EP1576405A2 - Kohärenzmikroskop - Google Patents

Kohärenzmikroskop

Info

Publication number
EP1576405A2
EP1576405A2 EP03789300A EP03789300A EP1576405A2 EP 1576405 A2 EP1576405 A2 EP 1576405A2 EP 03789300 A EP03789300 A EP 03789300A EP 03789300 A EP03789300 A EP 03789300A EP 1576405 A2 EP1576405 A2 EP 1576405A2
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
light
coherence
microscope according
coherence microscope
fiber bundle
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
EP03789300A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Christoph Hauger
Hans-Joachim Miesner
Ludwin Monz
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Carl Zeiss AG
Original Assignee
Carl Zeiss AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Carl Zeiss AG filed Critical Carl Zeiss AG
Publication of EP1576405A2 publication Critical patent/EP1576405A2/de
Ceased legal-status Critical Current

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Classifications

    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B21/00—Microscopes
    • G02B21/0004—Microscopes specially adapted for specific applications
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B9/00—Measuring instruments characterised by the use of optical techniques
    • G01B9/02—Interferometers
    • G01B9/0209—Low-coherence interferometers
    • G01B9/02091—Tomographic interferometers, e.g. based on optical coherence
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01B—MEASURING LENGTH, THICKNESS OR SIMILAR LINEAR DIMENSIONS; MEASURING ANGLES; MEASURING AREAS; MEASURING IRREGULARITIES OF SURFACES OR CONTOURS
    • G01B2290/00—Aspects of interferometers not specifically covered by any group under G01B9/02
    • G01B2290/65—Spatial scanning object beam

Definitions

  • the invention relates to a coherence microscope and a method for operating such a microscope.
  • a method with which sharp images of spatially extended objects can be obtained uses confocal optics for imaging.
  • the concept of imaging using confocal optics is described, for example, in US 3,013,467. It is based on the fact that, for example, a pinhole light source is provided by means of a pinhole with a small hole, the light of which is focused on a point of the sample. The light reflected from this sample point is in turn focused on a point that represents an image of the sample point.
  • a second pinhole is arranged at the location of this image, behind which there is a detector for detecting the reflected light. Only light coming from the focal plane is mapped to a point at the location of the second hole life and can pass through the pinhole.
  • Confocal microscopes i.e. microscopes based on confocal imaging
  • LSM laser scan microscopes
  • the particular challenge for the corresponding microscopic screening method is to be fast, high-resolution and compatible for use in the endoscope.
  • Such methods can be used to perform optical biopsies for tumor detection, for example in the gastrointestinal tract.
  • a confocal laser scan microscope in connection with an endoscope is, for example, the laser described in YS Sabharwal et al., "Slit Scanning Confocal Microendoscope for High Resolution In-Vivo Imaging", Appl. Opt. 34, pages 7133-7144 (1999).
  • Scan microendoscope This instrument uses a confocal diaphragm to image a laser beam onto the sample, scans the sample with the laser beam two-dimensionally (laterally) and records the scattered light reflected by the sample. In order to record a spatial, ie three-dimensional image, two-dimensional ones Layers are scanned at different depths. The depth of the plane to be recorded is adjusted by shifting the focal plane of the microscope in the sample.
  • the result of this process is a so-called z-stack of two-dimensional images.
  • the scans are either carried out manually (with high inaccuracy and lack of reproducibility ) or by means of miniaturized focusing devices, the high requirements Accuracy and reproducibility must be sufficient and also only be of a small size.
  • the mechanical requirements for such focusing devices are very high. laser Scan microendoscopes have therefore not yet become commercial products.
