DE10065146A1

DE10065146A1 - Verfahren und Anordnung zur nicht-invasiven dreidimensionalen optischen Untersuchung und Therapie der Haut

Info

Publication number: DE10065146A1
Application number: DE10065146A
Authority: DE
Inventors: Karsten Koenig
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 2000-12-22
Filing date: 2000-12-22
Publication date: 2002-07-11

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Anordnung zur nicht-invasiven dreidimensionalen optischen Untersuchung und Therapie der Haut. Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung einer Laseranordnung und eines Verfahrens zur nicht-invasiven, dreidimensionalen optischen Untersuchung mit subzellulärer Auflösung zum Zweck der Diagnostik und Therapiekontrolle sowie zur nicht-invasiven hochpräzisen Bearbeitung von pathologischen Veränderungen der Haut und Hautanhangsgebilden, die für den Einsatz am Patienten geeignet ist. Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren und eine Anordnung gelöst, welche durch die Anwendung in der jeweiligen Tiefe der Haut fokussierter, gepulster Laserstrahlung im nahen Infrarotbereich mit Wellenlängen von 700 nm bis 1200 nm sowie mit Pulsbreiten von weniger als 20 Pikosenkunden gekennzeichnet sind, wobei die Lichtintensität der Pulse für die Untersuchung eine Größenordnung von Gigawatt pro Quadratzentimeter hat, um eine Multiphotonen-Anregung körpereigener Fluorophore bzw. fluoreszierender Bestandteile der Fremdstoffe zu bewirken, während sie zur Bearbeitung eine Größenordnung von Terawatt pro Quadratzentimeter hat, um eine Materialabtragung infolge unmittelbar wirkender, destruktiver Multiphotonenprozesse zu erzielen. Die Erfindung ist vorzugsweise, aber nicht darauf beschränkt, zur Untersuchung und Therapie des Melanoms anwendbar.

Description

Die Erfindung beinhaltet ein Verfahren und eine Anordnung zur nicht- invasiven optischen Untersuchung der Haut und von Hautanhangsgebil den, wie. z. B. Haare und Nägel, sowie zur Therapie dabei festgestellter pathologischer Veränderungen mittels Laserstrahlung.

Vorzugsweise dienen das Verfahren und die Anordnung zur in vivo Un tersuchung von zellulären und subzellulären Strukturen und/oder zur Detektion von Fremdstoffen, wie Arzneimitteln oder kosmetischen Stoffen in der Haut und in Hautanhangsgebilden sowie zur Therapie von Melanomen durch selektive Bearbeitung melaninhaltiger Areale.

Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren und auf eine Anordnung zur nichtinvasiven dreidimensionalen optischen Darstellung von zellulären und subzellulären Strukturen sowie von Fremdstoffen in Haut und Hautanhangsgebilden sowie zur nichtinvasiven optischen Bearbeitung biologischer Strukturen mit hoher Präzision mittels Laserstrahlung.

Die optische Untersuchung von Haut und Hautanhangsgebilden zum Zweck der Diagnostik sowie die Untersuchung der Anreicherung und Pharmakokinetik von Arzneien und kosmetischen Stoffen im Gewebe erfolgt bislang üblicherweise durch eine zweidimensionale Darstellung mittels Visualisierung mit dem Auge oder Kamerasystemen.

Um eine gewissermaßen "dreidimensionale" Untersuchung tieferer Schichten zu ermöglichen, wird im allgemeinen durch einen Arzt eine Gewebeprobe invasiv mechanisch entnommen (Biopsie) und durch geeig nete Schneidvorrichtungen in dünne Scheiben, sogenannte histologische Schnitte, zerlegt. Diese werden dann oftmals bestimmten Färbeprozedu ren unterworfen. Die histologischen Schnitte werden anschließend mit dem Mikroskop in Transmission, Reflexion oder Fluoreszenz beobachtet. Aus diesen Beobachtungen, die üblicherweise durch einen erfahrenen Pathologen vorgenommen werden, kann auf Art und Ausdehnung krank hafter Veränderungen geschlossen werden. Diese Art der Diagnostik nimmt im allgemeinen Stunden und Tage in Anspruch.

Schnellere dreidimensionale Untersuchungen ohne Gewebeentnahme werden durch Ultraschall-Verfahren, die Verwendung ionisierender Strahlung oder starker Magnetfelder und auch durch optische Verfahren ermöglicht.

Optische 3D-Verfahren basieren auf der Absorption oder der Streuung in das Gewebe einfallender Strahlung. Die dreidimensionale nicht-invasive optische Untersuchung wird auch optische Tomographie oder optische Biopsie genannt. Ein derartiges optisches Verfahren mit räumlicher Auf lösung für eine nichtinvasive 3D-Gewebediagnostik ist die Optische Ko härenztomographie (OCT) (z. B.; J. Am. Acad. Dermatol. 37(1997)958; Proc. SPIE 3567(1999)70). Dieses bildgebende Verfahren basiert auf der Interferenz zwischen einem schwachen, vom Objekt remittierten (rückgestreuten bzw. reflektierten) Signal und einem starken Referenzsi gnal. In der britischen Patentanmeldung Nr. 9725014.6 ist eine OCT- Apparatur mit durchstimmbarer Tiefenauflösung für die nichtinvasive op tische Biopsie von Geweben beschrieben. Die Auflösung liegt in Abhän gigkeit von der Bandbreite der verwendeten Lichtquelle typischerweise im Bereich von einigen zehn Mikrometern bis zu einigen Millimetern. Die Aufnahmezeiten liegen im Sekunden- und Minutenbereich. Nachteilig ist auch die Beschränkung der Information auf den Informationsgehalt des schwachen remittierten Signals.

Ein anderes nichtinvasives bildgebendes Verfahren basiert auf photoa kustischen Effekten. Diese werden durch lokale Absorption von optischer Strahlung (z. B. durch Blutgefäße) und damit verbundener geringer Tem peraturerhöhung und Druckwellengeneration erzeugt. Die Druckwellen können an der Gewebeoberfläche nachgewiesen werden. Akustische De tektoren geringer Abmessungen erlauben bei Einstrahlung im nahen infra roten Bereich (NIR) Auflösungen im Bereich von einigen hundert Mikro metern bis zehn Millimeter (z. B. Opt. Lett. 23(1998)648, Appl. Phys. Lett. 75(1999)1058). Das Verfahren ist besonders geeignet, Durchblutungsphänomene zu studieren. Empfindliche Fluoreszenzmessungen, ins besondere zum Studium der stofflichen Zusammensetzung des Gewebes mit zugleich hoher räumlicher Auflösung, sind mit diesen Verfahren nicht möglich.

