DE10053447B4 - Endoskopsystem - Google Patents
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Abstract
Endoskopsystem
(1000) mit
einem Lichtleiter (F), der mehrere Strahlengänge enthält,
einer an dem proximalen Ende des Lichtleiters (F) angeordneten Quelle (231) für schwach kohärente Lichtstrahlen, die jeweils in einen der in dem Lichtleiter (F) vorgesehenen Strahlengänge eintreten,
einer Interferometer-Einheit (15), die
ein Strahlteilerelement (S), das jeden von dem distalen Ende des Lichtleiters (F) ausgesendeten Lichtstrahl in Teilstrahlen aufspaltet und einen der Teilstrahlen auf ein Objekt (T) ausgibt,
ein optisches Referenzsystem, das einen anderen Teilstrahl führt,
eine Reflektoreinheit (R), welche den von dem optischen Referenzsystem geführten Teilstrahl auf das Strahlteilerelement (S) reflektiert, und
eine Lichterfassungsvorrichtung (D), die einen Interferenzstrahl erfasst, der durch Interferenz zwischen dem an dem Objekt (T) reflektierten Teilstrahl und dem an der Reflektoreinheit (R) reflektierten Teilstrahl an dem Strahlteilerelement (S) erzeugt wird, enthält,
und einem Signalverarbeitungssystem (229), das auf Grundlage von Signalen, die von der Lichterfassungsvorrichtung (D) erfasst werden, ein...
einem Lichtleiter (F), der mehrere Strahlengänge enthält,
einer an dem proximalen Ende des Lichtleiters (F) angeordneten Quelle (231) für schwach kohärente Lichtstrahlen, die jeweils in einen der in dem Lichtleiter (F) vorgesehenen Strahlengänge eintreten,
einer Interferometer-Einheit (15), die
ein Strahlteilerelement (S), das jeden von dem distalen Ende des Lichtleiters (F) ausgesendeten Lichtstrahl in Teilstrahlen aufspaltet und einen der Teilstrahlen auf ein Objekt (T) ausgibt,
ein optisches Referenzsystem, das einen anderen Teilstrahl führt,
eine Reflektoreinheit (R), welche den von dem optischen Referenzsystem geführten Teilstrahl auf das Strahlteilerelement (S) reflektiert, und
eine Lichterfassungsvorrichtung (D), die einen Interferenzstrahl erfasst, der durch Interferenz zwischen dem an dem Objekt (T) reflektierten Teilstrahl und dem an der Reflektoreinheit (R) reflektierten Teilstrahl an dem Strahlteilerelement (S) erzeugt wird, enthält,
und einem Signalverarbeitungssystem (229), das auf Grundlage von Signalen, die von der Lichterfassungsvorrichtung (D) erfasst werden, ein...
Description
- Die Erfindung betrifft ein Endoskopsystem, das in vivo-OCT-Bilder eines Objektes aufnehmen kann. OCT steht dabei für optische Kohärenztomografie.
- Endoskopsysteme zum Beobachten von Objekten in einer menschlichen Körperhöhle sind bekannt. Ein solches Endoskopsystem hat ein Endoskop, das in die Körperhöhle einführbar ist, und eine externe Beleuchtungsvorrichtung, die an das Endoskop anschließbar ist. Die externe Beleuchtungsvorrichtung enthält eine Lichtquelle zum Beleuchten des Objektes und einen Prozessor zum Verarbeiten von Bildsignalen.
- Das Endoskop enthält
eine Beleuchtungsoptik, die an die Lichtquelleneinheit der externen Vorrichtung angeschlossen ist und der Beleuchtung des Objektes, z. B. einer Körperhöhlenwand dient,
eine Objektivoptik zum Erzeugen eines optischen Bildes des Objektes und
eine ladungsgekoppelte Vorrichtung, kurz CCD, die im wesentlichen in der Bildebene der Objektivoptik angeordnet und elektrisch mit dem Prozessor der externen Vorrichtung verbunden ist. - An einem Ende des Endoskops ist eine Instrumentenöffnung ausgebildet. Aus dieser Instrumentenöffnung ragen Zangen oder Behandlungsinstrumente anderer Art in die Körperhöhle hinein.
- Mit dem eben erläuterten Endoskopsystem kann ein Benutzer das Innere der menschlichen Körperhöhle betrachten. Dazu führt er zunächst das Endoskop in das Innere der Körperhöhle ein. Von der Lichtquelleneinheit der externen Vorrichtung abgegebenes Licht wird über die Beleuchtungsoptik auf das zu betrachtende Objekt gerichtet. Auf der Lichtempfangsfläche der CCD wird über die Objektivoptik ein Bild des beleuchteten Objektes erzeugt. Die CCD wandelt das empfangene optische Bild in ein elektronisches Bild, d.h. in ein Bildsignal, das an den Prozessor der externen Vorrichtung übertragen wird. Der Prozessor verarbeitet das empfangene Bildsignal und stellt das Objektbild auf einer Anzeigevorrichtung dar. Der Benutzer kann so über die Anzeigevorrichtung das Innere der Körperhöhle des Patienten betrachten.
- Hält der Benutzer es für möglich, daß der betrachtete Teil der Körperhöhle von Krebs oder einem Tumor befallen ist, so wird eine Zange oder ein Biopsieinstrument in einen in dem Endoskop ausgebildeten Instrumentenkanal eingeführt. Die Spitze des Instrumentes wird aus der Instrumentenöffnung herausgeschoben, und dem betreffenden Körperteil wird Gewebe entnommen. Das entnommene Gewebe wird dann pathologisch untersucht. Auf Grundlage der Untersuchungsergebnisse wird dann die Diagnose erstellt.
- Mit diesem herkömmlichen Endoskopsystem kann nur die Oberfläche der menschlichen Körperhöhle betrachtet werden. Um den Zustand des Gewebes unterhalb der Körperhöhlenwand in Erfahrung zu bringen, ist eine Biopsie erforderlich. Die Biopsie ist insbesondere dann unumgänglich, wenn Krebs im Früh stadium oder ein kleiner Tumor ausfindig gemacht werden sollen. Die pathologische Untersuchung ist jedoch zeitintensiv, so daß für die Diagnose eine vergleichsweise lange Zeit erforderlich ist.
- Im Hinblick auf die Belastung des Patienten kann die Biopsie nur in einem begrenzten Bereich und nicht beliebig oft durchgeführt werden. Es können jedoch auch andere erkrankte Körperteile vorhanden sein als die, die von dem Benutzer als solche identifiziert worden sind. Ein solcher Körperteil kann dann leicht übersehen werden, so daß trotz der pathologischen Untersuchung eine genaue Diagnose nicht möglich ist.
- Aus der Druckschrift
US 5 921 926 A ist ein Endoskopsystem nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1 bekannt. Dieses für die Kolposkopie bestimmte System umfaßt einen Lichtleiter, der mehrere Strahlengänge enthält, eine am proximalen Ende des Lichtleiters angeordnete Quelle für schwach kohärente Lichtstrahlen, die jeweils in einen der in dem Lichtleiter vorgesehenen Strahlengänge eintreten, eine Interferometer-Einheit mit einem Strahlteilerelement, einem optischen Referenzsystem, einer Reflektoreinheit und einer Lichterfassungsvorrichtung, die einen Interferenzstrahl erfaßt, und ein Signalverarbeitungssystem, das an Hand der von der Lichterfassungsvorrichtung erfaßten Signale ein Tomogramm erzeugt. - Aufgabe der Erfindung ist es, ein verbessertes Endoskopsystem anzugeben, das eine genaue Diagnose in vergleichsweise kurzer Zeit gestattet.
- Die Erfindung löst diese Aufgabe durch das Endoskopsystem mit den im kennzeichnende Teil Anspruchs 1 angegebenen Merkmalen.
- In dem erfindungsgemäßen Endoskopsystem bewegt die Antriebseinheit die Interferometer-Einheit auf das Objekt zu und von diesem weg. Dies bedeutet, daß die Interferometer-Einheit das Objekt in Tiefenrichtung abtastet. Das Signalverarbeitungssystem erzeugt auf Grundlage des von der Lichterfassungsvorrichtung erfassten Signals ein Tomogramm.
- In einer vorteilhaften Weiterbildung der Erfindung enthält das optische Referenzsystem ein optisches Element mit vergleichsweise großem Brechungsindex. Vorzugsweise hat das optische Element auf der Seite des Strahlteilerelementes eine gegenüber dem Wellenlängenbereich der schwach kohärenten Lichtstrahlen nichtreflektierende Fläche und auf der anderen Seite eine reflektierende Fläche.
- Das optische Referenzsystem kann ein optisches Element mit Gradientenbrechungsindex, d.h. gleitendem Brechungsindex, haben, dessen Brechungsindex in einem Bereich, der näher an der Reflexionseinheit liegt, größer und in einem Bereich, der weiter von der Reflektoreinheit abliegt, kleiner ist.
- In diesem Fall hat der Brechungsindex des optischen Elementes auf der Seite des Strahlteilerelementes vorzugsweise etwa den gleichen Brechungsindex wie das Strahlteilerelement.
- In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist die Interferometer-Einheit im distalen Ende des Endoskops untergebracht.
- Die Antriebseinheit kann eine am proximalen Ende des Endoskops vorgesehene Vorrichtung zum Bereitstellen einer Antriebskraft sowie ein Kraftübertragungselement haben, das mit dieser Vorrichtung und der Interferometer-Einheit verbunden ist. Das Kraftübertragungselement überträgt die von der Vorrichtung bereitgestellte Kraft auf die Interferometer-Einheit, um diese zu bewegen.
- Der Lichtleiter besteht vorteilhaft aus einer Lichtleitfaseranordnung mit mehreren parallel zueinander angeordneten Einzelmode-Lichtleitfasern. Vorzugsweise behalten die Einzelmode-Lichtleitfasern jeweils ihre Polarisation bei, sind also polarisationserhaltend.
- Das Strahlteilerelement kann ein Strahlteilerprisma oder ein Lichtleitfaser-Kopplungselement sein.
- In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung enthält das Endoskopsystem eine Anzeigevorrichtung, die das von einem Bildaufnahmesystem aufgenommene Objektbild und das von dem Signalverarbeitungssystem erzeugte Tomogramm darstellt. Vorzugsweise werden das Normallichtbild, das Fluoreszenzlichtbild und das Tomogramm zur gleichen Zeit an verschiedenen Anzeigebereichen dargestellt, die an der Anzeigevorrichtung festgelegt sind.
- Weitere vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand der Unteransprüche sowie der folgenden Beschreibung.