  • the longitudinal resolution of the laser scan microendoscope is determined by the confocal optics. Confocal imaging with the aid of an aperture ensures that only scattered light from a longitudinally narrowly limited depth range falls on the detector. The depth of this area, and thus the longitudinal resolution of the microscope, depends on the aperture of the aperture, i.e. For example, the hole of the pinhole, and in practice reaches values of typically less than 10 ⁇ m. Better longitudinal resolutions, i.e. More narrowly limited depth ranges are possible by closing the aperture further, but this is associated with a high loss of light. Disadvantages of the laser scan microendoscope are the long scanning time required to record a z-stack and a low optical sensitivity. The optical sensitivity is impaired by the generally low transmission of the optical fiber bundles of the laser scan microendoscope and by disturbing reflections on the optical surfaces.
  • An alternative to imaging spatially extended objects that is not based on the principle of confocal imaging is the device described in DE 199 29 406 for performing an optical coherence tomography (OCT, Optical Coherence Tomography). It comprises a light source that emits essentially incoherent light, and a beam generating device for generating a measurement light beam and a reference light beam that is coherent with respect to a reference point in time to the measurement light beam from the incoherent light. The sample is irradiated with the measuring light beam. The light reflected by the sample is recorded and spatially overlaid with the reference light beam. Because of the temporal incoherence of the radiation, interference phenomena occur only when the optical path lengths of the measurement and reference light beam are essentially identical.
  • the different optical path lengths of the reference light beam therefore lead to interference phenomena with the object reflected at different depths Measuring light.
  • the different optical path lengths of the reference light beam can be related to the depth at which the reflection of the measurement light took place in the sample in order to create a depth profile of the sample.
  • a disadvantage of the devices presented is that they cannot be used to perform an optical biopsy in the desired manner.
  • the object of the invention is therefore to provide a device with which an optical biopsy can be implemented in a manner which is advantageous compared to the prior art. It is a further object of the invention to provide a method for operating such a device.
  • the first object is achieved by a coherence microscope according to claim 1, the second object by a method according to claim 24. Further refinements of the invention are specified in the dependent claims.
  • a coherence microscope comprises a light source which emits light which is incoherent in time. Any light source with a suitably short coherence length is to be regarded as a time-incoherent light source.
  • the coherence microscope comprises a splitter for splitting the light emitted by the light source into measuring light, which is fed to and reflected by a sample, and reference light.
  • a superimposition device for spatially superimposing the measurement light reflected from the sample with the reference light and a sensor line for detecting the light resulting from the superimposition, which is designed in such a way that it enables a readout rate of at least approx. 60 kHz.
  • the overlay device has one Emission device for emitting the measurement light and the reference light, which is designed and arranged relative to the sensor line in such a way that extensive irradiation of at least part of the sensor line with superimposed light takes place and the ratio of the measurement light and the reference light from the emission device to the respective point of impact distances covered on the sensor line in the section of the sensor line irradiated with superimposed light varies.
  • the coherence microscope according to the invention is based on the following considerations:
  • a major obstacle to realizing an optical biopsy using the prior art described is that the acquisition times for acquiring a z-stack are long.
  • a mechanical movement is also required for a standard OCT in order to obtain image information from different depths of the sample.
  • the depth is determined based on the interference of a measuring beam with a reference beam.
  • the depth from which the image information originates is the distance traveled from the reference beam to the detector. This distance is usually varied in that the reference beam is reflected on a movable mirror.
  • the mirror position must therefore be mechanical be changed, which, like moving the optical elements in the LSM, cannot be done at the desired speed.
  • the so-called line OCT described in DE 199 29406 does not require a displaceable mirror in order to determine the sample depth from which the image information originates.
  • the light is emitted from the superimposition device onto the sensor line in such a way that the distance covered by the reference light beam depends on the point of incidence of the light on the sensor line.
  • the sample depth in this device therefore results from the position of the point of impact of the superimposed light on the sensor line, i.e. the position of the sensor element read in each case.
  • the mechanical displacement of a mirror is therefore not necessary.
  • the sensor line is selected in a line OCT in such a way that the reading of the sensor line with a high read rate, i.e. 60 kHz or more, the short recording times required for the optical biopsy can be realized.
  • Sensor lines with the desired readout rates and a line length between 128 and 1024 sensor elements are currently commercially available.
