high-speed-continuous-wave-stimulated-brillouin-scattering

High-speed Continuous-wave Stimulated Brillouin Scattering Spectrometer for Material Analysis

Recent years have witnessed a significant increase in the use of spontaneous Brillouin spectrometers for non-contact analysis of soft matter, such as ...

Ben-Gurion University of the Negev

We describe ultrawideband Raman-mediated wavelength conversion. The nonlinear conversion transfer function is calculated analytically and simulated numerically in the cw regime, and the predicted performance is confirmed experimentally. Data conversion from long- to short-wavelength bands with signal reshaping and significant noise reduction are demonstrated experimentally at 10 Gbits/s and modeled by numerical simulations. Q factors and extinction ratios that are both larger than 10 dB are possible over an effective conversion bandwidth of 35 nm.

Noise-reduction capabilities of a raman-mediated wavelength converter.

Necrotic &#x6838;&#x5FC3; fibroatheromas (NCFA) &#x4E0E;&#x4E0A;&#x8986;&#x8102;&#x8D28;&#x82AF;&#x8584;&#x3001; &#x673A;&#x68B0;&#x5F31;&#x7EA4;&#x7EF4;&#x5E3D;&#x6591;&#x5757;&#x7834;&#x88C2;&#x5E76;&#x5BFC;&#x81F4;&#x6025;&#x6027;&#x5FC3;&#x808C;&#x6897;&#x6B7B;&#x7684;&#x5927;&#x90E8;&#x5206;&#x3002;&#x6700;&#x8FD1;&#x8868;&#x660E;&#x6FC0;&#x5149;&#x6563;&#x6591;&#x6210;&#x50CF; (LSI)&#xFF0C;&#x4F7F;&#x52A8;&#x8109;&#x7CA5;&#x6837;&#x786C;&#x5316;&#x6591;&#x5757;&#x8868;&#x5F81;&#x7684;&#x9AD8;&#x7CBE;&#x5EA6;&#x3002;&#x6211;&#x4EEC;&#x8C03;&#x67E5; LSI &#x6570;&#x636E;&#xFF0C;&#x8FDE;&#x540C;&#x6269;&#x6563;&#x7406;&#x8BBA;&#x548C;&#x5149;&#x4F20;&#x8F93;&#xFF0C;&#x4F30;&#x8BA1;&#x5728; NCFAs &#x4E2D;&#x7684;&#x7EA4;&#x7EF4;&#x5E3D;&#x539A;&#x5EA6;&#x7684;&#x8499;&#x7279;&#x5361;&#x7F57;&#x6A21;&#x62DF;&#x7684;&#x65F6;&#x7A7A;&#x7684;&#x5206;&#x6790;&#x3002;&#x65F6;&#x53D8; 20 NCFAs &#x6FC0;&#x5149;&#x6563;&#x6591;&#x56FE;&#x50CF;&#x88AB;&#x9009;&#x62E9;&#x7528;&#x6765;&#x5206;&#x6790;&#x3002;&#x65F6;&#x7A7A;&#x5F3A;&#x5EA6;&#x6CE2;&#x52A8;&#x6307;&#x6570;&#x62DF;&#x5408;&#x7684;&#x5E8F;&#x8D2F;&#x6FC0;&#x5149;&#x6563;&#x6591;&#x83B7;&#x5F97;&#x6591;&#x70B9;&#x89E3;&#x76F8;&#x5173;&#x65F6;&#x95F4;&#x5E38;&#x6570;&#xFF0C;tau(rho)&#xFF0C;&#x4F5C;&#x4E3A;&#x51FD;&#x6570;&#x7684;&#x4ECE;&#x6E90;&#x5165;&#x53E3;&#x4F4D;&#x7F6E;&#x8DDD;&#x79BB; rho &#x7A97;&#x53E3;&#x5F52;&#x4E00;&#x5316;&#x4E92;&#x76F8;&#x5173;&#x5206;&#x6790;&#x3002;&#x8DDD;&#x79BB;&#x3001; rho&#39;&#xFF0C;&#x5728;&#x8BB0;&#x5F55;&#x7684; tau(rho) &#x964D;&#x5230;&#x5176;&#x6700;&#x5927;&#x503C;&#x7684; 65%&#x3002;&#x5229;&#x7528;&#x6269;&#x6563;&#x7406;&#x8BBA;&#x548C;&#x8499;&#x7279;&#x5361;&#x7F57;&#x6A21;&#x578B;&#x6765;&#x4F30;&#x8BA1;&#x6700;&#x5927;&#x5149;&#x5B50;&#x7A7F;&#x900F;&#x6DF1;&#x5EA6;&#xFF0C;zmax(rho&#39;)&#xFF0C;&#x8DDD;&#x79BB;&#x7B49;&#x4E8E; rho&#39;&#x3001; &#x7531; lsi &#x63D0;&#x4F9B;&#x7684;&#x6D4B;&#x91CF;&#x3002;Zmax(rho&#39;) &#x6D4B;&#x91CF;&#x597D;&#x4E0E;&#x7EC4;&#x7EC7;&#x5B66;&#x7EA4;&#x7EF4;&#x5E3D;&#x539A;&#x5EA6;&#x6D4B;&#x91CF;&#x76F8;&#x5173; (R = 0.78&#xFF0C;p &lt; 0.0001&#xFF09;&#xFF0C;&#x548C;&#x914D;&#x5BF9;&#x7684; t &#x68C0;&#x9A8C;&#x663E;&#x793A;&#x5404;&#x7EC4;&#x4E4B;&#x95F4;&#x6CA1;&#x6709;&#x663E;&#x8457;&#x5DEE;&#x522B; (p = 0.4)&#x3002;&#x8FD9;&#x4E9B;&#x7ED3;&#x679C;&#x8868;&#x660E;&#x65F6;&#x7A7A; LSI &#x53EF;&#x80FD;&#x5141;&#x8BB8;&#x4F30;&#x8BA1;&#x7684;&#x7EA4;&#x7EF4;&#x5E3D;&#x539A;&#x5EA6;&#x7684; NCFAs&#xFF0C;&#x662F;&#x6591;&#x5757;&#x7A33;&#x5B9A;&#x6027;&#x7684;&#x91CD;&#x8981;&#x9884;&#x6D4B;&#x6307;&#x6807;&#x3002;

&#x7531;&#x6FC0;&#x5149;&#x6563;&#x6591;&#x56FE;&#x50CF;&#x7684;&#x65F6;&#x7A7A;&#x5206;&#x6790;&#x52A8;&#x8109;&#x7CA5;&#x6837;&#x786C;&#x5316;&#x6591;&#x5757;&#x4E2D;&#x7684;&#x7EA4;&#x7EF4;&#x5E3D;&#x539A;&#x5EA6;&#x7684;&#x6D4B;&#x91CF;&#x3002;

Necrotic-core fibroatheromas (NCFA) with thin, mechanically weak fibrous caps overlying lipid cores comprise the majority of plaques that rupture and cause acute myocardial infarction. Laser speckle imaging (LSI) has been recently demonstrated to enable atherosclerotic plaque characterization with high accuracy. We investigate spatio-temporal analysis of LSI data, in conjunction with diffusion theory and Monte Carlo modeling of light transport, to estimate fibrous cap thickness in NCFAs. Time-varying laser speckle images of 20 NCFAs are selected for analysis. Spatio-temporal intensity fluctuations are analyzed by exponential fitting of the windowed normalized cross-correlation of sequential laser speckle patterns to obtain the speckle decorrelation time constant, tau(rho), as a function of distance rho from the source entry location. The distance, rho', at which tau(rho) dropped to 65% of its maximum value is recorded. Diffusion theory and Monte Carlo models are utilized to estimate the maximum photon penetration depth, zmax(rho'), for a distance equal to rho', measured from LSI. Measurements of zmax(rho') correlate well with histological measurements of fibrous cap thickness (R=0.78, p<0.0001), and paired t-tests show no significant difference between the groups (p=0.4). These results demonstrate that spatio-temporal LSI may allow the estimation of fibrous cap thickness in NCFAs, which is an important predictor of plaque stability.

Measurement of fibrous cap thickness in atherosclerotic plaques by spatiotemporal analysis of laser speckle images.

Necrotic-core fibroatheromas (NCFA) avec les bouchons fibreuses minces, m&eacute;caniquement faibles recouvrant les carottes de lipides repr&eacute;sentent la majorit&eacute; des plaques qui se rompre et provoquer des infarctus aigu du myocarde. Speckle laser imaging (LSI) a &eacute;t&eacute; r&eacute;cemment d&eacute;montr&eacute;e pour permettre la caract&eacute;risation de la plaque ath&eacute;roscl&eacute;rotique avec une grande pr&eacute;cision. Nous &eacute;tudions l&#39;analyse spatio-temporelle de LSI, conjointement avec la th&eacute;orie de la diffusion et la mod&eacute;lisation de Monte-Carlo de transport l&eacute;ger, pour estimer l&#39;&eacute;paisseur de cap fibreux dans NCFAs. Variables dans le temps des images de speckle laser de 20 NCFAs sont s&eacute;lectionn&eacute;s pour l&#39;analyse. Fluctuations d&#39;intensit&eacute; spatio-temporelle sont analys&eacute;es par un montage exponentiel de la corr&eacute;lation crois&eacute;e normalis&eacute;e fen&ecirc;tr&eacute;e des patrons speckle laser s&eacute;quentielle pour obtenir le speckle decorrelation temps constant, tau(rho), en fonction de rho de la distance de l&#39;emplacement source d&#39;entr&eacute;e. La distance, rho&#39;, &agrave; laquelle tau(rho) a chut&eacute; de 65 % de sa valeur maximale est enregistr&eacute;. Th&eacute;orie de la diffusion et les mod&egrave;les de Monte-Carlo sont utilis&eacute;es pour estimer la profondeur de p&eacute;n&eacute;tration maximale de photon, zmax(rho&#39;), sur une distance &eacute;gale &agrave; rho&#39;, mesur&eacute;e de la LSI. Des mesures de zmax(rho&#39;) correspondent bien aux mesures histologiques d&#39;&eacute;paisseur cap fibreux (R = 0,78, p &lt; 0,0001), et les tests t appari&eacute;s ne montrent aucune diff&eacute;rence significative entre les groupes (p = 0,4). Ces r&eacute;sultats d&eacute;montrent que LSI spatio-temporels peut-&ecirc;tre permettre l&#39;estimation de l&#39;&eacute;paisseur de cap fibreux dans NCFAs, qui est un indicateur important de la stabilit&eacute; de la plaque.

Mesurage de l&#39;&eacute;paisseur de la PAC fibreux dans les plaques d&#39;ath&eacute;roscl&eacute;rose par analyse spatio-temporelle d&#39;images speckle laser.