- Die Erfindung wird im folgenden an Hand der Figuren näher erläutert. Darin zeigen:
-
1 den elektronischen Aufbau eines Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Endoskopsystems in einem Blockdiagramm, -
2 eine schematische Darstellung der Strahlengänge einer OCT-Einheit, -
3 eine schematische Darstellung der Strahlengänge der OCT-Einheit, die näher an das Objekt bewegt ist als die in2 gezeigte OCT-Einheit, -
4 einen Längsschnitt durch das distale Ende eines in dem Ausführungsbeispiel vorgesehenen Endoskops, -
5 einen Querschnitt durch das distale Ende des Endoskops entlang der Linie V-V nach4 , -
6 einen Querschnitt durch das distale Ende des Endoskops entlang der Linie VI-VI nach4 , -
7A den Aufbau eines ersten Nockenrings, an dem Nockenschlitze ausgebildet sind, -
7B den Aufbau eines zweiten Nockenrings, an dem Nockenschlitze ausgebildet sind, -
8 einen Querschnitt durch das distale Ende des Endoskops entlang der Linie VI-VI nach4 , wobei eine Interferometer-Einheit der OCT-Einheit näher an dem distalen Ende als die in6 gezeigte Interferometer-Einheit angeordnet ist, -
9A die Interferometer-Einheit, die das Objekt in Tiefenrichtung abtastet, -
9B die das Objekt abtastende Interferometer-Einheit, wobei diese näher an dem Objekt als in9A angeordnet ist, und -
9C die das Objekt abtastende Interferometer-Einheit, wobei diese näher an dem Objekt als in9B angeordnet ist. -
1 zeigt den elektronischen Aufbau eines Endoskopsystems1000 , das ein Ausführungsbeispiel der Erfindung darstellt. - Wie in
1 gezeigt, enthält das Endoskopsystem1000 ein Endoskop1 , eine an das Endoskop1 angeschlossene externe Vorrichtung2 , einen an die externe Vorrichtung2 angeschlossenen Monitor3 und eine Eingabevorrichtung4 . - Das Endoskop
1 hat ein Einführrohr mit elliptischem Querschnitt und eine Bedieneinheit, die mit dem proximalen Ende des Einführrohrs verbunden ist. An der Bedieneinheit sind verschiedene Betriebsschalter vorgesehen. - In dem Einführrohr des Endoskops
1 befinden sich eine Beleuchtungsoptik12 , eine Objektivoptik13 , ein Bildaufnahmesystem14 , z.B. eine CCD, sowie eine OCT-Einheit15 . Die Beleuchtungsoptik12 hat eine an der Spitze des Einführrohrs angebrachte Beleuchtungslinse12a und ein Lichtleitfaserbündel12b , das im folgenden kurz als Lichtleiter bezeichnet wird. Der Lichtleiter12b ist durch das Endoskop1 geführt und an die externe Vorrichtung2 angeschlossen. - Die Objektivoptik
13 hat eine an der Spitze des Einführrohrs vorgesehene Objektivlinse13a und ein Sperr- oder Kantenfilter, das eine UV-Komponente des eintretenden Lichtes abschirmt. Die Objektivoptik13 bündelt das eintretende Licht auf die Bildempfangsfläche der CCD14 und erzeugt darauf ein Objektbild. Die CCD14 gibt ein Bildsignal aus, das dem auf ihrer Lichtempfangsfläche erzeugten optischen Bild entspricht. - Die CCD
14 ist über eine Signalleitung14a an die externe Vorrichtung2 angeschlossen, über die das Bildsignal an die externe Vorrichtung2 übertragen wird. - Der Aufbau der OCT-Einheit
15 wird später unter Bezugnahme auf2 genauer erläutert. - Das wie eben erläutert aufgebaute Endoskop
1 ist mit der externen Vorrichtung2 verbunden. Die externe Vorrichtung2 wird im folgenden im Detail erläutert. Wie in1 gezeigt, hat die externe Vorrichtung2 eine Lichtquelleneinheit21 , eine Bildverarbeitungseinheit22 und eine OCT-Antriebseinheit23 . - Die Lichtquelleneinheit
21 enthält eine Weißlichtquelle211 , die sogenanntes weißes Licht aussendet, und eine Anregungslichtquelle212 , die Anregungslicht aussendet, das menschliches Gewebe zur Fluoreszenz anregt. Die Wellenlänge des Anregungslichtes beträgt dabei etwa 350 nm bis 400 nm. Das Anregungslicht liegt somit in einem Bereich zwischen sogenanntem blauen Licht und ultraviolettem Licht, kurz UV-Licht. Die Wellenlänge des Fluoreszenzlichtes, das das menschliche Gewebe mit Auftreffen des Anregungslichtes aussendet, beträgt etwa 420 nm bis 600 nm. - In dem Strahlengang des von der Weißlichtquelle
211 ausgesendeten weißen Lichtes sind in folgender Reihenfolge eine Kollimatorlinse La, ein Umschaltspiegel213 , eine Blende215 , eine Kondensorlinse Lc und ein Drehfilter C angeordnet. Der Umschaltspiegel213 ist an einen Lichtquellen-Umschaltmechanismus214 angeschlossen. Der Umschaltmechanismus214 ordnet den Umschaltspiegel213 in einer zurückgezogenen Stellung an, in der der Umschaltspiegel213 aus dem Strahlengang des weißen Lichtes zurückgezogen ist, oder in einer Betriebsstellung, in der der Umschaltspiegel213 das weiße Licht abschirmt, d.h. das weiße Licht daran hindert, weiter zur Blende zu laufen. - Die Blende
215 ist an einen Blendensteuermechanismus216 angeschlossen. Der Blendensteuermechanismus216 steuert die Blende215 so an, daß die Blendengröße und damit die durch die Blende tretende Lichtmenge verändert wird. Das Drehfilter C ist scheibenförmig und hat vier fächerartige Filter: RGB-Farbfilter (drei Farbfilter für rot, grün und blau) und ein transparentes Filter. Das Drehfilter C ist an einen Drehfilter-Steuermechanismus217 angeschlossen. Der Steuermechanismus217 lässt das Drehfilter C so rotieren, daß die vier Filter nacheinander in dem Strahlengang angeordnet werden. - Das von der Weißlichtquelle
211 ausgesendete weiße Licht wird von der Kollimatorlinse La kollimiert. Befindet sich der Umschaltspiegel213 in der zurückgezogenen Stellung, so wird das weiße Licht auf die Blende215 gerichtet. Das weiße Licht, dessen Lichtmenge durch die Blende215 eingestellt wird, wird von der Kondensorlinse Lc gebündelt und tritt durch das Drehfilter C. Wie vorstehend erläutert, wird das Drehfilter C von dem Steuermechanismus217 gedreht, so daß die vier Farbfilter nacheinander in den Strahlengang gebracht werden. Das weiße Licht wird so nacheinander in blaues, grünes, rotes und weißes Licht gewandelt und auf die proximate Endfläche des Lichtleiters12b gebündelt. - In dem Strahlengang des von der Anregungslichtquelle
212 ausgesendeten Anregungslichtes befinden sich die Kollimatorlinse Lb und ein Prisma P in der genannten Reihenfolge. Das von der Anregungslichtquelle212 ausgesendete Anregungslicht wird von der Kollimatorlinse Lb kollimiert, an dem Prisma P reflektiert und auf den Umschaltspiegel213 gerichtet. Befindet sich der Umschaltspiegel213 in seiner Betriebsstellung, wie in1 gezeigt ist, so reflektiert er das Anregungslicht auf die Blende215 . Das Anregungslicht, dessen Lichtmenge von der Blende215 eingestellt wird, wird auf die Kondensorlinse Lc gebündelt und auf das Drehfilter C gerichtet. In diesem Fall bringt der Steuermechanismus217 das transparente Filter in den Strahlengang und beendet das Drehen des Drehfilters C. Das Anregungslicht tritt dann durch das transparente Filter des Drehfilters C und wird auf die proximate Endfläche des Lichtleiters12b gebündelt. - Die zurückgezogene Stellung des Umschaltspiegels
213 wird im folgenden als Zustand der Normalbildbetrachtung bezeichnet, in dem das von der Weißlichtquelle211 ausgesendete weiße Licht auf die Blende215 gerichtet wird. Entsprechend wird die Betriebsstellung des Umschaltspiegels213 als Zustand der Fluoreszenzbildbetrachtung bezeichnet, in dem das von der Anregungslichtquelle212 ausgesendete Anregungslicht auf die Blende215 gerichtet wird. Das Drehfilter C rotiert und bringt so nacheinander die Filter in der Weise in den Strahlengang, daß im Zustand der Normalbildbetrachtung des eintretende weiße Licht in blaues, grünes, rotes und weißes Licht gewandelt wird. Im Zustand der Fluoreszenzbildbetrachtung ist das transparente Filter fest in dem Strahlengang angeordnet. - Im folgenden wird die Bildverarbeitungseinheit
22 beschrieben. Die Bildverarbeitungseinheit22 enthält eine CPU221 und einen Zeitsteuergenerator222 . Die CPU221 ist an den Lichtquellen-Umschaltmechanismus214 , den Blendensteuermechanismus216 , den Drehfilter-Steuermechanismus217 , die Lichtquelleneinheit21 , den Zeitsteuergenerator222 und die Eingabevorrichtung4 angeschlossen. Der Zeitsteuergenerator222 erzeugt verschiedene Referenztaktsignale. Gemäß diesen Referenztaktsignalen führt die Bildverarbeitungseinheit22 verschiedene Verarbeitungsvorgänge und die OCT-Antriebseinheit23 verschiedene Operationen aus. - Die CPU
221 steuert den Lichtquellen-Umschaltmechanismus214 so an, daß der Umschaltspiegel213 zwischen dem Zustand der Normalbildbetrachtung und dem Zustand der Fluoreszenzbildbetrachtung hin- und hergeschaltet wird. Weiterhin steuert die CPU221 den Drehfilter-Steuermechanismus217 so an, daß das Drehfilter C auf den Zustand der Normalbildbetrachtung oder den Zustand der Fluoreszenzbildbetrachtung eingestellt wird. Zum Wählen der Normalbildbe trachtung und der Fluoreszenzbildbetrachtung ist an der Bedieneinheit des Endoskops1 ein entsprechender Wählschalter vorgesehen. Die CPU221 erfasst den Schaltzustand dieses Wählschalters und steuert den Lichtquellen-Umschaltmechanismus214 und den Drehfilter-Steuermechanismus217 so an, daß der Umschaltspiegel213 und das Drehfilter C auf einen mit dem Wählschalter ausgewählten Zustand für Normalbildbetrachtung oder Fluoreszenzbildbetrachtung eingestellt werden. - Andererseits steuert die CPU
221 die von der Bildverarbeitungseinheit22 ausgeführten Operationen und die von der OCT-Antriebseinheit23 ausgeführten Operationen über den Zeitsteuergenerator222 . - Die Bildverarbeitungseinheit
22 hat eine über die Signalleitung an die CCD14 angeschlossene Vorverarbeitungsschaltung223 , einen RGB-Speicher224 , eine Videosignalverarbeitungsschaltung225 und einen an den Monitor angeschlossenen Videoteil226 . - Werden der Umschaltspiegel
213 und das Drehfilter C auf den Zustand der Normalbildbetrachtung eingestellt, so hält die Vorverarbeitungsschaltung223 die Bildsignale, welche die CCD14 bei Abgabe der blauen, grünen und roten Lichtkomponenten aus der Beleuchtungslinse12a ausgibt, und verwirft gleichsam die Bildsignale, wenn das weiße Licht von der Beleuchtungslinse12a ausgesendet wird. Die Vorverarbeitungsschaltung223 hält die aus der CCD14 übertragenen Bildsignale, verarbeitet diese, führt eine Analog/Digital/Wandlung, kurz A/D-Wandlung aus und speichert die digitalen Bildsignale in dem RGB-Speicher224 . Die Blau-, die Grün- und die Rotkomponente der Bilddaten werden dabei in einem Blaubildbereich, einem Grünbildbereich bzw. einem Rotbildbereich des RGB-Speichers224 gespeichert. - Sind der Umschaltspiegel
213 und das Drehfilter C auf den Zustand der Fluoreszenzbildbetrachtung eingestellt, so hält die Vorverarbeitungsschaltung223 die von der CCD14 übertragenen Bildsignale, verarbeitet diese, führt eine A/D- Wandlung aus und speichert das digitale Bildsignal in allen Komponentenbereichen des RGB-Speichers224 gleichzeitig, d.h. das Bildsignal wird als monochromes Bild verarbeitet. - Die Videosignalverarbeitungsschaltung
