DE10118760A1 - Verfahren zur Ermittlung der Laufzeitverteilung und Anordnung - Google Patents
Verfahren zur Ermittlung der Laufzeitverteilung und AnordnungInfo
- Publication number
- DE10118760A1 DE10118760A1 DE10118760A DE10118760A DE10118760A1 DE 10118760 A1 DE10118760 A1 DE 10118760A1 DE 10118760 A DE10118760 A DE 10118760A DE 10118760 A DE10118760 A DE 10118760A DE 10118760 A1 DE10118760 A1 DE 10118760A1
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- light
- branch
- sample
- arrangement according
- superimposed
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Ceased
Links
- 238000009826 distribution Methods 0.000 title claims abstract description 34
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 15
- 239000000835 fiber Substances 0.000 claims abstract description 20
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 claims abstract description 15
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 37
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 claims description 26
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 21
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims description 7
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 claims description 2
- 238000005286 illumination Methods 0.000 claims 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 12
- 238000012014 optical coherence tomography Methods 0.000 description 9
- 210000001624 hip Anatomy 0.000 description 4
- 230000001427 coherent effect Effects 0.000 description 3
- 230000001066 destructive effect Effects 0.000 description 3
- 238000013461 design Methods 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 2
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 2
- 238000003325 tomography Methods 0.000 description 2
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 230000009286 beneficial effect Effects 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 238000001816 cooling Methods 0.000 description 1
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 1
- 239000000428 dust Substances 0.000 description 1
- 230000005670 electromagnetic radiation Effects 0.000 description 1
- 230000007613 environmental effect Effects 0.000 description 1
- 230000002349 favourable effect Effects 0.000 description 1
- 230000006870 function Effects 0.000 description 1
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 1
- 238000002329 infrared spectrum Methods 0.000 description 1
- 230000007774 longterm Effects 0.000 description 1
- 238000003754 machining Methods 0.000 description 1
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 1
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 1
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 1
- 230000035939 shock Effects 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 238000010408 sweeping Methods 0.000 description 1
- 230000009897 systematic effect Effects 0.000 description 1
- 230000009885 systemic effect Effects 0.000 description 1
- 238000012876 topography Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
- G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
- G01B9/02—Interferometers
- G01B9/02041—Interferometers characterised by particular imaging or detection techniques
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
- G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
- G01B9/02—Interferometers
- G01B9/02055—Reduction or prevention of errors; Testing; Calibration
- G01B9/02056—Passive reduction of errors
- G01B9/02057—Passive reduction of errors by using common path configuration, i.e. reference and object path almost entirely overlapping
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
- G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
- G01B9/02—Interferometers
- G01B9/0209—Low-coherence interferometers
- G01B9/02091—Tomographic interferometers, e.g. based on optical coherence
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
- G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
- G01B9/02—Interferometers
- G01B9/02097—Self-interferometers
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
- G01J9/00—Measuring optical phase difference; Determining degree of coherence; Measuring optical wavelength
- G01J9/02—Measuring optical phase difference; Determining degree of coherence; Measuring optical wavelength by interferometric methods
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
- G01N21/4795—Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium
Abstract
Das Verfahren dient zur Ermittlung der Laufzeitverteilung des Lichts im Probenzweig eines Interferometers, bei dem das aus dem Referenzzweig und dem Probenzweig zurückkehrende Licht überlagert und anhand der Intensitätsverteilung des überlagerten Lichts eine Laufzeitverteilung des Lichts im Probenzweig bestimmt wird. Die Auswertung erfolgt anhand der räumlichen Intensitätsverteilung des überlagerten Lichts.
Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Ermittlung der Laufzeitverteilung
des Lichts im Probenzweig eines Interferometers gemäß den im Ober
begriff des Anspruchs 1 aufgeführten Merkmalen sowie eine interfero
metrische Anordnung zur Ausführung dieses Verfahrens gemäß den im
Oberbegriff des Anspruchs 3 angegebenen Merkmalen.
Derartige Verfahren zur Ermittlung der Laufzeitverteilung und entspre
chende Vorrichtungen zählen zum Stand der Technik und sind beispiels
weise aus WO 92/19930 bekannt. Sie werden typischerweise bei der
optischen Kohärenztomografie (OCT) eingesetzt. Dieses Verfahren
arbeitet im Bereich kurzer Wellenlängen, insbesondere im nahen In
frarotspektrum des Lichts, und wird zur mikroskopischen Auflösung von
Oberflächen- und/oder räumlichen Strukturen eingesetzt. Da sich die
Laufstrecken des Lichts entsprechend der zu differenzierenden Struktu
ren nur im µm-Bereich ändert und die Laufzeitänderungen nur im Be
reich weniger Femtosekunden liegen, scheidet die im Bereich von
Schallwellen übliche zeitaufgelöste Messung zur Ermittlung dieser Lauf
zeitunterschiede aus. Bei der optischen Kohärenztomografie wird daher
ein kohärenter Nachweis genutzt, um die Laufzeitverteilung der zurück
gestreuten Wellen zu bestimmen.
Hierzu wird regelmäßig ein Interferometer eingesetzt, bei dem das von
einer Lichtquelle emittierte Licht mittels eines Strahlteilers in einen
Proben- und einen Referenzstrahl aufgeteilt wird, die in einem Proben-
bzw. einem Referenzzweig der Vorrichtung geführt werden. Während
das Licht im Referenzzweig einen definierten Weg zurücklegt, wird das
Licht im Probenzweig an den Strukturen der Probe reflektiert bzw. ge
streut, so dass sich je nach Probe und Ort der Messung unterschiedliche
Laufstrecken und damit auch unterschiedliche Laufzeiten ergeben.
Das im Referenzzweig geführte, in der Regel mittels eines Spiegels in sich
reflektierte Licht wird zusammen mit dem von der Probe im Probenzweig
reflektierte Licht überlagert, wobei die Intensität des überlagerten Lichts,
z. B. mittels Fotodioden, erfasst und elektronisch ausgewertet wird, um
die Laufzeitverteilung im Probenzweig und damit die Tomographie der
Probe zu ermitteln. Intensitätsunterschiede im überlagerten Licht stellen
sich durch Interferenzen zwischen Referenz- und Probenstrahl ein, wenn
die Laufzeit im Referenzzweig variiert wird, die zeitlich ausgewertet
werden.
Wenn das Proben- und Referenzlicht auf seinen Wegen eine Phasendif
ferenz hat, die ein geradzahliges Vielfaches von π beträgt, so tritt eine
konstruktive Interferenz auf, bei ungeradzahligem Vielfachen von π
hingegen eine destruktive. Der formale Zusammenhang zwischen einer
Laufzeitdifferenz δ und der resultierenden, am Detektor des Interfero
meters gemessenen Intensität IM ergibt sich wie folgt:
wobei IP die Intensität des aus dem Probenzweig kommenden Lichts
und IR die Intensität des aus dem Referenzzweig kommenden Lichts und
γ den Kohärenzgrad des Lichts darstellen.
Zu den vorerwähnten Interferenzerscheinungen kommt es allerdings nur,
wenn sich die Laufzeiten in beiden Zweigen des Interferometers um
höchstens die Kohärenzlänge unterscheiden. Wenn eine Lichtquelle mit
sehr kurzer Kohärenzlänge verwendet wird, kann auf diese Weise eine
Diskriminierung der verschiedenen Tiefenschichten erfolgen.
Bei bekannten Systemen zur optischen Kohärenztomografie wird zur
Gewinnung der Tiefeninformation aus den Intensitätsschwankungen im
Allgemeinen das Heterodynverfahren verwendet. Dabei wird die Lauf
strecke des Lichts im Referenzzweig mit möglichst konstanter Geschwin
digkeit verändert, so dass die Wechsel von konstruktiver zu destruktiver
Interferenz in vorgegebenen zeitlichen Abständen erfolgen. Solche
Vorrichtungen zur Veränderung der Laufstrecke werden als Phasenmo
dulatoren bezeichnet. Die so entstehende Sinusmodulation bildet die
Trägerfrequenz des z. B. mittels einer Fotodiode erfassten Signals, die
üblicherweise in der Größenordnung einiger 100 kHz liegt. Die für die
OCT relevante Information über die Tiefenstruktur der Probe entspricht
der Amplitude der Trägerwelle, die mittels einer elektronischen Signalver
arbeitung gewonnen wird.
Um die Strukturen der Probe mit dem vorgenannten Verfahren zu erfas
sen, muss in der vorbeschriebenen Weise für jeden Punkt die entspre
chende Tiefeninformation gewonnen werden. Dabei bedingt die
elektrische Signalaufbereitung eine feste Trägerfrequenz des Mess
signals, womit das Gerät an eine einmal festgelegte Aufnahmege
schwindigkeit in der Regel für immer gebunden ist. Darüber hinaus
begrenzt auch die Mechanik des Phasenmodulators die
Messgeschwindigkeit typischerweise auf einige 100 Abtastungen pro
Sekunde.
