DE102009029832A1 - System for medical imaging - Google Patents

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein System für die medizinische Bildgebung, mit einer Vorrichtung für die optische Kohärenztomographie zur Aufnahme eines tomographischen Bildes einer Ebene oder eines Volumens eines Objektes. Dabei ist zusätzlich eine Vorrichtung für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie zur Gewinnung von spektroskopischen Informationen aus biologischem Gewebe. Auf diese Weise wird ein System für die medizinische Bildgebung geschaffen, das es auf einfache Weise ermöglicht, zusätzliche für die Analyse oder medizinische Diagnose gegebenenfalls relevante Informationen aus einem Objekt, insbesondere einem menschlichen Patienten, zu gewinnen.The invention relates to a system for medical imaging, comprising an apparatus for optical coherence tomography for acquiring a tomographic image of a plane or a volume of an object. In addition, an apparatus for the multi-photon fluorescence spectroscopy for obtaining spectroscopic information from biological tissue. In this way, a medical imaging system is provided that allows a simple way to obtain additional information from an object, in particular a human patient, that may be relevant for the analysis or medical diagnosis.

Description

Die Erfindung betrifft ein System für die medizinische Bildgebung nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1.The The invention relates to a system for the medical imaging according to the preamble of claim 1.

Ein derartiges, nach Art eines herkömmlichen optischen Kohärenztomographen aufgebautes System weist eine Vorrichtung für die optische Kohärenztomographie zur Aufnahme eines tomographischen Bildes einer Ebene oder eines Volumens eines Objektes, beispielsweise von Hautschichten eines Patienten, auf.One such, in the manner of a conventional optical coherence tomograph The system has a device for optical coherence tomography for taking a tomographic image of a plane or a Volume of an object, for example skin layers of a patient, on.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein System für die medizinische Bildgebung zu schaffen, das es auf einfache Weise ermöglicht, zusätzliche für die Analyse oder medizinische Diagnose gegebenenfalls relevante Informationen aus einem Objekt, insbesondere einem menschlichen Patienten, zu gewinnen.Of the Invention is based on the object, a system for the medical Imaging that makes it easy to additional for the Analysis or medical diagnosis, where relevant, relevant information from an object, especially a human patient win.

Die Aufgabe wird durch einen Gegenstand mit den Merkmalen des Anspruchs 1 gelöst.The The object is achieved by an object having the features of the claim 1 solved.

Dabei ist bei dem System der eingangs genannten Art eine Vorrichtung für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie zur Gewinnung von spektroskopischen Informationen aus biologischem Gewebe vorgesehen.there In the system of the type mentioned at the outset, it is an apparatus for multi-photon fluorescence spectroscopy for obtaining spectroscopic information from biological tissue intended.

Vorteilhafte Ausgestaltungen sind in den Unteransprüchen angegeben.advantageous Embodiments are specified in the subclaims.

Erfindungsgemäß ist eine Kombination einer Vorrichtung für die optische Kohärenztomographie (OCT) und einer Vorrichtung für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie, insbesondere die Zwei-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie, vorgesehen. Die Vorrichtung für die optische Kohärenztomographie liefert dabei ein Gewebebild (OCT-Bild) in Form eines zweidimensionalen Schnittbildes oder eines dreidimensionalen Volumenbildes, während die Vorrichtung für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie ein Gewebespektrum aus einem Gewebevolumen an lokalisierten Stellen – beispielsweise ausgewählt anhand des OCT-Bildes – misst. Dadurch wird einem Arzt eine Diagnose durch Nutzung der kombinierten Informationen aus der OCT und der Spektroskopie ermöglicht.According to the invention is a Combination of a device for Optical Coherence Tomography (OCT) and a device for the multi-photon fluorescence spectroscopy, especially two-photon fluorescence spectroscopy. The device for the optical coherence tomography provides a tissue image (OCT image) in the form of a two-dimensional image Sectional image or a three-dimensional volume image while the device for the Multi-photon fluorescence spectroscopy a tissue spectrum from a tissue volume at localized sites - for example selected based on the OCT image - measures. This will give a doctor a diagnosis by using the combined Information from OCT and spectroscopy allows.