  • the sensor line is therefore preferably a short line which does not comprise more than approximately 1000 sensor elements. In particular, if a very high readout rate is to be achieved, a very short sensor line with no more than approximately 500 sensor elements is preferably used.
  • a short or very short sensor line does not necessarily have to be used. Instead, a long sensor line, ie a sensor line with more than approx. 1000 sensor elements can be used, for example one with 2048 or 4096 sensor elements.
  • the high readout rate can be achieved in this case by irradiating and reading out only a part of the sensor elements, ie the length of the line used is less than its actual length. If, for example, a sensor row with 2048 sensor elements is used, only about 1000 sensor elements of the row are preferably irradiated and read. More preferably, only about 500 sensor elements are irradiated and read out.
  • the short sensor line and the absence of moving parts for performing a depth scan enable the short recording times required for the optical biopsy.
  • the coherence microscope according to the invention is distinguished in particular by the following points compared to the prior art:
  • the sample can also be scanned along an XZ plane, i.e. can only be scanned along an X-line (so-called B-scan), the orientation and "width" of the X-direction being adjustable without the need to reposition the microscope optics, which may be integrated into an endoscope
  • This enables a very fast optical biopsy, which provides the pathologist with a cut in the usual orientation.
  • the width of the one-dimensional line can in particular be adapted to the desired resolution and / or the desired signal strength.
  • the depth range which is accessible for measurement with the optical coherence microscope according to the invention by superimposing measurement and reference light, that is to say the depth extent of the depth profile resulting from the superimposition, is called the depth stroke.
  • the depth stroke is independent of the depth resolution and is determined by the number of sensor elements in the sensor line, the wavelength of the light used and the number of sensor elements per period of the interference signal.
  • the coherence microscope is in particular designed such that it has a depth stroke which corresponds at least to the depth resolution of the coherence microscope determined by the coherence length of the light emitted by the light source and at most N ⁇ / 4, where ⁇ is the wavelength of the light emitted by the light source and N is the number of Sensor elements or the sensor elements used in the sensor line.
  • N ⁇ / 4 represents the greatest depth stroke for which the sensor line with N sensor elements or N sensor elements used fulfills the scanning theorem when using light of wavelength ⁇ .
  • the depth stroke is typically in the range of approx. 100 ⁇ m, but it can also be below this and be, for example, 20 ⁇ m or less. In particular, it can also be in the range of the depth resolution of the coherence microscope. The lower the depth stroke, the shorter the sensor line used and thus the time it takes to take an image.
  • the coherence microscope according to the invention comprises a point light source emitting measurement light and at least one confocal diaphragm.
  • the point light source can also be formed by the at least one confocal diaphragm.
  • microscope optics for focusing the measurement light onto the sample and for focusing the measurement light reflected from the sample onto the at least one confocal diaphragm, which may also form the point light source, or a further confocal diaphragm.
  • a confocal diaphragm is not only to be understood as a perforated or slotted disc, but rather each confocally arranged optical element which has an aperture or numerical aperture.
  • the aperture of the at least one confocal diaphragm is preferably selected such that the depth stroke of the coherence microscope essentially corresponds to the depth dimension of its confocal zone.
  • an optical fiber is present which feeds the measuring light to the microscope optics.
  • a scanning device is also preferably arranged between the optical fiber and the microscope optics.
  • the at least one confocal diaphragm can be formed by the optical fiber. If a single-mode fiber is used as the optical fiber, the optical path length covered by the measuring light is fixed and known with high accuracy.
  • an ordered fiber bundle is interposed between the optical fiber and the microscope optics, preferably between the scanning device and the microscope optics.
  • the at least one confocal diaphragm can alternatively be formed by the optical fiber or by the fibers of the fiber bundle. Since it is not necessary to record z-stacks with the coherence microscope according to the invention, no mechanically moved elements at the distal end of the fiber are necessary. Likewise, no additional focusing devices have to be implemented at the distal end.
  • the ordered fiber bundle can be integrated in an endoscope.