Necrotic-Kern Fibroatheromas (NCFA) mit d&uuml;nnen, mechanisch schwach faserig Kappen, die dar&uuml;ber liegende Lipid-Kerne stellen die Mehrheit der Plaketten, die Bruch und akuten Myokardinfarkt. Laser-Speckle-imaging (LSI) hat k&uuml;rzlich bewiesen, atherosklerotischen Plakette Charakterisierung mit hoher Genauigkeit zu aktivieren. Wir untersuchen die r&auml;umlich-zeitliche Analyse von LSI Daten, in Verbindung mit Verbreitung Theorie und Monte-Carlo Modellierung von leichten Transport, fibr&ouml;se Kappe Dicke in NCFAs zu sch&auml;tzen. Zeitlich ver&auml;nderliche Laser-Speckle-Bilder von 20 NCFAs werden f&uuml;r die Analyse ausgew&auml;hlt. R&auml;umlich-zeitliche Intensit&auml;t Schwankungen werden durch exponentielle Einbau von den Fenstermodus normalisierte Kreuzkorrelation sequenzielle Laser-Speckle-Muster Speckle Decorrelation Zeit konstant, tau(rho), als Funktion der Entfernung Rho vom Quellspeicherort Eintrag erhalten analysiert. Die Entfernung, Rho&#39;, auf welche tau(rho) fiel auf 65 % seiner maximalen Wert aufgezeichnet wird. Verbreitung Theorie und Monte-Carlo Modelle werden eingesetzt, um die maximale Photon Eindringtiefe, zmax(rho&#39;), Rho gleich eine Strecke zu sch&auml;tzen &quot;, gemessen von LSI. Messungen der zmax(rho&#39;) korrelieren gut mit histologischen Messungen faserige GAP Dicke (R = 0,78, p &lt; 0,0001), und gepaarten t-Tests zeigen keinen signifikanten Unterschied zwischen den Gruppen (p = 0,4). Diese Ergebnisse zeigen, dass die r&auml;umlich-zeitliche LSI Absch&auml;tzung der fibr&ouml;se Kappe Dicke in NCFAs, erm&ouml;glichen kann, die ein wichtiger Pr&auml;diktor f&uuml;r Plaque-Stabilit&auml;t ist.

Messung der fibr&ouml;se Kappe Dicke in atherosklerotischen Plaques durch raumzeitliche Analyse der Laser-Speckle-Bilder.

Necrotic-core fibroatheromas (NCFA) con tappi fibrosi sottile, meccanicamente debole sovrastante core lipidico comprendono la maggior parte delle placche che rottura e causare un infarto miocardico acuto. Speckle laser imaging (LSI) &egrave; stato recentemente dimostrato per consentire la caratterizzazione della placca aterosclerotica con elevata precisione. Indaghiamo analisi spazio-temporale dei dati LSI, in collaborazione con diffusione teoria e Monte Carlo modellazione del trasporto leggero, per stimare lo spessore del cappuccio fibroso in NCFAs. Time-varying immagini laser speckle di 20 NCFAs sono selezionati per l&#39;analisi. Fluttuazioni spazio-temporali di intensit&agrave; vengono analizzate da raccordo esponenziale di cross-correlazione normalizzata con finestra di modelli speckle sequenziale laser per ottenere la macchiolina della decorrelazione tempo costante, tau(rho), in funzione del rho di distanza dal percorso di ingresso sorgente. La distanza, rho&#39;, al quale tau(rho) &egrave; scesa al 65% del suo valore massimo &egrave; registrato. Teoria di diffusione e modelli Monte Carlo sono utilizzate per stimare la profondit&agrave; di penetrazione massima fotone, zmax(rho&#39;), per una distanza pari a rho&#39;, misurato dalla LSI. Misure di zmax(rho&#39;) correlano bene con istologiche misurazioni dello spessore del cappuccio fibroso (R = 0.78, p &lt; 0,0001), and paired t-test non show nessuna differenza significativa tra i gruppi (p = 0,4). Questi risultati dimostrano che spazio-temporale LSI pu&ograve; consentire la stima dello spessore del cappuccio fibroso in NCFAs, che &egrave; un importante predittore di stabilit&agrave; della placca.

Misurazione dello spessore del cappuccio fibroso in placche aterosclerotiche spatiotemporal analisi di immagini laser speckle.

Necrotic &#x30B3;&#x30A2; fibroatheromas (NCFA) &#x8102;&#x8CEA;&#x30B3;&#x30A2;&#x3092;&#x8986;&#x3046;&#x8584;&#x3044;&#x3001;&#x6A5F;&#x68B0;&#x7684;&#x306B;&#x5F31;&#x3044;&#x306E;&#x7E4A;&#x7DAD;&#x72B6;&#x306E;&#x30AD;&#x30E3;&#x30C3;&#x30D7;&#x3068;&#x6025;&#x6027;&#x5FC3;&#x7B4B;&#x6897;&#x585E;&#x306E;&#x539F;&#x56E0;&#x3068;&#x7834;&#x88C2;&#x306E;&#x30D7;&#x30E9;&#x30FC;&#x30AF;&#x306E;&#x5927;&#x534A;&#x3092;&#x69CB;&#x6210;&#x3057;&#x307E;&#x3059;&#x3002;&#x30EC;&#x30FC;&#x30B6;&#x30B9;&#x30DA;&#x30C3;&#x30AF;&#x30EB;&#x6CD5; (LSI) &#x306E;&#x30A4;&#x30E1;&#x30FC;&#x30B8;&#x30F3;&#x30B0;&#x306F;&#x3001;&#x6700;&#x8FD1;&#x52D5;&#x8108;&#x786C;&#x5316;&#x30D7;&#x30E9;&#x30FC;&#x30AF;&#x306E;&#x8A55;&#x4FA1;&#x3068;&#x9AD8;&#x7CBE;&#x5EA6;&#x3092;&#x6709;&#x52B9;&#x306B;&#x5B9F;&#x8A3C;&#x3055;&#x308C;&#x3066;&#x3044;&#x307E;&#x3059;&#x3002;&#x6211;&#x3005; &#x306F;&#x3001;LSI &#x30C7;&#x30FC;&#x30BF;&#x62E1;&#x6563;&#x7406;&#x8AD6;&#x3068;&#x7E4A;&#x7DAD;&#x72B6;&#x306E;&#x30AD;&#x30E3;&#x30C3;&#x30D7;&#x539A; NCFAs &#x3067;&#x63A8;&#x5B9A;&#x3059;&#x308B;&#x5149;&#x30C8;&#x30E9;&#x30F3;&#x30B9;&#x30DD;&#x30FC;&#x30C8;&#x306E;&#x30E2;&#x30F3;&#x30C6;&#x30AB;&#x30EB;&#x30ED;&#x6CD5;&#x306B;&#x3088;&#x308B;&#x30E2;&#x30C7;&#x30EA;&#x30F3;&#x30B0;&#x3068;&#x7D44;&#x307F;&#x5408;&#x308F;&#x305B;&#x3066;&#x306E;&#x6642;&#x7A7A;&#x9593;&#x7684;&#x5206;&#x6790;&#x3092;&#x8ABF;&#x67FB;&#x3057;&#x307E;&#x3059;&#x3002;&#x6642;&#x9593;&#x5909;&#x5316;&#x30EC;&#x30FC;&#x30B6;&#x30FC; &#x30B9;&#x30DA;&#x30C3;&#x30AF;&#x30EB;&#x753B;&#x50CF; 20 NCFAs &#x306E;&#x5206;&#x6790;&#x306E;&#x305F;&#x3081;&#x306B;&#x9078;&#x629E;&#x3055;&#x308C;&#x307E;&#x3059;&#x3002;&#x6642;&#x7A7A;&#x9593;&#x7684;&#x8F1D;&#x5EA6;&#x5909;&#x52D5;&#x30A6;&#x30A3;&#x30F3;&#x30C9;&#x30A6;&#x8868;&#x793A;&#x306E;&#x6B63;&#x898F;&#x5316;&#x76F8;&#x4E92;&#x76F8;&#x95A2;&#x30B9;&#x30DA;&#x30C3;&#x30AF;&#x30EB;&#x7121;&#x76F8;&#x95A2;&#x5316;&#x6642;&#x9593;&#x306E;&#x5B9A;&#x6570;&#x3001;tau(rho) &#x30A8;&#x30F3;&#x30C8;&#x30EA;&#x306E;&#x30BD;&#x30FC;&#x30B9;&#x306E;&#x5834;&#x6240;&#x304B;&#x3089;&#x306E;&#x8DDD;&#x96E2; rho &#x306E;&#x95A2;&#x6570;&#x3068;&#x3057;&#x3066;&#x53D6;&#x5F97;&#x3059;&#x308B;&#x30B7;&#x30FC;&#x30B1;&#x30F3;&#x30B7;&#x30E3;&#x30EB; &#x30EC;&#x30FC;&#x30B6;&#x30FC; &#x30B9;&#x30DA;&#x30C3;&#x30AF;&#x30EB; &#x30D1;&#x30BF;&#x30FC;&#x30F3;&#x306E;&#x6307;&#x6570;&#x95A2;&#x6570;&#x30D5;&#x30A3;&#x30C3;&#x30C6;&#x30A3;&#x30F3;&#x30B0;&#x306B;&#x3088;&#x3063;&#x3066;&#x5206;&#x6790;&#x3055;&#x308C;&#x307E;&#x3059;&#x3002;&#x8DDD;&#x96E2;&#x3001;rho&#39;&#x3001;&#x305D;&#x306E;&#x6700;&#x5927;&#x5024;&#x306E; 65% &#x306B;&#x4F4E;&#x4E0B;&#x3057;&#x305F;&#x3069;&#x306E; tau(rho) &#x306E;&#x8A18;&#x9332;&#x3067;&#x3002;&#x62E1;&#x6563;&#x7406;&#x8AD6;&#x3068;&#x30E2;&#x30F3;&#x30C6;&#x30AB;&#x30EB;&#x30ED; &#x30E2;&#x30C7;&#x30EB;&#x6700;&#x5927;&#x5149;&#x5B50;&#x306E;&#x6D78;&#x900F;&#x6DF1;&#x3055; zmax(rho&#39;) rho &#x306B;&#x7B49;&#x3057;&#x3044;&#x8DDD;&#x96E2;&#x3092;&#x63A8;&#x5B9A;&#x3059;&#x308B;&#x6D3B;&#x7528;&#x3055;&#x308C;&#x3066; &#39;&#x3001;LSI &#x304B;&#x3089;&#x6E2C;&#x5B9A;&#x3055;&#x308C;&#x307E;&#x3057;&#x305F;&#x3002;Zmax(rho&#39;) &#x306E;&#x6E2C;&#x5B9A;&#x3092;&#x95A2;&#x9023;&#x4ED8;&#x3051;&#x308B;&#x3088;&#x304F;&#x7DDA;&#x7DAD;&#x30AD;&#x30E3;&#x30C3;&#x30D7;&#x539A;&#x3092;&#x7D44;&#x7E54;&#x5B66;&#x7684;&#x8A08;&#x6E2C; (R = 0.78 p &lt; 0.0001&#xFF09; &#x3068;&#x5BFE; t &#x691C;&#x5B9A;&#x306E;&#x30B0;&#x30EB;&#x30FC;&#x30D7;&#x9593;&#x306B;&#x6709;&#x610F;&#x5DEE;&#x3092;&#x793A;&#x3055;&#x306A;&#x3044; (p = 0.4&#xFF09;&#x3002;&#x6642;&#x7A7A; LSI&#x3001;&#x30D7;&#x30E9;&#x30FC;&#x30AF;&#x306E;&#x5B89;&#x5B9A;&#x6027;&#x306E;&#x91CD;&#x8981;&#x306A;&#x4E88;&#x6E2C;&#x56E0;&#x5B50;&#x3067;&#x3042;&#x308B; NCFAs&#x3001;&#x306B;&#x304A;&#x3051;&#x308B;&#x7E4A;&#x7DAD;&#x72B6;&#x30AD;&#x30E3;&#x30C3;&#x30D7;&#x539A;&#x63A8;&#x5B9A;&#x3067;&#x304D;&#x308B;&#x53EF;&#x80FD;&#x6027;&#x304C;&#x793A;&#x5506;&#x3055;&#x308C;&#x307E;&#x3057;&#x305F;&#x3002;