Bildgebende optische Verfahren zur Analyse von biologischen Geweben höherer räumlicher Auflösung im Bereich von einigen hundert Nanome tern bis einigen Mikrometern beruhen bislang auf der konfokalen Detek tion von Fluoreszenzstrahlung sowie von rückgestreuter Strahlung, soge nannter Remissionsstrahlung. Bei der konfokalen Detektion kommen räumliche Filter, sogenannte Lochblenden oder "Pinholes", zum Einsatz, die eine bevorzugte Detektion von Photonen aus der Fokusebene ermög lichen sollen. Typischerweise werden konfokale Laserscanning-Mikro skope eingesetzt. So wird in der Zeitschrift "Bioimaging" 4(1996)13 vom Einsatz von Laserscanning-Mikroskopen mit Laserwellenlängen von 365 nm und 488 nm berichtet, um Fluoreszenzen im Wellenlängenbereich über 515 nm in der normalen Haut zu detektieren. Dieses sogenannte Fluoreszenzimaging stellt eine sehr sensitive Methode dar, welche die Möglichkeit bietet, neben der Bilddarstellung von morphologischen Strukturen ("morphological imaging") auch eine funktionelle Bilddarstel lung ("functional imaging") (z. B. Funktionalität der Atmungsstoffkette und des Redoxverhaltens durch Fluoreszenzimaging reduzierter Coenzy me) zu ermöglichen. Von großem Nachteil ist jedoch hierbei der Einsatz von kurzwelliger Fluoreszenz-Anregungsstrahlung, da diese aufgrund ho her Absorptions- und Streukoeffizienten nur über eine geringe Eindring tiefe in biologisches Gewebe verfügt.

Um Aussagen aus tieferen Schichten zu erhalten, werden vorteilhafter weise konfokale Mikroskope mit Laserstrahlung im roten oder nahen in fraroten (NIR) Spektralbereich verwendet. Da die Absorption bei Ver wendung von Strahlung geringer Intensität sehr gering ist und eine Fluo reszenz zelleigener Fluorophore nicht effektiv angeregt werden kann, wird lediglich die Remissionsstrahlung detektiert (J. Invest. Dermatol. 104 (1995)946; J. Invest. Dermatol. 113(1999)293; Urology 53(1999)853). Dabei sind schnelle Aufnahmen in Videobildfrequenz möglich (Appl. Opt. 38(1999)2105). Die Detektion der Remissionsstrahlung ermöglicht jedoch nur einen limitierten Informationsgewinn, der lediglich aus Brechzahlun terschieden innerhalb des Gewebes resultiert. Dennoch wurde beobachtet, daß Melanin infolge einer erhöhten Rückstreuung einen hohen Kontrast gegenüber der umliegenden Matrix verursacht und so detektiert werden kann (Journal of Investigative Dermatology 104(1996)946).

Ein genereller Nachteil der konfokalen Detektion von Gewebebestandtei len ist zudem die geringe Photonenzahl, die pro Zeiteinheit durch den räumlichen Filter auf den Detektor gelangt. Zudem ist infolge Mehrfach streuung eine genaue Zuordnung der detektierten Photonen zur Foku sebene nicht möglich.

Ein neueres Verfahren ist die sogenannte Multiphotonen-Laserscanning- Fluoreszenzmikroskopie, bei der durch Zwei- und Dreiphotonenanregung unter Verwendung von Laserstrahlung hoher Lichtintensität im geringen Fokusvolumen eines Mikroskopobjektivs mit Strahlung im Spektralbe reich des Nahen Infrarot (NIR) sichtbare Fluoreszenzen räumlich aufge löst detektiert werden können (Patent US 5.034.613). Im Gegensatz zur konfokalen Mikroskopie wird bei der Multiphotonen-Mikroskopie ein sehr kleines Fluoreszenzanregungsvolumen genutzt. Die detektierten Fluoreszenzphotonen können diesem Volumen zugeordnet werden, womit die Notwendigkeit einer konfokalen Detektion entfällt. Neben der Mes sung der Fluoreszenzintensität, wurde über die Aufnahme zeitaufgelöster Zweiphotonen-angeregter Fluoreszenzen an einzelnen isolierten Zellen auf einem Glasfenster berichtet (J. Microsc. 183(1996)197). Um die er forderlichen hohen Lichtintensitäten zu erreichen, werden typischerweise Femtosekundenpulse hoher Peakleistung, aber moderater, über die Zeit gemittelter mittlerer Leistung eingesetzt. Eine geeignete Laserquelle stellt der Titan-Saphir-Laser hoher Repititionsrate dar. Üblicherweise werden die Fluorophore über einen nicht-resonanten Prozeß angeregt, bei dem im Fall einer Zweiphotonen-Anregung durch simultane Absorption von zwei Photonen die Fluoreszenz induziert wird und jedes Photon die Hälfte der notwendigen Anregungsenergie bereitstellt. Dagegen wurde in Untersu chungen an synthetischem Melanin beschrieben, daß das Pigment über ei nen resonanten Prozeß, einen Zweistufen-Prozeß, mittels NIR-Femtose kundenpulsen angeregt werden konnte. Zudem wurde ein Zweiphotonenangeregtes Autofluoreszenz-Spektrum einer extrahierten Hautprobe mit tels Femtosekundenlaser und Spektrometer beschrieben, was möglicher weise auf einer Melanin-Fluoreszenz basieren könnte (Photochem. Pho tobiol. 73(1999)146). Jedoch emittieren auch andere zelleigene Fluoro phore in diesem Bereich. Eine ortsaufgelöste Messung findet dabei nicht statt. Als Autofluoreszenz wird diejenige Fluoreszenz bezeichnet, die auf der Anregung körpereigener (endogener) Fluorophore basiert.