  • the distal end of the endoscope can include magnifying optics, the numerical aperture of which is selected such that the optical resolution at the Fiber bundle end surface corresponds to the diameter of the fibers of the fiber bundle.
  • a further embodiment of the coherence microscope is distinguished by the fact that a scanning device is provided for coupling measuring light into the fibers and / or for coupling measuring light reflected from the sample out of the fibers.
  • a scanning device is provided for coupling measuring light into the fibers and / or for coupling measuring light reflected from the sample out of the fibers.
  • an optical system is present between the scanning device and the proximal end of the ordered fiber bundle, which is designed in such a way that the light to be coupled into the fibers is slightly defocused at the proximal end of the fiber bundle. In this way, it can be ensured that each individual fiber is hit equally well in the same way.
  • a scan controller can be provided which is designed to carry out an initialization in which the central position of the fibers at the proximal end of the ordered fiber bundle is determined in order to improve the coupling.
  • the fibers of the ordered fiber bundle are arranged linearly next to one another at the proximal end of the fiber bundle.
  • This configuration enables scanning with very high scanning frequencies.
  • it enables flat scanning with only one movable scanning element.
  • the scanning device can in particular have a rotatable polygon mirror.
  • the described coupling and decoupling of the light at the proximal end of the fiber bundle and / or the linear arrangement of the fibers at the proximal end of the fiber bundle can be used advantageously not only in the coherence microscope according to the invention, but also in other devices in which light enters an optical fiber bundle - or to be decoupled.
  • the numerical aperture and the magnification of the microscope optics of the coherence microscope according to the invention can advantageously be chosen such that the lateral resolution is approximately equal to that Corresponds to the diameter of the fibers of the ordered fiber bundle and a maximum depth stroke is achieved.
  • Figure 1 shows schematically a first embodiment for the coherence microscope according to the invention.
  • Figure 2 shows schematically a second embodiment of the coherence microscope according to the invention.
  • FIG. 3 schematically shows the coupling in and out of light into or out of fibers of an optical fiber bundle.
  • the microscope comprises a light source 1 for emitting temporally incoherent light, a splitter 3 for splitting the light into a reference beam and a measuring beam, a reference branch 5, into which the reference beam is coupled by the splitter 3 and in which it covers a defined path, one Measuring branch 7, into which the measuring beam is coupled from the splitter and via which the measuring beam is fed to the sample 13, and a detector 9 in which measuring light reflected from the sample is superimposed with reference light from the reference branch 5 and the superimposed light is detected.
  • the light source 1 is a broadband light source that emits radiation that is essentially incoherent in time.
  • the light source 1 is a superluminescent diode.
  • other light sources can also be used, provided they emit light with a coherence length that does not exceed a predetermined value, such as a laser that emits short light pulses.
  • the coherence length of the light source 1 determines the depth resolution of the optical coherence microscope.
  • the microscope comprises a laser light source 15, for example a laser diode, which emits coherent radiation in the frequency range visible to the human eye.
  • the laser light source 15 or the laser light emanating from it serves to be able to follow the beam path of the light emitted by the superluminescent diode 1 in the invisible area.
  • the laser light is mixed in a mixer 17 with the light from the superluminescent diode 1, 90% of the mixed beam going back to the superluminescent diode 1 and 10% to the laser light source 15.
  • the radiation generated by the mixer 17 is coupled by the splitter 3 to 90% into the measuring branch and to 10% into the reference branch. Other mixing ratios are also possible here.
  • the reference light beam is coupled into a reference light guide 6 and fed to a mirror 19 via an optical system 18.
  • the mirror 19 reflects the reference beam, which is coupled back into the reference light guide 6 after the reflection from the optics 18.
  • a mixer 21 mixes the reflected reference light with the reference beam coming from the splitter 3 in a ratio of 50:50 and couples the light prepared in this way into a further reference light guide 23 leading to the detector 9, which guides the reference light beam to a beam output 25 of the reference branch 5.