&#x30EC;&#x30FC;&#x30B6;&#x30FC; &#x30B9;&#x30DA;&#x30C3;&#x30AF;&#x30EB;&#x753B;&#x50CF;&#x306E;&#x6642;&#x7A7A;&#x9593;&#x89E3;&#x6790;&#x306B;&#x3088;&#x308B;&#x52D5;&#x8108;&#x786C;&#x5316;&#x30D7;&#x30E9;&#x30FC;&#x30AF;&#x306E;&#x7DDA;&#x7DAD;&#x6027;&#x30AD;&#x30E3;&#x30C3;&#x30D7;&#x539A;&#x3055;&#x6E2C;&#x5B9A;&#x3002;

&#xD50C; &#xB77C;&#xD06C; &#xD30C;&#xC5F4;&#xACFC; &#xAE09;&#xC131; &#xC2EC;&#xADFC; &#xACBD;&#xC0C9; &#xBC1C;&#xC0DD; &#xD558;&#xB294; &#xB300;&#xBD80;&#xBD84;&#xC744; &#xAD6C;&#xC131; &#xD558;&#xB294; &#xC9C0;&#xC9C8; &#xCF54;&#xC5B4; overlying&#xC758; &#xAE30;&#xACC4;&#xC801;&#xC73C;&#xB85C; &#xC57D;&#xD55C; &#xC587;&#xC740; &#xC12C;&#xC720; &#xB69C;&#xAED1;&#xC73C;&#xB85C; Necrotic &#xCF54;&#xC5B4; fibroatheromas (NCFA). &#xB808;&#xC774;&#xC800; &#xBC18;&#xC810; (LSI) &#xC774;&#xBBF8;&#xC9D5; &#xB192;&#xC740; &#xC815;&#xD655;&#xB3C4;&#xB85C; &#xB3D9;&#xB9E5; &#xACBD; &#xD654;&#xC131; &#xD50C; &#xB77C;&#xD06C; &#xD2B9;&#xC131;&#xD654; &#xC218; &#xC788;&#xB3C4;&#xB85D; &#xCD5C;&#xADFC; &#xC99D;&#xBA85; &#xB418;&#xC5C8;&#xC2B5;&#xB2C8;&#xB2E4;. &#xC6B0;&#xB9AC; &#xD568;&#xAED8; &#xD655;&#xC0B0; &#xC774;&#xB860; &#xBC0F; Ncfas&#xC5D0;&#xC11C; &#xC12C;&#xC720; &#xBAA8;&#xC790; &#xB450;&#xAED8; &#xCD94;&#xC815; &#xAD11; &#xC804;&#xC1A1;&#xC758; &#xBAAC;&#xD14C;&#xCE74;&#xB97C;&#xB85C; &#xBAA8;&#xB378;&#xB9C1; LSI &#xB370;&#xC774;&#xD130; spatio &#xC2DC;&#xAC04;&#xC801; &#xBD84;&#xC11D;&#xC744; &#xC870;&#xC0AC; &#xD569;&#xB2C8;&#xB2E4;. 20 Ncfas&#xC758; &#xB808;&#xC774;&#xC800; &#xC2A4;&#xD399; &#xD074; &#xC774;&#xBBF8;&#xC9C0; &#xC2DC;&#xAC04; &#xBCC0;&#xD654; &#xBD84;&#xC11D;&#xC744; &#xC704;&#xD574; &#xC120;&#xD0DD; &#xB429;&#xB2C8;&#xB2E4;. Spatio &#xC2DC;&#xAC04;&#xC801; &#xAC15;&#xB3C4; &#xBCC0;&#xB3D9; &#xC9C0; &#xC218; &#xD53C;&#xD305; &#xCC3D; &#xC815;&#xADDC;&#xD654; &#xB41C; &#xD06C;&#xB85C;&#xC2A4; &#xC5BC;&#xB8E9; decorrelation &#xC2DC;&#xAC04; &#xC0C1;&#xC218;, tau(rho) &#xC18C;&#xC2A4; &#xD56D;&#xBAA9; &#xC704;&#xCE58;&#xC5D0;&#xC11C; &#xAC70;&#xB9AC; rho&#xC758; &#xD568;&#xC218;&#xB85C; &#xAD6C;&#xD558;&#xB294; &#xC21C;&#xCC28;&#xC801; &#xB808;&#xC774;&#xC800; &#xC2A4;&#xD399; &#xD074; &#xD328;&#xD134;&#xC758; &#xC0C1;&#xAD00;&#xC5D0; &#xC758;&#xD574; &#xBD84;&#xC11D; &#xB429;&#xB2C8;&#xB2E4;. &#xAC70;&#xB9AC;, rho&#39;, &#xCD5C;&#xB300; &#xAC12;&#xC758; 65%&#xB85C; &#xB5A8;&#xC5B4;&#xC84C;&#xB2E4;&#xB294; tau(rho) &#xAE30;&#xB85D;&#xC5D0;. &#xD655;&#xC0B0; &#xC774;&#xB860;&#xACFC; &#xBAAC;&#xD14C; &#xCE74;&#xB97C;&#xB85C; &#xBAA8;&#xB378; &#xCD5C;&#xB300; &#xAD11;&#xC790; &#xCE68;&#xD22C; &#xAE4A;&#xC774;, zmax(rho&#39;), rho&#xB97C; &#xB3D9;&#xC77C; &#xAC70;&#xB9AC;&#xC5D0; &#xB300; &#xD55C; &#xC608;&#xCE21;&#xC744; &#xD65C;&#xC6A9; &#39;, LSI&#xC5D0;&#xC11C; &#xCE21;&#xC815;. Zmax(rho&#39;)&#xC758; &#xCE21;&#xC815; &#xC870;&#xC9C1;&#xD559; &#xC12C;&#xC720; &#xBAA8;&#xC790; &#xB450;&#xAED8; &#xCE21;&#xC815; &#xC798; &#xC5F0;&#xAD00; (R 0.78, p = &lt; 0.0001), &#xC30D;&#xCCB4; t-&#xD14C;&#xC2A4;&#xD2B8; &#xADF8;&#xB8F9; &#xAC04;&#xC758; &#xD070; &#xCC28;&#xC774; &#xBCF4;&#xC5EC; (p = 0.4). &#xC774;&#xB7EC;&#xD55C; &#xACB0;&#xACFC; &#xC785;&#xC99D; spatio &#xC2DC;&#xAC04;&#xC801; LSI &#xD50C; &#xB77C;&#xD06C; &#xC548;&#xC815;&#xC131;&#xC758; &#xC911;&#xC694; &#xD55C; &#xC608;&#xCE21; &#xC774;&#xB2E4; NCFAs&#xC5D0;&#xC11C; &#xC12C;&#xC720; &#xBAA8;&#xC790; &#xB450;&#xAED8;&#xC758; &#xCD94;&#xC815; &#xC218; &#xC788;&#xC2B5;&#xB2C8;&#xB2E4;.

&#xB808;&#xC774;&#xC800; &#xC2A4;&#xD399; &#xD074; &#xC774;&#xBBF8;&#xC9C0; spatiotemporal &#xBD84;&#xC11D; &#xD558; &#xC5EC; &#xB3D9;&#xB9E5; &#xACBD; &#xD654;&#xC131; &#xD50C; &#xB77C;&#xD06C; &#xC12C;&#xC720; &#xBAA8;&#xC790; &#xB450;&#xAED8;&#xC758; &#xCE21;&#xC815;.

Necr&oacute;tica n&uacute;cleo fibroatheromas (NCFA) con tapas fibrosos finos, mec&aacute;nicamente d&eacute;biles que cubr&iacute;an corazones de l&iacute;pidos constituyen la mayor&iacute;a de las placas que romperse y causar infarto agudo de miocardio. Punto l&aacute;ser im&aacute;genes (LSI) ha demostrado recientemente para permitir la caracterizaci&oacute;n de la placa ateroscler&oacute;tica con alta exactitud. Investigamos an&aacute;lisis espacio-temporal de datos LSI, junto con la teor&iacute;a de la difusi&oacute;n y modelizaci&oacute;n Montecarlo de transporte ligero, para estimar el espesor de la cubierta fibrosa en NCFAs. Im&aacute;genes de punto de l&aacute;ser var&iacute;an con el tiempo de 20 NCFAs son seleccionados para el an&aacute;lisis. Las fluctuaciones de intensidad Spatio-temporal son analizadas por ajuste exponencial de la ventana correlaci&oacute;n cruzada normalizada de patrones de punto de l&aacute;ser secuencial para obtener el punto descorrelaci&oacute;n tiempo constante, tau(rho), como una funci&oacute;n de rho de distancia desde la ubicaci&oacute;n de entrada de la fuente. La distancia, rho&#39;, en que tau(rho) se redujo a 65% de su valor m&aacute;ximo se registra. Teor&iacute;a de la difusi&oacute;n y modelos Monte Carlo se utilizan para estimar la profundidad de penetraci&oacute;n m&aacute;xima del fot&oacute;n, zmax(rho&#39;), para una distancia igual a rho&#39;, medida de LSI. Medidas de zmax(rho&#39;) se correlacionan bien con histol&oacute;gicas mediciones de espesor de cubierta fibrosa (R = 0.78, p &lt; 0.0001), y t-pruebas apareadas no muestran diferencias significativas entre los grupos (p = 0,4). Estos resultados demuestran que la LSI spatio-temporal puede permitir la estimaci&oacute;n del espesor de la cubierta fibrosa en NCFAs, que es un predictor importante de estabilidad de la placa.

Medici&oacute;n de espesor de cubierta fibrosa en placas ateroscler&oacute;ticas por an&aacute;lisis espacio-temporal de im&aacute;genes de punto de l&aacute;ser.

