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Die
Erfindung bezieht sich auf ein CARS-Endoskop mit einer Lasereinrichtung,
die Beleuchtungsstrahlung, aufweisend Pump-Strahlung und Stokes-Strahlung
abgibt, und einem Endoskopkopf, der eine Scaneinrichtung sowie eine
Endoskopoptik aufweist, die die Beleuchtungsstrahlung scannend in einen
Probenraum fokussiert und durch die Beleuchtungsstrahlung erzeugte
und aus dem Probenraum rückgestreute CARS-Strahlung aufnimmt
und zu einer Detektoreinrichtung leitet.
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Entwicklungen
in der nichtlinearen Laser-Mikroskopie haben es ermöglicht,
molekulare Spezies anhand ihrer charakteristischen Schwingungszustände
durch den Einsatz der kohärenten anti-Stokes'schen Ramanstreuung
(CARS = coherent anti-Stokes Raman scattering) mit hoher Ortsauflösung
zu identifizieren. Die Veröffentlichung Volkmer A.
et al., J. Phys. D, 2005, 38, R59–R81, schildert
ein entsprechendes CARS-Mikroskop.
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Der
physikalische Ablauf des CARS-Prozesses ist schematisch in
2 der
DE 10 2006 044 422 A1 gezeigt.
Mittels einer Pumpstrahlung wird ein Molekühl aus einem
Grundzustand in einen Zwischenzustand angeregt. Durch kohärente
Wellenzumischung einer Stokes-Strahlung S erfolgt gleichzeitig eine
Abregung auf einen angeregten Zustand, so daß im Endeffekt
eine resonante Anregung eines Vibrationszustandes entsprechend dem
angeregten Zustand gegeben ist. Aus diesem Vibrationszustand erfolgt
mittels einer weiteren Pumpstrahlung, die in den meisten Fällen
identisch zur bereits genannten Pumpstrahlung ist, eine Anregung
auf einen angeregten Zustand. Von diesem angeregten Zustand gelangt
das Molekül unter Emission von CARS-Strahlung wieder in
den Grundzustand. An diesem Prozeß sind vier Photonen beteiligt:
Pump-, Stokes-, Probe- und anti-Stokes'sches CARS-Photon. Die Pump-, Stokes-
und Probe-Photonen können aus einer spektral breitbandigen
oder aus zwei oder drei zueinander synchronisierten, gepulsten Laserquellen
stammen. Um die erforderlichen Lichtintensitäten zu erreichen, regt
man üblicherweise mit kurz gepulsten Lasern, beispielsweise
mit Femto- oder Pikosekundenpulsen an. Es liegt also insgesamt eine
kohärente Erzeugung eines Anti-Stokes- Photons durch Drei-Wellenmischung
vor. Die Wellenlänge des Anti-Stokes-Photons ist dabei
kürzer, als die Wellenlängen von Stokes- und Pump-Strahlung.
Es ist eine Anregung im nahinfrarotem Spektralbereich möglich.
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Beim
CARS-Prozeß ist die Stokes-Strahlung spektral rot-verschoben
relativ zur Pump-Strahlung. Durch die Wechselwirkung eines Mediums
mit der Pump- und Stokes-Welle wird ein mikroskopischer Eigenzustand
im Medium kohärent bevölkert, dessen Energie der
Differenz von Pump- und Stokes-Photon entspricht. Dieser Zustand
kann von jeglicher Natur sein, z. B. einer molekularen Schwingung,
Rotation oder einer elektronischen Resonanz entsprechen. Der Zustand
im angeregten Ensemble ist kohärent und dessen Phase wird
durch die Phasenbeziehung zwischen der Pump- und Stokes-Welle bestimmt. Durch
die inelastische Streuung des Probe-Photons am angeregten Ensemble
entsteht das entsprechend spektral blau-verschobene, anti-Stokes'sche CARS-Photon.
Das CARS-Signal ist kohärent und der Phasenanpassung entsprechend
räumlich ausgerichtet. Das System kehrt im gesamten Prozeß in den
Ausgangszustand zurück. Es ist eine Anregung in allen Spektralbereichen
möglich. Die im nachfolgenden beschriebene Methode zur
mikroskopischen Bildgebung kann auch Vierwellenmisch-Prozessen, wie
z. B. die entartete Vierwellenmischung oder CSRS (Kohärente
Stokes'sche Raman-Streuung), eingesetzt werden. Bei diesen Prozessen
besitzen die beteiligten Photonen andere Frequenzen relativ zu einander,
jedoch analog zum CARS-Prozeß führt die Wechselwirkung
von zwei Photonen zur kohärenten Besetzung eines mikroskopischen
Eigenzustands, von dem die Streuung eines weiteren Probe-Photons
das kohärente Signal erzeugt.
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Aufgrund
der Energie- und Impulserhaltung wird das Anti-Stokes-Photon beim
CARS-Prozeß in eine bestimmte Raumrichtung emittiert. Die CARS-Emission
tritt bei der Wechselwirkung in mäßigen Materiedichten
z. B. in Gewebe überwiegend in Vorwärtsrichtung
auf.
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Durch
die nichtlineare Beziehung zwischen der Intensität der
eingehenden Laserstrahlung und der CARS-Strahlung entsteht letztere
nur in einem zum Laserfokus eingeengten Bereich, wodurch eine hohe
Ortsauflösung erreicht ist. Ein räumliches Abscannen
des Probenvolumens liefert dann gewünschte zwei- oder drei-dimensionale
Bilder.