225 gewinnt die in dem RGB-Speicher224 gespeicherten Daten mit einer vorbestimmten zeitlichen Festlegung, d.h. einem vorbestimmten Timing, zurück und verarbeitet diese, um ein Videosignal zu erzeugen, das an den Videoteil226 übertragen wird. Der Videoteil226 stellt das erhaltene Videosignal auf dem Monitor3 dar. - Die Vorverarbeitungsschaltung
223 , der RGB-Speicher224 und die Videosignalverarbeitungsschaltung225 sind jeweils an den Zeitsteuergenerator222 angeschlossen. Der RGB-Speicher224 ist mit der CPU221 verbunden. Die CPU221 kann so den Blendensteuermechanismus216 steuern, um die Größe der Blendenöffnung zu ändern. - Die Bildverarbeitungseinheit
22 enthält weiterhin eine an die OCT-Einheit15 des Endoskops1 angeschlossene OCT-Vorverarbeitungsschaltung227 , einen OCT-Speicher228 und eine OCT-Videosignalverarbeitungsschaltung229 . Die OCT-Vorverarbeitungsschaltung227 verarbeitet das von der OCT-Einheit15 des Endoskops übertragene Signal, wendet eine A/D-Wandlung an und speichert die Daten in dem OCT-Speicher228 . Die OCT-Videosignalverarbeitungsschaltung229 gewinnt die in dem OCT-Speicher228 gespeicherten Daten mit einer vorbestimmten zeitlichen Festlegung wieder, um ein Videosignal zu erzeugen, das an den Videoteil226 übertragen wird. Der Videoteil226 stellt das so erhaltene Videosignal auf dem Monitor3 dar. Die OCT-Vorverarbeitungsschaltung227 , der OCT-Speicher228 und die OCT-Videosignalverarbeitungsschaltung229 sind jeweils an den Zeitsteuergenerator222 angeschlossen. - Im folgenden wird die OCT-Antriebseinheit
23 im Detail erläutert. Die OCT-Antriebseinheit23 enthält eine Superluminiszenzdiode231 , kurz SLD, eine Lichtleitfaseranordnung F, im folgenden als Lichtleiteranordnung bezeichnet, und eine Spitzenantriebsschaltung232 . Die OCT-Antriebseinheit23 und die OCT-Einheit15 des Endoskops1 bilden ein Michelson-Interferometer, um so unter Anwendung des Prinzips der optischen Kohärenztomografie, kurz OCT; Bilder der Körperhöhlenwand eines lebenden Organismus aufzunehmen. - Die Lichtleiteranordnung F ist eine Parallelanordnung einiger hundert Einzelmode-Lichtleitfasern. Die Einzelmode-Lichtleitfasern können jeweils so ausgebildet sein, daß sie ihre Polarisation bewahren, d.h. polarisationserhaltend sind. Die SLD
231 ist eine Lichtquelle, die schwach kohärente Lichtstrahlen im nahen Infrarotbereich ausstrahlt. Die Kohärenzlänge der von der SLD231 ausgesendeten Lichtstrahlen ist extrem kurz, z.B. in der Größenordnung von 10 bis 1000 Mikrometer. Die SLD231 ist als Mehrkanalsystem ausgebildet, das beispielsweise einige hundert Kanäle hat. Die von der SLD231 ausgesendeten schwach kohärenten Lichtstrahlen treffen gleichzeitig auf die ihnen zugeordneten Lichtleitfasern der Lichtleiteranordnung F. - Die Spitzenantriebsschaltung
232 ist an die CPU221 , den Zeitsteuergenerator222 und die OCT-Einheit15 des Endoskops1 angeschlossen. Die Spitzenantriebsschaltung232 , die später genauer erläutert wird, dient dem Antrieb einer Interferometer-Einheit154 der OCT-Einheit15 des Endoskops1 . -
2 zeigt schematisch das Michelson-Interferometer, das von der OCT-Einheit15 des Endoskops1 und der OCT-Antriebseinheit23 der externen Vorrichtung2 gebildet wird. Das Prinzip der Tomogrammaufnahme wird im folgenden unter Bezugnahme auf2 erläutert. Um die Beschreibung zu vereinfachen, werden in der folgenden Erläuterung des OCT-Prinzips die OCT-Einheit15 und die OCT-Antriebseinheit23 jeweils als Einkanalsystem beschrieben. Tatsächlich ist jedoch das erfindungsgemäße Endoskopsystem ein Mehrkanalsystem, mit dem Hunderte von Punkten an dem Objekt gleichzeitig betrachtet werden können. - Die OCT-Einheit
15 hat einen Lichtdetektor D, einen Strahlteiler S und einen Reflektor R. Der Strahlteiler S befindet sich in dem Strahlengang des schwach kohärenten Lichtstrahls, um diesen zweizuteilen. Der auf den Strahlteiler S treffende schwach kohärente Lichtstrahl wird in einen Strahl, der geradlinig durch den Strahlteiler S läuft, und in einen Strahl aufgeteilt, der rechtwinklig an dem Strahlteiler S reflektiert wird. Der Reflektor R ist in dem Strahlengang des an dem Strahlteiler S reflektierten Strahls angeordnet. - Die optische Weglänge von dem Strahlteiler S zu dem Reflektor R ist durch einen Wert L festgelegt. Der Punkt, der in dem Strahlengang des geradlinig durch den Strahlteiler S tretenden Strahls angeordnet und von dem Strahlteiler S um die Strecke L beabstandet ist, ist mit M bezeichnet. Weiterhin wird vorausgesetzt, daß sich dieser Beobachtungspunkt M innerhalb eines Objektes T befindet. Das Objekt T ist dabei Gewebe eines lebenden Organismus.
- In diesem Zustand wird der von der SLD
231 ausgesendete schwach kohärente Lichtstrahl von dem Strahlteiler S in zwei Strahlen aufgeteilt. Einer dieser beiden Strahlen tritt dann durch den Strahlteiler S und erreicht das Objekt T. Der andere Strahl, der an dem Strahlteiler S reflektiert wird, läuft auf den Reflektor R zu. - Der Strahl, der das Objekt T erreicht hat, wird an der Oberfläche des Objektes T sowie an Gewebeteilen reflektiert, die sich in verschiedenen Tiefen unterhalb der Oberfläche des Objektes T befinden. Die reflektierten Strahlen, die im folgenden als Beobachtungsstrahlen bezeichnet werden, laufen weiter in Richtung des Strahlteilers S. Andererseits wird der Strahl, der den Reflektor R erreicht hat, an dem Reflektor R reflektiert und läuft als Referenzstrahl wieder auf den Strahlteiler S zu.
- An dem Strahlteiler S interferieren die Beobachtungsstrahlen und der Referenzstrahl. Da die Beobachtungsstrahlen in verschiedenen Tiefen des Objektes T reflektiert werden, weisen die Zeitpunkte, zu denen die Beobachtungsstrahlen auf dem Strahlteiler S auftreffen, eine gewisse Streuung auf. So erreicht der an der Oberfläche des Objektes T reflektierte Strahl den Strahlteiler S zuerst, während die in tieferen Schichten reflektierten Beobachtungsstrahlen den Strahlteiler S mit einer gewissen Verzögerung erreichen, die von der jeweiligen Tiefe abhängt.
- Da der Referenzstrahl an dem Reflektor R reflektiert wird, ändern sich die Zeitpunkte, zu denen die reflektierten Referenzstrahlen auftreffen, im wesentlichen nicht. Auf diese Weise interferiert nur ein Beobachtungsstrahl, dessen optische Weglänge gleich L ist, an dem Strahlteiler S mit dem Referenzstrahl. Dies bedeutet, daß nur der an dem Beobachtungspunkt M reflektierte Beobachtungsstrahl an dem Strahlteiler S mit dem Referenzstrahl interferiert.
- Die an dem Strahlteiler S interferierenden Strahlen, im folgenden auch kurz als Interferenzstrahlen bezeichnet, erreichen den Strahldetektor D, der diese Strahlen als Signal erfasst. Die Beobachtungsstrahlen, die mit dem Referenzstrahl nicht interferieren, werden ebenfalls von dem Lichtdetektor D erfasst. Diese Strahlen werden jedoch als Rauschkomponenten mit geringem Signalpegel erfasst.
- Gemäß dem eben erläuterten Verfahren wird die Intensität des Strahls erfasst, der an dem in dem Objekt T liegenden Beobachtungspunkt M reflektiert wird. Wenn das den Lichtdetektor D, den Strahlteiler S und den Reflektor R enthaltende Interferometer an das Objekt T heranbewegt oder von diesen wegbewegt wird, bewegt sich der Beobachtungspunkt M entsprechend. Befindet sich das Interferometer näher an dem Objekt T, so bewegt sich der Beobachtungspunkt M tiefer in das Objekt T hinein, d.h. weiter von der Oberfläche des Objektes T weg.
3 zeigt eine solche Situation, in der das Interferometer näher an dem Objekt T angeordnet ist, als dies in2 der Fall ist. Befindet sich dagegen das Interferometer weiter von dem Objekt T entfernt, so bewegt sich der Beobachtungspunkt M näher zur Oberfläche des Objektes T hin. - Indem das Interferometer in vorstehend erläuterter Weise auf das Objekt zu oder von diesem weg bewegt wird, wird das Objekt T in Richtung der Objekttiefe abgetastet. Die Intensität des an dem Beobachtungspunkt M reflektierten Strahls variiert abhängig von dem an dem Beobachtungspunkt M vorhandenen Gewebezustand des Objekts T. Auf diese Weise wird das Tomogramm auf Grundlage der Intensitätsverteilung der Strahlen aufgenommen, die ausgehend von der Oberfläche des Objektes T bis in eine vorbestimmte Tiefe unterhalb der Oberfläche an verschiedenen Stellen des Beobachtungspunktes M reflektiert werden.
- Das eben erläuterte Prinzip des OCT-Verfahrens wird in dem erläuterten Ausführungsbeispiel des Endoskopsystems eingesetzt. Der tatsächliche Aufbau der OCT-Einheit
15 wird unter Bezugnahme auf die4 ,5 ,6 ,7A ,7B und8 beschrieben.4 zeigt einen Längsschnitt durch das Einführrohr des Endoskops1 .5 zeigt einen Querschnitt entlang der in4 dargestellten Linie V-V.6 zeigt einen Querschnitt entlang der in den4 und5 dargestellten Linie VI-VI. Wie in den Figuren gezeigt, hat die OCT-Einheit15 ein im wesentlichen zylindrisches Außenrohr151 , einen ersten Nockenring152 , einen zweiten Nockenring153 und eine Interferometer-Einheit154 . Der erste und der zweite Nockenring152 ,153 und die Interferometer-Einheit154 sind jeweils in dem Außenrohr151 untergebracht. - Die distale Endfläche des Außenrohrs
151 steht nach innen über und bildet so einen Innenflansch. Das Außenrohr151 ist so ausgebildet, daß sein distales Ende vergleichsweise dick und der übrige Teil, d.h. der proximal des distalen Endes liegende Teil, dünner ist. Die Öffnung des Außenrohrs151 an seinem distalen Ende ist mit einer scheibenförmigen Glasabdeckung151a abgedichtet. Die Glasabdeckung151a befindet sich also vom Rohrinneren aus in engem Kontakt mit dem am distalen Ende des Außenrohrs151 vorgesehenen Innenflansch. - Der erste Nockenring
152 ist zylindrisch ausgebildet. Seine Außenfläche kann intern mit der Innenfläche des Außenrohrs151 in Kontakt gebracht werden, und zwar am distalen Ende des Außenrohrs151 , das dicker ausgebildet ist. Der zweite Nockenring153 ist ebenfalls zylindrisch ausgebildet, und seine Außenflä che kann intern mit der Innenfläche des ersten Nockenrings152 in Kontakt gebracht werden. - An dem ersten Nockenring
152 sind zwei Paare Nockenschlitze H1 und H2 ausgebildet. An dem zweiten Nockenring153 sind zwei Paare Nockenschlitze J1 und J2 ausgebildet. Die Nockenschlitze H1, H2, J1 und J2 werden im folgenden unter Bezugnahme auf die7A und7B beschrieben. - An der Seitenfläche des ersten Nockenrings
152 sind, wie in7A gezeigt, der Nockenschlitz H1 und der Nockenschlitz H2 so ausgebildet (gelocht), daß jedes Paar Nockenschlitze H1 und H2 entlang einer Linie langgestreckt ist, die parallel zur Mittelachse des ersten Nockenrings152 verläuft. Hinsichtlich ihrer Form sind die Nockenschlitze H1 und die Nockenschlitze H2 im wesentlichen gleich. Die Nockenschlitze H1 sind am distalen Ende und die Nockenschlitze H2 am proximalen Ende des ersten Nockenrings152 ausgebildet. Die beiden Paare Nockenschlitze H1 und H2 sind bezüglich der Mittelachse des ersten Nockenrings152 symmetrisch angeordnet. - An der Seitenfläche des zweiten Nockenrings