In den Publikationen Biophys. J. 72(1997)2405 und Ann. N. Y. Acad. Sci. 838(1998)58 wurde berichtet, daß mit Hilfe eines Multiphotonen-Laser scanning-Mikroskops, basierend auf der Einkopplung eines mittels eines Argonionen-Laser gepumpten modensynchronisierten Titan-Saphir-Lasers in ein inverses Mikroskop "Axiovert 35" der Firma Zeiss, die Zweiphotonen-angeregte NADH-Fluoreszenz von Zellen in normaler Haut in vivo räumlich erfaßbar ist. Pathologische Veränderungen der Haut wurden nicht untersucht. Die Anordnung, die auf der Verwendung eines Mikroskops basiert, ist für die in vivo Untersuchung von Patienten zum Zweck der Diagnostik pathologischer Veränderungen nicht geeignet. Eine Bearbeitung von biologischen Strukturen wurde mit dieser Anordnung nicht durchgeführt.

Die Laserbearbeitung von biologischen Strukturen erfolgt im allgemeinen bislang mit Systemen hoher oder mittlerer Laserleistung und mit kontinu ierlich emittierenden (cw) Lasern oder gepulsten Systemen geringer Repititionsrate und einer Pulsdauer von Nanosekunden oder länger. Typi scherweise basiert die Gewebebearbeitung auf thermischen Prozessen oder auf einem oberflächigen Abtragen mit einem Laser geringer Ein dringtiefe, wie den CO₂-Laser oder den im ultravioletten Bereich arbei tenden Excimerlaser. Obwohl durch die Wahl einer Laserwellenlänge und der Pulsdauer in Abhängigkeit vom Absorptionsvermögen und der Tar getgröße eine selektive Zerstörung auch tiefliegender Targets, z. B. Blut gefäße und Melanosomen, erreicht werden kann, ist auch bei dieser so genannten selektiven Thermolyse (Science 220(1983)524) eine hohe Präzision nicht gegeben. Zudem ist die Kombination mit einer 3D- Fluoreszenzdiagnostik zum Zweck der Lokalisation des Targets nicht be kannt.

Ein laserchirurgisches Verfahren hoher Präzision zur Bearbeitung intra zellulärer Strukturen, insbesondere zur Dissektion von Chromosomen, mittels Ultrakurzpulslaser im NIR-Bereich ist dagegen in DE 19 19 345 A1 und in der Publikation Cell. Mol Biol. 45(1999)195 beschrieben wor den. Dieses Verfahren beinhaltet die Bearbeitung von biologischen Nanostrukturen innerhalb einer Zelle und erfaßt nicht den diagnostischen Bereich.

Eine Anordnung zur optischen Mikromanipulation, Analyse und Bearbei tung von Objekten mittels sichtbarer und NIR-Strahlung wurde in DE 197 19 344 A1 beschrieben. Sie zeichnet sich durch eine Umschaltung vom kontinuierlich emittierenden Laserbetrieb (cw-Modus) in den gepulsten Laserbetrieb aus und ist nicht für die Untersuchung und Bearbeitung pa thologischer Veränderungen vorgesehen.

Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung einer Laseranordnung und eines Verfahrens zur nicht-invasiven, dreidimensionalen optischen Unter suchung mit subzellulärer Auflösung zum Zweck der Diagnostik und Therapiekontrolle sowie zur nichtinvasiven hochpräzisen Bearbeitung von pathologischen Veränderungen der Haut und Hautanhangsgebilden, die für den Einsatz am Patienten geeignet ist und welche auch die Unter suchung der Anreicherung und Pharmakokinetik von Arzneien und kos metischen Substanzen in biologischen Geweben erlaubt und insbesondere die dreidimensionale Lokalisation von Melanomen und deren gezielte nicht-invasive Zerstörung ohne Beeinträchtigung benachbarter nicht- pigmentierter Gewebeareale ermöglicht.

Diese Aufgabe wird durch die in den Patentansprüchen beschriebene Er findung gelöst.

Das erfindungsgemäße Verfahren und die erfindungsgemäße Anordnung sind geeignet, eine nichtinvasive dreidimensionale "optische Biopsie" ho her Auflösung zum Zweck der Diagnostik und der Therapiekontrolle zu erstellen sowie die Anreicherung und Pharmakokinetik von Arzneien und kosmetischen Substanzen im Gewebe zu untersuchen. Sie eignen sich auch für die Erkennung sowie die genaue Lokalisation und Ausdehnung von pathologischen Veränderungen von Haut und Hautanhangsgebilden, wie z. B. Melanom, Psoriasis, Pigmentstörungen, Fremdkörpereinlagerun gen, Wunderkrankungen, Akne, Pilz- und bakteriellen Erkrankungen. Zu dem ermöglichen die Anordnung und das Verfahren eine nicht-invasive Gewebebearbeitung hoher Präzision einschließlich der Inaktivierung ein zelner multizellulärer Gewebebereiche und einzelner Zellen. Die Bearbei tung kann auch im Inneren von Geweben ohne Beeinträchtigung umlie gender Gewebepartien und ohne Zerstörung der Gewebeoberfläche erfol gen. Das Verfahren und die Anordnung sind insbesondere geeignet, Me lanome geringer Ausdehnung zu erkennen und mit hoher räumlicher Auf lösung zu lokalisieren sowie selektiv, unmittelbar und irreversibel zu schädigen.

Erfindungsgemäß wird zur nicht-invasiven optischen 3D-Diagnostik und Bearbeitung pathologischer Gewebeveränderungen fokussierte Strahlung im Spektralbereich von 700 nm bis 1200 nm, bestehend aus Femtosekun den-Pulsen oder Pikosekunden-Pulsen einer in Abhängigkeit von der Gewebetiefe, dem Pigmentierungsgrad und dem Bestrahlungsziel (Diagnostik oder Bearbeitung) geeignet veränderbaren Pulsleistung, ein gesetzt, die bei Lichtintensitäten in der Größenordnung von Gigawatt pro Quadratzentimeter nichtresonante und resonante Multiphotonen- Fluoreszenzanregungen spezifischer endogener Fluorophore, insbesondere Melanin, hervorrufen, die in Kombination mit einer Scanningeinheit und verstellbarer Fokusebene ein dreidimensionales Imaging von Gewebe ermöglichen, und anhand der räumlichen Anordnung der Autofluoreszenz- Intensität und der Autofluoreszenz-Lebensdauer eine Unterscheidung von bestimmtem pathologischen und gesunden Gewebe sowie der Wirkung von Pharmaka und kosmetischen Stoffen ermöglichen, eine Fluoreszenzanregung bestimmter Substanzen in den Pharmaka und kos metischen Stoffen hervorrufen, sowie durch Pulsleistungerhöhung und einer Intensität in der Größenordnung von Terawatt pro Quadratzentime ter eine selektive unmittelbare Zerstörung einzelner Zellen und einzelner Gewebeareale ermöglicht, ohne umgebende Gewebeareale irreversibel zu schädigen.