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Die
molekulare Erkennung beruht also auf der intrinsischen Raman-Resonanzverstärkung
eines CARS-Prozesses. Sie erfolgt, wenn die am CARS-Prozeß beteiligten
Laser auf die Raman-Verschiebung einer charakteristischen, molekularen Schwingung
abgestimmt werden. Aufgrund der optischen Nichtlinearität
ist die hohe Ortsauflösung möglich, und der Prozeß kann
ohne synthetischen Marker erfolgen, der ansonsten zur Störung
der Struktur und Funktion des zu untersuchenden Systems führen könnten.
CARS-Mikroskopie ist daher besonders für biologische oder
medizinische Fragestellungen von großem Interesse.
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Aus
der
US 2007/0088219
A1 ist es bekannt, ein Faserbündel als Relay-Optik
zwischen einem MEMS-Scanner und einem Mikroskopobjektiv einzusetzen,
wodurch eine niedrige Pixelzahl und eine niedrige laterale Auflösung
eines erfaßten Bildes erreicht wird.
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In
dem aus
WO 2006/133509
A1 bekannten Aufsatz wird ein MEMS-Scanner als Umlenkspiegel zwischen
einer PCF-Faser und einem Objektiv eingesetzt. Mit diesem Aufbau
wird CARS-Strahlung unter einem Beobachtungswinkel von 90° detektiert. Eine
Detektion in Vorausrichtung wird durch Einsatz eines zusätzlichen
Umlenkspiegels, wie er beispielsweise in der
WO 03/050590 A1 beschrieben
ist, möglich. Allerdings ist dann keine kompakte Bauweise des
Meßkopfs mehr möglich. Eine solche kompakte Bauweise
ist insbesondere für Endoskopanwendungen erforderlich.
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Dieselbe
Schwierigkeit stellt sich beim Konzept gemäß
US 2005/0116038 A1 .
Darüber hinaus sind hier die numerische Apertur sowohl
im Beleuchtungs- als auch im Detektionsstrahlengang wegen der dort
eingesetzten Strahlengangfaltung sehr begrenzt. Eine effiziente
Erzeugung und Detektion von CARS-Strahlung ist damit bei diesem
Aufbau stark eingeschränkt.
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In
der Veröffentlichung
L. Fu, M. Gu, Journal of Microscopy,
Vol. 226, Seite 200, sowie in
WO 2007/084918 A2 wird
der Einsatz einer scannenden Faser für die nicht-lineare,
optischbildgebende Endoskopie beschrieben. Die scannende Faser und
das Objektiv werden dabei sowohl für die Einbringung der Pump-
und Stokes-Laserstrahlung in den Probenraum, als auch für
das Einsammeln der generierten CARS-Strahlung verwendet. Dieser
Aufbau ist durch die verwendete Scan-Technik hinsichtlich der brauchbaren
Fasern stark eingeschränkt, insbesondere zeigt sich, daß eine
Anwendung zum Erfassen von Hirngewebe mit diesem Aufbau nicht zugänglich ist.
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Die
Verwendung des CARS-Effektes für eine Abbildung mittels
eines Endoskopes ist im Stand der Technik aus der
US 7414729 bekannt. In einem Zusatzgerät
wird Pump- und Stokes-Strahlung kollinear überlagert, dann
in eine Lichtleitfaser eingespeist und zum Endoskop geführt.
In der Druckschrift ist es erwähnt, daß mehrere
Lichtleitfasern die CARS-Strahlung aufnehmen.
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Der
Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, die Nachteile des Standes
der Technik dahingehend zu beheben, daß ein CARS-Endoskop
für die effiziente Erzeugung von CARS-Strahlung angegeben wird
und zugleich auch schwache CARS-Signale zuverlässig aufgenommen
werden können. Das Endoskop sollte insbesondere auch für
medizinische Anwendungen, insbesondere im Bereich der Hirnchirurgie
geeignet sein.
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Diese
Aufgabe wird mit einem Endoskop der eingangs genannten Art gelöst,
bei dem für die Pump-Strahlung und die Stokes-Strahlung
je eine eigene Lichtleitfaser vorgesehen ist, die die jeweilige Strahlung
einer Überlagerungseinrichtung führt, welche die
Pump- und die Stokes-Strahlung zum Beleuchtungsstrahlbündel überlagert.
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Die
Erfindung geht von der Erkenntnis aus, daß für
die Erzeugung eines möglichst starken CARS-Signals leistungsstarke
Pump- und Stokes-Strahlungen benötigt werden. Die Erfinder
erkannten weiter, daß es nachteilig sein kann, leistungsstarke
Pump- und Stokes-Laserstrahlungen durch eine einzige Beleuchtungs-Lichtleitfaser
zu führen, da dann bereits in dieser Lichtleitfaser CARS-Hintergrundsignale
entstehen, welche sich bei der Messung rückgestreuter CARS-Strahlung
als äußerst störend erweist. Durch die
Verwendung einer Überlagerungseinrichtung, welche die Pump-
und die Stokes-Strahlung aus jeweils eigenen Lichtleitfasern erhält,
gelingt es, die Pump- und die Stokes-Strahlung in unterschiedlichen
Fasern zu führen und so die Erzeugung von störenden
CARS-Hintergrundsignalen in den optischen Fasern zu vermeiden, ohne
bei der Strahlungsleistung Abstriche machen zu müssen.