Diese Grenze ist bei Scannern, die mittels periodischer, mechanischer
Bewegungen eine Weglängenänderung generieren, wenn überhaupt,
so nur mit hohem technischen Aufwand zu überwinden. Darüber hinaus
weist der Phasenmodulator stets bewegliche Teile auf, die einem gewis
sen Verschleiß unterliegen. Auch muss die zum Betrieb des Phasenmodulators
eingebrachte Energie aus der Vorrichtung abgeführt werden, da
insbesondere durch Erwärmung bzw. Abkühlung ungewünschte System
änderungen eintreten können, beispielsweise eine Änderung der Lauf
strecke einer der beiden Interferometerzweige. Auch führen Geschwin
digkeitsschwankungen im Phasenmodulator zu Frequenzverschiebun
gen der Trägerfrequenz mit der Folge, dass die Filter im Demodulator
entsprechend breit gewählt werden müssen, was die Messdynamik des
Systems verschlechtert. Ferner hat sich gezeigt, dass sich der Phasenmo
dulator in aufeinanderfolgenden Zyklen nicht exakt gleich verhält,
wodurch die ermittelte Oberflächentopografie fehlerbehaftet ist.
Vor diesem Hintergrund liegt der vorliegenden Erfindung die Aufgabe
zugrunde, ein gattungsgemäßes Verfahren bzw. eine gattungsgemäße
interferometrische Anordnung so auszubilden, dass die vorgenannten
Probleme vermieden oder zumindest vermindert werden.
Der verfahrensmäßige Teil dieser Aufgabe wird durch die in Anspruch 1
angegebenen Merkmale gelöst, der vorrichtungsmäßige Teil durch die
in Anspruch 3 angegebenen Merkmale. Vorteilhafte Ausgestaltungen
des erfindungsgemäßen Verfahrens bzw. der erfindungsgemäßen
interferometrischen Anordnung sind in den Unteransprüchen, der nach
folgenden Beschreibung sowie den Figuren angegeben.
Grundgedanke der vorliegenden Erfindung ist es, die Auswertung zur
Ermittlung der Laufzeitverteilung des Lichts im Probenzweig eines Interfe
rometers nicht wie nach dem Stand der Technik zeitlich, sondern räum
lich vorzunehmen, nämlich anhand der räumlichen Intensitätsverteilung
des überlagerten Lichts. Dabei ist unter Licht im Sinne der vorliegenden
Erfindung nicht nur elektromagnetische Strahlung mit Wellenlängen
zwischen 100 nm und 1 mm zu verstehen, sondern grundsätzlich jede
Strahlung, soweit sie den in diesem Zusammenhang wesentlichen physi
kalischen Gesetzen (Superpositionsprinzip) gehorcht.
Das erfindungsgemäße Verfahren kann grundsätzlich ohne bewegte
Teile durchgeführt werden, es benötigt also nicht den bisher erforderli
chen Phasenmodulator und die damit verbundenen konstruktiven,
kostenmäßigen und systembedingten Nachteile. Dabei wird das aus
dem Probenzweig und dem Referenzzweig des Interferometers zurück
kehrende Licht zur Bildung einer Gauß'schen Strahltaille geführt und
räumlich überlagert, wobei anhand der räumlichen Intensitätsverteilung
in diesem überlagerten Bereich die Laufzeitverteilung des Lichts im
Probenzweig bestimmt wird.
Wenn, was erstrebenswert ist, der vorrichtungsmäßige Aufbau des
Interferometers so gestaltet ist, dass das Licht im Wesentlichen in
Lichtwellenleitern geführt ist, dann ergibt sich eine solche Gauß'sche
Strahltaille nach Austritt aus der Faser (Monomodefaser) von selbst, das
heißt, das Ende eines Lichtwellenleiters bildet eine virtuelle Punktlicht
quelle. Die Enden sind also lediglich so anzuordnen, dass sich ein Überla
gerungsbereich ergibt.
Um die Auswertung zu vereinfachen, ist es zweckmäßig, den Ausgängen
des Lichtwellenleiters eine Zylinderlinse nachzuschalten, um den jeweils
kegelförmigen Lichtbündel in einen fächerförmigen und im Wesentli
chen in einer Ebene liegenden zu bündeln, in der dann eine Fotodetek
torzeile als Detektionseinrichtung angeordnet ist.
Das erfindungsgemäße Verfahren wird mit einer breitbandigen Licht
quelle kurzer Kohärenzlänge betrieben. Das Licht dieser Quelle wird in
an sich bekannter Weise in einen ersten Strahlteil aufgeteilt, der eine
konstante Strecke bis zur Detektionseinrichtung zurücklegt - dieser Teil
des Interferometers wird als Referenzzweig bezeichnet - und in einen
zweiten Teil, der auf die zu untersuchende Probe einstrahlt, von dieser
reflektiert oder zurückgestreut wird, so dass sich eine je nach Tiefe der
Reflexionsschicht veränderte Laufstrecke und damit auch Laufzeit des
Lichtes zur Detektionseinrichtung ergibt. Beide Anteile werden an zwei
räumlich voneinander entfernten Orten zur Bildung einer Gauß'schen
Strahltaille geführt und überlagert. Dabei ergibt sich je nach Laufzeitver
teilung eine unterschiedliche Intensitätsverteilung über die Detektions
achse. Dabei bildet sich bei der Verwendung einer Lichtquelle mit
gauß'schem Spektrum eine sinusförmige Intensitätsverteilung, deren
Einhüllende eine Gaußkurve ist (Fig. 2), die bei gleicher Laufzeit in
beiden Interferometerzweigen, d. h. bei exakt gleicher Länge beider
Zweige, ihr Maximum in der Mitte zwischen den beiden Austrittsorten
aufweist. Die Verschiebung dieses Maximums aus der Mitte heraus zur
einen oder zur anderen Seite ist ein Maß für die Laufzeitänderung im
Probenzweig gegenüber dem Referenzzweig und somit auch ein Maß
für die Laufstreckendifferenz zwischen den beiden Zweigen. Das Aus
gangssignal kann also beispielsweise bei Verwendung einer Fotodetek
torzeile als direktes Maß zur Ermittlung der Tomographie der Probe in
diesem Punkt herangezogen werden.
Der vorrichtungsmäßige Aufbau zur Durchführung des erfindungsge
mäßen Verfahrens kann je nach Anwendungsschwerpunkt unterschied
lich sein. Allen Ausführungen gemeinsam ist jedoch der Verzicht auf
einen Phasenmodulator. Zweckmäßigerweise wird jedoch im Referenz-
oder auch im Probenzweig eine Anordnung zum Kalibrieren, d. h. zum
ggf. erforderlichen Ausgleichen unterschiedlicher Längen vorgesehen.
Hierzu kann beispielsweise ein Phosenmodulator eingesetzt werden, der
keinen oder zumindest keinen dynamischen Antrieb aufweist. Der vor
richtungsmäßige Aufbau der Messanordnung kann so gestaltet sein,
dass mit Ausnahme eines kleinen Bereichs zwischen einem
Lichtwellenleiteraus- und -eintritt des Probenzweigs und der Probe das
Licht in der gesamten Anordnung geschlossen und im Wesentlichen
ausschließlich in Lichtwellenleitern geführt wird, so dass die Anordnung
weitgehend unempfindlich gegen Umgebungseinflüsse, insbesondere
Staub und Erschütterungen, ist.
Bei einer ersten Ausführungsvariante ist die Anordnung so ausgebildet,
dass ein Beleuchtungszweig zur Führung des von einer Lichtquelle aus
gehenden kurzkohärenten Lichts vorgesehen ist, der an einen vorzugs
weise als Faserkoppler ausgebildeten Strahlteiler anschließt, der das
Licht in Probenzweig und in den Referenzzweig anteilig leitet. Bei dieser
Anordnung kann der Referenzzweig durch einen einzigen Lichtwellenlei
ter gebildet sein, der das Licht vom Strahlteiler vorzugsweise direkt bis
zum Austritt neben dem austrittseitigen Ende des Probenzweigs führt. Bei
dieser Anordnung ist also lediglich der Probenzweig zur Probe hin offen
ausgebildet. Um die Lichtintensität innerhalb des Probenzweigs weiter zu
steigern, wird innerhalb des Probenzweigs vorzugsweise ein Zirkulator
eingesetzt, der das Licht auf die Probe richtet und das von der Probe
reflektierte Licht aufnimmt und in Richtung zur Detektionseinrichtung
weiterleitet. Da das Licht des Probenzweigs nicht wieder in den Strahl
teiler zurückgeführt wird, kann die Strahlteilung so erfolgen, dass nahezu
das gesamte Licht in den Probenzweig gelangt, wodurch auch Proben
mit vergleichsweise hoher Absorptionseigenschaft untersucht werden
können.
Darüber hinaus können zusätzlich oder auch alternativ im Referenzzweig
Mittel zum Verringern der Lichtintensität vorgesehen sein, beispielsweise
Graufilter oder dergleichen, um die Intensität des Lichts im Referenz
zweig zumindest grob an die des Probenzweigs anzugleichen.