Erfindungsgemäß kommt eine Anordnung zur Diagnostik und Bearbeitung zum Einsatz, die aus einem kompakten Femtosekunden-Laser oder Piko sekunden-Laser mit einer Laserwellenlänge im Bereich 700 nm bis 1200 nm, einem Strahlführungssystem in Form eines optischen Gelenkarmes mit reflektierenden Elementen, einem speziellen Handstück mit Scanner und fokussierender Optik der numerischen Apertur größer 0,4 und moto risch verstellbarer Fokusebene, einem in Abhängigkeit von der Gewebe tiefe, dem Pigmentierungsgrad und dem Bestrahlungsziel (Diagnostik oder Bearbeitung) motorisch verstellbaren Strahlabschwächer, einem per Fuß schalter bedienbaren Schaltelement, verschiedenen Detektoren und Opti ken sowie einer Steuer-, Kontroll- und Auswerteeinheit besteht.

Überraschenderweise wurde in eigenen Forschungen gefunden, daß durch Multiphotonenanregung mittels 800 Nanometer-Femtosekunden-Laserim pulsen von endogenen (zelleigenen) Fluorophoren im normalen und pathologischen Gewebe deutliche Unterschiede auftreten, die für eine nichtinvasive Diagnostik hoher räumlicher Auflösung genutzt werden können. Insbesondere konnte bei der dreidimensionalen optischen Unter suchung von Melanomen, das Pigment Melanin durch von Multiphotonen angeregte Autofluoreszenz mit hoher Auflösung auch in der Gewebetiefe selektiv detektiert werden. Zudem war der Nachweis von Pharmaka und von kosmetischen Erzeugnissen in der Haut sowie deren Auswirkungen im Gewebe mit subzellulärer Auflösung möglich.

Interessanterweise wurde beobachtet, daß durch eine geeignete Erhöhung der Laserintensität bei gleicher Wellenlänge und Pulsdauer erreicht wer den konnte, daß Zerstörungseffekte nur in den melaninhaltigen Gewebe bereichen auftraten, nicht jedoch in den umgebenden nicht-pigmentierten Zellen. Durch eine geeignete Lichtintensitäts-Einstellung konnte in Kom bination mit einer Scanning-Einrichtung, die ein Abrastern des Gewebes mit dem fokussierten Laserstrahl ermöglichte, an einem extrahierten Me lanom demonstriert werden, daß eine selektive zelltoxische Wirkung im Gewebeinneren erreicht werden konnte, wobei pigmentierte Zellen unmit telbar zerstört und nicht-pigmentierte Zellen ungeschädigt belassen wur den. Wurde die Laserintensität weiter erhöht, konnten auch nicht-pigmen tierte Zellen unmittelbar irreversibel geschädigt und Zellmaterial abgetragen (ablatiert) werden. Wurde der Strahl nur auf eine Zelle innerhalb ei nes Gewebeverbandes gerichtet, konnte diese eine Zelle selektiv zerstört werden, ohne umliegende Zellen irreversibel zu schädigen.

Dem Destruktionsprozeß liegt ein sogenannter optischer Durchbruch und Plasmabildung zugrunde, bei dem durch Multiphotonen-Ionisation freie Elektronen und Biomolekül-Ionenrümpfe erzeugt werden. Dieser Prozeß kann für eine Materialablation genutzt werden. Da bei Verwendung von Fokussieroptik hoher numerischer Apertur nur in dem Zentralteil des Submikrometer-Beleuchtungspots ausreichende Laserintensitäten zur Verfügung stehen, kann die selektive hochpräzise Bearbeitung ohne Beinträchtigung benachbarter Gewebeareale ermöglicht werden. Da of fenbar die Schwelle für den optischen Durchbruch vom Pigmentierungs grad abhängt, können melaninhaltige Zellen auch bei einem gleichmäßi gen Abrastern des Gewebes selektiv zerstört werden. So wird ein selekti ves, nichtinvasives "Knocking-out" von einzelnen Melanom-Zellen möglich.

Die Erfindung wird nachstehend an Ausführungsbeispielen näher erläu tert. Von den beigefügten Abbildungen bzw. Zeichnungen illustrieren die Fig. 1 bis 6 das erfindungsgemäße Verfahren und dessen Wirksamkeit sowie die Fig. 7 und 8 zwei Ausführungsformen der erfindungsgemäßen Anordnung:

Die Abb. 1A und 1B zeigen Autofluoreszenzaufnahmen von normaler Haut eines gesunden Probanden aus 15 µm (A) und 45 µm (B) Gewebe tiefe mit Submikrometerauflösung.

Abb. 2 zeigt Autofluoreszenz-Aufnahmen der Haut eines Patienten mit einer Pilzerkrankung am Vorderarm.

Die Abb. 3A und 3B zeigen die Autofluoreszenz eines Melanoms in ver schiedener Gewebetiefe.

Die Abb. 4A und 4B von Kryostatschnitten eines Melanoms in Transmis sion (A) und Autofluoreszenz (B) demonstrieren deutlich die dominante Melanin-Fluoreszenz in den pigmentierten Bereichen gegenüber der Au tofluoreszenz pigmentfreier Gewebeareale.

Fig. 5 zeigt beispielhaft Fluoreszenzabklingkurven von melaninhaltigem Gewebe im Vergleich zu pigmentfreiem Gewebe.

Die Abb. 6A und 6B zeigen die irreversible Schädigung melaninhaltiger Gewebebereiche durch intensive Femtosekunden-Laserimpulse.

Fig. 7 zeigt eine Ausführungsform der erfindungsgemäßen Anordnung.

Fig. 8 zeigt eine Abwandlung der Ausführungsform von Fig. 7.