Der der Erfindung zugrunde liegende Gedanke soll nachfolgend anhand der in den Figuren dargestellten Ausführungsbeispiele näher erläutert werden. Es zeigen:Of the The idea underlying the invention is based on the following the embodiments illustrated in the figures will be explained in more detail. Show it:

1 eine schematische Ansicht einer Vorrichtung für die optische Kohärenztomographie, die für spektroskopische Messungen angepasst ist; 1 a schematic view of an apparatus for optical coherence tomography, which is adapted for spectroscopic measurements;

2 eine schematische Ansicht einer zweiten Ausführungsform einer Vorrichtung für die optische Kohärenztomographie, die für spektroskopische Messungen angepasst ist; 2 a schematic view of a second embodiment of an apparatus for optical coherence tomography, which is adapted for spectroscopic measurements;

3 eine schematische Ansicht einer dritten Ausführungsform einer Vorrichtung für die optische Kohärenztomographie, die für spektroskopische Messungen angepasst ist und 3 a schematic view of a third embodiment of an apparatus for optical coherence tomography, which is adapted for spectroscopic measurements and

4 eine schematische Ansicht einer Vorrichtung für die optische Kohärenztomographie. 4 a schematic view of an apparatus for optical coherence tomography.

4 zeigt zunächst in schematischer, funktioneller Weise eine herkömmliche Vorrichtung 4 für die optische Kohärenztomographie. 4 shows first in a schematic, functional manner a conventional device 4 for optical coherence tomography.

Bei der optischen Kohärenztomografie (engl. optical coherence tomography, OCT) wird Licht geringer Kohärenzlänge mit Hilfe eines Interferometers zur Entfernungsmessung reflektiver Materialien eingesetzt. Vorteile gegenüber konkurrierenden Verfahren sind die relativ hohe Eindringtiefe (1–3 mm) in streuendes Gewebe und die gleichzeitig hohe axiale Auflösung (0,5–15 μm) bei hoher Messgeschwindigkeit (20–300 kvoxel/s).at optical coherence tomography (English: Optical coherence tomography, OCT) is light of low coherence length with Help of an interferometer for distance measurement of reflective materials used. Advantages over Competing procedures are the relatively high penetration depth (1-3 mm) in scattering Tissue and at the same time high axial resolution (0.5-15 μm) at high measuring speed (20-300 kvoxel / s).

Das Grundprinzip der OCT basiert auf der Weißlichtinterferometrie, bei der Laufzeiten eines in zwei Anteile aufgeteilten Signals mit Hilfe eines Interferometers (meist Michelson-Interferometer) verglichen werden. Dabei wird der eine Anteil des Signals mit bekannter optischer Weglänge als Referenz für die optische Weglänge des anderen, auf ein zu untersuchendes Objekt gelenkten Anteils herangezogen. Der Vergleich der Signale erfolgt durch Bildung der optischen Kreuzkorrelation (Interferenz) der Signalanteile, die ein Muster ergibt, aus dem die relative optische Weglänge innerhalb eines Tiefenprofils herausgelesen werden kann. Infolge der für die Weißlichtinterferometrie eingesetzten Strahlung geringer Kohärenzlänge ergeben sich Interferenzsignale nur dann, wenn die Weglängen im Referenz- und Objektsignal bis auf wenige Mikrometer gleich sind, so dass anhand des Referenzsignals bestimmt werden kann, von welchem Ort des Objekts das Objektsignal stammt. In eindimensionalem Rasterverfahren wird der Strahl dann transversal in einer oder zwei Richtungen geführt, womit sich ein flächiges Tomogramm oder ein dreidimensionales Volumenbild aufgrund der rückgestreuten optischen Strahlung aufnehmen lässt.The The basic principle of OCT is based on white light interferometry the durations of a signal divided into two parts by means of an interferometer (usually Michelson interferometer) are compared. there is the one portion of the signal with known optical path length as Reference for the optical path length of the other, directed to an object to be examined used. The comparison of the signals takes place by forming the optical Cross-correlation (interference) of the signal components, which is a pattern gives the relative optical path length within a depth profile can be read out. As a result of the used for the white light interferometry Give radiation of short coherence length interfering signals only if the path lengths in the reference and object signal are equal to a few microns, so that based on the reference signal it can be determined from which location of the object the object signal originated. In a one-dimensional raster method, the beam then becomes transversal guided in one or two directions, bringing a two-dimensional tomogram or a three-dimensional volume image due to the backscattered optical radiation lets record.