Um große Entfernungen zwischen Probe und Detektionseinrichtung zu
überwinden und insbesondere Wärmeeinflüsse weitgehend auszu
schalten, ist eine Anordnung von Vorteil, bei der der Beleuchtungszweig
zwar ebenfalls in einen Strahlteiler, vorzugsweise einen Faserkoppler,
mündet, der das Licht in den Probenzweig und in den Referenzzweig
anteilig leitet, die jedoch so ausgebildet ist, dass das Licht sowohl im
Proben- als auch im Referenzzweig reflektiert wird, zum Strahlteiler zu
rückgelangt und von dort über einen gemeinsamen Lichtwellenleiter zu
einem weiteren Strahlteiler, der weit entfernt angeordnet sein kann,
geführt ist. Dieser weitere Strahlteiler speist zwei Lichtwellenleiter mit
jeweils einem Austritt, die der Detektionseinrichtung zugeordnet sind. In
dieser Anordnung werden also Referenz- und Probenzweig zusammen
geführt, beispielsweise in einem gemeinsamen Lichtwellenleiter, wo
durch die Überbrückung größerer Entfernungen möglich ist und die
Vorrichtung zumindest in diesem Bereich weitgehend unempfindlich
gegen Wärmeeinflüsse ist, da sich sowohl beim Ausdehnen als auch
beim Kontrahieren die Längen von Referenz- und Probenzweig in glei
cher Weise ändern und damit das Messergebnis nicht beeinflussen.
Dabei kann die Anordnung so sein, dass der Referenzzweig einen Spie
gel aufweist oder das entsprechende Ende des Lichtwellenleiters ver
spiegelt ausgebildet ist, um das Licht im Referenzzweig zum Strahlteiler
zurückzuleiten. Im Probenzweig erfolgt dies durch die Probe. Alternativ
kann das Licht auch in diesem Bereich im Referenz- und Probenzweig
gemeinsam geführt werden, wenn entweder für den Referenzzweig ein
halbdurchlässiger Spiegel im Bereich vor der Probe angeordnet ist oder
aber die Probe selbst mindestens zwei unterschiedliche Flächen zur
Reflexion aufweist, wobei dann das an einer dieser Flächen reflektierte
Licht als Licht des Referenzzweigs dient.
Wie bereits eingangs erwähnt, ist es günstig, die Intensität des überlager
ten Lichts nicht flächenmäßig, sondern zeilenweise zu erfassen und
hierzu, beispielsweise mittels einer Zylinderlinse, die austretenden Licht
strahlen entsprechend flach zu bündeln. Als Fotodetektorzeile kann
grundsätzlich eine beliebige Reihe lichtempfindlicher Zellen eingesetzt
werden, wie beispielsweise eine Fotodiodenzeile, eine CCD-Zeile oder
dergleichen. Besonders günstig sowohl hinsichtlich der Kosten als auch
hinsichtlich des Messfehlers und der Messdynamik ist die Verwendung
eines MOS-Zeilensensors, wobei der Abstand der Detektionszellen vor
zugsweise so gewählt wird, dass der Mittelpunktsabstand einem Drittel
der mittleren Wellenlänge des Lichts entspricht. Dann ist eine zuverlässi
ge Detektion ohne Kenntnis der Phasenlage des Lichts bzw. der Intensitätsverteilung
möglich. Gegebenenfalls kann der Abstand der Detektor
zellen weiter vergrößert werden, wenn Informationen über die Phasenla
ge berücksichtigt werden oder die Auflösung verringert wird (Undersam
pling).
Das analoge Ausgangssignal der Detektionseinrichtung, insbesondere
des MOS-Zeilensensors, kann sowohl analog als auch digital oder auch
analog-digital weiterverarbeitet werden. Als besonders günstig hat es
sich erwiesen, das Ausgangssignal zunächst einmal analog weiterzuver
arbeiten und innerhalb der Auswerteeinrichtung um einen vorgegebe
nen Wert zu reduzieren und nachfolgend ggf. zu spreizen. Wenn dann
ein Analog-/Digitalwandler nachgeschaltet wird, kann dieser eine
geringere Messauflösung haben, ohne die Genauigkeit des Messergeb
nisses zu beeinflussen. Hierbei ist jedoch sorgfältig darauf zu achten, dass
das Ausgangssignal der Detektionseinrichtung stets über dem Wert liegt,
um den das Signal innerhalb der Auswerteeinrichtung bei der analogen
Bearbeitung reduziert wird.
Die Erfindung ist nachfolgend anhand von in der Zeichnung dargestell
ten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen
Fig. 1 in schematischer Darstellung die Geometrie am
Young'schen Doppelspalt,
Fig. 2 eine Intensitätsverteilung, wie sie mit einem MOS-Zeilensen
sor typischerweise gemessen wird,
Fig. 3 in schematischer Seitenansicht den Strahlverlauf zwischen
Lichtwellenleiter und Detektionseinrichtung,
Fig. 4 den Strahlverlauf gemäß Fig. 3 in Draufsicht,
Fig. 5 in schematischer Darstellung ein erstes Ausführungsbeispiel
der Erfindung,
Fig. 6 in schematischer Darstellung ein zweites Ausführungsbei
spiel der Erfindung,
Fig. 7 in schematischer Darstellung ein drittes Ausführungsbeispiel
der Erfindung,
Fig. 8 in schematischer Darstellung ein viertes Ausführungsbeispiel
der Erfindung,
Fig. 9 ein Blockdiagramm der digitalen Signalverarbeitung in der
Auswerteeinrichtung und
Fig. 10 ein Blockdiagramm einer analogen Signalverarbeitung der
Auswerteeinrichtung.
Den anhand der Fig. 5 bis 7 dargestellten Ausführungsbeispielen,
welche den vorrichtungsmäßigen Aufbau darstellen, gemeinsam ist eine
breitbandige Lichtquelle 1 mit kurzer Kohärenzlänge, die in eine Interfe
rometeranordnung einspeist. Das von der Lichtquelle 1 ausgehende
Licht gelangt über einen Lichtwellenleiter 2 von der Lichtquelle 1 zu
einem ersten Strahlteiler 3 in Form eines Faserkopplers. Als Lichtwellenlei
ter dienen dabei, wie bei solchen Anwendungen üblich, Single-Mode-
Fasern.
Innerhalb des Strahlteilers 3 wird das von der Lichtquelle 1 kommende
Licht in zwei Teilstrahlen aufgeteilt, die einen Referenzzweig und einen
Probenzweig des Interferometers durchlaufen.
Bei der Ausführung gemäß Fig. 5 gelangt das Licht vom Strahlteiler 3 in
einen den Referenzzweig des Interferometers bildenden Lichtwellenleiter
4 sowie in den Probenzweig, bestehend aus einem Lichtwellenleiter 5
sowie einem am lichtquellenseitigen Ausgang des Faserkopplers 3
anschließenden Lichtwellenleiter 6. Der probenzweigseitige Teil des
Lichtes gelangt vom Strahlteiler 3 zunächst in den Lichtwellenleiter 5, an
dessen freien Ende das Licht austritt, eine Optik 7 durchtritt und auf eine
Probe 8 fokussiert auftrifft. An der Probe 8 wird das Licht reflektiert, so
dass es durch die Optik 7 zurück in den Lichtwellenleiter 5 und in den
Strahlteiler 3 gelangt, von wo ein Teil ungenutzt durch den Lichtwellenlei
ter 2 zur Lichtquelle 1 zurückläuft und der andere Teil durch den Licht
wellenleiter 6 geführt wird. Die beiden Enden des Lichtwellenleiters 4 des
Referenzzweigs sowie des Lichtwellenleiters 6 des Probenzweigs sind in
einer optischen Anordnung IV geführt, wie sie weiter unten anhand der
Fig. 3 und 4 noch im Einzelnen beschrieben ist.
Bei der Anordnung gemäß Fig. 6 gelangt in gleicher Weise wie vor
beschrieben Licht einer breitbandigen Lichtquelle 1, beispielsweise einer
Superumineszenzdiode, durch den Lichtwellenleiter 2 zu einem Strahl
teiler 3 in Form eines Faserkopplers. Das Licht wird dabei in einen Licht
wellenleiter 9 sowie einen Lichtwellenleiter 5 geleitet. Der Lichtwellenlei
ter 5 bildet in gleicher Weise wie der vorbeschriebenen Ausführungs
variante gemäß Fig. 5 den Teil des Probenzweigs, an dem das Licht
durch eine Optik 7 austritt, auf die Probe 8 fokussiert, dort reflektiert und
in den Lichtwellenleiter 5 zurückgeworfen wird. Der Lichtwellenleiter 9
bildet Teil des Referenzzweigs. Das hierdurch geleitete Licht wird am
Ende mittels eines Spiegels oder einer verspiegelten Endfläche reflektiert
und gelangt wiederum zum Strahlteiler 3. Ein Teil des reflektierten Lichts
aus Proben- und Referenzzweig gelangt ungenutzt in den Lichtwellenlei
ter 2, der andere Teil hingegen in den ebenfalls an der Seite der Licht
quelle am Faserkoppler 3 anschließenden Lichtwellenleiter 10, der an
einen zweiten Strahlteiler 12 ebenfalls in Form eines Faserkopplers an
schließt. Der Lichtwellenleiter 10 zwischen den Strahlteilern 3 und 12 ist
sowohl Teil des Proben- als auch Teil des Referenzzweigs, der in diesem
Bereich der Vorrichtung zusammengeführt ist. Der zweite Strahlteiler 12
teilt das in dem Lichtwellenleiter 10 geführte Licht in zwei Strahlteile auf,
die in Lichtwellenleitern 13 und 14 geführt sind, deren Enden in einer
Anordnung IV liegen, die weiter unten im Einzelnen beschrieben ist.
