DE102005021061B4

DE102005021061B4 - Verfahren zur tomographischen Darstellung eines Hohlraumes durch Optische-Kohärenz-Tomographie (OCT) und eine OCT-Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens

Info

Publication number: DE102005021061B4
Application number: DE102005021061A
Authority: DE
Inventors: Dr. Kleen Martin; Dr. Pfister Marcus; Dr. Redel Thomas
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens Healthcare GmbH
Priority date: 2005-05-06
Filing date: 2005-05-06
Publication date: 2011-12-15
Anticipated expiration: 2025-05-07
Also published as: US7408648B2; US20060264743A1; JP2006313158A; DE102005021061A1

Abstract

Verfahren zur tomographischen Darstellung eines Hohlraumes, insbesondere eines Blutgefäßes, durch ein Optisches-Kohärenz-Tomographie-System, wobei: 1.1. ein Abtastkopf (7) mit einem Katheter (6) in den optisch abzutastenden Hohlraum (8) eingeführt wird und 1.2. die Umgebung des Abtastkopfes (7) auf der Basis von detektierten Interferenzen und deren Intensitäten zwischen einem Messlichtstrahl und Referenzlichtstrahl in einer tomographischen Darstellung gezeigt wird, wobei 1.3. die Pfadlänge des Messlichtstrahls im Katheter (6) aufgrund einer Bewegung des Katheters (6) veränderbar ist und durch eine Änderung der Pfadlänge eine vorhergehende Kalibrierung des Optischen-Kohärenz-Tomographie-Systems beeinflusst, dadurch gekennzeichnet, dass 1.4. eine Änderung der Pfadlänge des Messlichtstrahls im Katheter bei einer Bewegung des Katheters (6) elektronisch festgestellt und automatisch kompensiert wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur tomographischen Darstellung eines Hohlraumes, insbesondere eines Blutgefäßes, durch ein Optisches-Kohärenz-Tomographie-System, indem ein Abtastkopf mit einem Katheter in den optisch abzutastenden Hohlraum eingeführt wird und die Umgebung des Abtastkopfes auf der Basis von detektierten Interferenzen und deren Intensitäten zwischen einem Messlichtstrahl und Referenzlichtstrahl in einer tomographischen Darstellung gezeigt wird, wobei die Pfadlänge des Messlichtstrahls im Katheter sich durch eine Bewegung des Katheters verändern kann und eine Veränderung in der Darstellung bewirkt.
Außerdem betrifft die Erfindung auch eine OCT(= Optical Coherence Tomography)-Vorrichtung zur tomographischen Darstellung eines untersuchten Objektes, mit einer kohärenten Laser-Lichtquelle, einem Teiler zum Aufteilen des von der Laser-Lichtquelle ausgesandten Lichtes, einem längenverstellbaren Referenzlichtpfad, in den die Laser-Lichtquelle mit einem ersten Teil des ausgesandten Lichtes (= Referenzstrahl) einstrahlt, einem längenverstellbaren Messlichtpfad in einem Katheter, in den die Laser-Lichtquelle mit einem zweiten Teil des ausgesandten Lichtes (= Messstrahl) einstrahlt, mit einem optischen Abtastkopf, der seine Umgebung zumindest in einer Ebene radial abtastet, einem Interferenzdetektor mit einem Eingang für den Referenzlichtpfad und den Messlichtpfad, und einer Rechen- und Anzeigevorrichtung zur tomographischen Darstellung der Umgebung des Abtastkopfes auf der Basis der detektierten Interferenz-Intensität zwischen Messstrahl und Referenzstrahl, wobei ein Teil der OCT-Vorrichtung in der tomographischen Darstellung sichtbar ist.