153 ist, wie in7B gezeigt, ein Paar schraubenförmiger Nockenschlitze J1 und J2 ausgebildet (gelocht). Der Nockenschlitz J1 ist langgestreckt und verläuft unter einem vorbestimmten Winkel bezüglich der Mittelachse des zweiten Nockenrings153 , wobei sein am distalen Ende, d.h. in7B links, angeordnetes Ende, d.h. in7B das obere Ende, sowie das andere Ende, d.h. in7B das untere Ende, das sich etwa einen halben Umfang von dem einen Ende entfernt befindet, an dem zweiten Nockenring153 am proximalen Ende, d.h. in7B rechts, angeordnet sind. - Bezüglich des Nockenschlitzes J1 befindet sich der Nockenschlitz J2 auf der proximalen Seite. Auch der Nockenschlitz J2 ist langgestreckt und verläuft unter einem vorbestimmten Winkel bezüglich der Mittelachse des zweiten Nockenrings
153 , wobei sein am proximalen Ende, d.h. in7B rechts, angeordnetes Ende, d.h. in7B das obere Ende, sowie das andere Ende, d.h. in7B das untere Ende, das sich etwa einen halben Umfang von dem einen Ende entfernt befindet, an dem zweiten Nockenring153 am distalen Ende, d.h. in7B links, befinden. - Ein weiteres Paar Nockenschlitze, die den Nockenschlitzen J1 und J2 entsprechen, sind bezüglich der Mittelachse des Nockenrings
153 rotationssymmetrisch zu den Nockenschlitzen J1 und J2 angeordnet. - Wird der zweite Nockenring
153 so in den ersten Nockenring152 eingesetzt, daß das distale Ende des Nockenschlitzes H1 mit dem einen Ende des Nockenschlitzes J1, d.h. in7B dem oberen Ende, übereinstimmt, fällt das distale Ende des Nockenrings152 mit dem distalen Ende des Nockenrings153 zusammen. In diesem Zustand fällt das proximate Ende des Nockenschlitzes H2 mit dem einen Ende des Nockenschlitzes J2, d.h. in7B dem oberen Ende, zusammen. - Wird in diesem Zustand der zweite Nockenring
153 etwa eine halbe Umdrehung gegenüber dem ersten Nockenring152 vom distalen Ende, d.h. in7B vom linken Ende aus betrachtet, im Gegenuhrzeigersinn gedreht, so fallen das proximale Ende des Nockenschlitzes H1 mit dem entgegengesetzten Ende des Nockenschlitzes J1, d.h. in7B dem unteren Ende, zusammen, während das distale Ende des Nockenschlitzes H2 und das entgegengesetzte Ende des Nockenschlitzes J2, d.h. in7B das untere Ende, zusammenfallen. - An der Innenfläche des zweiten Nockenrings
153 , dessen Außenfläche von innen die Innenfläche des ersten Nockenrings152 kontaktiert, liegt von innen die Interferometer-Einheit154 an. Die Interferometer-Einheit154 enthält, wie in den4 bis6 gezeigt, ein Halterohr154a , den Lichtdetektor D, den Strahlteiler S, eine Platte154b mit Gradientenbrechungsindex und eine Sammellinsenanordnung154c . Die Platte154b wird im folgenden als GI-Platte bezeichnet. GI steht hierbei für "graded index". - Die Außenumfangsfläche des Halterohrs
154a hat im wesentlichen zylindrische Form und kann von innen in Anlage an die Innenfläche des zweiten Nockenrings153 gebracht werden. Innerhalb des Halterohrs154a ist ein Raum mit rechteckigem Querschnitt ausgebildet. Das distale Ende des Halterohres154a ist in der vertikalen Richtung nach4 schmaler ausgebildet als der proximale Teil des Halterohrs154a . In dem oben genannten Raum ist am distalen Ende die Sammellinsenanordnung154c gehalten, während der Lichtdetektor D, der Strahlteiler S und die GI-Platte154b als Einheit im mittleren Teil des Raums gehalten sind. Die Sammellinsenanordnung154c hat etwa die Form einer Parallelplatte, von deren einer Fläche mehrere Linsenflächen abstehen, die jeweils einer der Lichtleitfasern der Lichtleiteranordnung F zugeordnet sind. Jede Linsenfläche der Sammellinsenanordnung154c ist als rotationssymmetrische, konvexe Linsenfläche ausgebildet. Die Sammellinsenanordnung154c ist in dem Halterohr154a so angeordnet, daß die optische Achse jeder Linse parallel zur Mittelachse des Halterohres154a verläuft und jede Linsenfläche dem distalen Ende zugewandt ist. - Der Strahlteiler S besteht aus einem Paar Rechtwinkelprismen, die jeweils als langgestrecktes, dreiseitiges Prisma ausgebildet sind. An einer geneigten Fläche eines der Rechtwinkelprismen ist eine halbdurchlässige Membran ausgebildet. Die beiden Rechtwinkelprismen sind an ihren geneigten Flächen miteinander verkittet.
- An eine rechtwinklige Fläche des Strahlteilers S ist der Lichtdetektor D gekoppelt. Der Lichtdetektor D enthält einen Liniensensor. An die entgegengesetzte Seitenfläche des Strahlteilers S ist die GI-Platte
154b gekoppelt. Der Brechungsindex der GI-Platte154b ist in dem dem Strahlteiler S näher gelegenen Teil mit seinem Wert näher an dem Brechungsindex, des Strahlteilers S. In einem von dem Strahlteiler S weiter entfernten Teil ist der Brechungsindex der GI-Platte154b größer. An der Fläche der GI-Platte154b , die von der Fläche, an die der Strahlteiler S gekoppelt ist, abgewandt ist, ist eine Reflexionsfläche R ausgebildet. - Der Lichtdetektor D, der Strahlteiler S und die GI-Platte
154b sind in dem innerhalb des Halterohrs154a festgelegten Raum gehalten, wobei die Innenfläche des Halterohrs154a in Kontakt mit dem Lichtdetektor D und der GI-Platte154b steht. - Das Halterohr
154a hat zwei zylindrische Vorsprünge B, B wie in5 gezeigt ist. die Vorsprünge B, B sind bezüglich der Mittelachse des Halterohrs154a symmetrisch zueinander ausgebildet. Das Halterohr154a ist in den zweiten Nockenring153 eingesetzt, wobei die Vorsprünge B, B durch die Nockenschlitze J1 des zweiten Nockenrings153 und die Nockenschlitze H1 des ersten Nockenrings152 geführt sind. - Wie oben erläutert, sind der zweite Nockenring
153 und der erste Nockenring152 , in dem die Interferometer-Einheit154 untergebracht ist, in dem Außenrohr151 gehalten, wobei ihre distalen Enden in Kontakt mit der Glasabdeckung151a stehen. - An den Kreuzungspunkten, wo sich die Nockenschlitze H2, H2 und die Nockenschlitze J2, J2 schneiden, sind die Stifte
155 ,155 eingesetzt. Zur Kraftübertragung ist ein Arm156 mit einem der Stifte155 verbunden. Das proximale Ende des Arms156 ist an eine Antriebsvorrichtung DR (vgl.1 ) angeschlossen, die Zahnräder und einen Motor (nicht gezeigt) enthält. Die Antriebsvorrichtung DR ist mit der Spitzenantriebsschaltung232 der externen Vorrichtung2 verbunden. Die Spitzenantriebsschaltung232 lässt den Motor der Antriebsvorrichtung DR drehen, indem sie ihm elektrischen Strom zuführt. Die Drehung des Motors wird auf die Zahnräder übertragen, die den Arm156 in eine Richtung parallel zur Mittelachse des Außenrohrs151 bewegen. Befindet sich der Arm156 an dem am weitesten proximal angeordneten Ende, so kontaktieren die Stifte155 ,155 die proximalen Enden der Nockenschlitze H2, H2 des ersten Nockenrings152 bzw. die einen Enden der Nockenschlitze J2, J2 des zweiten Nockenrings153 . In diesem Zustand kontaktieren die Vorsprünge B, B der Interferometer-Einheit154 die distalen Enden der Nockenschlitze H1, H1 des ersten Nockenrings bzw. die einen Enden der Nockenschlitze J1, J1 des zweiten Nockenrings153 . Wie in6 gezeigt, befindet sich in diesem Zustand die Interferometer-Einheit154 an dem am weitesten distal angeordneten Ende, und das distale Ende des Halterohrs154a der Interferometer-Einheit154 kontaktiert in diesem Zustand die Glasabdeckung151a . - Bewegt sich ausgehend von diesem Zustand der Arm
156 auf das distale Ende zu, so werden die Stifte155 ,155 jeweils auf das distale Ende der Nockenschlitze H2, H2 zu bewegt, wobei sie in den Nockenschlitzen H2, H2 geführt werden. Bei dieser Bewegung drücken die Stifte155 ,155 die Nockenschlitze J2, J2 in Richtung des distalen Endes. Der zweite Nockenring153 wird so gedreht, und zwar in5 im Gegenuhrzeigersinn. Wird der zweite Nockenring153 in dieser Weise gedreht, so drücken die Nockenschlitze J1 und J2 die Vorsprünge B, B der Interferometer-Einheit154 in Richtung des proximalen Endes. Die Interferometer-Einheit154 wird so auf das proximate Ende zu bewegt, da die Vorsprünge B, B in den Nockenschlitzen H1, H1 des ersten Nockenrings152 geführt werden. - Berühren dann die Stifte
155 ,155 die Enden der Nockenschlitze H2, H2 des ersten Nockenrings152 , so berühren sie auch die anderen Enden der Nockenschlitze J2, J2 des zweiten Nockenrings153 . Bei dieser Bewegung berühren die Vorsprünge B, B der Interferometer-Einheit154 die proximalen Enden der Nockenschlitze H1, H1 des ersten Nockenrings152 bzw. die anderen Enden der Nockenschlitze J1, J1 des zweiten Nockenrings153 . In diesem Zustand ist die Interferometer-Einheit154 am weitesten proximalseitig angeordnet. - Wird dagegen ausgehend von dem in
8 gezeigten Zustand der Arm156 in Richtung des proximalen Endes des Außenrohrs151 bewegt, so bewegen sich die Stifte155 ,155 in Richtung der proximalen Enden der Nockenschlitze H2, H2, wobei sie in den Nockenschlitzen H2, H2 geführt werden. In diesem Zustand drücken die Stifte155 ,155 die Nockenschlitze J2, J2 in Richtung des proximalen Endes. Der zweite Nockenring153 wird so gedreht, und zwar in5 im Uhrzeigersinn. Dreht sich der zweite Nockenring153 in dieser Weise, so drücken die Nockenschlitze J1, J1 die Vorsprünge B, B der Interferometer-Einheit154 in Richtung des distalen Endes. Die Interferometer-Einheit154 wird so durch die Nockenschlitze H1, H1 des ersten Nockenrings152 in Richtung des distalen Endes bewegt, wobei sie von den Vorsprüngen B, B geführt werden. Bewegt sich dann der Arm156 in die am weitesten proximalseitig angeordnete Position, so wird die Interferometer-Einheit154 in der am weitesten distalseitig gelegenen Position angeordnet, d.h. zurück in die in6 gezeigte Position bewegt. - Bewegt sich also der Arm 156 vom proximalen Ende zum distalen Ende, so bewegt sich die Interferometer-Einheit
154 aus der distalen Endposition in die proximale Endposition. Bewegt sich dagegen der Arm 156 vom distalen Ende zum proximalen Ende, so bewegt sich die Interferometer-Einheit154 aus der proximalen Endposition in die distale Endposition. - Durch den Raum innerhalb des zweiten Nockenrings
153 der OCT-Einheit15 ist proximalseitig der Interferometer-Einheit154 die Lichtleiteranordnung F eingeführt. Die OCT-Einheit15 hat eine Kollimatorlinsenanordnung157 , die der Spitze der Lichtleiteranordnung F zugewandt ist. Die Lichtleiteranordnung F und die Kollimatorlinsenanordnung157 sind an einem nicht gezeigten Halteelement gehalten. Das proximate Ende dieses Halteelementes ist an dem Außenrohr151 befestigt. Verschiebt sich die Interferometer-Einheit154 mit Drehen des zweiten Nockenrings153 zum distalen Ende oder zum proximalen Ende hin, so werden deshalb die Lichtleiteranordnung F und die Kollimatorlinsenanordnung157 gegenüber dem Außenrohr151 , der Glasabdeckung151a und dem ersten Nockenring152 nicht versetzt. - Die Kollimatorlinsenanordnung