Die Anordnung gemäß Fig. 7 unterscheidet sich von der vorbeschriebe
nen dadurch, dass Proben- und Referenzzweig in denselben Lichtwellen
leitern 5 und 10 geführt sind, wobei zwischen der Optik 7 und der Probe 8
ein halbdurchlässiger Spiegel 15 angeordnet ist, so dass ein Teil des
Lichts an diesem reflektiert wird und ein anderer Teil an der Probe 8,
wodurch sich Laufzeitunterschiede ergeben, die am Ende innerhalb der
Anordnung IV ausgewertet werden können. Anstelle des halbdurch
lässigen Spiegels 15 kann auch eine zumindest teildurchlässige Probe
vorgesehen sein, wobei dann eine Fläche der Probe als festliegend
definiert und die Länge der Laufstrecke bzw. die Laufzeitverteilung, die
sich für die weitere Reflexionsschicht ergibt, stets relativ zur ersten ge
messen wird.
Die Anordnung gemäß Fig. 8 entspricht in ihrem wesentlichen Aufbau
der gemäß Fig. 5. Auch hier gelangt Licht von der Lichtquelle 1 über den
Lichtwellenleiter 2 zu einem Strahlteiler 3, von wo es in einen Lichtwellen
leiter 4 als Referenzzweig sowie in einen Lichtwellenleiter 16, der zu
einem Zirkulator 17 führt, an den ein Lichtwellenleiter 5 sowie ein Licht
wellenleiter 18 anschließen, die den Probenzweig bilden, gelangt.
Innerhalb des Probenzweigs gelangt das Licht durch den Lichtwellenlei
ter 16 zunächst in den Zirkulator 17, der dieses in den Lichtwellenleiter 5
führt. Von dort wird es durch die Optik 7 auf die Probe 8 fokussiert, reflek
tiert und gelangt durch die Optik 7 und den Lichtwellenleiter 5 wiederum
zum Zirkulator 17, der das reflektierte Licht in den Lichtwellenleiter 18
einspeist, dessen Ende zusammen mit dem des Lichtwellenleiters 4 in
eine Anordnung IV geführt ist. Bei dieser Ausführung ist aufgrund der
verlustärmeren Lichtführung eine höhere Lichtintensität des Proben
zweigs gegeben als bei den vorbeschriebenen Ausführungsvarianten.
Insbesondere bei der Ausführung nach Fig. 8 ist es zweckmäßig, die
Strahlteilung 3 so vorzunehmen, dass ein Großteil des Lichts in den Pro
benzweig und nur ein kleiner Teil des Lichts in den Referenzzweig ge
langt, um die im Probenzweig regelmäßig höheren Verluste auszuglei
chen. Darüber hinaus sind im Referenzzweig bei den Ausführungsvarian
ten gemäß den Fig. 5, 6 und 8 zusätzlich im Referenzzweig
einschwenkbare Graufilter vorgesehen, welche die Lichtintensität in
nerhalb dieses Arms herabsetzen können, um auf ein etwa gleiches
Intensitätsniveau wie im Probenzweig zu kommen. Darüber hinaus
weisen die vorbeschriebenen Vorrichtungen nach den Fig. 5, 6 und
8 vorzugsweise im Referenzzweig ein Kalibrierglied auf, welches es
ermöglicht, die Laufstrecke des Lichts im Referenzzweig an die im Pro
benzweig anzupassen. Hierzu kann beispielsweise ein Phasenmodulator
eingesetzt werden.
Um die Laufstreckenunterschiede des Lichts zwischen Referenz- und
Probenzweig, insbesondere die Laufzeitverteilungen im Probenzweig zu
ermitteln, werden mittels der Anordnung IV Interferenzen erzeugt, die zu
Intensitätsunterschieden des Lichts über der Fläche führen, die räumlich
erfasst werden, um auf diese Weise die Laufzeitverteilung und damit
insbesondere die Laufstreckenunterschiede zwischen Proben- und
Referenzzweig zu ermitteln. Ausgangspunkt der Anordnung IV sind die
Zusammenhänge, die sich aus den in der Literatur als Young'scher
Doppelspaltversuch bekannten Phänomenen ergeben. Wenn, wie
anhand von Fig. 1 dargestellt, zwei kohärente Lichtquellen in einem
Abstand d voneinander so positioniert werden, dass beide den Abstand
D von einer Beobachtungsebene B einnehmen, stellen sich auf dieser
Beobachtungsebene B Interferenzerscheinungen ein. Wenn der Ab
stand D sehr viel größer als der Abstand d ist, kann die Weglängendiffe
renz δ zwischen den beiden Lichtquellen folgendermaßen beschrieben
werden:
wobei die beiden Lichtquellen entsprechend dem Doppelspaltversuch
durch eine Lichtquelle mit einem nachfolgend angeordneten Doppel
spalt im Abstand d ersetzt sind. Dabei stellt die Weglänge L1 die Weglän
ge zwischen dem ersten Spalt bis zu einem Punkt P auf der Beobach
tungsebene B und L2 die Weglänge von dem zweiten Spalt zu diesem
Punkt P dar, wobei x der Abstand des Punktes P zu der Mittelachse
zwischen den beiden Spalten darstellt.
Zu konstruktiver Interferenz kommt es dabei an allen Punkten xm, bei
denen der Weglängenunterschied zwischen den Spalten gerade ein
ganzzahliges Vielfaches der mittleren Wellenlänge des Lichts ist:
Diesen Effekt nutzt die Anordnung IV aus, bei der anstelle des Doppel
spalts die Ausgänge der Lichtwellenleiter 4 und 6, 13 und 14 bzw. 4 und
18 dienen, die im Abstand d so zueinander angeordnet sind, dass sich
der vorbeschriebene Interferenzeffekt einstellt. Dabei stellen die hier
eingesetzten Monomode-Lichtwellenleiter Gauß'sche Strahltaillen dar.
Das heißt, dass das aus den Faserenden austretende Licht in lateraler
Richtung ein Gaußförmiges Intensitätsprofil aufweist. Außerdem weitet
sich das Lichtbündel mit zunehmendem Abstand von der Faser mit der
numerischen Apertur des Lichtwellenleiters auf. Die beiden Faserenden
sind so platziert, dass es zu einer weitgehenden Überlappung der ent
stehenden Strahlkegel kommt. In diesem Überlappungsbereich interfe
rieren die kohärenten Anteile miteinander. Die sich aufgrund der Interfe
renzerscheinungen einstellenden unterschiedlichen Lichtintensitäten
über die Betrachtungsfläche werden auf eine Betrachtungslinie gebündelt,
indem den Enden 19, 20 eine Zylinderlinse 21 nachgeschaltet ist,
der wiederum in geeignetem Abstand d eine Zeilenkamera 22 als Detek
tionseinrichtung nachgeordnet ist.
Die räumliche Intensitätsverteilung des Lichts längs der Achse der Zeilen
kamera 22 ergibt sich dabei wie folgt:
wobei IP die Intensität des Lichts im Probenzweig, IR die Intensität des
Lichts im Referenzzweig, x der Abstand zu der zwischen den Enden 19
und 20 liegenden Mittellinie 23 und γ die Kohärenzfunktion des Lichtes
darstellt.
Um die sich ergebenden Intensitätsunterschiede mit ausreichender
Auflösung erfassen zu können, ist die Zeilenkamera 22, die als MOS-
Zeilensensor ausgebildet ist, hinsichtlich Abstand und Anzahl der Ein
zelsensoren 24 so aufgebaut, dass der Abstand der Mittelpunkte be
nachbarter Sensoren 24 kleiner als die Hälfte oder ein Drittel
(Nyquistkriterium) der mittleren Wellenlänge des von der Lichtquelle 1
ausgehenden Lichtes ist.
Die anhand von Fig. 2 dargestellte Intensitätsverteilung ergibt sich bei
gleicher Laufzeitverteilung des Lichtes im Proben- und im Referenzzweig,
d. h. bei gleicher Länge. Die Länge des Probenzweigs ist dabei von der
Lage der Oberfläche der Probe im abgetasteten Punkt abhängig.
Längenänderungen ergeben sich somit als Verschiebung der einhüllen
den Gaußkurve in Fig. 2 nach links oder rechts vom Nullpunkt, wobei die
Verschiebung ein direktes Maß für die Laufzeitänderung im Referenz-
und Probenzweig und somit für die Längenänderung des Probenzweigs
gegenüber dem Referenzzweig in Abhängigkeit der mittleren Wellenlän
ge des eingesetzten Lichtes ist.
Die Verarbeitung des von der Zeilenkamera 22 ausgehenden elektri
schen Signals ist anhand der Fig. 9 und 10 dargestellt, wobei Fig. 9
eine Auswerteeinrichtung mit im Wesentlichen digitaler Signalverarbei
tung und Fig. 10 eine solche mit analoger Signalverarbeitung darstellt.