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Die
Verwendung eigener Lichtleitfasern realisiert auch einen zweiten
Vorteil, daß nämlich automatisch die räumliche Überlagerung
der Pump- und Stokes-Strahlung individuell erfolgt. Die Führung
der Strahlung in eigenen Lichtleitfasern führt weiter dazu, daß die
Kollimation bzw. Farbkorrektur für die Wellenlängen
unterschiedlichen Strahlungen, Pump- und Stokes-Strahlung, auf zwei
getrennten optischen Achsen stattfindet. Da die Ausbreitungsrichtung
von Strahlung nach einer Lichtleitfaser unter anderem von der Wellenlänge
der Strahlung abhängt, kann nun auf einfachem Wege für
die sich hinsichtlich ihrer Wellenlänge unterscheidenden
Pump- und Stokes-Strahlung für die Überlagerung
eine optimale Anpassung erfolgen. Dies kann beispielsweise dadurch
geschehen, daß die Überlagerungseinrichtung für
jede Lichtleitfaser einen Anschluß mit Kollimatoroptik
und eine den Anschlüssen nachgeschaltete Vereinigereinrichtung
aufweist, welche die individuell kollimierten Pump- und Stokes-Strahlungen
zum Beleuchtungsstrahlbündel überlagert. Somit
vermeidet das erfindungsgemäße Endoskop nicht
nur Negativeinflüsse aus Lichtleitfasern, es ergibt sich
zusätzlich noch der Kombinationsvorteil einer die unterschiedlichen
Wellenlängen der beiden Strahlungen berücksichtigenden
Formung des Beleuchtungsstrahlbündels.
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Diese
Vorteile führen insgesamt dazu, daß eine sehr
effiziente und leistungsstarke CARS-Beleuchtung erreicht wird. Sie
ist besonders vorteilhaft für die in der Endoskopie verfolgten
epi-Ansätze, bei denen die in der Probe erzeugte CARS-Strahlung
in der Probe selbst rückgestreut wird. Für solche
Anwendungen ist es zweckmäßig, daß die
Endoskopoptik so ausgebildet ist, daß sie das Beleuchtungsstrahlbündel
im Probenraum in einen Fokus bündelt und die CARS-Strahlung
aus einem hinter dem Fokus liegenden Volumen sammelt.
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Hierbei
kann eine applikationsangepaßte Ausbildung gewählt
werden. Eine mögliche Applikation ist die Anwendung am
Hirngewebe. Für dieses Gewebe zeigt sich, daß bei üblichen
CARS-Wellenlängen von 600 bis 800 nm die Ausbreitungsrichtung der
aufgrund des physikalischen Prozesses ursprünglich gerichtet
entstehenden CARS-Strahlung nach einer Wegstrecke von 100 bis 200 μm
durch Rayleigh-Streuung randomisiert ist. Somit ergibt sich hinsichtlich
des Volumens, aus dem die CARS-Strahlung stammt, ein Versatz von
100 bis 200 μm hinter den Fokus, in dem die Beleuchtungsstrahlung
fokussiert wird. Zweckmäßigerweise ist die Endoskopoptik dahingehend
ausgebildet, daß sie die CARS-Strahlung, welche eine andere
Wellenlänge hat, als die Beleuchtungsstrahlung, aus diesem
versetzten Volumen aufnimmt.
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Die
Aufnahme der CARS-Strahlung im Endoskop kann zweckmäßigerweise
mittels einer Lichtleitfaser erfolgen, welche Bestandteil der Detektoreinrichtung
ist. An diese Lichtleitfaser ist ein Strahlungsdetektor angeschlossen,
um die CARS-Strahlung aufzunehmen. Diese Bauweise ist besonders vorteilhaft,
wenn die Überlagerungseinrichtung, welche die Pump- und
die Stokes-Strahlung zum Beleuchtungsstrahlbündel überlagert,
zugleich die CARS-Strahlung, welche entgegen der Ausbreitungsrichtung
des Beleuchtungsstrahlbündels propagiert, zur Detektoreinrichtung
leitet, z. B. zur erwähnten Lichtleitfaser.
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Insbesondere
für die Anwendung in der Hirnchirurgie ist es vorteilhaft,
die Durchmesser der Pump- und Stokes-Strahlung mit dem Abbildungsmaßstab
der Endoskopoptik und dem strahlungsempfindlichen Durchmesser der
Detektoreinrichtung abzugleichen. Für eine räumliche
Auflösung von 1 μm ist es zweckmäßig,
eine Monomode-Faser für die Pump- sowie die Stokes-Strahlung
zu verwenden, die jeweils einen Kern-Durchmesser von 5 bis 20 μm haben.
Kombiniert man dies mit einer Detektoreinrichtung, die einen strahlungsempfindlichen
Querschnitt für CARS-Strahlung zwischen 0,5 und 2 mm hat,
erreicht man bei einem Abbildungsmaßstab der Endoskopoptik
zwischen 1:5 und 1:20 exakt die gewünschte räumliche
Auflösung von 1 μm und bildet zugleich ein Streuvolumen
von 50 bis 200 μm im Hirngewebe ab. Dieses Maß entspricht
genau dem Volumen, welches bei einer Beleuchtung mit den genannten
Größen im Hirngewebe aufgrund der Streueigenschaften
dieses Probenmaterials auftritt.