Nos te&#xF3;rica y experimentalmente ilustran un nuevo perforado de campo cercano microscop&#xED;a &#xF3;ptica (NSOM) t&#xE9;cnica, denominada diferencial NSOM (DNSOM). Se trata de una exploraci&#xF3;n relativamente grande (por ejemplo, 0.3-2 madre de ancho) rectangular abertura (o un detector) en el campo cercano de un objeto y potencia de registro detectada como una funci&#xF3;n de la posici&#xF3;n de exploraci&#xF3;n. La reconstrucci&#xF3;n de la imagen se logra mediante la adopci&#xF3;n de un derivado de dos dimensiones de la hoja de potencia registrada. A diferencia de NSOM perforada convencional, el tama&#xF1;o de la abertura rectangular / detector no determina la resoluci&#xF3;n en DNSOM; lugar, la resoluci&#xF3;n est&#xE1; pr&#xE1;cticamente determinado por la nitidez de las esquinas de la abertura rectangular / detector. Principios de DNSOM tambi&#xE9;n se puede extender a otros de apertura / detector de geometr&#xED;as como tri&#xE1;ngulos y paralelogramos.

Diferencial de campo cercano microscop&#xED;a &#xF3;ptica de digitalizaci&#xF3;n

&#x6211;&#x4EEC;&#x4ECE;&#x7406;&#x8BBA;&#x4E0A;&#x548C;&#x5B9E;&#x9A8C;&#x8BF4;&#x660E;&#x65B0;&#x53D7;&#x5149;&#x9611;&#x9650;&#x5236;&#x8FD1;&#x573A;&#x626B;&#x63CF;&#x5149;&#x5B66;&#x663E;&#x5FAE;&#x955C; &#xFF08;NSOM&#xFF09; &#x6280;&#x672F;&#xFF0C;&#x79F0;&#x4E3A;&#x5FAE;&#x5206; NSOM (DNSOM)&#x3002;&#x5B83;&#x6D89;&#x53CA;&#x5230;&#x626B;&#x63CF;&#x76F8;&#x5BF9;&#x8F83;&#x5927; &#xFF08;&#x4F8B;&#x5982;&#xFF0C;0.3 2 &#x5988;&#x5988;&#x5BBD;&#xFF09; &#x77E9;&#x5F62;&#x5149;&#x5708; &#xFF08;&#x6216;&#x63A2;&#x6D4B;&#x5668;&#xFF09; &#x9644;&#x8FD1;&#x9886;&#x57DF;&#x7684;&#x5BF9;&#x8C61;&#x548C;&#x8BB0;&#x5F55;&#x4F5C;&#x4E3A;&#x51FD;&#x6570;&#x7684;&#x626B;&#x63CF;&#x4F4D;&#x7F6E;&#x68C0;&#x6D4B;&#x5230;&#x7535;&#x6E90;&#x3002;&#x56FE;&#x50CF;&#x91CD;&#x5EFA;&#x88AB;&#x901A;&#x8FC7;&#x91C7;&#x53D6;&#x8BB0;&#x5F55;&#x7684;&#x7535;&#x6E90;&#x6620;&#x5C04;&#x4E8C;&#x7EF4;&#x5BFC;&#x6570;&#x3002;&#x4E0E;&#x5E38;&#x89C4;&#x7684;&#x53D7;&#x5149;&#x9611;&#x9650;&#x5236; NSOM&#xFF0C;&#x4E0D;&#x540C;&#x7684;&#x662F;&#x6BCF;&#x4E2A;&#x63A2;&#x6D4B;&#x5668;&#x7684;&#x5B54;&#x5F84;&#x77E9;&#x5F62;&#x7684;&#x5927;&#x5C0F;&#x5E76;&#x4E0D;&#x51B3;&#x5B9A;&#x5728; DNSOM &#xFF1B; &#x51B3;&#x8BAE;&#x76F8;&#x53CD;&#xFF0C;&#x7531;&#x6BCF;&#x4E2A;&#x63A2;&#x6D4B;&#x5668;&#x7684;&#x5B54;&#x5F84;&#x77E9;&#x5F62;&#x7684;&#x8FB9;&#x89D2;&#x7684;&#x9510;&#x5EA6;&#x51E0;&#x4E4E;&#x786E;&#x5B9A;&#x8FD9;&#x9879;&#x51B3;&#x8BAE;&#x3002;&#x6B64;&#x5916;&#x53EF;&#x4EE5;&#x5411;&#x5176;&#x4ED6;&#x5149;&#x5708;/&#x63A2;&#x6D4B;&#x5668;&#x51E0;&#x4F55;&#x56FE;&#x5F62;&#x4E09;&#x89D2;&#x5F62;&#x548C;&#x5E73;&#x884C;&#x56DB;&#x8FB9;&#x5F62;&#x7B49;&#x6269;&#x5C55; DNSOM &#x7684;&#x539F;&#x5219;&#x3002;

&#x5FAE;&#x5206;&#x8FD1;&#x573A;&#x626B;&#x63CF;&#x5149;&#x5B66;&#x663E;&#x5FAE;&#x955C;&#x3002;

We theoretically and experimentally illustrate a new apertured near-field scanning optical microscopy (NSOM) technique, termed differential NSOM (DNSOM). It involves scanning a relatively large (e.g., 0.3-2 mum wide) rectangular aperture (or a detector) in the near-field of an object and recording detected power as a function of the scanning position. The image reconstruction is achieved by taking a two-dimensional derivative of the recorded power map. Unlike conventional apertured NSOM, the size of the rectangular aperture/detector does not determine the resolution in DNSOM; instead, the resolution is practically determined by the sharpness of the corners of the rectangular aperture/detector. Principles of DNSOM can also be extended to other aperture/detector geometries such as triangles and parallelograms.

Differential near-field scanning optical microscopy.

Nous th&#xE9;oriquement et exp&#xE9;rimentalement illustrent une nouvelle ajour&#xE9;e en champ proche microscopie optique &#xE0; balayage (SNOM) technique, appel&#xE9;e diff&#xE9;rentielle NSOM (DNSOM). Il comporte une relativement grande de balayage (par exemple, 0,3 &#xE0; 2 m&#xE8;re de large) rectangulaire ouverture (ou d&#x26;#39;un d&#xE9;tecteur) dans le champ proche-d&#x26;#39;un objet et de puissance d&#x26;#39;enregistrement d&#xE9;tect&#xE9;e en fonction de la position de balayage. La reconstruction d&#x26;#39;image est obtenue en prenant une d&#xE9;riv&#xE9;e &#xE0; deux dimensions de la carte de puissance nominal. La diff&#xE9;rence NSOM perfor&#xE9; classique, la taille de l&#x26;#39;ouverture rectangulaire / d&#xE9;tecteur ne pas d&#xE9;terminer la r&#xE9;solution de DNSOM; lieu, la r&#xE9;solution est pratiquement d&#xE9;termin&#xE9;e par la nettet&#xE9; des coins de l&#x26;#39;ouverture rectangulaire / d&#xE9;tecteur. Principes de DNSOM peut &#xE9;galement &#xEA;tre &#xE9;tendu &#xE0; d&#x26;#39;autres ouvertures / d&#xE9;tecteur de g&#xE9;om&#xE9;tries telles que des triangles et des parall&#xE9;logrammes.

Microscopie &#xE0; balayage diff&#xE9;rentiel en champ proche optique

Wir veranschaulichen theoretisch und experimentell eine neue apertured Nahfeld-Scannen optische Mikroskopie (NSOM) Technik, differenzielle NSOM (DNSOM) genannt. Es geht um eine relativ gro&szlig;e Scannen (z.B. 0.3-2 Mama breit) rechteckige Blende (oder einen Detektor) in das Nahfeld eines Objekts und die Aufnahme macht als eine Funktion der Scan Position erkannt. Die Bildrekonstruktion wird erreicht, indem man ein zweidimensionales Derivat der aufgenommenen Energie-Karte. Im Gegensatz zu herk&ouml;mmlichen apertured NSOM bestimmt die Gr&ouml;&szlig;e der rechteckige Blende/Detektor nicht die Aufl&ouml;sung in DNSOM; Stattdessen wird die Aufl&ouml;sung praktisch durch die Sch&auml;rfe der Ecken des rechteckigen Blende/Detektors bestimmt. Grunds&auml;tze der DNSOM k&ouml;nnen auch auf andere Blende/Detektor-Geometrien wie Dreiecke und Parallelogramme erweitert werden.

Differenzielle Nahfeld-scanning optische Mikroskopie.

Teoricamente e sperimentalmente illustriamo un nuovo catodica near-field scanning tecnica di microscopia ottica (NSOM), definito differenziale NSOM (DNSOM). Si tratta di un relativamente grande di scansione (per esempio, 0,3-2 mamma largo) apertura rettangolare (o un rivelatore) nel campo vicino di un oggetto e registrazione rilevata alimentazione in funzione della posizione di scansione. La ricostruzione dell&#39;immagine &egrave; ottenuta prendendo un derivato bidimensionale della mappa potenza registrata. A differenza dei convenzionali NSOM catodica, la dimensione dell&#39;apertura rettangolare/rivelatore non determina la risoluzione in DNSOM; invece, la risoluzione &egrave; praticamente determinata dalla nitidezza degli angoli di apertura rettangolare/rivelatore. Principi di DNSOM possono essere esteso anche ad altre geometrie di apertura/rivelatore come triangoli e parallelogrammi.

Differenziale campo vicino microscopia ottica.