Die aus dem Zeilensensor 22 ausgelesenen Daten werden zunächst
mittels eines Verstärkers 25 verstärkt und in Spannungswerte umgewan
delt. Dem Verstärker 25 nachgeschaltet ist ein Analog-Digital-Wandler
26. Für eine Datenrate, die in etwa der entspricht, die auch mit zeit
aufgelöster OCT erreichbar ist, kann z. B. ein 3-MHz-Wandler eingesetzt
werden. Die am Ausgang des Analog-Digital-Wandlers 26 aufbereiteten
Daten können digital weiterverarbeitet werden, wie dies auch bei
zeitaufgelösten OCT-Geräten an sich bekannt ist. Zunächst werden die
Daten von systematischen Fehlern bereinigt, insbesondere denen, die
sich durch unterschiedliche Pixelempfindlichkeit ergeben. Hierzu werden
die einzelnen Messwerte jedes Sensors 24 der Sensorzeile 22 mit vorab
ermittelten und in einem Speicher 27 abgelegten Korrekturfaktoren
multipliziert, dann in einem Bandpass 28 gefiltert, um störende Rausch
anteile zu minimieren. Danach wird das Signal demoduliert, indem es
zunächst einem Gleichrichter 29, dann einem Tiefpass 30 zugeführt und
schließlich in einer Baueinheit 31 logarithmiert wird, um die Darstellung
über mehrere Größenordnungen zu ermöglichen.
Wenn die aus der Sensorzeile 22 ausgelesenen Daten wie vorbeschrie
ben direkt digitalisiert werden, muss das mit einer Digitalisierungsrate
erfolgen, die etwa der doppelten Trägerfrequenz entspricht. Außerdem
ist in diesem Fall eine Digitalisierungstiefe von etwa 14 Bit erforderlich.
Insofern günstiger ist eine Auswerteeinrichtung gemäß Fig. 10, bei der
die gewonnenen Messdaten zunächst analog aufbereitet werden, um
dadurch die Anforderungen an den A/D-Wandler 26 zu minimieren.
Dazu werden die auf dem Bildsensor vorliegenden räumlichen Informa
tionen wieder in zeitkontinuierliche zurückverwandelt, indem alle Senso
ren 24 des Zeilensensors 22 mit einer bestimmten Frequenz ausgelesen
werden. Ein so gewonnenes Signal kann dann mittels eines Bandpasses
28 gefiltert, gleichgerichtet (29), logarithmiert (31) und mittels eines
Tiefpasses 30 geglättet werden, wie es auch bei der heutigen, zeit
aufgelösten Standard-OCT üblich ist. Zur Digitalisierung des so gewonne
nen Signals ist dann ein 8-Bit-Wandler ausreichend, der mit 5% der
Trägerfrequenz getaktet wird.
Ein Problem dabei ist allerdings, dass die Empfindlichkeitsunterschiede
der einzelnen Sensoren 24 nicht mehr numerisch entfernt werden kön
nen. Die entsprechenden Kalibrierungswerte können jedoch digitalisiert
in einem ROM-Baustein 27 gespeichert werden, mittels eines
Digital/Analogwandlers 32 in analoge Signale zurückverwandelt und mit
den jeweiligen Messwerten aus dem zugehörigen Bildsensor 24 multipli
ziert werden. Dabei ist eine Wandelgenauigkeit ausreichend, die dem
Kehrwert aus der Unformitätsschwankung multipliziert mit der notwendi
gen Wandlerauflösung im Fall der direkten Digitalisierung entspricht.
Die vorstehenden Beschreibungen kennzeichnen den grundsätzlichen
Aufbau der Vorrichtung. Es versteht sich, dass je nach Anwendungs
zweck die Einzelkomponenten entsprechend zu variieren oder auszu
wählen sind. So weisen beispielsweise die Anordnungen nach den
Fig. 6 und 7 den großen Vorteil auf, dass das Licht vom Referenz- und
Probenzweig im Bereich des Lichtwellenleiters 10 gemeinsam geführt ist,
so dass hier ggf. auch weite Entfernungen überbrückt werden können,
ohne Nachteile hinsichtlich der Langzeitstabilität befürchten zu müssen.
Die Ausführungsvariante gemäß Fig. 8 ist aufgrund des eingesetzten
Zirkulators 17 zwar vom Bauaufwand höher als die anderen, weist dafür
jedoch eine deutlich höhere Lichtausbeute im Probenzweig auf, wo
durch die Dynamik erhöht wird.
Wenn beispielsweise mit einem OCT-Gerät des vorbeschriebenen Auf
baus ein Tiefenmessbereich der Probe von 15 µm erfasst werden soll, so
genügt ein Messbereich von 70 µm in der Regel, um praktikabel Messungen
durchführen zu können. Solche Messtiefen sind beispielsweise zur
Vermessung galvanisch erzeugter Strukturen von Halbleitern erforderlich.
Wenn als Lichtquelle eine Superlumineszenzdiode mit einer mittleren
Wellenlänge von 830 nm eingesetzt wird, so ist bei einem Abstand der
einzelnen Bildpunkte des Sensors von einem Drittel der Wellenlänge
beispielsweise ein CMOS-Zeilensensor mit 512 Elementen brauchbar, bei
denen jede fotoempfindliche Zelle ein Größe von 25 × 2.500 µm auf
weist. Wenn zwischen den Ausgängen 19 und 20 der Lichtwellenleiter,
die das aus dem Proben- und Referenzzweig zurückkehrende Licht
führen, ein Abstand von 2,5 mm gewählt wird, muss die Betrachtungs
ebene B 224 mm von den Faserenden entfernt platziert werden, damit
auf jede Detektorzelle eine drittel Wellenlänge entfällt. Bei einem der
artigen Abstand und einer Apertur der verwendeten Lichtwellenleiter
von 0,11 fällt die Intensität von der Mitte des Bildsensors bis zu seinem
Rand hin auf ca. 80% der Maximalintensität ab. Damit nicht ein wesentli
cher Teil der Lichtleistung ober- oder unterhalb des Bildsensor vorbei
läuft, kann eine Zylinderlinse mit einer Brennweite von 10 mm in einem
Abstand von 10 mm vor den Faserenden platziert werden. Unter diesen
Bedingungen wird das Licht aus den Fasern zu einem ca. 2 mm hohen
Bündel kollimiert, so dass das gesamte Licht auf die 2,5 mm hohen
Sensorelemente gelangt. Die Auswertung kann beispielsweise mit einer
Digitalisierungsrate von 100 kHz erfolgen, so dass die 512 Elemente des
Bildsensors 200 mal pro Sekunde ausgelesen werden. Es könnten also
theoretisch 200 Punkte der Probe pro Sekunde tiefenmäßig vermessen
werden, wobei für die Verschiebung der Probenzweigoptik von Punkt zu
Punkt noch eine gewisse Zeit kalkuliert werden muss, so dass diese
theoretische Abtastgeschwindigkeit möglicherweise nicht vollständig
ausgenutzt werden kann.
1
Lichtquelle
2
Lichtwellenleiter
3
Strahlteiler, Faserkoppler
4
Lichtwellenleiter (Referenzzweig)
5
Lichtwellenleiter (Probenzweig)
6
Lichtwellenleiter
7
Optik
8
Probe
9
Lichtwellenleiter (Referenzzweig)
10
Lichtwellenleiter
11
Spiegel
12
zweiter Strahlteiler
13
Lichtwellenleiter
14
Lichtwellenleiter
15
halbdurchlässiger Spiegel
16
Lichtwellenleiter
17
Zirkulator
18
Lichtwellenleiter
19
Ende eines Lichtwellenleiters
20
Ende eines Lichtwellenleiters
21
Zylinderlinse
22
Sensorzeile
23
Mittellinie
24
Sensor
25
Verstärker
26
A/D-Wandler
27
Speicher
28
Bandpass
29
Gleichrichter
30
Tiefpass
31
logarithmierende Baueinheit
32
D/A-Wandler
B Betrachtungsebene
P Punkt
D Abstand zwischen Betrachtungsebene und Lichtquelle
d Abstand der Lichtquellen
X Abstand des Punkts zur Mittellinie
IV Anordnung zur Detektion
B Betrachtungsebene
P Punkt
D Abstand zwischen Betrachtungsebene und Lichtquelle
d Abstand der Lichtquellen
X Abstand des Punkts zur Mittellinie
IV Anordnung zur Detektion
Claims (16)
1. Verfahren zur Ermittlung der Laufzeitverteilung des Lichts im Pro
benzweig eines Interferometers, bei dem das aus dem Referenz
zweig und dem Probenzweig zurückkehrende Licht überlagert
und anhand der Intensitätsverteilung des überlagerten Lichts eine
Laufzeitverteilung des Lichts im Probenzweig bestimmt wird, da
durch gekennzeichnet, dass die Auswertung anhand der räumli
chen Intensitätsverteilung des überlagerten Lichts erfolgt.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das
aus dem Probenzweig und dem Referenzzweig zurückkehrende
Licht zur Bildung einer Gauß'schen Strahltaille geführt und räum
lich überlagert wird.
3. Interferometrische Anordnung, insbesondere zur Ausführung des
Verfahrens nach Anspruch 1 oder 2, mit einer Lichtquelle (1),
deren Licht einem Probenzweig und einem Referenzzweig zu
geführt ist, wobei das aus Proben- und Referenzzweig zurückkeh
rende Licht überlagert und einer optischen Detektionseinrichtung
(22) zugeführt ist, welche die durch Interferenz entstehende Inten
sitätsverteilung des überlagerten Lichts erfasst, und mit einer
Auswerteeinrichtung (25-32), welche der erfassten Intensitätsver
teilung eine Laufzeitverteilung des Lichts im Probenzweig zuord
net, dadurch gekennzeichnet, dass die Detektionseinrichtung (22)
die Intensitätsverteilung über mindestens einen Flächenabschnitt
des Überlagerungsbereichs erfasst und die Auswerteeinrichtung
(25-32) anhand der räumlichen Intensitätsverteilung des überla
gerten Lichts die Laufzeitverteilung ermittelt.