Bei der in 4 dargestellten Vorrichtung wird für OCT-Messungen der Strahl eines Lasers oder einer hochluminenten Leuchtdiode (LED) ausreichender spektraler Bandbreite über eine optische Faser 401 eingestrahlt und über eine Linse 402 und einen optischen Spiegel 403 auf einen Strahlteiler 404 gelenkt (im Folgenden wird die für die OCT verwendete Strahlquelle als „OCT-Strahlquelle” und die durch diese erzeugte Strahlung als „OCT-Primärstrahlung” bezeichnet). Der Strahlteiler 404 teilt die einfallende OCT-Primärstrahlung in zwei Anteile, von denen der erste Anteil hin zu einem axial verschieblichen Referenzspiegel 405 und der zweite Anteil über einen verschwenkbaren Zwei-Achsen-Kipp-Spiegel 406 und eine Linse 407 auf ein zu untersuchendes Objekt, beispielsweise eine Gewebeprobe, gelenkt wird. Innerhalb der Gewebeprobe wird der zweite Anteil zumindest teilweise – abhängig von der Gewebebeschaffenheit – remittiert (rückgestreut) und über die Linse 407 und den Zwei-Achsen-Kipp-Spiegel 406 zurück zum Strahlteiler 404 geleitet, der in diesem Fall als Strahlkombinierer wirkt und den von dem Referenzspiegel 405 reflektierten Referenzanteil mit dem vom Objekt reflektierten Anteil kombiniert und ein Interferenzsignal erzeugt.At the in 4 For OCT measurements, the apparatus shown is the beam of a laser or a highly luminous LED (LED) of sufficient spectral bandwidth over an optical fiber 401 irradiated and over a lens 402 and an optical mirror 403 on a beam splitter 404 (in the following, the OCT ver used beam source as "OCT beam source" and called the radiation generated by it "OCT primary radiation"). The beam splitter 404 divides the incident OCT primary radiation into two parts, of which the first part leads to an axially displaceable reference mirror 405 and the second portion via a pivotable two-axis tilt mirror 406 and a lens 407 is directed to an object to be examined, for example a tissue sample. Within the tissue sample, the second portion is at least partially - depending on the tissue condition - remitted (backscattered) and the lens 407 and the two-axis tilt mirror 406 back to the beam splitter 404 which acts in this case as a beam combiner and that of the reference mirror 405 reflected reference component combined with the reflected portion of the object and generates an interference signal.

Entsprechend des grundlegenden Prinzips der Weißlichtinterferometrie ergeben sich messbare Interferenzsignale nur für solche in dem Objekt reflektierten Signale, deren optische Weglänge der Weglänge des Referenzsignals entspricht. Die Messtiefe im Gewebe wird durch Bewegung des Referenzspiegels variiert oder durch eine spektrale Auswertung (so genanntes „spectral radar”) bestimmt, wobei die Auswertung der Signale für die OCT an sich bekannt ist.Corresponding of the basic principle of white-light interferometry measurable interference signals reflected only for those in the object Signals whose optical path length the path length corresponds to the reference signal. The measuring depth in the tissue is through Movement of the reference mirror varies or by a spectral Evaluation (so-called "spectral radar") determined, wherein the evaluation of the signals for the OCT is known per se.

Durch axiales Verstellen des Referenzspiegels 405 und durch Verkippen des Ein- oder Zwei-Achsen-Kipp-Spiegels 406 können zweidimensionale tomographische Schnittbilder bzw. dreidimensionale Volumenbilder aufgenommen werden.By axial adjustment of the reference mirror 405 and by tilting the one- or two-axis tilting mirror 406 Two-dimensional tomographic sectional images or three-dimensional volume images can be recorded.