Die Abb. 1 und 2 verdeutlichen, daß eine Unterscheidung von gesundem Gewebe und pathologischem Gewebe anhand der räumlichen Verteilung der Autofluoreszenz-Intensität möglich ist. Die Autofluoreszenz im sicht baren Spektralbereich wurde durch Einstrahlung von 170 Femtosekunden- Laserimpulsen der NIR-Wellenlänge von 800 nm, einer Pulsfolgefrequenz von 80 MHz und einer mittleren Leistung an der Hautoberfläche im Be reich von 1 mW bis 2 mW an der Oberfläche und bis zu 50 mW in der Gewebetiefe zunächst an Haut und Hautanhangsgebilden eines gesunden Probanden angeregt und mit einer Bildaufnahmezeit von 16 Sekunden bildgebend dreidimensional dargestellt. Die Strahlung wurde durch Fo kussierungsoptik mit einem Arbeitsabstand größer 150 µm in verschiede ne Schichten der Haut fokussiert und die Pulsleistung mit zunehmender Gewebetiefe erhöht. Wie aus der Fig. 1 ersichtlich ist, welche die Au tofluoreszenz normaler Haut in einer Gewebetiefe von 15 µm (Abb. 1A) und 45 µm (Abb. 1B) darstellt, können mit subzellulärer Auflösung ein zelne Zellen und fluoreszierende Zellbestandteile in verschiedenen Schichten der normalen Haut detektiert werden. Insbesondere wurde die Fluoreszenz der Koenzyme NAD(P)H und Flavin angeregt. Deutlich sind die einzelnen Zellen einschließlich der nicht-fluoreszierenden Zellkerne zu erkennen. Typische durch 800 nm angeregte Fluorophore sind die re duzierten Koenzyme NADH und NADPH, sowie Flavine, Kollagen, Elastin, Keratin, Lipofuszin, metallfreie und zinkhaltige Porphyrine. Wäh rend im Stratum corneum die Zellgrenzen eine deutliche Autofluoreszenz zeigen, fluoreszieren in darunterliegenden Schichten vorwiegend Zellor ganellen, insbesondere Mitochondrien, sowie Bindegewebsbestandteile.

Pathologische Veränderungen führen zu deutlich verschiedenen Au tofluoreszenzaufnahmen, wie die Abb. 2 anhand eines Patienten mit einer Pilzerkrankung am Unterarm, demonstriert. Neben den bekannten mor phologischen Änderungen des Stratum corneums konnten überraschen derweise in diesem Krankheitsfall eine auffällige Autofluoreszenz im Zentralteil der Zellen beobachtet werden, die eine deutliche Abgrenzung von umgebendem Normalgewebe ermöglichte.

Nicht nur morphologische Änderungen von Gewebestrukturen und eine unterschiedliche Biosynthese von endogenen Fluorophoren können für die verschiedenen Autofluoreszenzen von bestimmten pathologischen Geweben und gesundem Gewebe verantwortlich sein, sondern auch Un terschiede im Stoffwechselzustand und im intrazellulären Redoxverhalten. Diese können zum Beispiel durch Detektion der am Atmungsstoffwechsel wesentlich beteiligten Koenzyme NADH und NADPH erfaßt werden, die nur im reduzierten, nicht aber im oxidierten Zustand (NAD, NADP) fluoreszieren und deren Detektion ein "functional imaging" ermöglichen.

Die intensive NIR-Fluoreszenzanregungsstrahlung im Femtosekundenbe reich kann zudem für die Untersuchung von Haarwurzeln, Pilzbefall von Nägeln, die Detektion von porphyrinproduzierenden Bakterien - wie z. B. Propionibacterium acnes- sowie von anormaler Akkumulation von Kera tin, Kollagen und Elastin genutzt werden.

Intrazelluläres Melanin konnte bei Verwendung einer Wellenlänge von 800 nm mit deutlich geringeren Pulsleistungen zur Fluoreszenz angeregt werden als andere endogene Fluorophore, wie NADH und Flavine. Durch eine geeignete Einstellung der Pulsleistung, konnte eine nahezu selektive Darstellung des Melanins im pigmentierten Gewebe ermöglicht werden. Mittels 3D-Imaging der Fluoreszenzintensität konnte der pigmentierte Be reich von dem nicht-pigmentierten Gewebearealen mit subzellulärer Auf lösung deutlich abgegrenzt werden. Die Abb. 3A und 3B zeigen fluoreszierende Melanin-Cluster in verschiedenen Gewebetiefen eines Melanoms (SSM = superficial spreading melanom), die durch Anregung mit 170 Femtosekunden-Laserpulsen einer mittleren Wellenlänge von 800 nm er stellt wurden.

Die Abb. 4, welche Kryoschnitte dieses extrahierten Melanoms in Transmission (A) und Fluoreszenz (B) zeigt, belegt, daß die nichtlinear angeregte Fluoreszenz bevorzugt aus den melaninhaltigen Gewebsberei chen stammt und sich deutlich von der umgebenden Autofluoreszenz pigmentfreier Zellen unterscheidet.

Eine andere Form der Unterscheidung von pathologischem und gesundem Gewebe ist durch die 3D-Darstellung der Fluoreszenzlebensdauer gegeben. Die Fluoreszenzlebensdauer beschreibt die mittlere Zeit, die das Molekül nach Lichtabsorption im elektronisch angeregten Zustand ver weilt. Da eine Vielzahl von Molekülen angeregt wird, beschreibt der zeitliche Verlauf der Fluoreszenzintensität nach Absorption des Laserpul ses ein molekültypisches statistisches Abklingverhalten, aus dem die Fluoreszenzlebensdauer bestimmt werden kann. Mit Hilfe der sogenann ten zeitkorrelierten Einzelphotonenzählung (TCSPC), bei dem die einzel nen Fluoreszenzphotonen in Abhängigkeit von der Zeit nach Auftreffen des Laserpulses mittels schnellem Detektor registriert werden, wurden Melanome im Vergleich zum Nomalgewebe vermessen. Wie aus Fig. 5 ersichtlich, weist melaninhaltiges Gewebe interessanterweise ein deutlich unterschiedliches Abklingverhalten als nicht-pigmentiertes Gewebe auf. Durch die räumlich-aufgelöste Aufnahme der Fluoreszenzabklingkurven bzw. die räumlich-aufgelöste Darstellung der mittleren Lebensdauer kön nen somit auch mit diesem Kontrastverfahren die melaninhaltigen- Bereiche deutlich von den pigmentfreien Arealen unterschieden werden.