4. Anordnung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass das
aus dem Probenzweig und dem Referenzzweig zurückkehrende
Licht so geführt ist, dass es je eine gauß'schen Strahltaille bildet.
5. Anordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da
durch gekennzeichnet, dass das Licht in der Anordnung in Licht
wellenleitern (2, 4, 5, 6, 9, 10, 13, 14, 16, 18) geführt ist.
6. Anordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da
durch gekennzeichnet, dass im Referenz- und/oder Probenzweig
Mittel zum Verändern der Laufstrecke vorgesehen sind.
7. Anordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da
durch gekennzeichnet, dass ein Beleuchtungszweig zur Führung
des von einer Lichtquelle (1) ausgehenden Lichts vorgesehen ist,
der mit einem Strahlteiler (3), vorzugsweise einem Faserkoppler,
optisch verbunden ist, der das Licht in den Probenzweig und in
den Referenzzweig leitet, wobei der Referenzzweig einen Licht
wellenleiter (4) aufweist, der das Licht vom Strahlteiler (3) vorzugs
weise direkt bis zum Austritt (19) neben den austrittseitigen Ende
(20) des Probenzweigs führt.
8. Anordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da
durch gekennzeichnet, dass im Probenzweig ein optischer Zirkula
tor (17) vorgesehen ist.
9. Anordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da
durch gekennzeichnet, dass Mittel zum Verringern der Lichtintensi
tät im Referenzzweig vorgesehen sind.
10. Anordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da
durch gekennzeichnet, dass ein Beleuchtungszweig zur Führung
des von einer Lichtquelle (1) ausgehenden Lichts vorgesehen ist,
der mit einem Strahlteiler (3), vorzugsweise einem Faserkoppler,
optisch verbunden ist, der das Licht in den Probenzweig und in
den Referenzzweig leitet, wo es jeweils reflektiert und zurück in
den Strahlteiler (3) gelangt, dass das im Proben- und Referenz
zweig reflektierte Licht vom Strahlteiler (3) über einen gemein
samen Lichtwellenleiter (10) zu einem weiteren Strahlteiler (12)
geführt ist, und von dort in zwei Lichtwellenleitern (13, 14) zum
Austritt geführt ist.
11. Anordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da
durch gekennzeichnet, dass das Licht im Probenzweig an einer
Probe (8) und im Referenzzweig an einem Spiegel (11) reflektiert
wird.
12. Anordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da
durch gekennzeichnet, dass das Licht im Proben- und im Refe
renzzweig gemeinsam geführt ist, wobei die Reflexion an
mindestens zwei unterschiedlichen Flächen der Probe erfolgt.
13. Anordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da
durch gekennzeichnet, dass der Detektionseinrichtung (22) eine
Zylinderlinse (21) vorgeschaltet ist und dass der erfasste Flächen
abschnitt eine Zeile ist.
14. Anordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da
durch gekennzeichnet, dass die Detektionseinrichtung eine Foto
detektorzeile (22), vorzugsweise einen MOS-Zeilensensor (22),
aufweist.
15. Anordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da
durch gekennzeichnet, dass die Detektionseinrichtung eine Reihe
von Detektionszellen (24) aufweist, deren Mittelpunktsabstand
einem Drittel der mittleren Wellenlänge des Lichts entspricht.
16. Anordnung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, da
durch gekennzeichnet, dass die Auswerteeinrichtung (25-32)
einen analog arbeitenden Teil (22, 25) aufweist, der das elektri
sche Signal der Detektionseinrichtung (22) innerhalb der Aus
werteeinrichtung um einen vorgegebenen Wert reduziert, dass
ein Analog/Digitalwandler (26) vorgesehen ist, mit dem das redu
zierte Signal digitalisiert wird, und dass die weitere Signalverarbei
tung digital erfolgt.
Priority Applications (6)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE10118760A DE10118760A1 (de) | 2001-04-17 | 2001-04-17 | Verfahren zur Ermittlung der Laufzeitverteilung und Anordnung |
DE50214068T DE50214068D1 (de) | 2001-04-17 | 2002-04-16 | Interferometrische anordnung zur ermittlung der laufzeit des lichts in einer probe |
AT02735040T ATE451607T1 (de) | 2001-04-17 | 2002-04-16 | Interferometrische anordnung zur ermittlung der laufzeit des lichts in einer probe |
EP02735040A EP1379857B1 (de) | 2001-04-17 | 2002-04-16 | Interferometrische anordnung zur ermittlung der laufzeit des lichts in einer probe |
US10/475,040 US20040150829A1 (en) | 2001-04-17 | 2002-04-16 | Interferometric arrangement for determining the transit time of light in a sample |
PCT/DE2002/001404 WO2002084263A1 (de) | 2001-04-17 | 2002-04-16 | Interferometrische anordnung zur ermittlung der laufzeit des lichts in einer probe |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE10118760A DE10118760A1 (de) | 2001-04-17 | 2001-04-17 | Verfahren zur Ermittlung der Laufzeitverteilung und Anordnung |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE10118760A1 true DE10118760A1 (de) | 2002-10-31 |
Family
ID=7681699
Family Applications (2)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE10118760A Ceased DE10118760A1 (de) | 2001-04-17 | 2001-04-17 | Verfahren zur Ermittlung der Laufzeitverteilung und Anordnung |
DE50214068T Expired - Lifetime DE50214068D1 (de) | 2001-04-17 | 2002-04-16 | Interferometrische anordnung zur ermittlung der laufzeit des lichts in einer probe |
Family Applications After (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE50214068T Expired - Lifetime DE50214068D1 (de) | 2001-04-17 | 2002-04-16 | Interferometrische anordnung zur ermittlung der laufzeit des lichts in einer probe |
Country Status (5)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US20040150829A1 (de) |
EP (1) | EP1379857B1 (de) |
AT (1) | ATE451607T1 (de) |
DE (2) | DE10118760A1 (de) |
WO (1) | WO2002084263A1 (de) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2004057266A2 (de) * | 2002-12-20 | 2004-07-08 | Carl Zeiss | Interferometersystem für optische kohärenztomographie |
DE102004033187B3 (de) * | 2004-01-23 | 2005-11-10 | Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH | Interferometrische Vorrichtung |
Families Citing this family (106)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
ATE454845T1 (de) | 2000-10-30 | 2010-01-15 | Gen Hospital Corp | Optische systeme zur gewebeanalyse |
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 |
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 |
US20040166593A1 (en) * | 2001-06-22 | 2004-08-26 | Nolte David D. | Adaptive interferometric multi-analyte high-speed biosensor |
CN101598685B (zh) * | 2002-01-11 | 2013-11-06 | 通用医疗公司 | 对样品的至少一部分成像的装置和方法 |
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 |
DE10202824A1 (de) * | 2002-01-24 | 2003-07-31 | Marconi Comm Gmbh | Hohlleiter-Koppelvorrichtung |
JP3892461B2 (ja) * | 2002-07-08 | 2007-03-14 | 独立行政法人科学技術振興機構 | 光ファイバーコネクタおよびその製造方法、並びに光接続装置 |
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 |
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 |
US7053355B2 (en) * | 2003-03-18 | 2006-05-30 | Brion Technologies, Inc. | System and method for lithography process monitoring and control |
EP1611470B1 (de) | 2003-03-31 | 2015-10-14 | The General Hospital Corporation | Speckle-reduktion bei der optischen kohärenztomographie durch weglängencodierte winkelzusammensetzung |
DE10314633B4 (de) * | 2003-04-01 | 2005-01-27 | Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH | Verfahren zum Lesen von Tiefen-Barcodes |
EP2011434A3 (de) | 2003-06-06 | 2009-03-25 | The General Hospital Corporation | Verfahren und Vorrichtung für eine Lichtquelle mit Abstimmung der Wellenlänge |
EP2278287B1 (de) | 2003-10-27 | 2016-09-07 | The General Hospital Corporation | Optische Abbildungsmethode und - vorrichtung mit Frequenzbereichsinterferometrie |
DE10351319B4 (de) * | 2003-10-31 | 2005-10-20 | Med Laserzentrum Luebeck Gmbh | Interferometer für die optische Kohärenztomographie |
US7480057B2 (en) * | 2004-01-23 | 2009-01-20 | Universitaet Zu Luebeck | Interferometric device |
JP4750786B2 (ja) | 2004-05-29 | 2011-08-17 | 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(oct)イメージングにおける屈折層を用いた色分散補償プロセス、システム及びソフトウェア構成 |
US7447408B2 (en) * | 2004-07-02 | 2008-11-04 | The General Hospital Corproation | Imaging system and related techniques |
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 |
WO2006024014A2 (en) | 2004-08-24 | 2006-03-02 | The General Hospital Corporation | Process, system and software arrangement for measuring a mechanical strain and elastic properties of a sample |
JP5324095B2 (ja) | 2004-08-24 | 2013-10-23 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | 血管セグメントを画像化する方法および装置 |
KR101269455B1 (ko) | 2004-09-10 | 2013-05-30 | 더 제너럴 하스피탈 코포레이션 | 광 간섭 영상화를 위한 시스템 및 방법 |