157 hat im wesentlichen die Form einer Parallelplatte, an deren einer Fläche mehrere Linsenflächen ausgebildet sind, die jeweils einer Lichtleitfaser der Lichtleiteranordnung F zugeordnet sind. Die Kollimatorlinsenanordnung157 ist derart angeordnet, daß die Fläche, an der die Linsenflächen ausgebildet sind, dem Strahlteiler S der Interferometer-Einheit154 zugewandt ist, daß die optische Achse jeder Linsenfläche mit der optischen Achse der jeweiligen Linsenfläche der Sammellinsenanordnung154c der Interferometer-Einheit154 zusammenfällt, und daß die Fläche, an der die Linsenflächen ausgebildet sind, einen vorbestimmten Abstand von der Glasabdeckung151a hat. - Die Lichtleiteranordnung F ist derart angeordnet, daß die optischen Achsen der Lichtleitfasern mit den optischen Achsen der Linsenflächen der Kollimatorlinsenanordnung
157 zusammenfallen. Weiterhin ist die Lichtleiteranordnung F in einem vorbestimmten Abstand von der Kollimatorlinsenanordnung157 angeordnet. In diesem Zustand befinden sich die auf die Seite der Lichtleiteranordnung F bezogenen Brennpunkte der Linsenflächen der Kollimatorlinsenanordnung157 an den Lichtaustrittsflächen der Lichtleitfasern der Lichtleiteranordnung F. - Die von den Lichtleitfasern der Lichtleiteranordnung F ausgestrahlten schwach kohärenten Strahlen treffen von hinten auf die Linsenflächen der Kollimatorlinsenanordnung
157 . Die Kollimatorlinsenanordnung157 wandelt dann die auftreffenden Strahlen jeweils in parallele Strahlen. Jeder einzelne von einer der Lichtleitfasern ausgesendete Strahl wird so in einen parallelen Lichtstrahl gewandelt. Die Hauptstrahlen dieser einzelnen von den Linsenflächen der Kollimatorlinsenanordnung157 ausgesendeten Lichtstrahlen verlaufen parallel zueinander. - Die von der Kollimatorlinsenanordnung
157 ausgesendeten parallelen Strahlen treffen jeweils auf den Strahlteiler S der Interferometer-Einheit154 . Der Strahlteiler S spaltet jeden dieser parallelen Strahlen in zwei Strahlen auf, nämlich einen Strahl, der geradlinig durch den Strahlteiler S tritt, und einen anderen Strahl, der an einer Reflexionsfläche des Strahlteilers S reflektiert und gegenüber dem auftreffenden Strahl um 90° abgelenkt wird. - Die durchgelassenen Strahlen treffen auf die Sammellinsenanordnung
154c . Die Linsenflächen der Sammellinsenanordnung154c bündeln dann diese schwach kohärenten Lichtstrahlen. Die von der Sammellinsenanordnung154c ausgesendeten schwach kohärenten Lichtstrahlen treten dann durch die Glasabdeckung151a aus dem Endoskop1 aus und werden auf ein Objekt gebündelt, das der Glasabdeckung151a gegenüberliegt. - Die schwach kohärenten Strahlen, die an der Objektoberfläche oder an Schichten unterhalb der Objektoberfläche, d.h. im Objektinneren reflektiert werden, treffen als Beobachtungsstrahlen auf die Sammellinsenanordnung
154c der Interferometer-Einheit154 . Die Sammellinsenanordnung154c wandelt die Beobachtungsstrahlen in parallele Strahlen, die auf den Strahlteiler S gerichtet werden. - Die an dem Strahlteiler S reflektierten Strahlen treffen auf die GI-Platte
154b und werden an deren Reflexionsfläche R reflektiert. Die an der Reflexionsfläche R reflektierten Strahlen treten nochmals durch die GI-Platte154b und laufen als Referenzstrahlen auf den Strahlteiler S zu. - Die Beobachtungsstrahlen und die Referenzstrahlen interferieren miteinander und bilden so Interferenzstrahlen, die dann von dem Lichtdetektor D erfasst werden. Da die Beobachtungsstrahlen in unterschiedlichen Tiefen an Gewebeschichten des Objektes T reflektiert werden, weisen die Zeitpunkte, zu denen die Beobachtungsstrahlen auf den Strahlteiler S treffen, eine gewisse Streuung auf. So erreicht ein an der Oberfläche des Objektes T reflektierter Beobachtungsstrahl den Strahlteiler S früher als ein an einer tiefergelegenen Gewebeschicht reflektierter Beobachtungsstrahl.
- Andererseits weisen die Zeitpunkte, zu denen die Referenzstrahlen den Strahlteiler S erreichen, im wesentlichen keine Streuung auf, da die Referenzstrahlen an dem Reflektor R reflektiert werden. Mit den Referenzstrahlen interferieren deshalb nur diejenigen Beobachtungsstrahlen, deren optische Weglänge im wesentlichen gleich der optischen Weglänge der Referenzstrahlen ist, umgesetzt in die optische Weglänge durch Luft. Die optischen Wege, d.h. die Strahlengänge der Referenzstrahlen liegen in der GI-Platte
154b , die einen vergleichsweise hohen Brechungsindex hat, so daß die geometrische optische Weglänge der Beobachtungsstrahlen größer als die geometrische optische Weglänge der Referenzstrahlen ist. Diese Ausgestaltung ermöglicht es, daß die optischen Weglängen der Referenzstrahlen innerhalb eines kleineren Bereichs vorgesehen werden können, während die geometrische Weglängen der Beobachtungsstrahlen ausreichend groß sein dürfen. - Führt die Interferometer-Einheit
154 mit Bewegung des Arms156 eine Translationsbewegung in Richtung des distalen Endes oder des proximalen Endes aus, so bewegt sich eine Position (Beobachtungsposition M) in den optischen Wegen der Beobachtungsstrahlen, die zu der Reflexionsfläche in den optischen Wegen der Referenzstrahlen äquivalent ist, entlang der Interferometer-Einheit154 . Ein Verfahren zum Abtasten des Objektes in Tiefenrichtung durch Bewegen der Interferometer-Einheit154 wird im folgenden unter Bezugnahme auf die9A ,9B und9C erläutert. - Wie in
9A gezeigt, befindet sich der zu der Reflexionsfläche R äquivalente Beobachtungspunkt M bezüglich der Oberfläche des Objektes T an einer Position in vergleichsweise geringer Tiefe. Wird die Interferometer-Einheit154 ausgehend von diesem Zustand auf das Objekt T zubewegt, so verschiebt sich der Beobachtungspunkt M in dem Objekt T in eine tiefere Position, wie in9B gezeigt ist. Bewegt sich die Interferometer-Einheit154 weiter auf das Objekt T zu, so wird der Beobachtungspunkt M in dem Objekt T in eine noch tiefere Position verschoben, wie in9C gezeigt ist. - Wie eben erläutert, bewegt sich der Beobachtungspunkt M in dem Objekt T in Tiefenrichtung, wenn die Interferometer-Einheit
154 mit dem dem Objekt T zugewandten Endoskop1 bewegt wird. Das Objekt T kann so durch Bewegen der Interferometer-Einheit154 in Tiefenrichtung abgetastet werden. Die Anzahl an Beobachtungspunkten M kann virtuell durch die Anzahl an Lichtleitfasern, d.h. an Kanälen, eingestellt werden, die in der Lichtleiteranordnung F vorhanden sind. Das Objekt T wird so zweidimensional abgetastet, und zwar entsprechend Liniensegmenten, die eine Vielzahl von Beobachtungspunkten M miteinander verbinden, und entsprechend deren Tiefe. - Im folgenden wird die Funktionsweise des Endoskopsystems beschrieben.
- Aktiviert der Benutzer die externe Vorrichtung
2 , so werden die Weißlichtquelle211 und die Anregungslichtquelle212 eingeschaltet. Im Anfangsstadium befinden sich der Umschaltspiegel213 und das Drehfilter C in ihren für die Normalbildbetrachtung vorgesehenen Stellungen. Das von der Weißlichtquelle211 ausgesendete weiße Licht tritt so durch die Blende215 und trifft auf die Kondensorlinse Lc. - Der Drehfilter-Steuermechanismus
217 führt nacheinander die Filter des Drehfilters C ein. Das aus der Kondensorlinse Lc austretende weiße Licht wird so nacheinander in blaues, grünes, rotes und weißes Licht umgesetzt und dann auf die proximale Endfläche des Lichtleiters12b gebündelt. Das auf den Lichtleiter12b treffende Licht wird dabei ausgerichtet und tritt aus der Beleuchtungslinse12a aus. Aus der Beleuchtungslinse12a tritt also nacheinander blaues, grünes, rotes und weißes Licht aus. - Führt der Benutzer das Einführrohr
11 des Endoskops1 in die Körperhöhle ein, und sind die Beleuchtungslinse12a der Beleuchtungsoptik12 sowie die Objektivlinse13a der Objektivoptik13 der zu betrachtenden Körperhöhlenwand zugewandt, so beleuchtet das von der Beleuchtungslinse12a ausgesendete Licht sequentiell die Körperhöhlenwand. - Die Körperhöhlenwand wird dann nacheinander mit blauem, grünem, rotem und weißem Licht beleuchtet, wobei die Objektivoptik
13 auf der Bildempfangsfläche der CCD14 Bilder der entsprechenden Farbkomponenten erzeugt. Die CCD14 wandelt dann das entsprechende optische Bild in das elektronische Bild, d.h. das Bildsignal, das an die Vorverarbeitungsschaltung223 übertragen wird. Die Vorverarbeitungsschaltung223 hält die Bildsignale zurück, die erhalten werden, wenn das blaue, das grüne und das rote Licht von der Beleuchtungslinse12a ausgesendet werden, und das Bildsignal, das beim Aussenden von weißem Licht erhalten wird, wird gleichsam verworfen. - Die Vorverarbeitungsschaltung
223 führt Signalverarbeitungsoperationen an den zurückgehaltenen Bildsignalen aus und führt dann eine A/D-Wandlung durch. Die A/D-gewandelten Bilddaten werden in folgender Reihenfolge in einem B-, einem G- und einem R-Bereich des RGB-Speichers224 gespeichert. Die Bilddaten, die man erhält, wenn die Beleuchtungslinse12a blaues Licht ausgibt, werden in dem B-Bereich des RGB-Speichers224 gespeichert. Entsprechend wird verfahren mit den Daten, die man erhält, wenn die Beleuchtungslinse12a grünes Licht und rotes Licht abgibt. - Die Videosignalverarbeitungsschaltung
225 gewinnt mit einer vorbestimmten zeitlichen Festlegung, d.h. einem vorbestimmten Timing, die in dem RGB-Speicher224 gespeicherten Daten wieder, um ein Farbvideosignal zu erzeugen, das an den Videoteil226 übertragen wird. Empfängt der Videoteil226 das Videosignal, so stellt er ein diesem entsprechendes Bild auf dem Monitor3 dar. In diesem Stadium kann der Benutzer die Oberfläche der Körperhöhlenwand über den Monitor3 betrachten. - Der Benutzer kann ein Fluoreszenzbild auswählen, indem er einen entsprechenden, an der Bedieneinheit vorgesehenen Schalter betätigt. Mit Betätigen dieses Schalters steuert die CPU
221 den Lichtquellen-Umschaltmechanismus214 so an, daß der Spiegel213 in die für die Aufzeichnung des Fluoreszenzbildes bestimmte Stellung gebracht wird. Weiterhin steuert die CPU221 den Drehfilter-Steuermechanismus so an, daß das Drehfilter C in den für die Fluoreszenzbildbetrachtung vorgesehenen Zustand gebracht wird. Auf diese Weise wird das von der Weißlichtquelle211 ausgesendete weiße Licht abgeschirmt und das von der Anregungslichtquelle212 ausgesendete Anregungslicht in den Lichtleiter12b eingekoppelt. Das in den Lichtleiter12b gelangte Anregungslicht tritt aus der Beleuchtungslinse12a aus und beleuchtet die Körperhöhlenwand. - Das Gewebe der Körperhöhlenoberfläche sendet Fluoreszenzlicht aus, dessen Wellenlänge von der des Anregungslichtes verschieden ist. Bekanntlich hat das von erkranktem Gewebe, das beispielsweise von Krebs oder einem Tumor befal len ist, ausgesendete Fluoreszenzlicht eine geringere Intensität als das von gesundem Gewebe ausgesendete Fluoreszenzlicht.