Das Grundprinzip der OCT basiert auf der Weißlichtinterferometrie. Dieses Verfahren vergleicht die Laufzeit eines Signals mit Hilfe eines Interferometers, meist einem Michelson-Interferometer. Dabei wird ein optischer Pfad mit bekannter optischer Weglänge, der Referenzpfad des Interferometers, als Referenz zum Messpfad herangezogen. Die Interferenz der Signale aus beiden Pfaden ergibt durch optische Kreuzkorrelation ein Muster, aus dem man die relative optische Weglänge – ein einzelnes Tiefensignal – herauslesen kann. In dem eindimensionalen Rasterverfahren wird der Strahl dann transversal in einer oder zwei Richtungen geführt, womit sich ein flächiger Scan oder ein dreidimensionales Tomogramm aufnehmen lässt. Die herausragende Eigenschaft der OCT liegt in der Entkoppelung der transversalen von der longitudinalen Auflösung. Im Gegensatz dazu hängt in der konventionellen Lichtmikroskopie sowohl die axiale Auflösung – in der Tiefe – als auch die transversale – seitliche – Auflösung von der Fokussierung des Lichtstrahles ab.
Die Anwendungsbereiche liegen primär in der Medizin, insbesondere in der Augenheilkunde, sowie zur frühzeitigen Krebsdiagnose, zur Hautuntersuchung oder im hier besonders betrachteten Bereich der Gefäßuntersuchung. Es werden dabei Reflexionen an Grenzflächen von Materialen mit unterschiedlichem Brechungsindex (Membranen, Zellschichten, Organgrenzen) ausgemessen und so ein zwei- oder dreidimensionales Bild rekonstruiert.
Der Einsatz von OCT wird durch die Eindringtiefe elektromagnetischer Strahlung in das Untersuchungsobjekt sowie durch die Bandbreite beschränkt. Hochentwickelte Breitband-Laser ermöglichten seit 1996 die Entwicklung der UHR-OCT (Ultra High Resolution OCT), die die Auflösung von einigen zehn Mikrometern (μm) bis zu Bruchteilen von Mikrometern vorangetrieben hat. Subzelluläre Strukturen in menschlichen Krebszellen können auf diese Weise dargestellt werden.
Im Bereich der Gefäßuntersuchung dient die OCT, wie es beispielsweise in der WO 97/32182 A1 beschrieben ist, dazu, mit bildgebenden, intravaskulären Kathetern Bilder aus dem Inneren von Gefäßen zu generieren. Die OCT eignet sich beispielsweise besonders gut zur qualitativen Plaquebeurteilung. Zu diesem Zweck arbeiten OCT-Systeme im Lichtwellenbereich von ca. 1300 nm. Das Licht wird dabei aus einem, in ein Gefäß eingeführten Katheter in die Gefäßwand ausgesandt und die Reflexion aus der Gefäßwand wird, wie oben beschrieben, mittels Interferometrie tiefenaufgelöst registriert. Durch Translation des eingestrahlten Lichtstrahls werden Informationen aus verschiedenen, benachbarten Stellen der Gefäßwand gewonnen und zum 2D-Bild zusammengesetzt. Der Katheter kann zusätzlich während der Bildakquisition in der Längsachse des Gefäßes bewegt werden, um hintereinanderliegende Teile des Gefäßes sequentiell darzustellen.
Die Reflexionen der verschiedenen Gefäßwandschichten tragen die relevante Bildinformation und müssen von dem OCT Gerät erfasst und dargestellt werden. Der Katheter selbst hat eine Innenstruktur, welche Reflexionen erzeugt, so dass das OCT-System den verwendeten Katheter im Bild darstellt. Bei der OCT und der dazu verwendeten Interferometrie geht es um geringste Längenunterschiede, die erfasst werden müssen. Da die Fertigungstoleranzen der Katheterlänge bei der Katheterfertigung die zu messenden Längendifferenzen bei Weitem übersteigen, muss das OCT-System für jeden neuen OCT-Katheter, der als Einmalmaterial verwendet wird, erneut kalibriert werden.
Bekannt ist dabei, sich der Autoreflexionen aus dem Katheter selbst zu bedienen. Da die Fertigungstoleranz des Durchmessers des OCT-Katheters, die im OCT-Bild zentral sichtbar ist, vernachlässigbar gegenüber den zu messenden Längendifferenzen ist, werden meist zur Kalibrierung auf dem Bildschirm des OCT-Systems Markierungen dargestellt, deren Abstand voneinander dem bekannten Durchmesser des OCT-Katheters entsprechen. Der Benutzer verstellt bei der Kalibrierung manuell die Länge des Messpfades so lange, bis die Markierung und die dargestellte Reflexion des Katheters übereinstimmen.