Die Applikation von fluoreszierenden Pharmaka und kosmetischen Sub stanzen konnte ebenfalls mit hoher Auflösung im Gewebe nachgewiesen werden und ermöglichte die Erfassung des Diffusionsverhaltens und des intrazellulären Anlagerungsverhaltens. So wurde mittels 800 nm Femtose kundenpulse die 3D-Verteilung des topisch verabreichten DNA-Markers Hoechst 33342 und die Biosynthese des Fluorophors Protoporphyrin IX nach topischer Applikation von Aminolävulinsäure im Tumorgewebe ei ner Maus erfaßt. Aber auch nichtfluoreszierende Stoffe konnten indirekt, z. B. aufgrund ihrer Wirkung auf den Zellmetabolismus oder durch mor phologische Zellen, anhand der 3D-Autofluoreszenz detektiert werden. So führt die Anfeuchtung der Haut zu einem Aufquellen von Volumen strukturen im Stratum corneum. Die detektierbaren Autofluoreszenz- Veränderungen in den einzelnen Zellschichten weisen insbesondere auf vertikale Zellvergrößerungen im Stratum corneum hin. Diese Volumenän derungen konnten durch Autofluoreszenzaufnahmen zeitabhängig erfaßt werden.

Die Abb. 6 demonstriert das "Knocking out" einer einzelnen Tumorzelle innerhalb eines Gewebeverbandes mittels intensiver Femtosekundenpulse im Bereich um 3 TW/cm²-4 TW/cm². Zunächst wurde bei einer gerin geren Intensität durch Zweiphotonenanregung nichtinvasiv die Melanin- Fluoreszenz dreidimensional in einzelnen Tumorzellen dargestellt, dann der Laserstrahl auf die zu zerstörende Targetzelle "geparkt" und durch Erhöhung der Leistung die melaninhaltigen Zellen innerhalb des Gewe beverbandes unmittelbar irreversibel zerstört. Die Zerstörung war an schließend durch multiphotonenangeregtes Fluoreszenzimaging sichtbar. Umgebende Zellen zeigten kein verändertes Fluoreszenzverhalten oder morphologische Veränderungen.

Erfindungsgemäß wird eine Anordnung zur nicht-invasiven optischen in vivo 3D-Diagnostik und -Bearbeitung pathologischer Gewebeveränderun gen eingesetzt, welche Strahlung in einem Spektralbereich von 700 nm bis 1200 nm und einer Pulsdauer im Femtosekunden- oder Pikosekunden- Bereich zur Anregung von Multiphotonen-Effekten nutzt, eine effiziente Übertragung der Laserstrahlung ohne den Nachteil der Pulsverbreiterung durch den Einsatz eines optischen Gelenkarmes mit reflektierender Optik ermöglicht, eine Schaltvorrichtung zur Erhöhung der Pulsleistung mit zu nehmender Gewebetiefe sowie beim Wechsel vom Modus der Diagnostik in den Modus der Gewebebearbeitung vorsieht, eine Fokussierungeinheit der numerischen Apertur größer 0,4 und motorisch verstellbarer Fokus ebene sowie ein Strahlführungssystem aufweist, das sowohl eine gezielte punktuelle Bestrahlung als auch das Abrastern des zu untersuchenden und zu bearbeitenden Gewebeareals ermöglicht, und Fluoreszenzdetektoren beinhaltet, die eine räumlich hochauflösende Darstellung der Fluoreszenz intensität und/oder der Fluoreszenzlebensdauer ermöglichen. Im Gegen satz zu der Verwendung von Lichtleitern und Linsensystemen, die bei Transmission ultrakurzer Pulse infolge optischer Dispersion zu signifikan ten Pulsverbreiterungen führen können, ermöglicht der Einsatz von opti schen Gelenkarmen mit reflektierenden Elementen eine effiziente Über tragung in alle Raumrichtungen ohne wesentliche Pulsverbreiterung.

Im folgenden wird eine Ausführungsform der erfindungsgemäßen Anord nung anhand der schematischen Fig. 7 näher erläutert.

Die erfindungsgemäße Anordnung besteht aus einem kompakten 80 MHz Femtosekundenlaser 1 mit einem in x- und y-Richtung verstellbaren Ad apter 2, dessen NIR-Strahlung, bevorzugt Strahlung der Wellenlänge 800 nm, über einem optischen Gelenkarm 3 mit reflektierenden Elemen ten eine effiziente Übertragung der Laserpulse ohne Pulsverbreitung er möglicht. Am ersten reflektierenden Element des Gelenkarmes befindet sich eine abnehmbare Kappe 4, die durch Visualisierung des durch das reflektierende Element transmittierten geringen Strahlanteils eine einfache Justage des Gelenkarmes ermöglicht.

Am Ende des Gelenkarmes 3 ist ein Handstück 5 montiert, welches einen Scanner 11 mit einer Scanneroptik 10 enthält, der wahlweise eine punk tulle Bestrahlung ("Parken" des Strahls auf ein gewünschtes Gewebea real), ein Abrastern einer Region of Interest (ROI) und das Abrastern entlang einer einzelnen Linie ("Line-Scan") ermöglicht. Weitere Bestand teile des Handstückes sind ein Strahlaufweiter 6, ein motorisch verstellba rer Strahlabschwächer 9, beispielsweise in Form eines drehbaren Polarisa tors, eine mittels Piezoelementes 13 motorisch entlang der optischen Ach se verstellbare Fokussierungsoptik 14 mit einer numerischen Apertur grö ßer 0,4, bevorzugt 1,3 sowie ein erster und ein zweiter Strahlteiler 12 bzw. 19. Diese Strahlteiler 12 bzw. 19 sind beispielsweise dichroitische Spiegel, welche jeweils NIR-Strahlung reflektieren und sichtbare Strah lung transmittieren lassen und somit eine Messung der Fluoreszenz durch Transmission durch beide Strahlteiler 12 bzw. 19 an einem Detektor 25 sowie eine Messung von geringen Anteilen der Remissionsstrahlung durch den Strahlteiler 12 transmittierten, jedoch am Strahlteiler 19 reflek tierten Strahlung an einem Detektor 20 ermöglichen. Der Detektor 25 mit einer Spezialoptik 23 sowie einem Einschub 24 für Spektralfilter ist bei spielsweise ein empfindlicher Photomultiplier zur Messung der Fluores zenzintensität und der Fluoreszenz-Abklingkinetik in einem durch einen gegebenen Spektralfilter im Einschub 24 bestimmten Spektralbereich, während als Detektor 20 günstigerweise eine Photodiode Verwendung findet. Beide Detektoren 20 und 25 ermöglichen ebenfalls die Messung des während der Bearbeitung auftretenden Plasmaleuchtens. Zudem be findet sich ein mechanisch einschiebbarer Strahlteiler 21 sowie eine mi niaturisierte Weißlichtquelle 22 einschließlich Optik im Handstück 5, um Abbildungen mittels Weißlicht zu ermöglichen. Weiterhin enthält das Handstück 5 eine Meßdiode 29 zur Erfassung der momentanen Laserlei stung durch Messung eines an einer Glasplatte 28 reflektierten sehr gerin gen Anteiles derselben sowie zur Triggerung des Photomultipliers 25. Unmittelbar unterhalb der Fokussierungsoptik 14 befindet sich eine me chanische Vorrichtung 15 mit einem Ring 16 zur Aufnahme eines runden Spezialglas-Fensters, an welches das zu untersuchende Gewebeareal an gedrückt wird. Das Spezialglas mit einer bevorzugten Dicke von 0,17 mm ist leicht auswechselbar und dient zudem als Optikschutz. Das zu unter suchende bzw. zu therapierende Organ als Target ist vorteilhafter Weise mit einem speziellen Targethalter (z. B. einem Armhalter) unterhalb der Vorrichtung 15 fixiert.