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Eine
exemplarische Realisierung verwendet Monomode-Fasern mit einem Kerndurchmesser
von 10 μm für Pump- und Stokes-Strahlung, bildet
diese mit einer Endoskopoptik im Maßstab 1:10 in die Probe
ab und verwendet eine Detektionsfläche von 1 mm für
die Detektoreinrichtung.
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Grundsätzlich
hat sich, weitgehend unabhängig von der konkreten Realisierung
der Detektoreinrichtung ein Abbildungsmaßstab der Endoskopoptik
zwischen 1:5 und 1:20 als günstig erwiesen, um die Endflächen
(Facetten) der Beleuchtungsfasern in den Meßraum abzubilden.
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Dieser
Ansatz berücksichtigt die Streueigenschaften von Hirngewebe
und die sich aus der gerichtet entstehenden CARS-Strahlung durch
Rayleigh-Streuung gebildete Streukeule für die Rückstreuung
von CARS-Strahlung.
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Zum
Abbilden mittels des Endoskops hat sich eine Scaneinrichtung mit
einer um zwei Achsen kippbaren Spiegelfläche als vorteilhaft
herausgestellt. Zweckmäßigerweise umfaßt
die Endoskopoptik ein Objektiv und bildet die Spiegelfläche
in eine Eintrittspupille dieses Objektivs ab.
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Im
erfindungsgemäßen CARS-Endoskop ist die Überlagerungseinrichtung
und die Scaneinrichtung vorteilhafterweise in einem Handgriff des
Endoskops angeordnet, und die Endoskopoptik liegt in einem Schaft
des Endoskops.
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Um
mit einem solchen Endoskop sowohl in Vorwärtsrichtung als
auch unter einem Winkel von 90° bezogen auf den Endoskopschaft
mikroskopieren zu können, ist es zweckmäßig,
einen Kupplungsmechanismus zum Trennen von Handgriff und Schaft und
einen am Kupplungsmechanismus des Handgriffs ansetzbaren zweiten
Schaft vorzusehen, der eine der Endoskopoptik des ersten Schaftes
entsprechende Endoskopoptik aufweist, wobei an der Spitze des zweiten
Schaftes ein den Strahlengang um 90° umlenkendes Prisma
liegt.
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Die
Detektoreinrichtung kann, insbesondere bei Verwendung einer Lichtleitfaser,
mit einem Fotodetektor arbeiten, der außerhalb des Endoskops
angeordnet ist. Dieses Vorgehen verbessert die Autoklaviereignung
eines Endoskops.
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Die
dabei allerdings dann erforderliche Lichtleitfaser für
die CARS-Strahlung kann eingespart werden, wenn die Detektoreinrichtung
einen im Handgriff angeordneten Fotodetektor für die CARS-Strahlung
aufweist.
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Eine
solche Ausführung liefert darüber hinaus noch
weitere Freiheiten bei der Auslegung der Endoskopoptik, wenn eine
nicht de-scannende Anbindung des Fotodetektors realisiert wird.
Dazu wird ein Strahlteiler vorgesehen, welcher in Beleuchtungsrichtung
der Überlagerungseinrichtung und der Scaneinrichtung nachgeordnet
ist und die CARS-Strahlung auf die Detektoreinrichtung auskoppelt.
Möchte man den Detektor im Endoskophandgriff anordnen,
wird die vom Strahlteiler ausgekoppelte CARS-Strahlung noch im Handgriff
auf einen Fotodetektor geleitet.
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Möchte
man die Auslegungsfreiheiten hinsichtlich der Endoskopoptik mit
den Autoklaviervorteilen kombinieren, leitet der Strahlteiler die CARS-Strahlung
auf eine Lichtleitfaser, welche die Strahlung zu einem außerhalb
des Handgriffs liegenden Fotodetektor führt.
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Je
nach Anwendungsgebiet können sich die Wellenlängen,
die man für die Pump- und die Stokes-Strahlung benötigt,
unterscheiden. Unterschiedliche Wellenlängen dieser Strahlung
erfordern für eine optimale Einstellung der Endoskopoptik
eine entsprechende Justierung der Überlagerungseinrichtung
für die Zusammenführung und Überlagerung der
Pump- und Stokes-Strahlung. Analoges gilt hinsichtlich der Auskopplung
der CARS-Strahlung, die je nach Anwendungsgebiet bei unterschiedlichen Wellenlängen
liegen kann. Um einen möglichst universell einsetzbaren
Aufbau zu erreichen, ist es zweckmäßig, einen
ansteuerbaren Verstellmechanismus vorzusehen, der die Überlagerungseinrichtung hinsichtlich
Zuführung und Überlagerung der Pump- und Stokes-Strahlung
ansteuert bzw. die Auskopplung der CARS-Strahlung entsprechend einstellt. Dieser
Verstellmechanismus kann insbesondere Mikroaktuatoren umfassen.