Wird der OCT-Katheter vorgeschoben oder zurückgezogen, so staucht beziehungsweise dehnt sich die im Katheter befindliche Glasfaser, die zum Messpfad gehört, um einige Mikrometer. Die veränderte Länge des OCT-Katheters, beziehungsweise dessen Kerns, verändert die Kalibrierung, so dass Längenmessungen in Aufnahmen, die aus einer Bewegung des Katheters stammen, mit großen Fehlern behaftet sind und sie können daher nicht für die Untersuchung verwertet werden. Da die Bewegung des Katheters sehr schnell geschieht, ist eine manuelle Nachkalibrierung nicht möglich.
Es ist daher Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren zu entwickeln, welches Aufnahmen, die während einer Längsbewegung des OCT-Katheters entstehen, ständig nachkalibriert.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche.
Der Erfinder hat erkannt, dass es möglich ist, automatisch sowohl die Längenveränderung der Glasfaser in einem bewegten Katheter direkt zu beeinflussen, als auch indirekt die Auswirkung einer solchen Längenveränderung im erzeugten Bild zu korrigieren, wenn mit Hilfe einer Bildanalyse ständig ein in seiner Dimension bekanntes Objekt im Abtastbereich des OCT-Katheters registriert und dessen dargestellte Dimension mit der bekannten tatsächlichen Dimension verglichen und entsprechend einer detektierten Dimensionsänderung nachkorrigiert wird. Bei der Korrekturmaßnahme kann es sich beispielsweise um eine rein elektronisch ausgeführte Änderung der Darstellung eines Abtastbildes handeln oder es kann auch direkt einer der Lichtpfade des Mess- oder Referenzstrahls in seiner Länge korrigiert werden. Außerdem kann auch die Laufzeit des Lichtes durch den Mess- oder Referenzpfad beeinflusst werden, was im Ergebnis auch einer Längenänderung des Lichtpfades entspricht. Auch eine Kombination mehrerer Varianten ist möglich, insbesondere wenn die Ausführungen der einzelnen Varianten unterschiedliche Reaktionszeiten und Verstellgeschwindigkeiten aufweisen. So kann es zum Beispiel günstig sein, sofort bei der Detektion einer Veränderung in der Bilddarstellung, diese zunächst am Bild selbst elektronisch zu kompensieren und nachfolgend eine Änderung der mechanischen Länge eines Lichtpfades durchzuführen.
Entsprechend diesem Grundgedanken schlagen die Erfinder vor, das an sich bekannte Verfahren zur tomographischen Darstellung eines Hohlraumes, insbesondere eines Blutgefäßes, durch ein Optisches-Kohärenz-Tomographie-System, zu verbessern, wobei bekannterweise ein Abtastkopf mit einem Katheter in den optisch abzutastenden Hohlraum eingeführt wird und die Umgebung des Abtastkopfes auf der Basis von detektierten Interferenzen und deren Intensitäten zwischen einem Messlichtstrahl und Referenzlichtstrahl in einer tomographischen Darstellung gezeigt wird, wobei die Pfadlänge des Messlichtstrahls im Katheter aufgrund einer Bewegung des Katheters veränderbar ist und durch eine Änderung der Pfadlänge eine vorhergehende Kalibrierung des OCT-Systems beeinflusst. Die Verbesserung liegt darin, dass eine mögliche Änderung der Pfadlänge des Messlichtstrahls bei einer Bewegung des Katheters elektronisch festgestellt und automatisch kompensiert wird.
Hierzu besteht die Möglichkeit, die Längenänderung des Messpfades interferometrisch direkt, vorzugsweise mit Hilfe eines zusätzlichen Interferometers, zu bestimmen und zur Kalibrierung zu verwenden.
Alternativ kann auch ein von seiner Dimension bekanntes Objekt vom Messlichtstrahl abgetastet, in der tomographischen Darstellung dieses Objekt durch eine dauernde Bildanalyse detektiert und vermessen werden, und an Hand der detektierten Dimension des bekannten Objektes automatisch eine Korrektur vorgenommen werden.