- Das von dem Gewebe ausgesendete Fluoreszenzlicht trifft zusammen mit dem reflektierten Anregungslicht auf die Objektivoptik
13 . Die Objektivoptik13 hat ein Kanten- oder Sperrfilter, das das Anregungslicht sperrt und das Fluoreszenzlicht durchlässt. Das Fluoreszenzlicht wird so auf die Bildempfangsfläche der CCD14 gebündelt, so daß dort ein optisches Bild erzeugt wird. - Die CCD
14 wandelt das optische Bild in ein Bildsignal, das an die Vorverarbeitungsschaltung223 übertragen wird. Die Vorverarbeitungsschaltung223 empfängt das Bildsignal, führt Verarbeitungsoperationen wie z.B. eine Verstärkung und dergleichen sowie eine A/D-Wandlung durch, um so digitale Bilddaten zu erzeugen. Die Bilddaten werden zur gleichen Zeit in dem für Blau bestimmten Bereich, dem für Grün bestimmten Bereich und dem für Rot bestimmten Bereich des RGB-Speichers224 gespeichert. Das Fluoreszenzbild wird also als monochromes Bild behandelt. Die Videosignalverarbeitungsschaltung225 gewinnt mit einer vorbestimmten zeitlichen Festlegung die in dem RGB-Speicher224 gespeicherten Daten wieder und verarbeitet diese zu einem monochromen Videosignal, das an den Videoteil226 übertragen wird. Der Videoteil226 stellt ein monochromes Bild entsprechend dem empfangenen Videosignal dar. In dem erläuterten Ausführungsbeispiel wird das Fluoreszenzbild als monochromes Bild dargestellt, in einer Abwandlung kann jedoch das Fluoreszenzbild auch als Farbbild dargestellt werden. In diesem Fall kann die Farbe der Bildteile beispielsweise auf Grundlage der Intensität des Fluoreszenzlichtes bestimmt werden. - Der Benutzer kann den Fluoreszenzzustand der Körperhöhlenwand über den Monitor
3 betrachten. Ist ein Bereich vorhanden, dessen Intensität geringer als die anderer Bereiche ist, könnte dieser Bereich als erkrankter Bereich aufgefasst werden, in dem sich Krebs oder ein Tumor gebildet hat. - Identifiziert der Benutzer den möglicherweise erkrankten Bereich im Rahmen der Normalbild- oder der Fluoreszenzbildbetrachtung, so werden von diesem Bereich OCT-Bilder aufgenommen. Nach Identifizierung des weiter zu untersuchenden Bereichs kann nämlich der Benutzer den Bedienteil so betätigen, daß die Aufnahme eines Tomogramms ausgewählt wird. Die CPU
221 steuert dann die OCT-Antriebseinheit23 so an, daß mit der Tomogrammaufnahme begonnen wird. Die SLD231 sendet dann schwach kohärentes Licht aus. Die Spitzenantriebsschaltung232 bewegt die Interferometer-Einheit154 der OCT-Einheit15 mit hoher Geschwindigkeit hin und her, so daß die Interferometer-Einheit154 auf das Objekt zu und von diesem weg bewegt wird. - Die von der SLD
231 ausgesendeten schwach kohärenten Lichtstrahlen werden dann von den Lichtleitfasern der Lichtleiteranordnung F in Richtung des distalen Endes geführt. Jeder der von dem distalen Ende der Lichtleiteranordnung F ausgesendeten Lichtstrahlen wird von dem Strahlteiler S in zwei Strahlen aufgespaltet, nämlich in einen Strahl, der durch den Strahlteiler S tritt, auf die Körperhöhlenwand zuläuft und auf diese gebündelt wird, und in einen anderen Strahl, der an dem Strahlteiler S reflektiert wird, durch die GI-Platte154b läuft und dann an der Reflexionsfläche R reflektiert wird. Die an der Körperhöhlenwand reflektierten Beobachtungsstrahlen und die an der Reflexionsfläche R reflektierten Referenzstrahlen interferieren in dem Strahlteiler S miteinander, worauf der Lichtdetektor D die interferierten Strahlen erfasst. - In diesem Stadium steuert die Spitzenantriebsschaltung
232 der OCT-Antriebseinheit23 die Interferometer-Einheit154 so an, daß sich diese bewegt und so die Beobachtungspunkte M in Tiefenrichtung des Objektes hin- und herbewegt werden. Auf diese Weise wird ein vorbestimmter Tiefenbereich, z.B. 2 mm, ausgehend von der Oberfläche der Körperhöhlenwand abgetastet. - Aus praktischen Gründen beginnt die Abtastung in Tiefenrichtung an einer Stelle, die sich näher an dem Endoskop
1 befindet als die Oberfläche der Körperhöhlen wand. Während des Abtastens überprüft die OCT-Vorverarbeitungsschaltung227 alle von dem Lichtdetektor D ausgegebenen Ausgangssignale. - Hat der Beobachtungspunkt M die Oberfläche der Körperhöhlenwand noch nicht erreicht, so erfasst in diesem Fall die OCT-Vorverarbeitungsschaltung
227 nicht das Signal aus dem entsprechenden Kanal. Hat dagegen der Beobachtungspunkt M die Oberfläche der Körperhöhlenwand erreicht, so erfasst die OCT-Vorverarbeitungsschaltung227 das Signal aus dem entsprechenden Kanal. Die OCT-Vorverarbeitungsschaltung227 führt dann eine Kalibrierung durch, d.h. eine Nullpunkteinstellung, indem die zuerst erfasste Tiefe als Oberfläche der Körperhöhlenwand angesehen wird. Die OCT-Vorverarbeitungsschaltung227 erkennt nämlich, daß die Tiefe, in der das Signal zum ersten Mal erfasst worden ist, die Oberfläche der Körperhöhlenwand ist (Tiefe 0), und hält die Signale fest, die davon ausgehend in einem vorbestimmten Tiefenbereich, z.B. 2 mm, erhalten werden, während sie die anderen Signale verwirft. - Die OCT-Vorverarbeitungsschaltung
227 führt dann an den festgehaltenen Signalen Signalverarbeitungsoperationen durch, z.B. eine Verstärkung, eine Decodierung und eine A/D-Wandlung. Die von der Vorverarbeitungsschaltung227 auf diese Weise erhaltenen Daten werden in dem OCT-Speicher228 gespeichert. Die OCT-Videosignalverarbeitungsschaltung229 gewinnt die in dem OCT-Speicher228 gespeicherten Daten mit einer vorbestimmten zeitlichen Festlegung wieder und verarbeitet diese, um so ein Videosignal zu erzeugen, das an den Videoteil226 übertragen wird. Der Videoteil226 stellt ein Bild entsprechend dem empfangenen Videosignal auf dem Monitor3 dar. Auf diese Weise wird auf dem Monitor3 ein von der Oberfläche bis in eine vorbestimmte Tiefe reichendes Tomogramm dargestellt. Optional kann der Videoteil226 das Tomogramm zur gleichen Zeit sowohl als Normalbild als auch als Fluoreszenzbild auf dem Monitor3 darstellen, wobei der Anzeigebereich des Monitors3 unterteilt ist. - Die vorstehend erläuterte Ausgestaltung ermöglicht es dem Benutzer, den Zustand unterhalb der Oberfläche der Körperhöhlenwand zu erkennen und so eine genaue und schnelle Diagnose vorzunehmen. Da die Beobachtung lediglich die Verwendung des Endoskops vorsieht, kann der Benutzer Krebs im Frühstadium, kleine Tumore oder dergleichen auffinden.
- Da eine schnelle und genaue Diagnose möglich ist, kann der Benutzer die erforderliche Behandlung an dem erkrankten Bereich vornehmen. Beispielsweise kann er eine Zange, ein Laserbehandlungsinstrument oder dergleichen durch den Instrumentenkanal des Endoskops einführen und den erkrankten Bereich unmittelbar behandeln. Die Belastung des Patienten ist so beträchtlich gemildert.
- Da die optischen Wege für die Referenzstrahlen in der GI-Platte
154b liegen, kann der die Referenzstrahlen betreffende Aufbau unter Bereitstellung einer ausreichend großen geometrischen Länge der auf die Beobachtungsstrahlen bezogenen optischen Wege kompakt gehalten werden. Die Interferometer-Einheit154 kann so in einem begrenzten Raum des distalen Endes des Endoskops1 untergebracht werden. Es ist deshalb nicht erforderlich, die Interferometer-Einheit154 in der externen Vorrichtung2 unterzubringen, womit ein verkleinertes Endoskopsystem realisiert werden kann.
Claims (12)
- Endoskopsystem (
1000 ) mit einem Lichtleiter (F), der mehrere Strahlengänge enthält, einer an dem proximalen Ende des Lichtleiters (F) angeordneten Quelle (231 ) für schwach kohärente Lichtstrahlen, die jeweils in einen der in dem Lichtleiter (F) vorgesehenen Strahlengänge eintreten, einer Interferometer-Einheit (15 ), die ein Strahlteilerelement (S), das jeden von dem distalen Ende des Lichtleiters (F) ausgesendeten Lichtstrahl in Teilstrahlen aufspaltet und einen der Teilstrahlen auf ein Objekt (T) ausgibt, ein optisches Referenzsystem, das einen anderen Teilstrahl führt, eine Reflektoreinheit (R), welche den von dem optischen Referenzsystem geführten Teilstrahl auf das Strahlteilerelement (S) reflektiert, und eine Lichterfassungsvorrichtung (D), die einen Interferenzstrahl erfasst, der durch Interferenz zwischen dem an dem Objekt (T) reflektierten Teilstrahl und dem an der Reflektoreinheit (R) reflektierten Teilstrahl an dem Strahlteilerelement (S) erzeugt wird, enthält, und einem Signalverarbeitungssystem (229 ), das auf Grundlage von Signalen, die von der Lichterfassungsvorrichtung (D) erfasst werden, ein Tomogramm erzeugt, gekennzeichnet durch eine Antriebseinheit (23 ), welche die Interferometer-Einheit (15 ) auf das Objekt (T) zu und von diesem weg bewegt. - Endoskopsystem (
1000 ) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das optische Referenzsystem ein optisches Element (154b ) mit großem Brechungsindex enthält. - Endoskopsystem (
1000 ) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Referenzsystem ein optisches Element (154b ) mit Gradientenbrechungsindex enthält, wobei der Brechungsindex mit abnehmendem Abstand von der Reflektoreinheit (R) zunimmt. - Endoskopsystem (
1000 ) nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß der Brechungsindex des optischen Elementes (154b ) auf der dem Strahlteilerelement (S) zugewandten Seite gleich dem Brechungsindex des Strahlteilers (S) ist. - Endoskopsystem (
1000 ) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Interferometer-Einheit (15 ) im distalen Ende des Endoskops (1 ) untergebracht ist. - Endoskopsystem (
1000 ) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Antriebseinheit (23 ) versehen ist mit einer an dem proximalen Ende des Endoskops angeordneten Vorrichtung (232 , DR) zum Bereitstellen einer Antriebskraft und einem mit dieser Vorrichtung (232 , DR) und der Interferometer-Einheit (15 ) verbundenen Kraftübertragungselement (156 ), das die ihm von der Vorrichtung (232 , DR) zugeführte Kraft zum Bewegen der Interferometer-Einheit (15 ) auf letztere überträgt. - Endoskopsystem (
1000 ) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Lichtleiter aus einer Lichtleiteranordnung (F) besteht, die mehrere parallel zueinander angeordnete Einzelmode-Lichtleitfasern enthält. - Endoskopsystem (
1000 ) nach Anspruch 7, gekennzeichnet durch eine Kollimatorlinsenanordnung (157 ) mit mehreren Linsenflächen, die jeweils einen der von der Lichtleiteranordnung (F) ausgesendeten Lichtstrahlen in einen parallelen Lichtstrahl kollimieren und diesen parallelen Lichtstrahl auf das Strahlteilerelement (S) richten, und eine Sammellinsenanordnung (154 ) mit mehren Linsenflächen, die jeweils einen der von dem Strahlteilerelement (S) aufgespalteten parallelen Lichtstrahlen auf das Objekt (T) bündeln. - Endoskopsystem (
1000 ) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Quelle für das schwach kohärente Licht eine Superluminiszenzdiode (231 ) enthält. - Endoskopsystem (
1000 ) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch eine Beleuchtungsoptik (12 ), die sichtbares Licht und/oder Anregungslicht, das Gewebe zum Aussenden von Fluoreszenzstrahlung anregt, auf das Objekt (T) aussendet, eine Objektivoptik (13 ), die von dem Objekt (T) stammendes Licht bündelt und so ein Objektbild erzeugt, und ein Bildaufnahmesystem (14 ), welches das von der Objektivoptik (13 ) erzeugte Bild aufnimmt. - Endoskopsystem (
1000 ) nach Anspruch 10, gekennzeichnet durch eine Quelle (211 ) für sichtbares Licht, eine Quelle (212 ) für Anregungslicht und ein Lichtquellen-Umschaltsystem (214 ), mit dem einstellbar ist, ob das sichtbare Licht oder das Anregungslicht in die Beleuchtungsoptik (12 ) gelangt, wobei die Objektivoptik (13 ), wenn das sichtbare Licht in die Beleuchtungsoptik (12 ) gelangt, ein Normallichtbild des Objektes (T) und, wenn das Anregungslicht in die Beleuchtungsoptik (12 ) gelangt, ein Fluoreszenzlichtbild des Objektes (T) erzeugt. - Endoskopsystem (
1000 ) nach Anspruch 10 oder 11, gekennzeichnet durch eine Anzeigevorrichtung (3 ), die das von dem Bildaufnahmesystem (14 ) aufgenommene Objektbild und das von dem Signalverarbeitungssystem (229 ) erzeugte Tomogramm darstellt.