  • the reference light guides are preferably monomode fibers.
  • the measuring light is fed via a measuring light guide 8 arranged in the measuring branch 7 to a scanning device 32, from which it is directed onto a microscope optics 28 focusing the measuring light beam onto a sample area.
  • the scanning device 32 comprises a first galvanometer mirror 33 which can be pivoted about an axis for conveying an X deflection of the measurement beam and a second galvanometer mirror 35 which can be pivoted about an axis for conveying a Y deflection of the measurement beam.
  • the axes about which the respective galvanometer mirrors 33, 35 can be pivoted are preferably perpendicular to one another, but can also be at any angle take each other as long as they are not parallel to each other.
  • the galvanometer mirrors 33, 35 are controlled by means of a scan control (not shown) in such a way that a lateral sample area is scanned step by step. In each scanning step, the light reflected by the sample 13 is picked up by the microscope optics 28 and fed back to the measuring light guide 8 via the scanning device 32.
  • the numerical aperture NA of the measuring light guide 8 represents both a point light source and a confocal diaphragm of the coherence microscope.
  • the measuring light prepared in this way is coupled by the mixer 27 into a further measuring light guide 29, likewise preferably a single-mode fiber, which feeds the measuring light to the beam output 31 of the measuring branch 7.
  • the reference light and the measuring light in the form of light cones 37, 39 are directed onto a CCD line 41 as the sensor line of the detector 9, which represents the sensor surface of the detector 9.
  • the two beam outputs 25, 31 are arranged at a distance from one another, so that the two light cones partially overlap and illuminate at least one partial area 43 of the CCD line 41 simultaneously.
  • the CCD line has 512 pixels, all of which are essentially illuminated by superimposed light. Only if the measuring light arriving at a point, ie a pixel, on the CCD line 41 has traveled the same distance as that at the same point on the CCD line 41 incoming reference light, interference phenomena occur.
  • a depth within the sample 13 can be assigned to the respective point on the CCD line 41 from the known path lengths which the reference light has to cover from the beam output 25 to the respective points on the CCD line. Only measuring light which has been reflected at this depth interferes with the reference light at the assigned point on the CCD line 41.
  • a read-out unit reads the CCD line and forwards the read-out data to an evaluation unit (likewise not shown), which carries out the assignment of a pixel to the sample depth from which the measurement light hitting the pixel originates. Due to the relatively small number of pixels to be read out, the CCD line can be read out at a high read rate.
  • the high readout rate can also be achieved in the exemplary embodiment described if, for example, instead of a CCD line with 512 pixels, a CCD line with 1024 or more pixels is used, of which only approx. 500 are irradiated and read out with superimposed light.
  • the recordings of the coherence microscope according to the invention are characterized in that a volume with an axial extent in the region of the depth of field of the confocal microscope optics is measured in a certain depth of the sample. Since the sample is scanned flat in the lateral direction, very high data rates are incurred. The entire system should therefore be designed and optimized for fast data acquisition.
  • the readout rate of the CCD line required for this is estimated below:
  • N is the pixel number of the CCD line
  • ⁇ is the wavelength of the light source (typically 800 nm)
  • P is the number of pixels per period of the Interference signal.
  • the number of pixels per period can also be greater than 2; without having to use a longer line.
  • the number of pixels per period can also be maintained with a lower depth stroke and the length of the CCD line can be reduced.
  • the number of pixels per period should be at least 2 and advantageously be at most 4 in order to avoid unnecessarily long lines.
  • the depth resolution is determined in the coherence microscope according to the invention as in the OCT by the coherence length of the light source 1.
  • Each light source emits coherent light over a certain period of time, namely over the coherence time.
  • Light sources with very short coherence times are considered to be incoherent light sources.
  • the coherence time can be converted into a coherence length. Only those light rays whose distances covered differ by less than the coherence length can interfere with one another. The shorter the coherence length, the more precisely the path lengths of the measuring beam and reference beam must match so that they can interfere with one another, ie the path difference must be smaller than the coherence length.