US7366376B2 (en) | 2004-09-29 | 2008-04-29 | The General Hospital Corporation | System and method for optical coherence imaging |
US7382949B2 (en) * | 2004-11-02 | 2008-06-03 | The General Hospital Corporation | Fiber-optic rotational device, optical system and method for imaging a sample |
US7995210B2 (en) | 2004-11-24 | 2011-08-09 | The General Hospital Corporation | Devices and arrangements for performing coherence range imaging using a common path interferometer |
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 |
US7663092B2 (en) | 2005-02-01 | 2010-02-16 | Purdue Research Foundation | Method and apparatus for phase contrast quadrature interferometric detection of an immunoassay |
US20070023643A1 (en) | 2005-02-01 | 2007-02-01 | Nolte David D | Differentially encoded biological analyzer planar array apparatus and methods |
US7910356B2 (en) | 2005-02-01 | 2011-03-22 | Purdue Research Foundation | Multiplexed biological analyzer planar array apparatus and methods |
JP5684452B2 (ja) | 2005-04-28 | 2015-03-11 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | 光干渉測定法により解剖学的構造に関連する情報を評価するためのシステム、方法及びソフトウエア装置 |
JP2008542758A (ja) | 2005-05-31 | 2008-11-27 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | スペクトルコード化ヘテロダイン干渉法を画像化に使用可能なシステム、方法、及び装置 |
EP1889037A2 (de) | 2005-06-01 | 2008-02-20 | The General Hospital Corporation | Vorrichtung, verfahren und system zur abbildung phasenaufgelöster optischer frequenzdomänen |
KR101387454B1 (ko) | 2005-08-09 | 2014-04-22 | 더 제너럴 하스피탈 코포레이션 | 광간섭 단층촬영법에서 편광 기반 직교 복조를 수행하기위한 장치, 방법 및 저장 매체 |
US7872759B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-01-18 | The General Hospital Corporation | Arrangements and methods for providing multimodality microscopic imaging of one or more biological structures |
US7889348B2 (en) | 2005-10-14 | 2011-02-15 | The General Hospital Corporation | Arrangements and methods for facilitating photoluminescence imaging |
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 |
WO2007084995A2 (en) | 2006-01-19 | 2007-07-26 | The General Hospital Corporation | Methods and systems for optical imaging of epithelial luminal organs by beam scanning thereof |
WO2007084945A1 (en) * | 2006-01-19 | 2007-07-26 | The General Hospital Corporation | Systems and methods for performing rapid fluorescense lifetime, excitation and emission spectral measurements |
WO2007084903A2 (en) | 2006-01-19 | 2007-07-26 | The General Hospital Corporation | Apparatus for obtaining information for a structure using spectrally-encoded endoscopy techniques and method for producing one or more optical arrangements |
WO2007149603A2 (en) | 2006-02-01 | 2007-12-27 | The General Hospital Corporation | Apparatus for applying a plurality of electro-magnetic radiations to a sample |
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 |
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 |
WO2007101026A2 (en) | 2006-02-24 | 2007-09-07 | The General Hospital Corporation | Methods and systems for performing angle-resolved fourier-domain optical coherence tomography |
WO2007118129A1 (en) | 2006-04-05 | 2007-10-18 | The General Hospital Corporation | Methods, arrangements and systems for polarization-sensitive optical frequency domain imaging of a sample |
EP3150110B1 (de) | 2006-05-10 | 2020-09-02 | The General Hospital Corporation | Verfahren, anordnungen und systeme zur bereitstellung von frequenzbereichsabbildung einer probe |
WO2007133964A2 (en) | 2006-05-12 | 2007-11-22 | The General Hospital Corporation | Processes, arrangements and systems for providing a fiber layer thickness map based on optical coherence tomography images |
DE102006031822B3 (de) * | 2006-07-07 | 2007-12-06 | Universität Zu Lübeck | Verfahren zur Abtastung optischer Interferenzmuster mit Zeilensensoren |
EP3006920A3 (de) | 2006-08-25 | 2016-08-03 | The General Hospital Corporation | Vorrichtungen und verfahren zur verstärkung von optischer kohärenztomografiebildgebung mithilfe volumetrischer filterungsverfahren |
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) |
US7949019B2 (en) | 2007-01-19 | 2011-05-24 | The General Hospital | Wavelength tuning source based on a rotatable reflector |
WO2008089495A2 (en) | 2007-01-19 | 2008-07-24 | Purdue Research Foundation | System with extended range of molecular sensing through integrated multi-modal data acquisition |
JP5507258B2 (ja) | 2007-01-19 | 2014-05-28 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | 光周波数領域イメージングにおける測定深度を制御するための装置及び方法 |
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 |
CA2681722A1 (en) | 2007-03-26 | 2008-10-02 | Purdue Research Foundation | Method and apparatus for conjugate quadrature interferometric detection of an immunoassay |
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 |
WO2008131082A1 (en) | 2007-04-17 | 2008-10-30 | The General Hospital Corporation | Apparatus and methods for measuring vibrations using spectrally-encoded endoscopy techniques |
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 |
DE102007023293B3 (de) * | 2007-05-16 | 2008-09-25 | Universität Zu Lübeck | Verfahren zur Optischen Kohärenztomographie |
WO2009018456A2 (en) | 2007-07-31 | 2009-02-05 | The General Hospital Corporation | Systems and methods for providing beam scan patterns for high speed doppler optical frequency domain imaging |
EP2191254B1 (de) | 2007-08-31 | 2017-07-19 | The General Hospital Corporation | System und verfahren für selbstinterferenz-fluoreszenzmikroskopie und damit assoziiertes rechnerzugriffsmedium |
US7933021B2 (en) | 2007-10-30 | 2011-04-26 | The General Hospital Corporation | System and method for cladding mode detection |
DK2211696T3 (en) * | 2007-11-01 | 2019-03-18 | Dental Imaging Technologies Corp | INTRAORAL THREE-DIMENSIONAL IMAGE SYSTEM |
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 |
JP5607610B2 (ja) | 2008-05-07 | 2014-10-15 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | 構造の特徴を決定する装置、装置の作動方法およびコンピュータアクセス可能な媒体 |
US8349635B1 (en) * | 2008-05-20 | 2013-01-08 | Silicon Laboratories Inc. | Encapsulated MEMS device and method to form the same |
EP2288948A4 (de) | 2008-06-20 | 2011-12-28 | Gen Hospital Corp | Anordnung aus kondensierten glasfaserkopplern und verfahren zu ihrer verwendung |
US9254089B2 (en) | 2008-07-14 | 2016-02-09 | The General Hospital Corporation | Apparatus and methods for facilitating at least partial overlap of dispersed ration on at least one sample |
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 |
WO2010090837A2 (en) | 2009-01-20 | 2010-08-12 | The General Hospital Corporation | Endoscopic biopsy apparatus, system and method |
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 |
US9351642B2 (en) | 2009-03-12 | 2016-05-31 | The General Hospital Corporation | Non-contact optical system, computer-accessible medium and method for measurement at least one mechanical property of tissue using coherent speckle technique(s) |
DE102009021580B3 (de) | 2009-05-15 | 2010-11-25 | Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH | Vorwärtsscannendes OCT-Endoskop |
BR112012001042A2 (pt) | 2009-07-14 | 2016-11-22 | Gen Hospital Corp | equipamento e método de medição do fluxo de fluído dentro de estrutura anatômica. |
CN101631186A (zh) * | 2009-08-07 | 2010-01-20 | 苏州佳世达电通有限公司 | 扫描装置及扫描方法 |
HUE051135T2 (hu) | 2010-03-05 | 2021-03-01 | Massachusetts Gen Hospital | Rendszerek mikroszkópikus képek elõállítására legalább egy anatómiai szerkezetrõl adott felbontással |
US9069130B2 (en) | 2010-05-03 | 2015-06-30 | The General Hospital Corporation | Apparatus, method and system for generating optical radiation from biological gain media |
JP5778762B2 (ja) | 2010-05-25 | 2015-09-16 | 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画像のスペクトル解析のための装置及び方法 |
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 |
JP6066901B2 (ja) | 2010-06-03 | 2017-01-25 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | 1つまたは複数の管腔器官内または管腔器官にある構造を撮像するための装置およびデバイスのための方法 |
EP2632324A4 (de) | 2010-10-27 | 2015-04-22 | Gen Hospital Corp | Vorrichtungen, systeme und verfahren zur blutdruckmessung in mindestens einem gefäss |
US8721077B2 (en) | 2011-04-29 | 2014-05-13 | The General Hospital Corporation | Systems, methods and computer-readable medium for determining depth-resolved physical and/or optical properties of scattering media by analyzing measured data over a range of depths |
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 |
WO2013029047A1 (en) | 2011-08-25 | 2013-02-28 | The General Hospital Corporation | Methods, systems, arrangements and computer-accessible medium for providing micro-optical coherence tomography procedures |
US9341783B2 (en) | 2011-10-18 | 2016-05-17 | 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 |