&#x6211;&#x3005;&#x306F;&#x3001;&#x7406;&#x8AD6;&#x7684;&#x304A;&#x3088;&#x3073;&#x5B9F;&#x9A13;&#x7684;&#x306B;&#x65B0;&#x305F;&#x306A;&#x958B;&#x53E3;&#x8FD1;&#x63A5;&#x5834;&#x8D70;&#x67FB;&#x5149;&#x5B66;&#x9855;&#x5FAE;&#x93E1;&#xFF08;NSOM&#xFF09;&#x6280;&#x8853;&#x3092;&#x8AAC;&#x660E;&#x3059;&#x308B;&#x3001;&#x5DEE;&#x52D5;NSOM&#x306F;&#xFF08;DNSOM&#xFF09;&#x3068;&#x547C;&#x3070;&#x308C;&#x308B;&#x3002;&#x3053;&#x308C;&#x306F;&#x3001;&#x8D70;&#x67FB;&#x4F4D;&#x7F6E;&#x306E;&#x95A2;&#x6570;&#x3068;&#x3057;&#x3066;&#x30AA;&#x30D6;&#x30B8;&#x30A7;&#x30AF;&#x30C8;&#x304A;&#x3088;&#x3073;&#x8A18;&#x9332;&#x691C;&#x51FA;&#x3055;&#x308C;&#x305F;&#x30D1;&#x30EF;&#x30FC;&#x306E;&#x30CB;&#x30A2;&#x30D5;&#x30A3;&#x30FC;&#x30EB;&#x30C9;&#x3067;&#x306F;&#x6BD4;&#x8F03;&#x7684;&#x5927;&#x304D;&#x306A;&#xFF08;&#x4F8B;&#x3048;&#x3070;&#x3001;0.3&#x304B;&#x3089;2 MUM&#x30EF;&#x30A4;&#x30C9;&#xFF09;&#x77E9;&#x5F62;&#x958B;&#x53E3;&#xFF08;&#x307E;&#x305F;&#x306F;&#x691C;&#x51FA;&#x5668;&#xFF09;&#x306E;&#x30B9;&#x30AD;&#x30E3;&#x30F3;&#x304C;&#x542B;&#x307E;&#x308C;&#x307E;&#x3059;&#x3002;&#x753B;&#x50CF;&#x518D;&#x69CB;&#x6210;&#x306F;&#x3001;&#x8A18;&#x9332;&#x30D1;&#x30EF;&#x30FC;&#x30DE;&#x30C3;&#x30D7;&#x306E;&#x4E8C;&#x6B21;&#x5143;&#x306E;&#x5FAE;&#x5206;&#x3092;&#x3068;&#x308B;&#x3053;&#x3068;&#x306B;&#x3088;&#x3063;&#x3066;&#x9054;&#x6210;&#x3055;&#x308C;&#x307E;&#x3059;&#x3002;&#x5F93;&#x6765;&#x306E;&#x958B;&#x53E3;NSOM&#x3068;&#x306F;&#x7570;&#x306A;&#x308A;&#x3001;&#x9577;&#x65B9;&#x5F62;&#x306E;&#x958B;&#x53E3;&#x90E8;/&#x691C;&#x51FA;&#x5668;&#x306E;&#x30B5;&#x30A4;&#x30BA;&#x306F;DNSOM&#x306E;&#x89E3;&#x50CF;&#x5EA6;&#x3092;&#x6C7A;&#x5B9A;&#x3059;&#x308B;&#x306E;&#x3067;&#x306F;&#x306A;&#x304F;&#x3001;&#x89E3;&#x50CF;&#x5EA6;&#x304C;&#x5B9F;&#x8CEA;&#x7684;&#x306B;&#x9577;&#x65B9;&#x5F62;&#x306E;&#x958B;&#x53E3;&#x90E8;/&#x691C;&#x51FA;&#x5668;&#x306E;&#x89D2;&#x306E;&#x92ED;&#x3055;&#x306B;&#x3088;&#x3063;&#x3066;&#x6C7A;&#x5B9A;&#x3055;&#x308C;&#x307E;&#x3059;&#x3002; DNSOM&#x306E;&#x539F;&#x5247;&#x306F;&#x307E;&#x305F;&#x3001;&#x4E09;&#x89D2;&#x5F62;&#x3084;&#x5E73;&#x884C;&#x56DB;&#x8FBA;&#x5F62;&#x306A;&#x3069;&#x306E;&#x4ED6;&#x306E;&#x958B;&#x53E3;&#x90E8;/&#x691C;&#x51FA;&#x5668;&#x306E;&#x5F62;&#x72B6;&#x306B;&#x62E1;&#x5F35;&#x3059;&#x308B;&#x3053;&#x3068;&#x304C;&#x3067;&#x304D;&#x307E;&#x3059;&#x3002;

&#x5DEE;&#x52D5;&#x8FD1;&#x63A5;&#x5834;&#x8D70;&#x67FB;&#x5149;&#x5B66;&#x9855;&#x5FAE;&#x93E1;

&#xC6B0;&#xB9AC;&#xAC00; &#xC774;&#xB860;&#xC801; &#xBC0F; &#xC2E4;&#xD5D8;&#xC801;&#xC73C;&#xB85C; &#xC0C8;&#xB85C;&#xC6B4; apertured &#xADFC;&#xCC98;-&#xD544;&#xB4DC; &#xAD11;&#xD559; &#xD604;&#xBBF8;&#xACBD; (NSOM) &#xAE30;&#xC220;, &#xCC28;&#xB3D9; NSOM (DNSOM) &#xB418; &#xB098; &#xAC80;&#xC0C9;&#xC744; &#xBCF4;&#xC5EC; &#xC90D;&#xB2C8;&#xB2E4;. &#xADF8;&#xAC83;&#xC740; &#xBE44;&#xAD50;&#xC801; &#xD070; &#xC2A4;&#xCE94; &#xD3EC;&#xD568; &#xB429;&#xB2C8;&#xB2E4; (&#xC608;&#xB97C; &#xB4E4;&#xC5B4;, 0.3 2 &#xC5C4;&#xB9C8; &#xB113;&#xC740;) &#xC9C1;&#xC0AC;&#xAC01;&#xD615; &#xC870;&#xB9AC;&#xAC1C; (&#xB610;&#xB294; &#xAC80;&#xCD9C;&#xAE30;) &#xAC1C;&#xCCB4; &#xBC0F; &#xB179;&#xC74C;&#xC758; &#xADFC;&#xCC98; &#xD544;&#xB4DC; &#xAC80;&#xC0C9; &#xC704;&#xCE58; &#xD568;&#xC218;&#xB85C; &#xC804;&#xC6D0; &#xAC10;&#xC9C0;. &#xC774;&#xBBF8;&#xC9C0; &#xC7AC;&#xAD6C;&#xC131; &#xAE30;&#xB85D; &#xB41C; &#xC804;&#xC6D0; &#xB9F5;&#xC758; 2 &#xCC28;&#xC6D0; &#xD30C;&#xC0DD; &#xD558; &#xC5EC; &#xC5BB;&#xC744; &#xC218; &#xC788;&#xB2E4;. &#xAE30;&#xC874;&#xC758; apertured NSOM &#xB2EC;&#xB9AC; &#xC9C1;&#xC0AC;&#xAC01;&#xD615; &#xC870;&#xB9AC;&#xAC1C;/&#xAC80;&#xCD9C;&#xAE30;&#xC758; &#xD06C;&#xAE30; DNSOM;&#xC758; &#xD574;&#xC0C1;&#xB3C4; &#xD655;&#xC778; &#xD558;&#xC9C0; &#xC54A;&#xC2B5;&#xB2C8;&#xB2E4;. &#xB300;&#xC2E0; &#xD574;&#xC0C1;&#xB3C4; &#xC2E4;&#xC9C8;&#xC801;&#xC73C;&#xB85C; &#xC9C1;&#xC0AC;&#xAC01;&#xD615; &#xC870;&#xB9AC;&#xAC1C;/&#xAC80;&#xCD9C;&#xAE30;&#xC758; &#xBAA8;&#xC11C;&#xB9AC;&#xC758; &#xC120;&#xBA85;&#xB3C4; &#xC758;&#xD574; &#xACB0;&#xC815; &#xB429;&#xB2C8;&#xB2E4;. &#xC0BC;&#xAC01;&#xD615; &#xBC0F; parallelograms &#xAC19;&#xC740; &#xB2E4;&#xB978; &#xC870;&#xB9AC;&#xAC1C;/&#xAC80;&#xCD9C;&#xAE30; &#xD615;&#xC0C1;&#xC5D0; DNSOM&#xC758; &#xC6D0;&#xB9AC;&#xB97C; &#xD655;&#xC7A5;&#xD560; &#xC218;&#xB3C4; &#xC788;&#xC2B5;&#xB2C8;&#xB2E4;.

&#xCC28;&#xB3D9; &#xADFC;&#xCC98;-&#xD544;&#xB4DC; &#xAD11;&#xD559; &#xD604;&#xBBF8;&#xACBD; &#xAC80;&#xC0AC;&#xC785;&#xB2C8;&#xB2E4;.

&#xC5BC;&#xB8E9; &#xC7A1;&#xC74C; &#xAD11;&#xD559; &#xC77C;&#xAD00;&#xC131; &#xB2E8;&#xCE35; &#xCD2C;&#xC601; &#xC774;&#xBBF8;&#xC9C0;&#xC758; &#xD574;&#xC11D;&#xC744; &#xC81C;&#xD55C; &#xD558;&#xB294; &#xC720;&#xBE44; &#xCFFC;&#xD130; &#xC2A4; &#xC720;&#xBB3C; &#xC774;&#xB2E4;. &#xC5EC;&#xAE30; &#xC6B0;&#xB9AC;&#xB294; &#xAD11;&#xD559; &#xC77C;&#xAD00;&#xC131; &#xB2E8;&#xCE35; &#xCD2C;&#xC601; &#xC774;&#xBBF8;&#xC9C0;&#xC5D0; &#xB2E4;&#xC591; &#xD55C; &#xC5BC;&#xB8E9; &#xAC10;&#xC18C; &#xB514;&#xC9C0;&#xD138; &#xD544;&#xD130;&#xB97C; &#xC801;&#xC6A9; &#xD558; &#xACE0; &#xADF8;&#xB4E4;&#xC758; &#xC131;&#xB2A5; &#xBE44;&#xAD50;. &#xC6B0;&#xB9AC;&#xC758; &#xACB0;&#xACFC; &#xB098;&#xD0C0;&#xB0B4;&#xACE0; &#xD5A5;&#xC0C1; &#xB41C; &#xB9AC; &#xD568;&#xAED8;, shift &#xACE0;&#xC815;, nonorthogonal &#xC6E8;&#xC774; &#xBE14; &#xB9BF; &#xBCC0;&#xD658;&#xC744; &#xAE30;&#xBC18; &#xD544;&#xD130; &#xBC0F; &#xC801;&#xC751;&#xD615; &#xC704; &#xB108; &#xD544;&#xD130; &#xC218; &#xD06C;&#xAC8C; &#xC5BC;&#xB8E9;&#xC744; &#xC904;&#xC774;&#xB294; &#xAC15;&#xB825;&#xD55C; &#xAC00;&#xC7A5;&#xC790;&#xB9AC;&#xB97C; &#xC720;&#xC9C0; &#xD558;&#xBA74;&#xC11C; &#xC2E0;&#xD638; &#xB300; &#xC7A1;&#xC74C; &#xBE44;&#xC728;&#xC744; &#xC99D;&#xAC00;. &#xC774;&#xB7EC;&#xD55C; &#xD544;&#xD130;&#xC758; &#xC5BC;&#xB8E9; &#xAC10;&#xC18C; &#xAE30;&#xB2A5;&#xB3C4; &#xC9C0;&#xB9AC; &#xBA78; &#xB82C; &#xAC01;&#xB3C4; &#xD569;&#xC131;&#xC5D0;&#xC11C; &#xC5BC;&#xB8E9; &#xAC10;&#xC18C;&#xC640; &#xBE44;&#xAD50; &#xB429;&#xB2C8;&#xB2E4;. &#xC6B0;&#xB9AC;&#xC758; &#xACB0;&#xACFC; &#xC774;&#xB7EC;&#xD55C; &#xB514;&#xC9C0;&#xD138; &#xD544;&#xD130;&#xB97C; &#xC0AC;&#xC6A9; &#xD558; &#xC5EC; &#xC5BC;&#xB8E9; &#xAC10;&#xC18C;&#xC758; &#xD2B9;&#xC815; &#xB808;&#xBCA8;&#xC744; &#xB2EC;&#xC131; &#xD558;&#xB294; &#xB370; &#xD544;&#xC694;&#xD55C; &#xAC1C;&#xBCC4; &#xAC01;&#xB3C4; &#xC218; &#xB0B4;&#xB9B4; &#xC218; &#xAC83;&#xC774; &#xC88B;&#xC2B5;&#xB2C8;&#xB2E4;.