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US9295391B1 (en) | 2000-11-10 | 2016-03-29 | The General Hospital Corporation | Spectrally encoded miniature endoscopic imaging probe |
EP2333521B1 (de) | 2001-04-30 | 2019-12-04 | The General Hospital Corporation | Verfahren und vorrichtung zur verbesserung der bildklarheit und empfindlichkeit bei der optischen kohärenz-tomographie unter verwendung von dynamischer rückkopplung zur kontrolle der fokussierungseigenschaften und der kohärenzsteuerung |
US7865231B2 (en) | 2001-05-01 | 2011-01-04 | The General Hospital Corporation | Method and apparatus for determination of atherosclerotic plaque type by measurement of tissue optical properties |
US7058211B2 (en) * | 2001-07-18 | 2006-06-06 | Scimed Life Systems, Inc. | Electronics interface for an ultrasound console |
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 |
JP4067885B2 (ja) * | 2002-06-25 | 2008-03-26 | ペンタックス株式会社 | Octプローブ |
EP1426411A1 (de) * | 2002-12-06 | 2004-06-09 | KRATON Polymers Research B.V. | Zusammensetzungen von Styrenblockcopolymeren für die Herstellung transparenter gelfreier Folien |
CN1741768A (zh) | 2003-01-24 | 2006-03-01 | 通用医疗有限公司 | 利用低相干干涉测量法识别组织的系统和方法 |
US7643153B2 (en) | 2003-01-24 | 2010-01-05 | 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 |
AU2004225188B2 (en) | 2003-03-31 | 2010-04-15 | The General Hospital Corporation | Speckle reduction in optical coherence tomography by path length encoded angular compounding |
CA2527930C (en) | 2003-06-06 | 2014-08-19 | The General Hospital Corporation | Process and apparatus for a wavelength tuning source |
EP2270447A1 (de) | 2003-10-27 | 2011-01-05 | The General Hospital Corporation | Verfahren und Vorrichtung zur Durchführung optischer Abbildung mit Frequenzdomäneninterferometrie |
JP4530709B2 (ja) * | 2004-04-21 | 2010-08-25 | Hoya株式会社 | 一定電圧を供給可能な電源回路 |
AU2004320269B2 (en) | 2004-05-29 | 2011-07-21 | The General Hospital Corporation | Process, system and software arrangement for a chromatic dispersion compensation using reflective layers in optical coherence tomography (OCT) imaging |
AU2005270037B2 (en) | 2004-07-02 | 2012-02-09 | The General Hospital Corporation | Endoscopic imaging probe comprising dual clad fibre |
JP4476060B2 (ja) * | 2004-07-22 | 2010-06-09 | Hoya株式会社 | 光源装置 |
EP1782020B1 (de) | 2004-08-06 | 2012-10-03 | The General Hospital Corporation | Prozess, system und softwareanordnung zur bestimmung mindestens einer position in einer probe unter verwendung von optischer kohärenztomographie |
EP2272420B1 (de) | 2004-08-24 | 2013-06-19 | The General Hospital Corporation | Vorrichtung zur Abbildung von Gefäßsegmenten |
ATE538714T1 (de) | 2004-08-24 | 2012-01-15 | Gen Hospital Corp | Verfahren, system und software-anordnung zur bestimmung des elastizitätsmoduls |
KR101257100B1 (ko) | 2004-09-29 | 2013-04-22 | 더 제너럴 하스피탈 코포레이션 | 광 간섭 영상화 시스템 및 방법 |
CN101027520B (zh) * | 2004-10-01 | 2010-05-05 | 日亚化学工业株式会社 | 发光装置 |
EP1831638A4 (de) * | 2004-11-12 | 2008-01-23 | Medeikon Corp | Einkurven-mehrkanal-interferometriesensor mit niedriger kohärenz |
US7417740B2 (en) * | 2004-11-12 | 2008-08-26 | Medeikon Corporation | Single trace multi-channel low coherence interferometric sensor |
WO2006058049A1 (en) | 2004-11-24 | 2006-06-01 | The General Hospital Corporation | Common-path interferometer for endoscopic oct |
US8922781B2 (en) | 2004-11-29 | 2014-12-30 | The General Hospital Corporation | Arrangements, devices, endoscopes, catheters and methods for performing optical imaging by simultaneously illuminating and detecting multiple points on a sample |
JP2006195240A (ja) * | 2005-01-14 | 2006-07-27 | Fuji Photo Film Co Ltd | 断層画像化装置 |
JP4704069B2 (ja) * | 2005-02-28 | 2011-06-15 | 富士フイルム株式会社 | 内視鏡照明光学系 |
US8351665B2 (en) | 2005-04-28 | 2013-01-08 | The General Hospital Corporation | Systems, processes and software arrangements for evaluating information associated with an anatomical structure by an optical coherence ranging technique |
WO2006130797A2 (en) | 2005-05-31 | 2006-12-07 | The General Hospital Corporation | Spectral encoding heterodyne interferometry techniques for imaging |
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 |
US20080228033A1 (en) * | 2005-07-04 | 2008-09-18 | Medizinische Universität Wien | Optical Coherence Tomography Probe Device |
US20070019916A1 (en) * | 2005-07-20 | 2007-01-25 | Pentax Corporation | Stereoscopic illumination endoscope system |
JP4804057B2 (ja) * | 2005-07-28 | 2011-10-26 | オリンパス株式会社 | 内面計測装置 |
CN101238347B (zh) | 2005-08-09 | 2011-05-25 | 通用医疗公司 | 执行光学相干层析术中的基于偏振的正交解调的设备、方法和存储介质 |
JP4544103B2 (ja) * | 2005-09-07 | 2010-09-15 | パナソニック株式会社 | 界面の位置測定方法および位置測定装置 |
EP1928306B1 (de) | 2005-09-29 | 2021-01-13 | General Hospital Corporation | OPTISCHES KOHÄRENZTOMOGRAFIESYSTEME UND VERFAHREN MIT MIKROSKOPISCHER Fluoreszensbildgebung VON EINER ODER MEHR BIOLOGISCHEN STRUKTUREN |
JP5203951B2 (ja) | 2005-10-14 | 2013-06-05 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | スペクトル及び周波数符号化蛍光画像形成 |
US7570438B2 (en) * | 2005-10-25 | 2009-08-04 | Mckinley Arthur C | Optical apparatus with off-axis direction-of-view |
US7547277B2 (en) * | 2005-12-15 | 2009-06-16 | Microvision, Inc. | Method and apparatus for calibrating an endoscope system |
EP1971848B1 (de) | 2006-01-10 | 2019-12-04 | The General Hospital Corporation | Systeme und verfahren zur datengenerierung auf der basis eines oder mehrerer spektral kodierter endoskopieverfahren |
JP2009523574A (ja) * | 2006-01-18 | 2009-06-25 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | 1つ又は複数の内視鏡顕微鏡検査法を使用してデータを生成するシステム及び方法 |
EP2289398A3 (de) | 2006-01-19 | 2011-04-06 | The General Hospital Corporation | Verfahren und Systeme zur optischen Bildgebung von epithelialen Luminalorganen durch Strahlenabtastung dieser |
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 |
US10426548B2 (en) | 2006-02-01 | 2019-10-01 | The General Hosppital Corporation | Methods and systems for providing electromagnetic radiation to at least one portion of a sample using conformal laser therapy procedures |
EP2659852A3 (de) | 2006-02-01 | 2014-01-15 | The General Hospital Corporation | Vorrichtung zur Anwendung mehrerer elektromagnetischer Strahlungen auf einer Probe |
WO2007092911A2 (en) | 2006-02-08 | 2007-08-16 | The General Hospital Corporation | Methods, arrangements and systems for obtaining information associated with an anatomical sample using optical microscopy |
JP2007225392A (ja) | 2006-02-22 | 2007-09-06 | Spectratech Inc | 光干渉装置 |
CN101410691A (zh) | 2006-02-24 | 2009-04-15 | 通用医疗公司 | 执行角分辨傅立叶域光学相干断层成像的方法和系统 |
JP5135324B2 (ja) | 2006-04-05 | 2013-02-06 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | サンプルの偏光感応性光周波数領域画像形成のための方法、構成およびシステム |
US8175685B2 (en) | 2006-05-10 | 2012-05-08 | The General Hospital Corporation | Process, arrangements and systems for providing frequency domain imaging of a sample |
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 |
US9867530B2 (en) | 2006-08-14 | 2018-01-16 | Volcano Corporation | Telescopic side port catheter device with imaging system and method for accessing side branch occlusions |
WO2008024948A2 (en) | 2006-08-25 | 2008-02-28 | The General Hospital Corporation | Apparatus and methods for enhancing optical coherence tomography imaging using volumetric filtering techniques |
US8838213B2 (en) * | 2006-10-19 | 2014-09-16 | 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) |
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 |
EP2662674A3 (de) | 2007-01-19 | 2014-06-25 | The General Hospital Corporation | Drehscheibenreflexion zur schnellen Wellenlängendurchstimmung von dispergiertem Breitbandlicht |
JP2008194375A (ja) * | 2007-02-15 | 2008-08-28 | Hoya Corp | 内視鏡および内視鏡システム |
EP2602651A3 (de) | 2007-03-23 | 2014-08-27 | The General Hospital Corporation | Verfahren, Anordnungen und Vorrichtung zur Verwendung eines wellenlängengewobbelten Lasers anhand von Winkelabtastungs- und Dispersionsverfahren |
WO2008121844A1 (en) | 2007-03-30 | 2008-10-09 | 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 |
US9596993B2 (en) | 2007-07-12 | 2017-03-21 | Volcano Corporation | Automatic calibration systems and methods of use |
US9622706B2 (en) | 2007-07-12 | 2017-04-18 | Volcano Corporation | Catheter for in vivo imaging |
WO2009009802A1 (en) | 2007-07-12 | 2009-01-15 | Volcano Corporation | Oct-ivus catheter for concurrent luminal imaging |
JP5917803B2 (ja) | 2007-07-31 | 2016-05-18 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | 高速ドップラー光周波数領域撮像法のためのビーム走査パターンを放射するシステムおよび方法 |
JP2009041946A (ja) * | 2007-08-06 | 2009-02-26 | Topcon Corp | 光画像計測装置 |
EP2191254B1 (de) | 2007-08-31 | 2017-07-19 | The General Hospital Corporation | System und verfahren für selbstinterferenz-fluoreszenzmikroskopie und damit assoziiertes rechnerzugriffsmedium |
EP2037214A1 (de) * | 2007-09-14 | 2009-03-18 | Leica Geosystems AG | Verfahren und Messgerät zum vermessen von Oberflächen |
DE102008048844A1 (de) * | 2007-09-25 | 2009-05-14 | Carl Zeiss Smt Ag | Verfahren und System zum Vermessen einer Oberfläche eines Objektes |
US7933021B2 (en) | 2007-10-30 | 2011-04-26 | The General Hospital Corporation | System and method for cladding mode detection |
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 |
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 |
EP2274572A4 (de) | 2008-05-07 | 2013-08-28 | Gen Hospital Corp | System, verfahren und computermedium zur verfolgung einer gefässbewegung in einer dreidimensionalen koronararterienmikroskopie |
WO2009155536A2 (en) | 2008-06-20 | 2009-12-23 | The General Hospital Corporation | Fused fiber optic coupler arrangement and method for use thereof |
WO2010009136A2 (en) | 2008-07-14 | 2010-01-21 | The General Hospital Corporation | Apparatus and methods for color endoscopy |
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 |
JP5455001B2 (ja) * | 2008-12-26 | 2014-03-26 | キヤノン株式会社 | 光断層撮像装置および光断層撮像装置の制御方法 |
JP2012515576A (ja) | 2009-01-20 | 2012-07-12 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | 内視鏡生検装置、システム、及び方法 |