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Mit
Hilfe dieses Verstellmechanismus ist es möglich, die Meßtiefe
des Endoskops durchzustimmen. Durch die sequenzielle Aufnahme von
mehreren CARS-Bilder von verschiedenen Meßtiefen im Meßobjekt
können hiermit dreidimensionale Bilder erzeugt werden.
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Die
Erfindung wird nachfolgend unter Bezugnahme auf die Zeichnung beispielhalber
noch näher erläutert. In der Zeichnung zeigt:
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1 eine
Schemazeichnung eines als Endoskops ausgebildeten CARS-Endoskops
für die Erfassung von Hirngewebe,
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2 eine
Schemadarstellung des Endoskops der 1 zur Veranschaulichung
des optischen Aufbaus,
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3 einen
alternativen Endoskopschaft, der am Endoskop der 2 eingesetzt
werden kann,
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4 eine
beispielhafte Realisierung der Endoskopoptik im Endoskopschaft des
Endoskopes der 2,
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5 eine
exemplarische Realisierung einer Einrichtung zum Überlagern
von Beleuchtungsstrahlung und Abseparieren von CARS-Strahlung im
Endoskop der 2,
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6 und 7 abgewandelte
Bauweisen des Endoskops der 2,
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8 eine
Schemadarstellung hinsichtlich der Wirkungsweise eines Objektivs
des Endoskops der 2 und
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9 eine
Schemadarstellung eines CARS-Mikroskops.
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1 zeigt
eine schematische Darstellung eines Aufbaus 1, der als
Endoskop 2 zur Erfassung eines Probenvolumens, in diesem
Fall Hirngewebe 19, ausgebildet ist. Das Endoskop 2 verfügt über
eine Anschlußleitung 5, durch die mindestens Lichtleitfasern 6 bis 8 sowie
eine Steuerleitung 22 laufen. Die Lichtleitfasern 6 und 7 sind
mit einer Strahlungsquelle 20 verbunden. Durch die Lichtleitfaser 6 wird Pump-Strahlung
und durch die Lichtleitfaser 7 Stokes-Strahlung geführt.
Die Lichtleitfaser 8 leitet vom Endoskop 2 aufgenommene
CARS-Strahlung, welche durch die Pump- und die Stokes-Strahlung
im Probenvolumen erzeugt wurde, zu einem Fotodetektor 25,
dessen Signale von einem A/D-Wandler digitalisiert und dann an eine
zentrale Steuerung 24 weitergeleitet werden. Diese steuert
eine Synchronisationseinrichtung 23 an, welche mit einer
MEMS-Steuerung 21 verbunden ist, welche über die
elektrische Leitung 22, die in die Anschlußleitung 5 mündet,
einen MEMS-Spiegel im Endoskop 2 steuert.
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Das
Endoskop ist in 2 detaillierter dargestellt.
Es weist einen Griff 3 sowie einen damit verbundenen Schaft 4 auf.
Die Anschlußleitung 5 mündet von unten
in den Handgriff 2. Die Ortsangabe „unten” bezieht
sich dabei auf die normale Griffhaltung, mit der das Endoskop gehalten
wird (vgl. z. B. 1). In den Handgriff 3 des
Endoskops 2 treten somit die Lichtleitfasern 6 bis 8 ein.
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Für
sie ist eine Überlagerungseinrichtung 9 vorgesehen,
die die Strahlung aus den Lichtleitfasern 6 und 7 kollimiert
und zu einem Beleuchtungsstrahlbündel 10 überlagert.
Das Beleuchtungsstrahlbündel 10 wird durch den
MEMS-Spiegel 11 in den weiteren Endoskopstrahlengang eingekoppelt,
der im Schaft 4 verläuft und eine Tubuslinsenoptik 12 sowie
ein nachgeordnetes Objektiv 13 umfaßt. Das Objektiv 13 fokussiert
das vom MEMS-Spiegel 11 scannend abgelenkte Beleuchtungsstrahlbündel 10 in
einem Fokus außerhalb des Schaftes 4. In der in
der 1 dargestellten Ausführungsform liegt
dieser Fokus beispielsweise im Hirngewebe 19.
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Der
Betrieb des MEMS-Spiegels 11 ist über mindestens
eine nicht näher bezeichnete Leitung gesteuert, die durch
die Anschlußleitung 5 verläuft und mit
der MEMS-Steuerung 21 verbunden ist.
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Im
Probenvolumen erzeugte CARS-Strahlung wird vom Objektiv 13 aufgesammelt
und mittels der Tubuslinsenoptik 12 und den MEMS-Spiegel 11 zur Überlagerungseinrichtung 9 geleitet,
also entgegen der Ausbreitungsrichtung des Beleuchtungsstrahlbündels 10.
Die Überlagerungseinrichtung 9 leitet die detektierte
CARS-Strahlung zur Lichtleitfaser 8, welche sie dann zum
Fotodetektor 25 führt.
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Die Überlagerungseinrichtung 9 überlagert
in der Bauweise der 2 die an den getrennten Lichtleitfasern 6 und 7 austretende
Pump-Strahlung sowie Stokes-Strahlung zum Beleuchtungsstrahlbündel 10 und
trennt gleichzeitig die zurückkehrende CARS-Strahlung zur
Lichtleitfaser 8 ab. Die Überlagerungseinrichtung 9 weist
für die Lichtleitfaser 6, welche die Pump-Strahlung
emittiert, einen Kollimator 15 auf, welcher die aus der
Lichtleitfaser 6 austretende Strahlung kollimiert. Gleichermaßen
wird die aus der Lichtleitfaser 7 austretende Pump-Strahlung von
einem Kollimator 16 kollimiert. Die beiden kollimierten
Strahlungen werden dann über eine Spiegeltreppe 18 überlagert.