Durch diese ständige und automatische Längennachführung beziehungsweise Kalibrierung der Anzeige ist es nun möglich, auch während Längsbewegungen des Katheters, zum Beispiel bei einem so genannten Pullback, die Darstellung des tomographischen Bildes interpretierbar und verwertbar zu halten. Damit ist es dem Operateur nun möglich, wesentlich einfacher den Verlauf eines Blutgefäßes unter der Bewegung des Katheters zu beurteilen.
In einer besonderen Ausführung kann als Korrektur eine Längenveränderung im Weg des Messlichtstrahles und/oder des Referenzlichtstrahles vorgenommen werden. Auch ist es möglich, ergänzend oder alternativ zur Korrektur die Laufzeit des Referenzlichtstrahles und/oder Messlichtstrahles, genauer der dort transportierten Wellenpakete, zu verändern.
Vorzugsweise kann zu den oben genannten Maßnahmen als in seiner Dimension bekanntes Objekt ein Bereich des Abtastkopfes des Katheters mit seinem Durchmesser verwendet werden. Dieser ist ohnehin in der Darstellung der Abtastung sichtbar und dessen Durchmesser ist mit guter Genauigkeit bekannt. Andererseits kann auch als in seiner Dimension bekanntes Objekt ein zusätzliches Referenzobjekt in den Abtastbereich des Abtastkopfes eingebracht und zur Kalibrierung verwendet werden.
Ein solches Objekt bekannter Dimension, vorzugsweise der Durchmesser des im Bildzentrum liegenden Katheters, kann beispielsweise durch Kantenerkennung bestimmt werden, so dass eine einfache kontinuierliche Kalibrierung auszuführen ist.
Zusätzlich besteht die Möglichkeit, ebenfalls durch eine interferometrische Messung die Länge- beziehungsweise Längenänderung des Messpfades direkt zu bestimmen und diese Messwerte für die ständige Kalibrierung zu nutzen.
Entsprechend dem oben geschilderten Verfahren schlagen die Erfinder auch die Verbesserung einer OCT-Vorrichtung zur tomographischen Darstellung eines untersuchten Objektes, vor, welche:

– eine kohärente Laser-Lichtquelle,
– einen Teiler zum Aufteilen des von der Laser-Lichtquelle ausgesandten Lichtes,
– einen längenverstellbaren Referenzlichtpfad, in den die Laser-Lichtquelle mit einem ersten Teil des ausgesandten Lichtes (= Referenzstrahl) einstrahlt,
– einen längenverstellbaren Messlichtpfad, zumindest teilweise in einem Katheter verlaufend, in den die Laser-Lichtquelle mit einem zweiten Teil des ausgesandten Lichtes (= Messstrahl) einstrahlt, mit einem optischen Abtastkopf, der seine Umgebung zumindest in einer Ebene radial abtastet,
– einen Interferenzdetektor mit einem Eingang für den Referenzlichtpfad und den Messlichtpfad, und
– eine Rechen- und Anzeigevorrichtung zur tomographischen Darstellung der Umgebung des Abtastkopfes auf der Basis der detektierten Interferenz-Intensität zwischen Messstrahl und Referenzstrahl, wobei ein Teil der OCT-Vorrichtung, vorzugsweise ein Katheterende, in der tomographischen Darstellung sichtbar ist,

Im Folgenden wird die Erfindung anhand eines bevorzugten Ausführungsbeispieles mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Es werden folgende Bezugszeichen verwendet: 1: Recheneinheit; 2: OCT-Einheit; 3: Laser; 4: halbdurchlässiger Spiegel; 5: Spiegel; 6: Katheter; 7: Abtastkopf; 8: Blutgefäß; 9: Schnittebene; 10: Interferometer/Detektor; 11: Referenzpfad; 12: Messpfad; 13: äußerer Rand des Katheters im Bereich des Abtastkopfes/Ring; 14: zweites Interferometer; 15: zweiter halbdurchlässiger Spiegel; 16: gemeinsamer Lichtpfad; 17: Spiegel; d: Durchmesser des Katheters im Bereich des Abtastkopfes; Prg₁–Prg_n: Programme zur graphischen Darstellung, Auswertung der tomographischen Darstellung und Kalibrierung.
