DE19719462A1 - Verfahren und Anordnungen zur Kontrastanhebung in der optischen Kohärenztomographie - Google Patents
Verfahren und Anordnungen zur Kontrastanhebung in der optischen KohärenztomographieInfo
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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.
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.
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.
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.
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---|---|---|---|
AT0084696A ATA84696A (de) | 1996-05-14 | 1996-05-14 | Verfahren und anordnungen zur kontrastanhebung in der optischen kohärenztomographie |
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Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
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Family Applications (1)
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---|---|---|---|
DE19719462A Expired - Fee Related DE19719462B4 (de) | 1996-05-14 | 1997-05-07 | Verfahren und Vorrichtung zur Kontrastanhebung in der optischen Kohärenztomographie |
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---|---|
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Cited By (4)
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)
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 |
-
1996
- 1996-05-14 AT AT0084696A patent/ATA84696A/de not_active Application Discontinuation
-
1997
- 1997-05-07 DE DE19719462A patent/DE19719462B4/de not_active Expired - Fee Related
- 1997-05-14 US US08/855,975 patent/US5877856A/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-05-14 JP JP13795497A patent/JP3868057B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (7)
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 |
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ATA84696A (de) | 1998-03-15 |
US5877856A (en) | 1999-03-02 |
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