Die Kontrolle der Annäherung des Gewebeareals an den Ring 16 mit dem Fenster erfolgt mittels einer Miniatur-Beleuchtungsquelle 17 und einer Miniatur-CCD-Kamera 18.

Die Variation der Pulsleistung kann sowohl durch individuelle Ansteue rung des Abschwächers 9, insbesondere im Fall der Materialbearbeitung, bevorzugt jedoch durch automatische Steuerung in Abhängigkeit von der Position der Fokussierungsoptik 14 und der Signalhöhe des remittierten Signals am Detektor 20 für die tiefenaufgelöste 3D-Diagnostik, die Loka lisation sowie Bearbeitung des Targets erfolgen. Sowohl die Position der motorisch gesteuerten Fokussierungsoptik 14 als auch die Signalhöhe ermöglichen den Rückschluß auf die Fokusebene innerhalb des zu untersu chenden bzw. zu bearbeitenden Gewebeareals. Typischerweise erfordert die Messung der Autofluoreszenz mit hohem Signal-Rausch-Verhältnis in 100 µm Tiefe eine etwa 10 mal höhere Pulsleistung als an der Oberfläche.

Die Ansteuerung des Lasers 1, des Scanners 11, des Piezoelementes 13, des Filtereinschubes 24, der Detektoren 20 und 25 bzw. der CCD-Kamera 18 sowie die Signalerfassung erfolgt mittels PC 26 mit spezieller Hard ware und Software, die im Fall der zeitaufgelösten Messung mittels der sogenannten zeitkorrelierten Einzelphotonenzählung (TCSPC) auch einen Time-Amplitude-Converter (TAC) enthält. Mittels geeigneter Software erfolgt die Signalverarbeitung. Diese kann prinzipiell auch einen automa tischen Vergleich des gemessenen Bildes mit einer abgespeicherten Bi bliothek, die Autofluoreszenz-Aufnahmen normaler und pathologisch ver änderter Haut enthält, ermöglichen und so abnorme Zell- und Gewebsver änderungen automatisch lokalisieren. Die spezielle Software ermöglicht die Signalspeicherung und Signalauswertung, insbesondere die 3D- Bildauswertung, die Erstellung von Fluoreszenz-Abklingcharakteristiken und Fluoreszenz-Lebensdauer-Berechnungen. Zudem erstellt die Software 3D-Animationen. Auf einem Flachbildschirm 27 werden nach der Bild verarbeitung die Fluoreszenzsignale sowie das während der optischen Be arbeitung auftretende Plasmaleuchten sowie im Bedarfsfall die remittier ten Strahlanteile dargestellt. Ein Fußschalter 8 gewährleistet durch Frei gabe eines Verschlusses 7 den Laserbetrieb aus Sicherheitsgründen nur bei Bedienung desselben.

Fig. 8 zeigt eine Abwandlung der Anordnung nach Fig. 7, wobei unter Beibehaltung der jeweiligen Funktion eine Vielzahl der optischen und op tisch-elektronischen Elemente, wie der Strahlaufweiter 6, der motorisch verstellbare Strahlabschwächer 9, der Scanner 11 mit der Scanneroptik 10, der optische Verschluß 7, die Glasplatte 28 sowie die Meßdiode 29 in den optischen Gelenkarm 3 integriert sind, während zweckmäßigerweise die Detektoren 20 und 25, die Strahlteiler 12, 19 und 21, die Spezialoptik 23, der Filtereinschub 24 sowie die Weißlichtquelle 22 im nunmehr mit 30 bezeichneten Handstück verbleiben.

Bezugszeichenliste

1

Kompaktlaser

2

Adapter mit x,y-Verstellung

3

optischer Gelenkarm mit reflektierenden Elementen

4

abnehmbare Kappe

5

Handstück

6

Strahlaufweiter

7

optischer Verschluß zur Freigabe der Laserstrahlung

8

Fußschalter

9

motorisch verstellbarer Strahlabschwächer

10

Scanneroptik

11

Scanner

12

erster Strahlteiler

13

Piezoelement

14

Fokussierungsoptik

15

mechanische Vorrrichtung

16

Ring zur Aufnahme eines Spezialglas-Fensters

17

Miniatur-Beleuchtungsquelle

18

Miniatur-CCD-Kamera

19

zweiter Strahlteiler

20

Detektor zur Messung der Remission (Photodiode)

21

mechanisch einschiebbarer Strahlteiler

22

Weißlichtquelle

23

Spezialoptik

24

Einschub für Spektralfilter

25

Detektor zur Messung der Fluoreszenz und des Plasmaleuchtens (Photomultiplier)