Ein Kollimator 17 der Überlagerungseinrichtung 9 sorgt
für die Einkopplung der in entgegengesetzter Richtung zurückkehrenden CARS-Strahlung
in die Lichtleitfaser 8.
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Die Überlagerungseinrichtung 9 hat
in der Bauweise der 2 also eine Doppelfunktion.
Zum einen überlagert sie die Pump-Strahlung aus der Lichtleitfaser 6 sowie
die Stokes-Strahlung aus der Lichtleitfaser 7 zum Beleuchtungsstrahlbündel 10. Zugleich
koppelt sie rückkehrende CARS-Strahlung zum der Lichtleitfaser 8 vorgelagerten
Kollimator 17 und zur Lichtleitfaser 8 aus, welche
Bestandteil der Detektoreinrichtung für die CARS-Strahlung
ist.
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Die
drei Strahlungstypen, welche bei der Ausnutzung des CARS-Effektes
auftreten, nämlich Pump-Strahlung, Stokes-Strahlung und CARS-Strahlung,
unterscheiden sich zum einen hinsichtlich ihrer Wellenlänge.
Die Kollimatoren 15 und 16 sowie gegebenenfalls
auch die Spiegeltreppe 18, welche für bestimmten
Farben durchlässige und je nach Ausführungsform auch
dichroitische Spiegel umfaßt, sind hinsichtlich ihrer spektralen
Eigenschaften an die jeweilige Strahlung angepaßt.
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Die
Pump-Strahlung tritt aus der Lichtleitfaser 6 entlang einer
optischen Achse aus, die nicht mit der optischen Achse zusammenfällt,
welche die aus der Lichtleitfaser 7 austretende Stokes-Strahlung hat.
Somit können die Kollimatoren 15 und 16 sowie die
entsprechenden Elemente der Spiegeltreppe 18 spektral optimal
an den Wellenlängenbereich der jeweiligen Strahlung angepaßt
werden. Gleiches gilt hinsichtlich des Kollimators 17 und
der CARS-Strahlung. Natürlich können die Kollimatoren
auch mehrteilige Optiken umfassen.
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Zusätzlich
zur spektralen Anpassung ist auch der Querschnitt der jeweiligen
Strahlungen individuell ausgelegt. Der Querschnitt der Lichtleitfaser 8 ist
größer, als der der Lichtleitfasern 6 und 7.
Dadurch wird der Tatsache Rechnung getragen, daß die rückreflektierte
CARS-Strahlung, welche vom Objektiv 13 gesammelt und mittels
der Tubuslinsenoptik 12, dem MEMS-Spiegel 11 und
der Spiegeltreppe 18 zum Kollimator 17 geführt
wird, einen größeren Strahlungsbündelquerschnitt
aufweist, als das Beleuchtungsstrahlbündel 10,
das aus den weitgehend oder völlig koaxial propagierenden
Pump- und Stokes-Laserstrahlungen besteht. Zwischen der Endfacette
der Lichtleitfaser 8 und dem Probenvolumen findet eine Abbildung
statt, welche die Endfacette in die Mitte des abzutastenden Probenvolumens
abbildet. Dies ermöglicht eine effektive Detektion der
vom Probenvolumen ausgehenden CARS-Strahlung, unabhängig
von den optischen Eigenschaften und von der Positionierung der Lichtleitfasern 6 und 7 für
die Beleuchtungsstrahlung.
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Die
Pump- und Stokes-Strahlungen werden in Form von Strahlungspulsen
verwendet. Diese werden von der Laserquelle 20 erzeugt.
Optional können auch zwei unabhängige Laserquellen
verwendet werden. Ein einziger Faserlaser mit zwei Verstärkungsarmen
ist jedoch mit am wenigsten Aufwand verbunden. Üblicherweise
beträgt die Pulsdauer der Pump- und Stokes-Pulse unter
5 ps. Die Laserpulse werden durch geeignete Verzögerungsstrecken
so aneinander abgestimmt, daß sie im Beleuchtungsstrahlbündel 10 einen
optimalen zeitlichen Überlapp haben. Solche Steuerungen
bzw. Einstellungen sind dem Fachmann für die CARS-Nutzung
bekannt.
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Die
Lichtleitfasern 6 und 7 können auf die
optischen Eigenschaften der Pump- bzw. der Stokes-Strahlung optimal
angepaßt werden. Es können somit vorzugsweise
Lichtleitfasern unterschiedlicher Bauart verwendet werden.
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Der
Kippwinkel des MEMS-Spiegel liegt vorzugsweise zwischen ±3° und ±5°.
Ein Durchmesser zwischen 1,5 und 3,6 mm für den Spiegel
ist vorteilhaft.