EP2382456A4 (de) | 2009-01-26 | 2012-07-25 | Gen Hospital Corp | System, verfahren und computermedium für mikroskopie mit weitem feld und sehr hoher auflösung |
CA2749670A1 (en) | 2009-02-04 | 2010-08-12 | The General Hospital Corporation | Apparatus and method for utilization of a high-speed optical wavelength tuning source |
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) |
WO2011008822A2 (en) | 2009-07-14 | 2011-01-20 | The General Hospital Corporation | Apparatus, systems and methods for measuring flow and pressure within a vessel |
DE102009041151B4 (de) * | 2009-09-14 | 2019-06-13 | Dürr Dental SE | Handstück-Kamera |
RS61068B1 (sr) | 2010-03-05 | 2020-12-31 | Massachusetts Gen Hospital | Uređaj za obezbeđivanje elektro-magnetnog zračenja uzorku |
US9069130B2 (en) | 2010-05-03 | 2015-06-30 | The General Hospital Corporation | Apparatus, method and system for generating optical radiation from biological gain media |
US9557154B2 (en) | 2010-05-25 | 2017-01-31 | 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 |
EP2575591A4 (de) | 2010-06-03 | 2017-09-13 | The General Hospital Corporation | Vorrichtung und verfahren für geräte zur abbildung von strukturen in oder an einem oder mehreren lumenorganen |
WO2012058381A2 (en) | 2010-10-27 | 2012-05-03 | The General Hospital Corporation | Apparatus, systems and methods for measuring blood pressure within at least one vessel |
US11141063B2 (en) | 2010-12-23 | 2021-10-12 | Philips Image Guided Therapy Corporation | Integrated system architectures and methods of use |
US11040140B2 (en) | 2010-12-31 | 2021-06-22 | Philips Image Guided Therapy Corporation | Deep vein thrombosis therapeutic methods |
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 |
JP2014523536A (ja) | 2011-07-19 | 2014-09-11 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | 光コヒーレンストモグラフィーにおいて偏波モード分散補償を提供するためのシステム、方法、装置およびコンピュータアクセス可能な媒体 |
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 |
US9360630B2 (en) | 2011-08-31 | 2016-06-07 | Volcano Corporation | Optical-electrical rotary joint and methods of use |
EP2769491A4 (de) | 2011-10-18 | 2015-07-22 | Gen Hospital Corp | Vorrichtung und verfahren zur herstellung und/oder bereitstellung rezirkulierender optischer verzögerung(en) |
US8652031B2 (en) | 2011-12-29 | 2014-02-18 | St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. | Remote guidance system for medical devices for use in environments having electromagnetic interference |
US10048055B2 (en) | 2012-01-09 | 2018-08-14 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Optical probe and optical coherence tomography apparatus including the same |
WO2013148306A1 (en) | 2012-03-30 | 2013-10-03 | The General Hospital Corporation | Imaging system, method and distal attachment for multidirectional field of view endoscopy |
US11490797B2 (en) | 2012-05-21 | 2022-11-08 | 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 |
US9367965B2 (en) | 2012-10-05 | 2016-06-14 | Volcano Corporation | Systems and methods for generating images of tissue |
US9858668B2 (en) | 2012-10-05 | 2018-01-02 | Volcano Corporation | Guidewire artifact removal in images |
US10568586B2 (en) | 2012-10-05 | 2020-02-25 | Volcano Corporation | Systems for indicating parameters in an imaging data set and methods of use |
US9324141B2 (en) | 2012-10-05 | 2016-04-26 | Volcano Corporation | Removal of A-scan streaking artifact |
US10070827B2 (en) | 2012-10-05 | 2018-09-11 | Volcano Corporation | Automatic image playback |
US11272845B2 (en) | 2012-10-05 | 2022-03-15 | Philips Image Guided Therapy Corporation | System and method for instant and automatic border detection |
EP2904671B1 (de) | 2012-10-05 | 2022-05-04 | David Welford | Systeme und verfahren zum verstärken von licht |
US9286673B2 (en) | 2012-10-05 | 2016-03-15 | Volcano Corporation | Systems for correcting distortions in a medical image and methods of use thereof |
US9292918B2 (en) | 2012-10-05 | 2016-03-22 | Volcano Corporation | Methods and systems for transforming luminal images |
US9307926B2 (en) | 2012-10-05 | 2016-04-12 | Volcano Corporation | Automatic stent detection |
US9840734B2 (en) | 2012-10-22 | 2017-12-12 | Raindance Technologies, Inc. | Methods for analyzing DNA |
WO2014093374A1 (en) | 2012-12-13 | 2014-06-19 | Volcano Corporation | Devices, systems, and methods for targeted cannulation |
US11406498B2 (en) | 2012-12-20 | 2022-08-09 | Philips Image Guided Therapy Corporation | Implant delivery system and implants |
EP2934311B1 (de) | 2012-12-20 | 2020-04-15 | Volcano Corporation | Katheter mit nahtlosem übergang |
US10942022B2 (en) | 2012-12-20 | 2021-03-09 | Philips Image Guided Therapy Corporation | Manual calibration of imaging system |
US9709379B2 (en) | 2012-12-20 | 2017-07-18 | Volcano Corporation | Optical coherence tomography system that is reconfigurable between different imaging modes |
WO2014113188A2 (en) | 2012-12-20 | 2014-07-24 | Jeremy Stigall | Locating intravascular images |
US10939826B2 (en) | 2012-12-20 | 2021-03-09 | Philips Image Guided Therapy Corporation | Aspirating and removing biological material |
JP2016501625A (ja) | 2012-12-21 | 2016-01-21 | ジェローム マイ, | 可変線密度での超音波撮像 |
WO2014100162A1 (en) | 2012-12-21 | 2014-06-26 | Kemp Nathaniel J | Power-efficient optical buffering using optical switch |
CA2895993A1 (en) | 2012-12-21 | 2014-06-26 | Jason Spencer | System and method for graphical processing of medical data |
US9612105B2 (en) | 2012-12-21 | 2017-04-04 | Volcano Corporation | Polarization sensitive optical coherence tomography system |
CA2896006A1 (en) | 2012-12-21 | 2014-06-26 | David Welford | Systems and methods for narrowing a wavelength emission of light |
CA2895769A1 (en) | 2012-12-21 | 2014-06-26 | Douglas Meyer | Rotational ultrasound imaging catheter with extended catheter body telescope |
US10058284B2 (en) | 2012-12-21 | 2018-08-28 | Volcano Corporation | Simultaneous imaging, monitoring, and therapy |
US9486143B2 (en) | 2012-12-21 | 2016-11-08 | Volcano Corporation | Intravascular forward imaging device |
US10413317B2 (en) | 2012-12-21 | 2019-09-17 | Volcano Corporation | System and method for catheter steering and operation |
CA2895940A1 (en) | 2012-12-21 | 2014-06-26 | Andrew Hancock | System and method for multipath processing of image signals |
US9968261B2 (en) | 2013-01-28 | 2018-05-15 | The General Hospital Corporation | Apparatus and method for providing diffuse spectroscopy co-registered with optical frequency domain imaging |
US10893806B2 (en) | 2013-01-29 | 2021-01-19 | 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 |
US10226597B2 (en) | 2013-03-07 | 2019-03-12 | Volcano Corporation | Guidewire with centering mechanism |
US9770172B2 (en) | 2013-03-07 | 2017-09-26 | Volcano Corporation | Multimodal segmentation in intravascular images |
US11154313B2 (en) | 2013-03-12 | 2021-10-26 | The Volcano Corporation | Vibrating guidewire torquer and methods of use |
US10638939B2 (en) | 2013-03-12 | 2020-05-05 | Philips Image Guided Therapy Corporation | Systems and methods for diagnosing coronary microvascular disease |
CN105120759B (zh) | 2013-03-13 | 2018-02-23 | 火山公司 | 用于从旋转血管内超声设备产生图像的系统和方法 |
US9301687B2 (en) | 2013-03-13 | 2016-04-05 | Volcano Corporation | System and method for OCT depth calibration |
US11026591B2 (en) | 2013-03-13 | 2021-06-08 | Philips Image Guided Therapy Corporation | Intravascular pressure sensor calibration |
WO2014152365A2 (en) | 2013-03-14 | 2014-09-25 | Volcano Corporation | Filters with echogenic characteristics |
US10219887B2 (en) | 2013-03-14 | 2019-03-05 | Volcano Corporation | Filters with echogenic characteristics |
US10292677B2 (en) | 2013-03-14 | 2019-05-21 | Volcano Corporation | Endoluminal filter having enhanced echogenic properties |
EP2967491B1 (de) | 2013-03-15 | 2022-05-11 | The General Hospital Corporation | Ein transösophageales endoskopisches system zur bestimmung einer gemischten venösen sauerstoffsättigung einer lungenarterie |
EP2997354A4 (de) | 2013-05-13 | 2017-01-18 | The General Hospital Corporation | Erkennung einer selbstinterferierenden fluoreszenzphase und amplitude |
WO2015010133A1 (en) | 2013-07-19 | 2015-01-22 | The General Hospital Corporation | Determining eye motion by imaging retina. with feedback |
US11452433B2 (en) | 2013-07-19 | 2022-09-27 | The General Hospital Corporation | Imaging apparatus and method which utilizes multidirectional field of view endoscopy |
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 |
US10736494B2 (en) | 2014-01-31 | 2020-08-11 | 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) |
EP3171766B1 (de) | 2014-07-25 | 2021-12-29 | The General Hospital Corporation | Einrichtung zur in-vivo-bildgebung und -diagnose |
JP6214834B2 (ja) * | 2015-11-09 | 2017-10-18 | オリンパス株式会社 | 内視鏡 |
Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5921926A (en) * | 1997-07-28 | 1999-07-13 | University Of Central Florida | Three dimensional optical imaging colposcopy |
Family Cites Families (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6485413B1 (en) * | 1991-04-29 | 2002-11-26 | The General Hospital Corporation | Methods and apparatus for forward-directed optical scanning instruments |
JPH05130995A (ja) | 1991-11-14 | 1993-05-28 | Olympus Optical Co Ltd | 空間差分を用いた光断層イメージング装置 |
DE19535114B4 (de) | 1994-09-21 | 2013-09-05 | Hoya Corp. | Endoskopsystem mit Fluoreszenzdiagnose |
WO1999047041A1 (en) * | 1998-03-19 | 1999-09-23 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Fiber-optic confocal imaging apparatus and methods of use |
-
1999
- 1999-10-28 JP JP30644199A patent/JP2001125009A/ja not_active Withdrawn
-
2000
- 2000-10-26 US US09/696,178 patent/US6790175B1/en not_active Expired - Fee Related
- 2000-10-27 DE DE10053447A patent/DE10053447B4/de not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5921926A (en) * | 1997-07-28 | 1999-07-13 | University Of Central Florida | Three dimensional optical imaging colposcopy |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE10053447A1 (de) | 2001-07-05 |
US6790175B1 (en) | 2004-09-14 |
JP2001125009A (ja) | 2001-05-11 |
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