Zusätzlich ist bei der Ausführungsform von 4 eine Aufnahmeeinheit 40 zur Aufnahme eines Realbildes von der Oberfläche eines betrachteten Objekts vorgesehen, die ein optisches Lichtsignal über eine Linse 408 und einen Detektor 409, beispielsweise in Form eines CCD-Chips, empfängt und in elektronische Signale umwandelt.In addition, in the embodiment of 4 a recording unit 40 for receiving a real image from the surface of a viewed object providing an optical light signal via a lens 408 and a detector 409 , for example in the form of a CCD chip, receiving and converting into electronic signals.

Eine Eigenschaft der OCT ist die Entkoppelung der lateralen von der axialen Auflösung. In der konventionellen Lichtmikroskopie hängt sowohl die axiale Auflösung (in der Tiefe) als auch die laterale (seitliche) Auflösung von der Fokussierung des Lichtstrahles ab, wobei als Kenngröße für die Fokussierbarkeit die numerische Apertur dient. Bei der OCT hingegen ist die Auflösung nur durch die Bandbreite des verwendeten Lichtes begrenzt, das heißt, dass eine hohe Auflösung mit großen Bandbreiten (weiten Spektren) erreicht werden kann.A Characteristic of the OCT is the decoupling of the lateral from the axial Resolution. In conventional light microscopy, both the axial resolution (in the depth) as well as the lateral (lateral) resolution of Focusing the light beam from, as a parameter for the focusability the numerical aperture is used. In OCT, on the other hand, the resolution is only limited by the bandwidth of the light used, that is, a high resolution with big Bandwidths (wide spectra) can be achieved.

In 1 bis 3 sind drei Ausführungsformen einer Vorrichtung 4 für die optische Kohärenztomographie (OCT) dargestellt, die mit einer Vorrichtung für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie in Form eines Spektrometers zur Zwei-Photonen-angeregten Messung von Spektren aus einem Volumen eines biologischen Gewebes an lokalisierten Stellen innerhalb des Gewebes kombiniert ist. Die Vorrichtung 4 gliedert sich dabei funktional einerseits in einen OCT-Teil und andererseits in einen Spektrometer-Teil. Der OCT-Teil liefert ein tomographisch gewonnenes – je nach dem verwendeten Scanregime – zweidimensionales oder dreidimensionales Gewebebild, während das Spektrometer Gewebespektren an anhand des OCT-Bildes ausgewählten Stellen bereitstellt. Die kombinierte Vorrichtung liefert einem Nutzer damit über ein tomographisches OCT-Bild hinaus spektroskopische Informationen, die bei der Auswertung und Diagnose berücksichtigt werden könnenIn 1 to 3 are three embodiments of a device 4 for optical coherence tomography (OCT) combined with a device for multi-photon fluorescence spectroscopy in the form of a spectrometer for two-photon excited measurement of spectra from a volume of biological tissue at localized sites within the tissue. The device 4 is divided functionally on the one hand into an OCT part and on the other hand into a spectrometer part. The OCT part supplies a tomographically obtained, depending on the scanning regime used, a two-dimensional or three-dimensional tissue image, while the spectrometer provides tissue spectra at locations selected on the basis of the OCT image. The combined device thus provides a user with spectroscopic information beyond a tomographic OCT image, which can be taken into account in the evaluation and diagnosis

Die Vorrichtung 4 kombiniert die OCT mit einer Zwei-Photonen-angeregten Spektroskopie. Bei der Ausführungsform gemäß 1 wird dabei für eine spektroskopische Messung eine durch einen Laser erzeugte Anregungsstrahlung A über einen dichroitischen Spiegel 410 (der Teil einer Spektrometerschnittstelle 41 ist) durch die Linse 407 auf das zu untersuchende Objekt gerichtet, in dem an einem Ort mittels Zwei-Photonen-Anregung eine Sekundärstrahlung erzeugt wird, die als Signal S aufgenommen und zu einem Spektrometer zur spektroskopischen Auswertung geleitet wird.The device 4 combines OCT with two-photon-excited spectroscopy. In the embodiment according to 1 In this case, for a spectroscopic measurement, an excitation radiation A generated by a laser is transmitted via a dichroic mirror 410 (the part of a spectrometer interface 41 is) through the lens 407 directed to the object to be examined, in which at a location by means of two-photon excitation secondary radiation is generated, which is received as signal S and passed to a spectrometer for spectroscopic evaluation.