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Die
Tubuslinsenoptik 12 bildet die Fläche des MEMS-Spiegels 11 in
die Eintrittspupille des Objektivs 13 ab, vorzugsweise
durch eine telezentrische Abbildung. Das Objektiv 13 hat
in einer bevorzugten Ausführungsform eine numerische Apertur
zwischen 1 und 0,8 und einen Arbeitsabstand von < 100 μm. Es ist zweckmäßigerweise
so ausgebildet, daß es mit der zu untersuchenden Probe,
z. B. Hirngewebe 19, in Kontakt kommt und ein Meßfeld
von 500 μm mal 500 μm zuläßt.
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Der
Durchmesser der Lichtleitfaser 8 kann im Bereich von 1
mm liegen, wohingegen die Lichtleitfasern 6 und 7 vorteilhafterweise
als Monomode-Fasern ausgebildet sind und einen Kerndurchmesser von
10 μm haben. Der Abbildungsmaßstab der Endoskopoptik
liegt zweckmäßigerweise bei 1:10.
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Für
die Kollimatoroptiken 15 bis 17 können refraktive
sphärische bzw. asphärische Linsen, diffraktiv-optische
Elemente oder GRIN-Linsen einzeln oder in Kombination zur Anwendung
kommen.
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Die
unabhängige Farbkorrektur, welche mittels der eigenständigen
Kollimatoren auf zwei getrennten optischen Achsen für die
Pump- und Stokes-Strahlung vorgenommen wird, erlaubt eine einfache
und kompakte Bauweise der Tubuslinsenoptik 12 und des Objektivs 13 bei
zugleich schlankem Schaft 4, vorzugsweise einem Schaft
mit einem Durchmesser von etwa 10 mm oder kleiner. Ein solcher Durchmesser
ist für medizinische Anwendungen besonders vorteilhaft.
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Die
zentrale Steuerung 24 sorgt unter Rückgriff auf
die Synchronisationseinrichtung 23 dafür, daß die
vom A/D-Wandler 26 bereitgestellten Daten zu einem CARS-Bild
rechnerische zusammengestellt werden.
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Um
CARS-Strahlung in Probengebieten seitlich des Endoskopschaftes erzeugen
und aufnehmen zu können, weist das Endoskop 2 vorzugsweise
eine Koppelstelle mit Koppeloptik I auf, so daß der Schaft 4 gegen
einen Austauschschaft 4' ausgewechselt werden kann. Dieser
entspricht im wesentlichen dem Schaft 4, weshalb Elemente
des Austauschschaftes 4', die denen des Schaftes 4 entsprechen,
mit denselben Bezugszeichen, ergänzt um einen Apostroph versehen
wurden. Der Austauschschaft 4' entspricht dem Schaft 4 bis
auf den Unterschied, daß dem Objektiv 13' ein
Umlenkprisma 14 vorgeordnet ist, und die Optik auf das
Vorhandensein dieses Prismas 14 angepaßt ist.
Durch einfaches Austauschen des Endoskopschaftes 4, wozu
die Koppelstelle I gegebenenfalls eine entsprechende Optik (wie
exemplarisch in 2 eingezeichnet) aufweist, erlaubt
einen einfachen Wechsel des Schaftes.
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4 zeigt
exemplarisch nochmals die Endoskopoptik, der Einfachheit halber
jedoch hier ohne Ausbildung mit Koppelstelle bzw. für eine
Koppelstelle ohne zusätzliche Optik. Die Tubuslinsenoptik 12 bildet,
wie bereits erwähnt, die Spiegelfläche des MEMS-Spiegels 11,
die eine MEMS-Austrittspupille 34 darstellt, in die Eintrittspupille
des Objektivs 13 ab. Um die für ein Endoskop nötige
Baulänge des Schaftes 4 (im vorliegenden Fall
15 cm) zu erreichen, sind Zwischenbilder zwischengeschaltet. Zusammen
mit dem Objektiv 13 wird die MEMS-Austrittspupille 34 in ein
Streuvolumen 30 abgebildet, welches im Probenvolumen liegt.
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5 zeigt
schematisch die Ausgestaltung der Überlagerungseinheit 9 mit
zwei planen Trägern für Elemente der Spiegeltreppe 18.
Der Einfachheit halber sind dabei die äußersten
beiden Umlenkspiegel der Spiegeltreppe 18, wie sie in 2 eingezeichnet
sind, in 5 nicht dargestellt.
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6 zeigt
eine abgewandelte Bauweise des Endoskops 2, bei dem anstelle
der die CARS-Strahlung aufnehmenden Lichtleitfaser 8 nun der
Fotodetektor 25 direkt im Handgriff angeordnet ist. Durch
die Anschlußleitung 5 verläuft somit
anstelle der Lichtleitfaser 8 eine elektrische Leitung
zum A/D-Wandler 26. Ansonsten entspricht die Bauweise der 6 dem
anhand 2 geschilderten Ausführungsbeispiel.
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7 zeigt
eine alternative Ausgestaltung, bei der die CARS-Strahlung nicht
durch den MEMS-Spiegel 11 de-scanned wird. Statt dessen
ist in Beleuchtungsrichtung dem MEMS-Spiegel 11 nachgelagert,
bzw. in Richtung der rückkehrenden CARS-Strahlung dem MEMS-Spiegel
vorgelagert, ein zusätzlicher Stahlteiler 31 vorgesehen,
der die CARS-Strahlung aus dem Strahlengang zum Kollimator 17 ausleitet,
bevor sie aus dem MEMS-Spiegel 11 fiele. Diese Bauweise
hat den Vorteil größerer Design-Freiheiten. Der
Kollimator 17 bündelt die Strahlung in der Bauweise
der 7 direkt auf den Fotodetektor 25, welcher über
elektrische Leitungen mit dem A/D-Wandler 26 verbunden
ist. Alternativ kann natürlich anstelle des Fotodetektors 25 auch
die Lichtleitfaser 8 in diesem Aufbau verwendet werden. Der
Fotodetektor liegt dann außerhalb des Handgriffes 2.