&#xB514;&#xC9C0;&#xD138; &#xD544;&#xD130;&#xB9C1;&#xC744; &#xC0AC;&#xC6A9; &#xD558; &#xC5EC; &#xAD11;&#xD559; &#xC77C;&#xAD00;&#xC131; &#xB2E8;&#xCE35; &#xCD2C;&#xC601; &#xC774;&#xBBF8;&#xC9C0;&#xC758; &#xC5BC;&#xB8E9; &#xAC10;&#xC18C;.

Ruido speckle es un artefacto ubicuo que limita la interpretaci&#xF3;n de im&#xE1;genes de tomograf&#xED;a de coherencia &#xF3;ptica. Aqu&#xED; aplicamos varias manchas de reducci&#xF3;n de filtros digitales en im&#xE1;genes de tomograf&#xED;a de coherencia &#xF3;ptica y comparar su desempe&#xF1;o. Nuestros resultados indican que invariantes cambio, no ortogonales wavelet transformada a base de filtros, junto con una mayor Lee y filtros adaptativos Wiener puede reducir significativamente el moteado y aumentar la relaci&#xF3;n se&#xF1;al-ruido, preservando bordes fuertes. La capacidad de reducci&#xF3;n de speckle de estos filtros tambi&#xE9;n se comparan con la reducci&#xF3;n de la capitalizaci&#xF3;n de manchas angulares incoherente. Nuestros resultados sugieren que mediante el uso de estos filtros digitales, el n&#xFA;mero de &#xE1;ngulos individuales necesarias para alcanzar un determinado nivel de reducci&#xF3;n de punto puede ser disminuida.

Reducci&#xF3;n de manchas en las im&#xE1;genes de tomograf&#xED;a de coherencia &#xF3;ptica mediante filtrado digital

&#x6563;&#x6591;&#x566A;&#x58F0;&#x662F;&#x65E0;&#x5904;&#x4E0D;&#x5728;&#x7684;&#x5DE5;&#x4EF6;&#x7684;&#x9650;&#x5236;&#x89E3;&#x91CA;&#x7684;&#x5149;&#x5B66;&#x76F8;&#x5E72;&#x65AD;&#x5C42;&#x626B;&#x63CF;&#x56FE;&#x50CF;&#x3002;&#x5728;&#x8FD9;&#x91CC;&#x6211;&#x4EEC;&#x5C06;&#x5404;&#x79CD;&#x6591;&#x51CF;&#x5C11;&#x6570;&#x5B57;&#x7B5B;&#x9009;&#x5668;&#x5E94;&#x7528;&#x4E8E;&#x5149;&#x5B66;&#x76F8;&#x5E72;&#x65AD;&#x5C42;&#x626B;&#x63CF;&#x56FE;&#x50CF;&#xFF0C;&#x5E76;&#x6BD4;&#x8F83;&#x5176;&#x6027;&#x80FD;&#x3002;&#x6211;&#x4EEC;&#x7684;&#x7814;&#x7A76;&#x7ED3;&#x679C;&#x8868;&#x660E;&#x5E73;&#x79FB;&#x4E0D;&#x53D8;&#x3001; &#x975E;&#x6B63;&#x4EA4;&#x5C0F;&#x6CE2;&#x53D8;&#x6362;&#x8FC7;&#x6EE4;&#x5668;&#x4EE5;&#x53CA;&#x589E;&#x5F3A;&#x674E;&#x548C;&#x81EA;&#x9002;&#x5E94;&#x7EF4;&#x7EB3;&#x8FC7;&#x6EE4;&#x5668;&#x53EF;&#x4EE5;&#x5927;&#x5927;&#x51CF;&#x5C11;&#x6591;&#x70B9;&#x548C;&#x63D0;&#x9AD8;&#x4FE1;&#x53F7;&#x7684;&#x4FE1;&#x566A;&#x6BD4;&#xFF0C;&#x540C;&#x65F6;&#x4FDD;&#x7559;&#x5F3A;&#x8FB9;&#x7F18;&#x3002;&#x8FD9;&#x4E9B;&#x7B5B;&#x9009;&#x5668;&#x7684;&#x6591;&#x51CF;&#x5C11;&#x80FD;&#x529B;&#x4E5F;&#x88AB;&#x76F8;&#x6BD4;&#x6591;&#x51CF;&#x5C11;&#x4ECE;&#x975E;&#x76F8;&#x5E72;&#x89D2;&#x914D;&#x5236;&#x3002;&#x6211;&#x4EEC;&#x7684;&#x7814;&#x7A76;&#x7ED3;&#x679C;&#x8868;&#x660E;&#x901A;&#x8FC7;&#x4F7F;&#x7528;&#x8FD9;&#x4E9B;&#x6570;&#x5B57;&#x7684;&#x7B5B;&#x9009;&#x5668;&#xFF0C;&#x53EF;&#x4EE5;&#x51CF;&#x5C11;&#x4E2A;&#x522B;&#x89D2;&#x5EA6;&#x8FBE;&#x5230;&#x4E00;&#x5B9A;&#x6C34;&#x5E73;&#x7684;&#x6591;&#x51CF;&#x5C11;&#x6240;&#x9700;&#x7684;&#x6570;&#x91CF;&#x3002;

&#x4F7F;&#x7528;&#x6570;&#x5B57;&#x6EE4;&#x6CE2;&#x7684;&#x5149;&#x5B66;&#x76F8;&#x5E72;&#x5C42;&#x6790;&#x6210;&#x50CF;&#x56FE;&#x50CF;&#x4E2D;&#x7684;&#x6591;&#x70B9;&#x566A;&#x58F0;&#x3002;

Speckle noise is a ubiquitous artifact that limits the interpretation of optical coherence tomography images. Here we apply various speckle-reduction digital filters to optical coherence tomography images and compare their performance. Our results indicate that shift-invariant, nonorthogonal wavelet-transform-based filters together with enhanced Lee and adaptive Wiener filters can significantly reduce speckle and increase the signal-to-noise ratio, while preserving strong edges. The speckle reduction capabilities of these filters are also compared with speckle reduction from incoherent angular compounding. Our results suggest that by using these digital filters, the number of individual angles required to attain a certain level of speckle reduction can be decreased.

Speckle reduction in optical coherence tomography images using digital filtering.

Bruit de speckle est un artefact omnipr&#xE9;sente qui limite l&#x26;#39;interpr&#xE9;tation des images de tomographie optique de coh&#xE9;rence. Ici, nous appliquons diverses chatoiement de r&#xE9;duction des filtres num&#xE9;riques &#xE0; des images de tomographie optique de coh&#xE9;rence et de comparer leurs performances. Nos r&#xE9;sultats indiquent que shift-invariants, non orthogonales d&#x26;#39;ondelettes-bas&#xE9; sur la transformation ainsi que des filtres am&#xE9;lior&#xE9; Lee et les filtres adaptatifs Wiener peut consid&#xE9;rablement r&#xE9;duire le chatoiement et d&#x26;#39;augmenter le rapport signal-bruit, tout en pr&#xE9;servant les bords forts. Le chatoiement des capacit&#xE9;s de r&#xE9;duction de ces filtres sont &#xE9;galement compar&#xE9;s &#xE0; la r&#xE9;duction du chatoiement de compoundage angulaire incoh&#xE9;rente. Nos r&#xE9;sultats sugg&#xE8;rent que l&#x26;#39;utilisation de ces filtres num&#xE9;riques, le nombre d&#x26;#39;angles diff&#xE9;rents n&#xE9;cessaires pour atteindre un certain niveau de r&#xE9;duction du chatoiement peut &#xEA;tre diminu&#xE9;.

Diminution du chatoiement dans optiques Images tomographie en coh&#xE9;rence &#xE0; l&#x26;#39;aide de filtrage num&#xE9;rique

Speckle-Rauschen ist eine allgegenw&auml;rtige Artefakt, die die Interpretation der optischen Koh&auml;renz-Tomographie-Bilder beschr&auml;nkt. Hier gelten wir verschiedene Speckle-Reduktion digitaler Filter f&uuml;r optische Koh&auml;renz-Tomographie-Bilder und ihre Leistung zu vergleichen. Unsere Ergebnisse zeigen, dass UMSCHALT-Invariant, nonorthogonal Wavelet-Transformation basierenden Filter zusammen mit verbesserten Lee und adaptive Wiener-Filter k&ouml;nnen erheblich Speckle reduzieren und das Signal-Rausch-Verh&auml;ltnis, unter Beibehaltung der starke Kanten zu erh&ouml;hen. Die Speckle-Reduktion-F&auml;higkeiten dieser Filter werden auch mit Speckle-Reduktion aus der inkoh&auml;renten eckig Aufzinsung verglichen. Unsere Ergebnisse legen nahe, dass durch die Verwendung dieser digitalen Filter, die Anzahl der einzelnen Winkel ben&ouml;tigt, um ein gewisses Ma&szlig; an Speckle Reduktion erreichen verringert werden kann.

Speckle Verringerung der optischen Koh&auml;renz-Tomographie-Bilder mit digitalen Filtern.

Speckle noise &egrave; un artefatto onnipresente che limita l&#39;interpretazione delle immagini tomografia a coerenza ottica. Qui abbiamo applicare vari filtri digitali speckle-riduzione immagini tomografia a coerenza ottica e confrontare le loro prestazioni. I nostri risultati indicano che filtri basati su wavelet transform MAIUSC-invariante, nonorthogonal insieme a Lee rafforzato e filtri adattivi Wiener possono significativamente ridurre speckle e aumentare il rapporto segnale-rumore, preservando i bordi forti. Le funzionalit&agrave; di riduzione speckle di questi filtri sono anche confrontate con riduzione speckle da compoundizzazione angolare incoerente. I nostri risultati suggeriscono che utilizzando questi filtri digitali, pu&ograve; essere diminuito il numero di singoli angoli necessari per raggiungere un certo livello di riduzione di speckle.

Speckle riduzione nelle immagini di tomografia di coerenza ottica utilizzando filtri digitali.