Bei der Mehr-Photonen-Spektroskopie werden mit Hilfe einer starken, fokussierten Anregungsstrahlung A, meist generiert durch einen Laser, nichtlineare optische Effekte in einem zu untersuchenden Gewebe erzeugt, die auf dem Zusammenspiel mehrerer gleichzeitig in einem Molekül eintreffender Photonen (Lichtteilchen) beruhen. Die Stärke des erzeugten Signals S steigt dabei nicht linear mit der Zahl der pro Zeiteinheit eingestrahlten Photonen, sondern mit dem Quadrat (bei Zwei-Photonen-Effekten) oder der dritten Potenz (bei Drei-Photonen-Effekten).at of multi-photon spectroscopy are using a strong, focused excitation radiation A, usually generated by a laser, non-linear optical effects in a tissue to be examined generated on the interaction of several simultaneously in one molecule incoming photons (light particles) are based. The strength of the generated signal S does not increase linearly with the number of pro Time unit irradiated photons, but with the square (at Two-photon effects) or the third power (for three-photon effects).

Bei der Ausführungsform gemäß 1 kann ein Zwei-Photonen-angeregtes Spektroskopiesignal nur an einem Ort aufgenommen werden. Eine Ablenkung der Anregungsstrahlung A für die Zwei-Photonen-angeregte Spektroskopie zur Anregung und Aufnahme von Signalen an unterschiedlichen Orten ist nicht vorgesehen.In the embodiment according to 1 For example, a two-photon excited spectroscopy signal can only be acquired at one location. A deflection of the excitation radiation A for the two-photon-excited spectroscopy for excitation and recording of signals at different locations is not provided.

Bei der Ausführungsform gemäß 2 wird die Anregungsstrahlung A über eine andere Schnittstelle eingekoppelt, nämlich über ein im Strahlengang der OCT-Primärstrahlung befindliches dichroitisches Element 411. Die Anregungsstrahlung A wird über den Zwei-Achsen-Kipp-Spiegel 406 und die Linse 407 auf das Objekt gerichtet, und das empfangene Signal S wird über eine von der Schnittstelle für die Anregungsstrahlung A unterschiedlichen Schnittstelle hin zu einem Spektrometer geleitet.In the embodiment according to 2 the excitation radiation A is coupled in via another interface, namely via a dichroic element located in the beam path of the OCT primary radiation 411 , The excitation radiation A is via the two-axis tilt mirror 406 and the lens 407 directed to the object, and the received signal S is passed through a different interface from the excitation radiation A interface to a spectrometer.

Vorteil der Ausführungsform gemäß 2 ist, dass auch die Anregungsstrahlung A für die Zwei-Photonen-angeregte Spektroskopie über den Zwei-Achsen-Kipp-Spiegel 406 abgelenkt werden kann und damit eine Anregung entweder als lateraler Scan oder gezielt an einem interessierenden Ort erfolgen kann. Die Aufnahme des Signals S kann dann über eine geeignete Optik oder über einen sich flächig erstreckenden Detektor erfolgen.Advantage of the embodiment according to 2 is that also the excitation radiation A for the two-photon-excited spectroscopy on the two-axis tilt mirror 406 can be deflected and thus excitation either as a lateral scan or targeted to a place of interest can be done. The recording of the signal S can then take place via a suitable optical system or via a detector extending over a flat area.