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Die
Bauweise der 7 hat weiter den Vorteil, daß die
Spiegeltreppe 18 einfacher ausgestaltet ist. Die Überlagerungseinrichtung 9 hat
in dieser Bauweise keine Doppelfunktion, da das Abtrennen der CARS-Strahlung
nicht an der Spiegeltreppe 18, d. h. nicht direkt an der Überlagerungseinrichtung 9 erfolgt,
sondern an anderer Stelle, nämlich durch den Strahlteiler 31.
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8 zeigt
schematisch das Beleuchtungsstrahlbündel 10, das
aus den parallel propagierenden Anteilen, Stokes-Strahlung 27 und
Pump-Strahlung 28, besteht. Vorzugsweise verlaufen die
beide Anteile co-axial, können aber im Speziallfall vor
der Fokussierung einen parallelen Versatz aufweisen, da das Objektiv 13 diesen
kleinen gegenseitigen Versatz der optischen Achsen der beiden Anteile
ausgleicht und die beiden Strahlungen dennoch im Fokus 29 überlagert.
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In 8 ist
weiter zu sehen, daß das Streuvolumen 30 in Beleuchtungsrichtung
hinter dem Fokus 29 liegt, da die gerichtet erzeugte CARS-Strahlung
erst im Probenvolumen durch Rayleigh-Streuung zurückgestreut
werden muß, bevor das Objektiv 19 die CARS-Strahlung
aufsammeln kann. Der Versatz und die Größe des
Volumens sind materialabhängig. Bei Hirngewebe 19 weist
das Streuvolumen eine laterale Ausdehnung von 50 bis 100 μm
und eine vertikale Ausdehnung von 200 bis 400 μm auf. Der
Versatz gegenüber dem Fokus 29 liegt zwischen
100 und 200 μm.
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9 schließlich
zeigt, daß die hier genannten Prinzipien auch außerhalb
der Endoskopie in anderen Mikroskopaufbauten eingesetzt werden kann. Elemente
des in 9 gezeigten Aufbaus 1, die in Struktur
und/oder Funktion bereits anhand des Endoskops 2 geschilderten
Ausführungsformen entsprechen, sind mit denselben Bezugszeichen
versehen. Auf eine Wiederholung ihrer Beschreibung kann deshalb
verzichtet werden. Da bei einem normalen Mikroskop üblicherweise
für das Scannen des Beleuchtungsstrahls 10 bzw.
das De-Scannen der CARS-Strahlung ein größerer
Bauraum zur Verfügung steht, weist das Mikroskop der 9 vorzugsweise
zwei getrennte Scanner 36 und 37 auf, wie dies
beispielsweise für Laserscanningmikroskope üblich
ist. Auch die entsprechende Scanoptik 38 sowie das Objektiv 13 entsprechen
der Bauweise eines herkömmlichen Mikroskopkopfs 39.
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Selbstverständlich
können die anhand von Endoskopen geschilderten Varianten
auch beim Mikroskop 1 der 9 zur Anwendung
kommen, insbesondere was die geschilderten Varianten zur Aufnahme
der CARS-Strahlung (mit Lichtleitfaser bzw. in nicht de-scannenden
Aufbauten) angeht. Im übrigen können die hier
geschilderten Komponenten, soweit technisch sinnvoll, auch in anderen
Kombinationen eingesetzt werden.
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Auch
können im Rahmen der Erfindung zusätzlich zur
Ausnutzung des CARS-Effektes auch andere nicht-lineare optische
Prozesse zur scannenden Abbildung des Probenvolumens verwendet werden, z.
B. die Erzeugung höherer Harmonischer (Second Harmonics
Generation, Third Harmonics Generation) oder Multiphotonenprozesse
zur Fluoreszenzanregung. Die Lichtleitfasern und die ihnen nachgeordneten
Bauteile sind dann entweder an die erforderlichen zusätzlichen
Wellenlängen angepaßt und/oder es sind weitere
Lichtleitfasern und Detektormittel vorgesehen, um die zusätzliche
Beleuchtungsstrahlung und ggf. Detektionsstrahlung einzubringen
und abzufühlen. Dann ist auch die Überlagerungseinrichtung für
solche zusätzlichen Strahlungen geeignet ausgebildet.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
-
- - DE 102006044422
A1 [0003]
- - US 2007/0088219 A1 [0008]
- - WO 2006/133509 A1 [0009]
- - WO 03/050590 A1 [0009]
- - US 2005/0116038 A1 [0010]
- - WO 2007/084918 A2 [0011]
- - US 7414729 [0012]
-
Zitierte Nicht-Patentliteratur
-
- - Volkmer A.
et al., J. Phys. D, 2005, 38, R59–R81 [0002]
- - L. Fu, M. Gu, Journal of Microscopy, Vol. 226, Seite 200 [0011]