Es zeigen im Einzelnen:
1: schematische Darstellung einer OCT-Vorrichtung;
2: tomographische Darstellung eines Blutgefäßes mit Katheter;
3: Aufnahme aus 2, jedoch mit extrahierten Kanten;
4: Ausschnittsvergrößerung um den Katheter aus der Aufnahme aus 2;
5: Ausschnittsvergrößerung um den Katheter aus der Aufnahme aus 3; und
6: schematische Darstellung einer OCT-Vorrichtung mit zusätzlichem Interferometer zur Längenmessung des Messpfades.
Die 1 zeigt eine an sich bekannte OCT-Vorrichtung mit einer Recheneinheit 1 und der eigentlichen OCT-Einheit 2. Diese ist aufgebaut aus einem Laser 3, der über einen gemeinsamen Lichtpfad 16 kohärente Lichtstrahlung zu einem halbdurchlässigen Spiegel 4 aussendet. An diesem halbdurchlässigen Spiegel 4 wird ein Teil des Lichtes auf dem Messpfad 12 zum Abtastkopf 7 des Katheters 6 geführt, wo in einer Ebene 9 die Umgebung des hier schematisch dargestellten Blutgefäßes 8 abgetastet wird. Das reflektierte Licht wird weiter auf dem Messpfad 12 zurückgeführt und am halbdurchlässigen Spiegel 4 zum nachfolgenden Detektor 10 reflektiert. Gleichzeitig wird am halbdurchlässigen Spiegel 4 ein ausgekoppelter Teil des Lichtes zum Referenzpfad 11 geleitet. In diesem Referenzpfad 11 befindet sich ein Spiegel 5, der das Licht zurück und durch den halbdurchlässigen Spiegel 4 zum Detektor 10 leitet.
Im Detektor werden die beiden sich überlagernden Lichtstrahlen bezüglich ihrer Interferenz-Intensität in Abhängigkeit einer Variation der Länge des Referenzpfades und des jeweiligen Winkels des ausgestrahlten Lichtes im Bereich des Abtastkopfes 7 detektiert, so dass nach einer Auswertung in der Recheneinheit 1 ein tomographisches Bild der Umgebung des Abtastkopfes 7 erstellt werden kann.
Die 2 zeigt eine solche beispielhafte tomographische Aufnahme in der Ebene 9 eines Blutgefäßes 8, in dem sich ein Katheter 6 befindet, wobei die äußere Umrandung des Katheters 6 durch den konzentrischen Kreis 13 wiedergegeben wird.
Die darunter stehende 3 zeigt die gleiche Aufnahme, jedoch sind die Kanten elektronisch hervorgehoben, so dass eine einfache Detektion dieses Durchmessers d des Katheters im Bereich des Abtastkopfes 7 bestimmbar ist. Anhand dieses dargestellten Durchmessers d lässt sich das gezeigte tomographische Bild des Blutgefäßes 8 kalibrieren. Erfindungsgemäß erfolgt nun diese Kalibrierung elektronisch ständig während der Untersuchung, so dass auch bei Bewegungen des Katheters 6 im Blutgefäß 8 die Anzeige auswertbar bleibt.
Die 4 und 5 zeigen zur Verdeutlichung nochmals Ausschnittsvergrößerungen aus dem Zentrum der Abbildungen der 2 und 3, in denen der Umkreis des Katheters 6 mit seinem Durchmesser d gezeigt ist.
Es kann also in den Bildern der Katheterrand, der als hervorgehobener Ring 13 mit dem Durchmesser d dargestellt ist, verfolgt werden, um so, über die Veränderung des Ringradius, Information über die Stauchung oder Streckung der Darstellung zu erhalten. Alternativ können auch andere im Bild sichtbare Signale getrackt werden. Der Katheter-Ring 13 bietet sich jedoch an, da der mögliche Suchraum wesentlich kleiner ist als das ganze Bild, da der Ringmittelpunkt auch immer in der Bildmitte angeordnet ist und damit der zu durchsuchende Bildausschnitt bekannt ist. Dies vereinfacht die automatische Objektfindung erheblich.