Bei der Ausführungsform gemäß 3 wird die Anregungsstrahlung A über ein im Strahlengang der OCT-Strahlung befindliches dichroitisches Element 412 eingekoppelt, und das empfangene Signal S wird über dasselbe dichroitische Element 412 ausgekoppelt und einem Spektrometer zur Auswertung zugeführt. Bei dieser Anordnung kann der Fokus des Fluoreszenzstrahlenganges (Anregungsstrahlung A und optisches Signal S) mittels des Zwei-Achsen-Kipp-Spiegels 406 lateral bewegt werden. Das dichroitische Element 412 separiert dabei die OCT-Strahlung von der Anregungsstrahlung A und dem als Fluoreszenzstrahlung empfangenen Signal S.In the embodiment according to 3 is the excitation radiation A via a located in the beam path of the OCT radiation dichroic element 412 coupled, and the received signal S is on the same dichroic element 412 decoupled and fed to a spectrometer for evaluation. In this arrangement, the focus of the fluorescence beam path (excitation radiation A and optical signal S) by means of the two-axis tilt mirror 406 be moved laterally. The dichroic element 412 separates the OCT radiation from the excitation radiation A and the signal S received as fluorescence radiation.

Bei der Vorrichtung 4 gemäß den Ausführungsformen in 1 bis 3 können anhand eines aufgenommenen OCT-Bildes gezielt solche Orte identifiziert werden, an denen zur weiteren Diagnose eine spektroskopische Messung durchgeführt werden soll. Spektren können so gezielt an interessierenden Stellen eines Gewebes aufgenommen werden, wobei die spektroskopischen Messungen während oder nach einem OCT-Aufnahmevorgang aufgenommen werden können.In the device 4 according to the embodiments in 1 to 3 On the basis of a recorded OCT image, it is possible to specifically identify those locations at which a spectroscopic measurement is to be carried out for further diagnosis. Spectra can thus be recorded in a targeted manner at sites of interest of a tissue, whereby the spectroscopic measurements can be taken during or after an OCT recording process.

Als eine zusätzliche Maßnahme kann der Fokus der Zwei-Photonen-Anregungsstrahlung A durch geeignete Mittel schnell bewegt („gewobbelt”) werden, damit während der Aufnahmezeit (= Integrationszeit) eines Spektrums über ein geeignetes Volumen gemittelt werden kann. Das so erhaltene Aufnahmevolumen („Intergrationsvolumen”), aus dem die Zwei-Photonen-angeregten Signale S stammen, ist größer als das dem Fokuspunkt entsprechende Volumen und liefert ein für die Spektroskopie ausrechend starkes, auswertbares Signal. Neben einer Homogenisierung des Signals S wird damit der Zweck erreicht, die Probe oder das untersuchte Gewebe nicht durch lang andauerndes Bestrahlen desselben mikroskopischen Fokusvolumens unnötig zu belasten.When an additional measure the focus of the two-photon excitation radiation A by suitable Funds are quickly moved ("wobbled"), so while the recording time (= integration time) of a spectrum over suitable volume can be averaged. The recording volume thus obtained ("Integration volume"), off is the two-photon excited signals S, is greater than the volume corresponding to the focal point and provides one for spectroscopy ausrechend strong, evaluable signal. In addition to a homogenization the signal S is thus achieved the purpose, the sample or the did not examine tissues by long-term irradiation of the same unnecessarily burden the microscopic focus volume.

In besonders vorteilhafter Weise kann diese Mikrobewegung des Fokus in einer solchen Weise ausgeführt werden, dass die Anregungsvolumina, d. h. diejenigen Bereiche der Foki, deren Intensität für die Mehrphotonenanregung ausreicht, direkt aufeinander folgender Laserpulse nicht überlappen. Der Vorteil einer solchen Verfahrensweise liegt darin, dass das Risiko einer optischen Schädigung von Gewebe signifikant verringert wird. Bei Überlapp trifft der Folgepuls auf bereits vom Vorpuls optisch angeregte Gewebebereiche. Da der zeitliche Pulsabstand bei den verwendeten Ultrakurzpulslasern in der Größenordnung von 10 ns liegt, also in der Größenordnung der Fluoreszenzabklingzeiten, besteht eine nicht vernachlässigbare Wahrscheinlichkeit dafür, primär angeregte Moleküle im Gewebe in einen noch höheren Energiezustand zu transformieren, der dann zu bleibenden Veränderungen der Moleküle führt.In This micro-movement of the focus can be particularly advantageous executed in such a way be that the excitation volumes, i. H. those areas of the Foci, their intensity for the Multiphoton excitation is sufficient, directly successive laser pulses do not overlap. The advantage of such a procedure is that the Risk of optical damage of tissue is significantly reduced. In case of overlap, the follow-up pulse hits on already visually excited by Vorpuls tissue areas. Since the temporal pulse spacing in the ultrashort pulse lasers used in of the order of magnitude of 10 ns, that is of the order of magnitude Fluorescence cooldowns, there is a non-negligible Probability of primary excited molecules in the tissue in an even higher energy state which then leads to permanent changes in the molecules.