26

PC mit spezieller Hardware und Software

27

Flachbildschirm

28

Glasplatte

29

Meßdiode

30

Handstück

Claims

1. Verfahren zur nicht-invasiven dreidimensionalen optischen Untersu chung der Haut sowie zur Therapie dabei festgestellter pathologi scher Veränderungen, vorzugsweise zur in vivo Untersuchung von zellulären und subzellulären Strukturen und/oder zur Detektion von Fremdstoffen, wie Arzneimitteln oder kosmetischen Stoffen, in der Haut und in Hautanhangsgebilden sowie zur Diagnose und Therapie von Melanomen durch selektive Bearbeitung melaninhaltiger Areale mittels Laserstrahlung, gekennzeichnet durch die Anwendung in der jeweiligen Tiefe der Haut fokussierter, gepulster Laserstrahlung im nahen Infrarotbereich mit Wellenlängen von 700 nm bis 1200 nm sowie mit Pulsbreiten von weniger als 20 Pikosekunden, wobei die Lichtintensität der Pulse für die Untersuchung eine Größenordnung von Gigawatt pro Quadratzentimeter hat, um eine Multiphotonen- Anregung körpereigener Fluorophore bzw. fluoreszierender Be standteile der Fremdstoffe zu bewirken, während sie zur Bearbeitung eine Größenordnung von Terawatt pro Quadratzentimeter hat, um eine Materialabtragung infolge unmittelbar wirkender, destruktiver Multiphotonenprozesse zu erzielen.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zum Zweck der dreidimensionalen kontrastreichen Untersuchung die Pulsleistung mit der Fokussierung zunehmender Gewebetiefe erhöht wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß durch die Wahl der Laserwellenlänge und der Lichtintensität im Be reich von Gigawatt pro Quadratzentimeter bevorzugt melaninhaltige Gewebeareale durch Detektion der multiphotonenangeregten Mela nin-Fluoreszenz dargestellt und für eine Melanom-Diagnostik ver wendet werden.

4. Verfahren einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß durch eine geeignete Wahl der Lichtintensität, die höher als die unter Anspruch 3 zur Anwendung kommenden Lichtintensität ist und im Bereich von ein bis zwanzig Terawatt pro Quadratzentimeter liegt, ein durch die Untersuchung selektiertes Gewebeareal irrever sibel geschädigt wird, ohne jedoch umgebende, nicht selektierte Gewebeareale irreversibel zu schädigen.

5. Anordnung zur nicht-invasiven dreidimensionalen optischen Unter suchung der Haut sowie zur Therapie dabei festgestellter pathologi scher Veränderungen, vorzugsweise zur in vivo Untersuchung von zellulären und subzellulären Strukturen und/oder zur Detektion von Fremdstoffen, wie Arzneimitteln oder kosmetische Stoffen, in der Haut und in Hautanhangsgebilden sowie zur Diagnose und Therapie von Melanomen durch selektive Bearbeitung melaninhaltiger Areale mittels Laserstrahlung, dadurch gekennzeichnet, daß sie einen kom pakten gepulsten Laser (1), einen optischen Gelenkarm (3) mit re flektierenden Elementen zur Übertragung der Laserpulse ohne merkliche Pulsverbreiterung zu einem auf der Haut zu führenden Handstück (5, 30), eine motorisch angesteuerte Optik (14) zur Fo kussierung der Strahlung in verschiedenen Tiefen der Haut bzw. der Hautanhangsgebilde sowie eine Vorrichtung (9) zur Einstellung der Lichtintensität in Abhängigkeit vom Untersuchungs- oder Therapie- Modus sowie von der Tiefe der Fokussierung aufweist.

6. Anordnung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung zur Einstellung der Lichtintensität ein motorisch ge steuerter Strahlabschwächer (9) ist.

7. Anordnung nach Anspruch 5 oder 6, dadurch gekennzeichnet, daß sie einen Scanner (11) zum Abrastern des bestrahlten Bereiches in drei Dimensionen aufweist.

8. Anordnung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der Scanner (11) für eine punktuelle Bestrahlung, ein Abrastern entlang einer Linie sowie ein flächenhaftes Abrastern eines Gewebeareals mittels fokussiertem Laserstrahl eingerichtet ist.

9. Anordnung nach einem der Ansprüche 5 bis 8, dadurch gekenn zeichnet, daß sie weiterhin ein System von Detektoren (20, 25) und Filtern (24) aufweist, welches die Fluoreszenzintensität bzw. das Fluoreszenzabklingverhalten in einem wählbaren Spektralbereich räumlich, spektral und zeitlich aufgelöst zu detektieren vermag.

10. Anordnung nach einem der Ansprüche 6 bis 9, dadurch gekenn zeichnet, daß die motorisch fokussierte Optik (14) eine numerische Apertur größer 0,4 hat.

11. Anordnung nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, daß ein Detektor (25) eingesetzt ist, welcher eine multiphotonen angeregte Fluoreszenzstrahlung erfaßt.

12. Anordnung nach einem der Ansprüche 9 bis 11, dadurch gekenn zeichnet, daß der Detektor (25) zur zeitaufgelösten Erfassung des Fluoreszenz-Abklingverhaltens eine Zeitauflösung im Pikosekun denbereich aufweist.

13. Anordnung nach einem der Ansprüche 9 bis 12 dadurch gekenn zeichnet, daß die Detektoren (20, 25) das während der Materialab tragung auftretende Plasmaleuchten zu erfassen vermögen.

14. Anordnung nach einem der Ansprüche 5 bis 13, dadurch gekenn zeichnet, daß sie einem mittels Fußschalter (8) bedienbaren opti schen Verschluß (7) zur Freigabe der Laserstrahlung aufweist.

15. Anordnung nach einem der Ansprüche 5 bis 14, gekennzeichnet durch einen Rechner (26) zur Signalspeicherung und -auswertung.

16. Anordnung nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß der Rechner (26) zur 3D-Bildauswertung sowie zur Erstellung von Fluoreszenz-Abklingcharakteristiken und von Fluoreszenz- Lebensdauer-Berechnungen eingerichtet ist.

17. Anordnung nach den vorstehenden Ansprüchen 5 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß unter Beibehaltung der jeweiligen Funktion ei ne Vielzahl der genannten optischen und optisch-elektronischen Elemente, wie der Strahlaufweiter (6), der motorisch verstellbare Strahlabschwächer (9), der Scanner (11) mit der Scanneroptik (10), der optische Verschluß (7), die Glasplatte (28) sowie die Meßdiode (29) in den optischen Gelenkarm (3) integriert sind, während sich zweckmäßigerweise die Detektoren (20) und (25), die Strahlteiler (12, 19 und 21), die Spezialoptik (23), der Filtereinschub (24) so wie die Weißlichtquelle (22) in einem Handstück (30) befinden.