JP6227652B2 (ja) | 2012-08-22 | 2017-11-08 | ザ ジェネラル ホスピタル コーポレイション | ソフトリソグラフィを用いてミニチュア内視鏡を製作するためのシステム、方法、およびコンピュータ・アクセス可能媒体 |
US9018715B2 (en) | 2012-11-30 | 2015-04-28 | Silicon Laboratories Inc. | Gas-diffusion barriers for MEMS encapsulation |
WO2014117130A1 (en) | 2013-01-28 | 2014-07-31 | The General Hospital Corporation | Apparatus and method for providing diffuse spectroscopy co-registered with optical frequency domain imaging |
WO2014120791A1 (en) | 2013-01-29 | 2014-08-07 | The General Hospital Corporation | Apparatus, systems and methods for providing information regarding the aortic valve |
US11179028B2 (en) | 2013-02-01 | 2021-11-23 | The General Hospital Corporation | Objective lens arrangement for confocal endomicroscopy |
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 |
EP4349242A2 (de) | 2013-07-19 | 2024-04-10 | The General Hospital Corporation | Bildgebungsvorrichtung und verfahren mit multidirektionaler sichtfeldendoskopie |
US9668652B2 (en) | 2013-07-26 | 2017-06-06 | The General Hospital Corporation | System, apparatus and method for 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 |
US10228556B2 (en) | 2014-04-04 | 2019-03-12 | The General Hospital Corporation | Apparatus and method for controlling propagation and/or transmission of electromagnetic radiation in flexible waveguide(s) |
US10912462B2 (en) | 2014-07-25 | 2021-02-09 | The General Hospital Corporation | Apparatus, devices and methods for in vivo imaging and diagnosis |
US11119039B2 (en) * | 2019-04-16 | 2021-09-14 | Hi Llc | Interferometric parallel detection using analog data compression |
DE102019002942B4 (de) * | 2019-04-24 | 2023-08-03 | Lessmüller Lasertechnik GmbH | Messvorrichtung und Verfahren zur Durchführung optischer Kohärenztomographie mit einem Kohärenztomographen |
Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO1985003122A1 (en) * | 1984-01-16 | 1985-07-18 | Ohio University | Interferometric diode array spectrometer |
US4932782A (en) * | 1987-07-31 | 1990-06-12 | Photonetics S.A. | Channelled light spectrum analysis measurement method and device, more especially for measuring a low amplitude movement of a mobile surface, which may be representative of a variation of a physical magnitude convertible into such a movement |
WO1992019930A1 (en) * | 1991-04-29 | 1992-11-12 | Massachusetts Institute Of Technology | Method and apparatus for optical imaging and measurement |
DE19732619C2 (de) * | 1997-07-29 | 1999-08-19 | Fraunhofer Ges Forschung | Optische Detektoreinrichtung |
DE19929406A1 (de) * | 1999-06-26 | 2000-12-28 | Zeiss Carl Fa | Zeilen-OCT als optischer Sensor für die Meß- und Medizintechnik |
Family Cites Families (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4868381A (en) * | 1986-10-03 | 1989-09-19 | Optical Technologies, Inc. | Fiber optic interferometric thermometer |
DE3911473A1 (de) * | 1989-04-08 | 1990-10-11 | Kerner Anna | Wellenlaengenstabilisierung |
US5673692A (en) * | 1995-02-03 | 1997-10-07 | Biosignals Ltd. Co. | Single site, multi-variable patient monitor |
DE19514860A1 (de) * | 1995-04-27 | 1996-10-31 | Stiftung Fuer Lasertechnologie | Vorrichtung zur optischen Kohärenztomographie (OCT) bei stark streuendem Gewebe |
US6005951A (en) * | 1995-07-21 | 1999-12-21 | Stethtech Corporation | Electronic stethoscope |
US5646401A (en) * | 1995-12-22 | 1997-07-08 | Udd; Eric | Fiber optic grating and etalon sensor systems |
US5638453A (en) * | 1996-01-29 | 1997-06-10 | Mclaughlin; Bruce E. | Transducer enhanced stethoscope |
DE10041041A1 (de) * | 2000-08-22 | 2002-03-07 | Zeiss Carl | Interferometeranordnung und Interferometrisches Verfahren |
US6847453B2 (en) * | 2001-11-05 | 2005-01-25 | Optiphase, Inc. | All fiber autocorrelator |
DE102004033187B3 (de) * | 2004-01-23 | 2005-11-10 | Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH | Interferometrische Vorrichtung |
-
2001
- 2001-04-17 DE DE10118760A patent/DE10118760A1/de not_active Ceased
-
2002
- 2002-04-16 US US10/475,040 patent/US20040150829A1/en not_active Abandoned
- 2002-04-16 EP EP02735040A patent/EP1379857B1/de not_active Expired - Lifetime
- 2002-04-16 WO PCT/DE2002/001404 patent/WO2002084263A1/de not_active Application Discontinuation
- 2002-04-16 DE DE50214068T patent/DE50214068D1/de not_active Expired - Lifetime
- 2002-04-16 AT AT02735040T patent/ATE451607T1/de not_active IP Right Cessation
Patent Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO1985003122A1 (en) * | 1984-01-16 | 1985-07-18 | Ohio University | Interferometric diode array spectrometer |
US4932782A (en) * | 1987-07-31 | 1990-06-12 | Photonetics S.A. | Channelled light spectrum analysis measurement method and device, more especially for measuring a low amplitude movement of a mobile surface, which may be representative of a variation of a physical magnitude convertible into such a movement |
WO1992019930A1 (en) * | 1991-04-29 | 1992-11-12 | Massachusetts Institute Of Technology | Method and apparatus for optical imaging and measurement |
DE19732619C2 (de) * | 1997-07-29 | 1999-08-19 | Fraunhofer Ges Forschung | Optische Detektoreinrichtung |
DE19929406A1 (de) * | 1999-06-26 | 2000-12-28 | Zeiss Carl Fa | Zeilen-OCT als optischer Sensor für die Meß- und Medizintechnik |
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2004057266A2 (de) * | 2002-12-20 | 2004-07-08 | Carl Zeiss | Interferometersystem für optische kohärenztomographie |
WO2004057266A3 (de) * | 2002-12-20 | 2004-11-18 | Zeiss Carl | Interferometersystem für optische kohärenztomographie |
DE10392656B4 (de) * | 2002-12-20 | 2012-06-14 | Carl Zeiss Meditec Ag | Interferometersystem für optische Kohärenztomographie |
DE102004033187B3 (de) * | 2004-01-23 | 2005-11-10 | Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH | Interferometrische Vorrichtung |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US20040150829A1 (en) | 2004-08-05 |
DE50214068D1 (de) | 2010-01-21 |
EP1379857A1 (de) | 2004-01-14 |
WO2002084263A1 (de) | 2002-10-24 |
EP1379857B1 (de) | 2009-12-09 |
ATE451607T1 (de) | 2009-12-15 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE10118760A1 (de) | Verfahren zur Ermittlung der Laufzeitverteilung und Anordnung | |
DE102008029459B4 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur berührungslosen Abstandsmessung | |
DE102005061464B4 (de) | Verfahren und Vorrichtungen zur optischen Abstandsmessung | |
DE102008033942B3 (de) | Faseroptisches Mehrwellenlängeninterferometer (MWLI) zur absoluten Vermessung von Abständen und Topologien von Oberflächen in großem Arbeitsabstand | |
EP1794540A1 (de) | Optische messvorrichtung zur vermessung von mehreren flächen eines messobjektes | |
WO2014076649A1 (de) | Optische messverfahren und messvorrichtung mit einem messkopf zum erfassen einer oberflachentopographie mittels kalibrierung der orientierung des messkopfs | |
EP2194356B1 (de) | Optisches Messgerät | |
WO2006042696A1 (de) | Interferometrisches verfahren und anordnung | |
EP2690395A1 (de) | Interferometrische Entfernungsmessanordnung und ebensolches Verfahren | |
DE102006016131A1 (de) | Interferometrische Messvorrichtung | |
EP1931941A1 (de) | Interferometrische schichtdickenbestimmung | |
EP3477252A1 (de) | Anordnung zur erfassung des oberflächenprofils einer objektoberfläche mittels interferometrischer abstandsmessung | |
DD283682A5 (de) | Verfahren und vorrichtung zur optischen erfassung des rauheitsprofils einer materialoberflaeche | |
DE102004052205A1 (de) | Interferometrischer Multispektral-Sensor und interferometrisches Multispektral-Verfahren zur hochdynamischen Objekt-Tiefenabtastung oder Objekt-Profilerfassung | |
DE102010037207B3 (de) | Rauheits-Messvorrichtung und -Messverfahren | |
EP1314953A2 (de) | Interferometer und interferometrisches Messverfahren | |
EP1805476B1 (de) | Interferometer mit einer spiegelanordnung zur vermessung eines messobjektes | |
DE10317826B4 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur interferometrischen Messung | |
WO2021013747A1 (de) | Vorrichtung und verfahren zur messung von höhenprofilen an einem objekt | |
WO2021078609A1 (de) | Vorrichtung und verfahren zur profilmessung von flachen objekten mit unbekannten materialien | |
DE19816359A1 (de) | Fasersensor zum Erkennen von Oberflächenstrukturen | |
DE4233336A1 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur Detektion von Fokusablagen | |
DE102010062626A1 (de) | Tastsystem zur Erfassung der Form, des Durchmessers und/oder der Rauhigkeit einer Oberfläche | |
DE102021124048A1 (de) | Optische Dickenmessvorrichtung | |
DE102006016132A1 (de) | Interferometrische Messvorrichtung |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
OP8 | Request for examination as to paragraph 44 patent law | ||
8131 | Rejection |