Für die schnelle Mikrobewegung („Wobbeln”) der Anregungsstrahlung A für die Zwei-Photonen-Spektroskopie kann beispielsweise ein schwingendes oder rotierendes optisches Bauteil, z. B. eine Linse, ein Spiegel, ein Prisma oder dergleichen verwendet werden.For the fast Micro-movement ("wobbling") of the excitation radiation A for the Two-photon spectroscopy For example, a vibrating or rotating optical Component, eg. As a lens, a mirror, a prism or the like be used.

Eine vorteilhafte Ausführungsform stellt ein Taumelspiegel dar, d. h. ein Spiegel, der auf einer motorisch zu einer schnellen Drehbewegung angetriebenen Rotationsachse so montiert ist, dass zwischen der Rotationsachse und der Spiegelnormalen ein kleiner Winkel (beispielsweise 0,5° bis 2,5°) besteht. Der reflektierte Strahl rotiert demnach schnell um seine Achse, was zu einer kleinen Kreisbewegung des Fokus und damit zu einer überlappfreien Fokusbewegung führt.A advantageous embodiment represents a tumbling mirror, d. H. a mirror on a motorized to a fast rotary motion driven rotation axis so is mounted that between the rotation axis and the mirror normal one small angle (for example, 0.5 ° to 2.5 °) consists. The reflected Beam therefore rotates quickly around its axis, resulting in a small Circular movement of the focus and thus to a non-overlapping focus movement leads.

Eine weitere vorteilhafte Ausführung ist ein in zwei Achsen schwingender Spiegel, insbesondere ein MEMS, bei dem die Schwingungsfrequenzen der beiden senkrecht zueinander liegenden Hauptschwingungsachsen in einem Verhältnis zueinander stehen, das einer rationalen Zahl als Bruch zweier Primzahlen entspricht. Wird diese zweiachsige Schwingung des Spiegels durch einen z. B. elektromagnetischen oder elektrostatischen Antrieb angeregt, so vollführt der reflektierte Strahl und damit der Laserfokus Lissajous-Figuren, bei denen im Schwingungsumkehrpunkt der einen Schwingungsachse die andere nicht die Geschwindigkeit Null, sondern einen endlichen Wert besitzt. Somit gibt es bei dieser Bewegung niemals einen Stillstand des Fokus, der ja zu dem unerwünschten Überlapp der Anregungsvolumina von Folgepulsen führen würde.A further advantageous embodiment is a mirror oscillating in two axes, in particular a MEMS, in which the vibration frequencies of the two perpendicular to each other lying in relation to each other, the corresponds to a rational number as a fraction of two prime numbers. Becomes this biaxial vibration of the mirror by a z. B. electromagnetic or electrostatic drive excited so performs the reflected beam and thus the laser focus Lissajous figures in which in Schwingungsumkehrpunkt the one oscillation axis the other not the speed zero, but has a finite value. Thus, there is never a stoppage of focus in this movement, the yes to the unwanted overlap the excitation volumes of subsequent pulses would result.

