zur Kohärenz-Tomographie mit erhöhter Transversalauflösung
EP0618439B1 (de) Bildgebender optischer Aufbau zur Untersuchung stark streuenden Medien
EP0281906B1 (de) Interferometer zur Messung von optischen Phasendifferenzen
EP1959816B1 (de) Interferometrische probenmessung
EP0876595B1 (de) Niederkohärenz-interferometrisches gerät
DE10033189C1 (de) Niederkohärenz-interferometrisches Gerät zur Tiefenabtastung eines Objektes
EP1785690A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Ermittlung geometrischer Werte an einem Gegenstand
GB2407155A (en) Spectral interferometry method and apparatus
DE2814006A1 (de) Abtastinterferometer
DE112007002907T5 (de) Optisches auf Kohärenzfrequenzbereichreflektometrie basiertes Abbildungssystem
EP3555557B1 (de) Anordnung und verfahren zur robusten single-shot-interferometrie
EP1805477A1 (de) Interferometrisches verfahren und anordnung
DE102006015387A1 (de) Interferometrische Messvorrichtung
WO2005088241A1 (de) Niederkohärenz-interferometrisches verfahren und gerät zur lichtoptischen abtastung von oberflächen
EP3797257A1 (de) Oct-system und oct-verfahren
DE102014208988A1 (de) Optische Positionsmesseinrichtung
DE102012016318B4 (de) Anordnung für ein linsenloses, holografisches Inline-Auflichtmikroskop
EP0322356A2 (de) Verfahren und Vorrichtung zur optischen Distanzmessung
DE2628836C3 (de) Optischer Phasendiskriminator
DE4233336C2 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Detektion von Fokusablagen
DE102007054283B4 (de) Anordnung zur Aufteilung von Strahlenbündeln für ein Interferometer zur Bildgebung an stark streuenden Proben geringer Reflexion
AT504181B1 (de) Fourier-domain-interferometrie zur augen-teilstreckenmessung
DE102018101768B3 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Erzeugung eines zweidimensionalen Interferogramms mit einem Freistrahl-Aufbau des Michelson-Typs
WO2015011201A1 (de) Vorrichtung und verfahren zur aufnahme und auswertung von mikroskopischen und/oder speckle-bildern von proben oder oberflächen einer probenebene mit einem auflichtaufbau sowie deren verwendung

Legal Events

Date Code Title Description
8110 Request for examination paragraph 44
8364 No opposition during term of opposition
R119 Application deemed withdrawn, or ip right lapsed, due to non-payment of renewal fee

Effective date: 20131203