&#x30CE;&#x30A4;&#x30BA;&#x306F;&#x3001;&#x5149;&#x30B3;&#x30D2;&#x30FC;&#x30EC;&#x30F3;&#x30B9;&#x30C8;&#x30E2;&#x30B0;&#x30E9;&#x30D5;&#x30A3;&#x30FC;&#x753B;&#x50CF;&#x306E;&#x89E3;&#x91C8;&#x3092;&#x5236;&#x9650;&#x3059;&#x308B;&#x30E6;&#x30D3;&#x30AD;&#x30BF;&#x30B9;&#x30A2;&#x30FC;&#x30C6;&#x30A3;&#x30D5;&#x30A1;&#x30AF;&#x30C8;&#x3067;&#x3042;&#x308B;&#x30B9;&#x30DA;&#x30C3;&#x30AF;&#x30EB;&#x3002;&#x3053;&#x3053;&#x3067;&#x306F;&#x3001;&#x5149;&#x30B3;&#x30D2;&#x30FC;&#x30EC;&#x30F3;&#x30B9;&#x30C8;&#x30E2;&#x30B0;&#x30E9;&#x30D5;&#x30A3;&#x30FC;&#x306E;&#x753B;&#x50CF;&#x306B;&#x69D8;&#x3005;&#x306A;&#x30B9;&#x30DA;&#x30C3;&#x30AF;&#x30EB;&#x4F4E;&#x6E1B;&#x306E;&#x30C7;&#x30B8;&#x30BF;&#x30EB;&#x30D5;&#x30A3;&#x30EB;&#x30BF;&#x3092;&#x9069;&#x7528;&#x3057;&#x3001;&#x305D;&#x306E;&#x30D1;&#x30D5;&#x30A9;&#x30FC;&#x30DE;&#x30F3;&#x30B9;&#x3092;&#x6BD4;&#x8F03;&#x3057;&#x307E;&#x3059;&#x3002;&#x6211;&#x3005;&#x306E;&#x7D50;&#x679C;&#x306F;&#x3001;&#x5F37;&#x3044;&#x30A8;&#x30C3;&#x30B8;&#x3092;&#x7DAD;&#x6301;&#x3057;&#x306A;&#x304C;&#x3089;&#x5F37;&#x5316;&#x3055;&#x308C;&#x305F;&#x30EA;&#x30FC;&#x3068;&#x9069;&#x5FDC;&#x7684;&#x30A6;&#x30A3;&#x30CA;&#x30FC;&#x30D5;&#x30A3;&#x30EB;&#x30BF;&#x3068;&#x4E00;&#x7DD2;&#x306B;&#x30B7;&#x30D5;&#x30C8;&#x4E0D;&#x5909;&#x3001;&#x76F4;&#x4EA4;&#x30A6;&#x30A7;&#x30FC;&#x30D6;&#x30EC;&#x30C3;&#x30C8;&#x5909;&#x63DB;&#x30D9;&#x30FC;&#x30B9;&#x306E;&#x30D5;&#x30A3;&#x30EB;&#x30BF;&#x304C;&#x8457;&#x3057;&#x304F;&#x3001;&#x30B9;&#x30DA;&#x30C3;&#x30AF;&#x30EB;&#x4F4E;&#x6E1B;&#x3057;&#x3001;&#x4FE1;&#x53F7;&#x5BFE;&#x96D1;&#x97F3;&#x6BD4;&#x3092;&#x9AD8;&#x3081;&#x308B;&#x3053;&#x3068;&#x304C;&#x3067;&#x304D;&#x308B;&#x3053;&#x3068;&#x3092;&#x793A;&#x3057;&#x3066;&#x3044;&#x307E;&#x3059;&#x3002;&#x3053;&#x308C;&#x3089;&#x306E;&#x30D5;&#x30A3;&#x30EB;&#x30BF;&#x306E;&#x524A;&#x6E1B;&#x6A5F;&#x80FD;&#x3082;&#x652F;&#x96E2;&#x6EC5;&#x88C2;&#x89D2;&#x5EA6;&#x306E;&#x914D;&#x5408;&#x304B;&#x3089;&#x30B9;&#x30DA;&#x30C3;&#x30AF;&#x30EB;&#x4F4E;&#x6E1B;&#x3068;&#x6BD4;&#x8F03;&#x3057;&#x3066;&#x30B9;&#x30DA;&#x30C3;&#x30AF;&#x30EB;&#x3002;&#x6211;&#x3005;&#x306E;&#x7D50;&#x679C;&#x306F;&#x3001;&#x3053;&#x308C;&#x3089;&#x306E;&#x30C7;&#x30B8;&#x30BF;&#x30EB;&#x30D5;&#x30A3;&#x30EB;&#x30BF;&#x3092;&#x4F7F;&#x7528;&#x3057;&#x3066;&#x3001;&#x30B9;&#x30DA;&#x30C3;&#x30AF;&#x30EB;&#x4F4E;&#x6E1B;&#x306E;&#x4E00;&#x5B9A;&#x30EC;&#x30D9;&#x30EB;&#x3092;&#x9054;&#x6210;&#x3059;&#x308B;&#x305F;&#x3081;&#x306B;&#x5FC5;&#x8981;&#x306A;&#x500B;&#x3005;&#x306E;&#x89D2;&#x306E;&#x6570;&#x304C;&#x6E1B;&#x5C11;&#x3059;&#x308B;&#x3053;&#x3068;&#x304C;&#x3067;&#x304D;&#x308B;&#x3053;&#x3068;&#x3092;&#x793A;&#x5506;&#x3057;&#x3066;&#x3044;&#x308B;&#x3002;

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&#x8367;&#x5149;&#x5E72;&#x6D89;&#x6D4B;&#x91CF;: &#x539F;&#x5219;&#x548C;&#x5728;&#x751F;&#x7269;&#x5B66;&#x4E2D;&#x7684;&#x5E94;&#x7528;&#x3002;

The use of fluorescence radiation is of fundamental importance for tackling measurement problems in the life sciences, with recent demonstrations of probing biological systems at the nanoscale. Usually, fluorescent light-based tools and techniques use the intensity of light waves, which is easily measured by detectors. However, the phase of a fluorescence wave contains subtle, but no less important, information about the wave; yet, it has been largely unexplored. Here, we introduce the concept of fluorescence interferometry to allow the measurement of phase information of fluorescent light waves. In principle, fluorescence interferometry can be considered a unique form of optical low-coherence interferometry that uses fluorophores as a light source of low temporal coherence. Fluorescence interferometry opens up new avenues for developing new fluorescent light-based imaging, sensing, ranging, and profiling methods that to some extent resemble interferometric techniques based on white light sources. We propose two experimental realizations of fluorescence interferometry that detect the interference pattern cast by the fluorescence fields. This article discusses their measurement capabilities and limitations and compares them with those offered by optical low-coherence interferometric schemes. We also describe applications of fluorescence interferometry to imaging, ranging, and profiling tasks and present experimental evidences of wide-field cross-sectional imaging with high resolution and large range of depth, as well as quantitative profiling with nanometer-level precision. Finally, we point out future research directions in fluorescence interferometry, such as fluorescence tomography of whole organisms and the extension to molecular interferometry by means of quantum dots and bioluminescence.

Fluorescence interferometry: principles and applications in biology.

L&#x26;#39;utilisation de rayonnement de fluorescence est d&#x26;#39;une importance fondamentale pour aborder les probl&#xE8;mes de mesure dans les sciences du vivant, avec des d&#xE9;monstrations r&#xE9;centes des syst&#xE8;mes de palpage biologiques &#xE0; l&#x26;#39;&#xE9;chelle nanom&#xE9;trique. Habituellement, la lumi&#xE8;re fluorescente des outils et des techniques de l&#x26;#39;utilisation de l&#x26;#39;intensit&#xE9; des ondes lumineuses, qui est facilement mesur&#xE9;e par des d&#xE9;tecteurs. Cependant, la phase d&#x26;#39;une onde de fluorescence contient subtile, mais non moins importante, des informations sur la vague, et pourtant, il a &#xE9;t&#xE9; en grande partie inexplor&#xE9;. Ici, nous introduisons le concept de l&#x26;#39;interf&#xE9;rom&#xE9;trie de fluorescence pour permettre la mesure de l&#x26;#39;information de phase des ondes lumineuses fluorescentes de. En principe, l&#x26;#39;interf&#xE9;rom&#xE9;trie de fluorescence peut &#xEA;tre consid&#xE9;r&#xE9; comme une forme unique de faible coh&#xE9;rence optique qui utilise l&#x26;#39;interf&#xE9;rom&#xE9;trie fluorophores comme une source de lumi&#xE8;re de faible coh&#xE9;rence temporelle. Interf&#xE9;rom&#xE9;trie fluorescence ouvre de nouvelles voies pour d&#xE9;velopper de nouveaux fluorescente &#xE0; base de lumi&#xE8;re d&#x26;#39;imagerie, de t&#xE9;l&#xE9;d&#xE9;tection, allant, et le profilage des m&#xE9;thodes qui ressemblent dans une certaine mesure des techniques d&#x26;#39;interf&#xE9;rom&#xE9;trie &#xE0; partir de sources de lumi&#xE8;re blanche. Nous proposons deux r&#xE9;alisations exp&#xE9;rimentales de l&#x26;#39;interf&#xE9;rom&#xE9;trie de fluorescence qui d&#xE9;tectent la figure d&#x26;#39;interf&#xE9;rence exprim&#xE9;s par les champs de fluorescence. Cet article discute de leurs capacit&#xE9;s de mesure et les limites et les compare avec ceux offerts par les optiques &#xE0; faible coh&#xE9;rence r&#xE9;gimes interf&#xE9;rom&#xE9;triques. On a &#xE9;galement d&#xE9;crire des applications de l&#x26;#39;interf&#xE9;rom&#xE9;trie de fluorescence &#xE0; l&#x26;#39;imagerie, allant, et les t&#xE2;ches de profilage et de r&#xE9;sultats exp&#xE9;rimentaux pr&#xE9;sents &#xE0; grand champ de section transversale d&#x26;#39;imagerie &#xE0; haute r&#xE9;solution et &#xE0; grande plage de profondeur, ainsi que le profilage quantitative avec du nanom&#xE8;tre niveau de pr&#xE9;cision. Enfin, nous signalons les orientations futures de la recherche en interf&#xE9;rom&#xE9;trie de fluorescence, comme la tomographie par fluorescence des organismes entiers et l&#x26;#39;extension &#xE0; l&#x26;#39;interf&#xE9;rom&#xE9;trie mol&#xE9;culaire au moyen de bo&#xEE;tes quantiques et la bioluminescence.

Interf&#xE9;rom&#xE9;trie Fluorescence: Principes et applications en biologie

Die Verwendung von Fluoreszenz-Strahlung ist von grundlegender Bedeutung f&uuml;r die Behandlung der Probleme der Messung in den Life Sciences mit j&uuml;ngsten Demonstrationen der Sondierung von biologischer Systems auf der Nanoskala. Normalerweise benutzen fluoreszierenden Licht basierende Tools und Techniken, die Intensit&auml;t der Lichtwellen, die leicht von Detektoren gemessen wird. Die Phase einer Welle Fluoreszenz enth&auml;lt jedoch subtile, aber nicht weniger wichtig, Informationen &uuml;ber die Welle; Dennoch war es weitgehend unerforscht. Hier stellen wir das Konzept der Fluoreszenz-Interferometrie erm&ouml;glichen die Messung der Phase Informationen der fluoreszierenden Lichtwellen. Im Prinzip kann Fluoreszenz-Interferometrie eine einzigartige Form der optischen Interferometrie in niedrig-Koh&auml;renz gelten, die als Lichtquelle der geringe zeitliche Koh&auml;renz Fluorophore verwendet. Fluoreszenz-Interferometrie er&ouml;ffnet neue Wege f&uuml;r die Entwicklung von neuen fluoreszierenden Licht basierende Imaging, Sensorik, bis hin und Profilerstellung Methoden, die zu einem gewissen Grad interferometrische Techniken basierend auf wei&szlig;en Lichtquellen &auml;hneln. Wir schlagen zwei experimentelle Verwirklichungen der Fluoreszenz-Interferometrie, die das Interferenzmuster umgewandelt durch die Fluoreszenz-Felder zu erkennen. Dieser Artikel beschreibt deren Messfunktionen und Einschr&auml;nkungen und vergleicht sie mit denen von optischen niedrig-Koh&auml;renz interferometrische Systeme angeboten. Wir beschreiben auch Anwendungen der Fluoreszenz-Interferometrie, Bildgebung, reichen, und Profilerstellung Aufgaben und vorliegenden experimentelle Beweise der weiten Wiese Querschnitt-Bildgebung mit hoher Aufl&ouml;sung und gro&szlig;e Auswahl an Tiefe, sowie quantitative profiling mit Nanometer-Niveau-Pr&auml;zision. Schlie&szlig;lich weisen wir darauf zuk&uuml;nftige Forschungsrichtungen in Fluoreszenz-Interferometrie, wie Fluoreszenz-Tomographie ganze Organismen und die Ausweitung auf molekulare Interferometrie durch Quantenpunkte und Biolumineszenz.