Als ein weiteres optionales Zusatzmerkmal kann der Anregungsfokus mittels geeigneter Maßnahmen, z. B. ein in Z bewegtes Objektiv, durch das Objekt (Probe, Gewebe) bewegt werden und so ein spektroskopisches Tiefenbild in der Art eines „A-Scans” bei der Ultraschalldiagnostik erzeugt werden, das den entsprechenden Koordinaten des OCT-Bildes zugeordnet ist. Alternativ kann das Scanvolumen für die Spektroskopieaufnahme gezielt auf einen vom Benutzer im OCT-Bild ausgewählten Ort im Gewebe gerichtet werden, das auf diese Weise gezielt spektroskopisch untersucht werden kann.When a further optional additional feature of the excitation focus means appropriate measures, z. B. an objective moved in Z, through the object (sample, tissue) be moved and so a spectroscopic depth image in the art an "A-scan" at the Ultrasound diagnostics are generated, the corresponding coordinates associated with the OCT image. Alternatively, the scan volume for the spectroscopy targeted to a location selected by the user in the OCT image Tissue be directed, in this way specifically spectroscopic can be examined.

Die Erfindung ist nicht auf die vorangehend geschilderten Ausführungsbeispiele beschränkt. Insbesondere kann auch eine Drei- oder Mehr-Photonen-Anregung für die Spektroskopie verwendet werden. Das erfindungsgemäße Konzept ist in keinster Weise auf die Zwei-Photonen-Anregung beschränkt.The Invention is not on the above-described embodiments limited. In particular, a three or more photon excitation for spectroscopy be used. The inventive concept is in no way on the two-photon excitation limited.

44
OCT-SpektrometerOCT spectrometer
4040
Aufnahmeeinheitrecording unit
401401
Optische Faseroptical fiber
402402
Linselens
403403
Spiegelmirror
404404
Strahlteilerbeamsplitter
405405
Spiegelmirror
406406
Ein- oder Zwei-Achsen-Kipp-SpiegelOne- or two-axis tilting mirror
407407
Linselens
408408
Linselens
409409
Detektordetector
4141
SpektrometerschnittstelleSpectrometer interface
410, 411, 412, 413410 411, 412, 413
Dichroitischer Spiegeldichroic mirror
AA
Anregungsstrahlexcitation beam
SS
Signalsignal

Claims (6)

System für die medizinische Bildgebung, mit einer Vorrichtung für die optische Kohärenztomographie zur Aufnahme eines tomographischen Bildes einer Ebene oder eines Volumens eines Objektes, gekennzeichnet durch eine Vorrichtung für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie zur Gewinnung von spektroskopischen Informationen aus biologischem Gewebe.System for medical imaging, with a device for the optical coherence tomography for taking a tomographic image of a plane or a Volume of an object, characterized by a device for multi-photon fluorescence spectroscopy for obtaining spectroscopic information from biological Tissue. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das System ausgebildet ist, zeitgleich oder nacheinander spektroskopische Messungen eines Objekts mittels der Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie vorzunehmen und tomographische Bilder desselben Objekts mittels der optischen Kohärenztomographie aufzunehmen.Device according to claim 1, characterized in that that the system is formed, at the same time or sequentially spectroscopic Measurements of an object using multi-photon fluorescence spectroscopy make and tomographic images of the same object by means of optical coherence tomography take. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie über eine Schnittstelle (410, 411, 412) mit der Vorrichtung für die optische Kohärenztomographie (4) verbunden ist.Apparatus according to claim 1 or 2, characterized in that the device for multi-photon fluorescence spectroscopy via an interface ( 410 . 411 . 412 ) with the device for optical coherence tomography ( 4 ) connected is. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass über die Schnittstelle (410, 411, 412) eine Anregungsstrahlung (A) für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie auf das Objekt geleitet wird.Device according to claim 3, characterized in that via the interface ( 410 . 411 . 412 ) an excitation radiation (A) for the multi-photon fluorescence spectroscopy is passed to the object. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass über dieselbe Schnittstelle (410, 411, 412) oder eine weitere Schnittstelle ein Mehr-Photonenangeregtes Signal (S) für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie aufgenommen wird.Device according to claim 4, characterized in that via the same interface ( 410 . 411 . 412 ) or a further interface, a multi-photon excitation signal (S) is recorded for the multi-photon fluorescence spectroscopy. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 3 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Schnittstelle ein dichroitisches Element (410, 411, 412) aufweist.Device according to one of claims 3 to 5, characterized in that the interface is a dichroic element ( 410 . 411 . 412 ) having.
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