Das Verfolgen des Ringes 13 gestaltet sich dabei wesentlich einfacher als die „freie” Findung eines beliebigen Objektes in einem Bild, vor allem weil sowohl die vorherige Position des Ringes bekannt ist als auch die Bewegungsrichtung. So wird der Ring bei Vorschub des Katheters kleiner und bei Rückzug größer. Algorithmen zum Tracken des Ringes sind allgemein bekannt.
Ist der Ring im Bild gefunden, kann sein Radius bestimmt werden und somit die Veränderung der Kalibrierung. Diese Information wird nun benutzt, um entweder hardwaremäßig, z. B. über mechanisches Anpassen der Lichtlauflänge des Katheters, oder softwaremäßig, über eine radiale Streckung oder Stauchung des Bildes, neu und adaptiv zu kalibrieren.
Generell kann die Information über die Änderung genutzt werden, die im System vorhandene Kalibrierungsvorrichtung anzusteuern und damit die Korrektur durchzuführen. Prinzipiell lässt sich die Korrektur auch durch zusätzliche Mechanismen korrigieren. Es kann die Länge der Glasfaser verändert werden, zum Beispiel durch zusätzliches, gegenläufiges Strecken/Entlasten der Faser oder durch Einfügen eines optischen Delays. Es kann auch eine hardwareseitige Anpassung der Referenzlauflänge, z. B. durch eine zusätzliche Verschiebung des Referenzspiegels, vorgenommen werden. Eine weitere Möglichkeit der Kalibrierung ist die radiale Korrektur des Bildes selbst. Hierbei werden die Pixel um einen festen Offset, der der Streckung/Stauchung des Katheters entspricht, entlang des Radius entweder nach Innen oder Außen verschoben.
Eine Einschränkung dieser Methode ergibt sich allerdings, wenn bei einem Vorschub die Stauchung des Katheters größer ist als der Radius des zu trackenden Ringes. Dann kann unter Umständen der Ring verschwinden und damit nicht mehr getrackt werden. Eine genaue Kalibrierung ist dann nicht mehr möglich. Allerdings ist die eigentliche Katheter-Bewegung der „Pull-Back”, also der kontrollierte Rückzug des Katheters, bei dem der Ring immer größer wird. Somit stellt das Tracken hier kein Problem dar.
Eine alternative Möglichkeit die Veränderung der Kalibrierung zu messen besteht darin, nicht im Bild enthaltene Signale zu messen und deren Veränderung zu bestimmen. Ein hierfür geeignetes Signal ist z. B. das Licht, welches am Ende der Glasfaser am Übergang zur Linse reflektiert wird. Prinzipiell wird an jeder Grenzfläche, die einen Brechungsindexgradienten aufweist, ein Teil des Lichtes reflektiert. Das an dieser Grenzfläche reflektierte Licht beinhaltet die Information über die aktuelle Länge der Glasfaser. Eine Möglichkeit besteht darin, ein zusätzliches Interferometer einzubauen, und den Messstrahl in die Vorrichtung zu integrieren. Die Technik der Interferometrie zur exakten Längenmessung ist allgemein bekannt. Prinzipiell können auch andere Messtechniken eingesetzt werden, die eine Längenänderung der Glasfaser erfassen können.
Die 6 zeigt eine solche OCT-Vorrichtung entsprechend der in 1 gezeigten OCT-Vorrichtung, jedoch ist zusätzlich, zur direkten Bestimmung der Länge des Messpfades, ein weiteres Interferometer 14 integriert, das über einen zusätzlichen halbdurchlässigen Spiegel 15 und einen weiteren Spiegel 17 eine direkte Längenmessung des Messpfades durchführt.