Fluoreszenz-Interferometrie: Grundlagen und Anwendungen in der Biologie.

L&#39;uso di radiazioni di fluorescenza &egrave; di fondamentale importanza per affrontare i problemi di misurazione nelle scienze della vita, con dimostrazioni recenti del sondaggio sistemi biologici su nanoscala. Tecniche e strumenti basati sulla luce fluorescenti di solito, usano l&#39;intensit&agrave; delle onde luminose, che &egrave; facilmente misurata dai rivelatori. Tuttavia, la fase di un&#39;onda di fluorescenza contiene informazioni sottile, ma non meno importante, l&#39;onda; ancora, &egrave; stato in gran parte inesplorata. Qui, si introduce il concetto di interferometria a fluorescenza per consentire la misurazione delle informazioni di fase delle onde di luce fluorescente. In linea di principio, interferometria a fluorescenza pu&ograve; essere considerato una forma unica di interferometria di basso-coerenza ottica che utilizza fluorophores come una sorgente di luce di scarsa coerenza temporale. Interferometria a fluorescenza apre nuove vie per lo sviluppo di nuovo imaging basati sulla luce fluorescente, telerilevamento, che vanno e profilatura metodi che in qualche misura ricordano tecniche interferometriche basate su fonti di luce bianche. Vi proponiamo due realizzazioni sperimentali di interferometria a fluorescenza che rilevare l&#39;interferenza espressi dai campi della fluorescenza. Questo articolo discute la loro capacit&agrave; di misurazione e limitazioni e li confronta con quelli offerti da ottiche basso-coerenza interferometriche schemi. Descriviamo anche le applicazioni di interferometria a fluorescenza per imaging, che vanno e profilatura compiti e presenti evidenze sperimentali di wide-field cross-sectional imaging ad alta risoluzione e grande gamma di profondit&agrave;, nonch&eacute; di analisi quantitativa con precisione nanometrica-livello. Infine, segnaliamo le direzioni di ricerca futura in interferometria a fluorescenza, quali Tomografia di fluorescenza di organismi interi e l&#39;estensione di interferometria molecolare mediante punti quantici e bioluminescenza.

Interferometria a fluorescenza: principi e applicazioni in biologia.

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&#xD615;&#xAD11; &#xAC04;&#xC12D;&#xACC4;: &#xC6D0;&#xB9AC;&#xC640; &#xC0DD;&#xBB3C;&#xD559;&#xC5D0;&#xC11C; &#xC751;&#xC6A9; &#xD504;&#xB85C;&#xADF8;&#xB7A8;.

El uso de la radiaci&#xF3;n fluorescente es de fundamental importancia para hacer frente a problemas de medici&#xF3;n en las ciencias de la vida, con las recientes manifestaciones de sondear los sistemas biol&#xF3;gicos a escala nanom&#xE9;trica. Por lo general, basados &#x200B;&#x200B;en la luz fluorescente herramientas y t&#xE9;cnicas de uso de la intensidad de las ondas de luz, que se mide f&#xE1;cilmente por los detectores. Sin embargo, la fase de una onda de fluorescencia contiene sutil, pero no menos importante, la informaci&#xF3;n sobre la ola, sin embargo, ha sido en gran parte inexplorado. En este caso, se introduce el concepto de la interferometr&#xED;a de fluorescencia para permitir la medici&#xF3;n de la informaci&#xF3;n de fase de las ondas de luz fluorescentes. En principio, la interferometr&#xED;a de fluorescencia puede ser considerado una forma &#xFA;nica de &#xF3;ptica interferometr&#xED;a de baja coherencia que utiliza fluor&#xF3;foros como una fuente de luz de baja coherencia temporal. Interferometr&#xED;a de fluorescencia abre nuevas v&#xED;as para el desarrollo de nueva luz fluorescente basado en im&#xE1;genes, sensores, que van, y perfilar los m&#xE9;todos que hasta cierto punto se asemejan a las t&#xE9;cnicas de interferometr&#xED;a sobre la base de fuentes de luz blanca. Proponemos dos realizaciones experimentales de la interferometr&#xED;a de fluorescencia que detectan el patr&#xF3;n de interferencia emitidos por los campos de fluorescencia. Este art&#xED;culo discute sus capacidades de medici&#xF3;n y las limitaciones y los compara con los ofrecidos por los &#xF3;pticos de bajo esquemas de la coherencia de interferometr&#xED;a. Tambi&#xE9;n se describen las aplicaciones de la interferometr&#xED;a de fluorescencia para formaci&#xF3;n de im&#xE1;genes, que van, y las tareas de perfilado y presentes evidencias experimentales de campo ancho de la secci&#xF3;n transversal de im&#xE1;genes con alta resoluci&#xF3;n y amplia gama de profundidad, as&#xED; como perfiles cuantitativa con precisi&#xF3;n nanom&#xE9;trica nivel. Por &#xFA;ltimo, se&#xF1;alamos las direcciones futuras de investigaci&#xF3;n en la interferometr&#xED;a de fluorescencia, como la tomograf&#xED;a de fluorescencia de la totalidad de organismos y la extensi&#xF3;n a la interferometr&#xED;a molecular por medio de puntos cu&#xE1;nticos y bioluminiscencia.

Fluorescencia de Interferometr&#xED;a: Principios y Aplicaciones de la Biolog&#xED;a

We present a combination of self-interference microscopy with lateral super-resolution microscopy and introduce a novel approach for localizing a single nano-emitter to within a few nanometers in all three dimensions over a large axial range. We demonstrate nanometer displacements of quantum dots placed on top of polymer bilayers that undergo swelling when changing from an air to a water environment, achieving standard deviations below 10 nm for axial and lateral localization.

Three-dimensional nano-localization of single fluorescent emitters.

Photoplethysmography is a well-established technique for the noninvasive measurement of blood pulsation. However, photoplethysmographic devices typically need to be in contact with the surface of the tissue and provide data from a single contact point. Extensions of conventional photoplethysmography to measurements over a wide field-of-view exist, but require advanced signal processing due to the low signal-to-noise-ratio of the photoplethysmograms. Here, we present a noncontact method based on temporal sampling of time-integrated speckle using a camera-phone for noninvasive, widefield measurements of physiological parameters across the human fingertip including blood pulsation and resting heart-rate frequency. The results show that precise estimation of these parameters with high spatial resolution is enabled by measuring the local temporal variation of speckle patterns of backscattered light from subcutaneous skin, thereby opening up the possibility for accurate high resolution blood pulsation imaging on a camera-phone. Camera-phone laser speckle imager along with measured relative blood perfusion maps of a fingertip showing skin perfusion response to a pulse pressure applied to the upper arm. The figure is for illustration only; the imager was stabilized on a stand throughout the experiments.

Laser speckle spatiotemporal variance analysis for noninvasive widefield measurements of blood pulsation and pulse rate on a camera-phone.

Conventional low-magnification phase-contrast microscopy is an invaluable, yet a qualitative, imaging tool for the interrogation of transparent objects over a mesoscopic millimeter-scale field-of-view in physical and biological settings. Here, we demonstrate that introducing a compact, unbalanced phase-shifting Michelson interferometer into a standard reflected brightfield microscope equipped with low-power infinity-corrected objectives and white light illumination forms a phase mesoscope that retrieves remotely and quantitatively the reflection phase distribution of thin, transparent, and weakly scattering samples with high temporal (1.38 nm) and spatial (0.87 nm) axial-displacement sensitivity and micrometer lateral resolution (2.3 μm) across a mesoscopic field-of-view (2.25 × 1.19 mm(2)). Using the system, we evaluate the etch-depth uniformity of a large-area nanometer-thick glass grating and show quantitative mesoscopic maps of the optical thickness of human cancer cells without any area scanning. Furthermore, we provide proof-of-principle of the utility of the system for the quantitative monitoring of fluid dynamics within a wide region.

Quantitative reflection phase mesoscopy by remote coherence tuning of phase-shift interference patterns.

Laser speckle contrast analysis (LASCA) is an established optical technique for accurate widefield visualization of relative blood perfusion when no or minimal scattering from static tissue elements is present, as demonstrated, for example, in LASCA imaging of the exposed cortex. However, when LASCA is applied to diagnosis of burn wounds, light is backscattered from both moving blood and static burn scatterers, and thus the spatial speckle contrast includes both perfusion and nonperfusion components and cannot be straightforwardly associated to blood flow. We extract from speckle contrast images of burn wounds the nonperfusion (static) component and discover that it conveys useful information on the ratio of static-to-dynamic scattering composition of the wound, enabling identification of burns of different depth in a porcine model in vivo within the first 48 h postburn. Our findings suggest that relative changes in the static-to-dynamic scattering composition of burns can dominate relative changes in blood flow for burns of different severity. Unlike conventional LASCA systems that employ scientific or industrial-grade cameras, our LASCA system is realized here using a camera phone, showing the potential to enable LASCA-based burn diagnosis with a simple imager.

Static laser speckle contrast analysis for noninvasive burn diagnosis using a camera-phone imager.

We demonstrate the effectiveness of stimulated Brillouin scattering for background-free Brillouin spectroscopy in scattering media within the biological spectral window. Using two nearly counter-propagating continuous-wave diode laser beams at 780 nm, we acquired transmission stimulated Brillouin point spectra in 10 mm and 500 μm thick Intralipid tissue phantoms with ∼100  μm and ∼16  μm diameter focal points, respectively. Stimulated gain spectra with high signal-to-noise ratio (8.7-30.7 dB) and frequency accuracy (6-72 MHz) were obtained at 20  MHz/10  ms and 20  MHz/100  ms through 0.24-3.36 mean-free paths of tissue phantoms. Our results suggest that stimulated Brillouin gain can be useful for imaging of Brillouin resonances in submillimeter-thick scattering samples.

Alberto Bilenca

Biomedical Engineering Department,
Ilse Katz Institute for Nanoscale Science and Technology

Ben-Gurion University of the Negev

High-speed Continuous-wave Stimulated Brillouin Scattering Spectrometer for Material Analysis

Alberto Bilenca

Biomedical Engineering Department,Ilse Katz Institute for Nanoscale Science and Technology

Ben-Gurion University of the Negev

High-speed Continuous-wave Stimulated Brillouin Scattering Spectrometer for Material Analysis

Biomedical Engineering Department,
Ilse Katz Institute for Nanoscale Science and Technology