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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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Die
US 2008/0059135 A1 schildert einen Erregernachweis mittels kohärenter Anti-Stokes-Raman-Streuungs-Mikroskopie. Auch wird auf die Artikel Legare et al., „Towards an integrated coherent anti-Stokes Raman scattering (CARS) microscopy system“, SPIE, Vol. 5971, 2005, und Lee et al., „Coherent anti-Stokes Raman scattering microscopy based on spectral encoding“, Optics Communications 282, 2009, verwiesen.
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Der physikalische Ablauf des CARS-Prozesses ist schematisch in
2 der
DE 102006044422 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 7 414 729 B2 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 gemäß dem unabhängigen Anspruch 1 gelöst.
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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 Zeichnungen beispielhalber noch näher erläutert. In den Zeichnungen zeigt:
- 1 eine Schemazeichnung eines als Endoskops ausgebildeten CARS-Endoskops für die Erfassung von Hirngewebe,
- 2 eine Schemadarstellung des Endoskops der 1 zur Veranschaulichung des optischen Aufbaus,
- 3 einen alternativen Endoskopschaft, der am Endoskop der 2 eingesetzt werden kann,
- 4 eine beispielhafte Realisierung der Endoskopoptik im Endoskopschaft des Endoskopes der 2,
- 5 eine exemplarische Realisierung einer Einrichtung zum Überlagern von Beleuchtungsstrahlung und Abseparieren von CARS-Strahlung im Endoskop der 2,
- 6 und 7 abgewandelte Bauweisen des Endoskops der 2 und
- 8 eine Schemadarstellung hinsichtlich der Wirkungsweise eines Objektivs des Endoskops der 2.
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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 26 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 rechnerisch 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 35 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. Stattdessen 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 auf den 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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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.