Claims

Verfahren zur tomographischen Darstellung eines Hohlraumes, insbesondere eines Blutgefäßes, durch ein Optisches-Kohärenz-Tomographie-System, wobei: 1.1. ein Abtastkopf (7) mit einem Katheter (6) in den optisch abzutastenden Hohlraum (8) eingeführt wird und 1.2. die Umgebung des Abtastkopfes (7) auf der Basis von detektierten Interferenzen und deren Intensitäten zwischen einem Messlichtstrahl und Referenzlichtstrahl in einer tomographischen Darstellung gezeigt wird, wobei 1.3. die Pfadlänge des Messlichtstrahls im Katheter (6) aufgrund einer Bewegung des Katheters (6) veränderbar ist und durch eine Änderung der Pfadlänge eine vorhergehende Kalibrierung des Optischen-Kohärenz-Tomographie-Systems beeinflusst, dadurch gekennzeichnet, dass 1.4. eine Änderung der Pfadlänge des Messlichtstrahls im Katheter bei einer Bewegung des Katheters (6) elektronisch festgestellt und automatisch kompensiert wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Längenänderung des Messpfades (12) interferometrisch direkt, vorzugsweise mit Hilfe eines zusätzlichen Interferometers, bestimmt wird und zur Kalibrierung verwendet wird.
Verfahren gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass 3.1. auch ein von seiner Dimension bekanntes Objekt vom Messlichtstrahl abgetastet wird, 3.2. in der tomographischen Darstellung dieses Objekt durch eine dauernde Bildanalyse detektiert und vermessen wird, und 3.3. an Hand der detektierten Dimension des bekannten Objektes automatisch eine Korrektur vorgenommen wird.
Verfahren gemäß Patentanspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass als in seiner Dimension bekanntes Objekt ein Bereich des Abtastkopfes (7) des Katheters mit einem bekannten Durchmesser (d) verwendet wird.
Verfahren nach Patentanspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass der Durchmesser (d) des im Bildzentrum liegenden Katheters (6) durch Kantenerkennung bestimmt wird, und das Bild mit Hilfe des bekannten Durchmessers (d) kontinuierlich kalibriert wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 3 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass als in seiner Dimension bekanntes Objekt ein zusätzliches Referenzobjekt in den Abtastbereich des Abtastkopfes (7) eingebracht und zur Kalibrierung verwendet wird.
Verfahren nach Patentanspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Dimension des bekannten Objektes durch Kantenerkennung bestimmt wird und das Bild mit Hilfe der bekannten Dimension kontinuierlich kalibriert wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass als Korrektur eine Längenveränderung im Weg des Messlichtstrahles vorgenommen wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass als Korrektur eine Längenveränderung im Weg des Referenzlichtstrahles vorgenommen wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass als Korrektur die Laufzeit des Referenzlichtstrahles verändert wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass als Korrektur die Laufzeit des Messlichtstrahles verändert wird.
Verfahren gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass als Korrektur die Darstellung mittels Software verändert wird.
OCT-Vorrichtung zur tomographischen Darstellung eines untersuchten Objektes, enthaltend: 13.1. eine kohärente Laser-Lichtquelle (3), 13.2. einen Teiler (4) zum Aufteilen des von der Laser-Lichtquelle ausgesandten Lichtes, 13.3. einen längenverstellbaren Referenzlichtpfad (11), in den die Laser-Lichtquelle (3) mit einem ersten Teil des ausgesandten Lichtes (= Referenzstrahl) einstrahlt, 13.4. einen längenverstellbaren Messlichtpfad (12), zumindest teilweise in einem Katheter (6) verlaufend, in den die Laser-Lichtquelle (3) mit einem zweiten Teil des ausgesandten Lichtes (= Messstrahl) einstrahlt, mit einem optischen Abtastkopf (7), der seine Umgebung zumindest in einer Ebene (9) radial abtastet, 13.5. einen Interferenzdetektor (10) mit einem Eingang für den Referenzlichtpfad und den Messlichtpfad, 13.6. einer Rechen- und Anzeigevorrichtung (1) zur tomographischen Darstellung der Umgebung des Abtastkopfes (7) auf der Basis der detektierten Interferenz-Intensität zwischen Messstrahl und Referenzstrahl, wobei ein Teil der OCT-Vorrichtung, in der tomographischen Darstellung sichtbar ist, dadurch gekennzeichnet, dass 13.7. die Rechen- und Anzeigevorrichtung (1) einen Programmcode (Prg₁–Prg_n) enthält, der im Betrieb die Verfahrensschritte mindestens eines der voranstehenden Verfahrensansprüche durchführt.
OCT-Vorrichtung gemäß Patentanspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass zusätzlich ein Interferometer (14) zur direkten Detektion der Länge des Messpfades vorgesehen ist.