  • the depth resolution of the coherence microscope is preferably better than 20 ⁇ m, more preferably better than 10 ⁇ m and in particular better than 1 ⁇ m, the depth resolution depending on the desired application of the coherence microscope.
  • the volume .DELTA.X, .DELTA.Y, .DELTA.Z of the scattering sample 13 can be measured with a high lateral (X, Y) and axial (Z) resolution using the coherence microscope.
  • the sample 13 is scanned analogously to the confocal laser scanning microscope with the confocal microscope optics.
  • the confocality is not used to increase the lateral resolution or to enable measurement in sharply defined depth ranges ( ⁇ 10 ⁇ m) as in the confocal laser scanning microscope. Instead, the confocality only serves to reduce extraneous light that comes from outside the sample area to be examined.
  • the galvanometer mirrors 33, 35 can be completely or partially replaced by other scanning elements, such as, for example, rotatable polygon mirrors.
  • FIG. It differs from the first exemplary embodiment only in that a focusing lens 26 and an ordered fiber bundle 100, which comprises a number of optical fibers, preferably single-mode fibers, are arranged between the scanning device 32 and the microscope optics 28.
  • a focusing lens 26 and an ordered fiber bundle 100 which comprises a number of optical fibers, preferably single-mode fibers, are arranged between the scanning device 32 and the microscope optics 28.
  • the measuring light is fed to the microscope optics 28 via the ordered fiber bundle 100.
  • the measurement light beam is introduced into the proximal ends 106 of the optical fibers of the fiber bundle 100 via the focusing lens 26, with which the measuring light beam is focused on the input surfaces of the fibers.
  • the scanning device 32 which is designed as in the first exemplary embodiment, makes it possible to align the measuring light beam onto the focusing lens 26 in such a way that it is focused on the proximal end of a selected fiber of the fiber bundle 100.
  • the galvanometer mirrors 33, 35 of the scanning device 32 are controlled by means of a scan control (not shown) in such a way that the measurement light beam is introduced successively into all fibers or at least into a defined subset of all fibers of the optical fiber bundle.
  • the coupling of the measurement light beam into the proximal ends of the individual fibers of the ordered fiber bundle 100 can be improved in several ways in order to achieve an optimal coupling into the individual fibers at the maximum scanning speed.
  • An alternative way of improving the coupling is to control the scanning device 32 in such a way that each individual fiber of the fiber bundle 100 is optimally struck by the rastering light beam.
  • the optimal setting of the scanning device is determined in an initialization step for each individual fiber.
  • the proximal end 106 of the fiber bundle can be scanned in a grid that is finer than the grid that results from the arrangement of the proximal ends of the individual fibers.
  • the reflections occurring at the proximal end 106 of the fiber bundle 100 during scanning are stronger if they are from a Single fibers come as if they come from the surrounding material in which the single fibers are embedded.
  • the exact position of the individual fibers can therefore be determined by measuring the reflections.
  • the control by the scan control then takes place on the basis of the positions determined in the initialization step. Because the reflections of the individual fibers are stronger than those of the surrounding material, it is also possible to use the reflections to synchronize the data acquisition.
  • a confocal microscope optical system 28 is arranged, with which the measuring light emerging from the fibers of the fiber bundle 100 is focused on the sample 13.
  • Microscope optics 28 the measurement light reflected by the sample 13 is also focused again on the distal end of the fiber of the fiber bundle 100 from which it emerged.
  • the distal end of the fiber i.e. its numerical aperture represents both the point light source and the confocal aperture of the confocal optics. Also in this
  • Magnification of the microscope optics are chosen so that the lateral
  • Resolution of the microscope approximately corresponds to the diameter of a fiber (typically 1 to 10 ⁇ m) and a maximum axial
  • the confocal aperture can also be given by the numerical aperture of the measurement light guide 8 in the second exemplary embodiment.
  • the measuring light reflected by the sample 13 is fed via the fiber bundle 100 and the galvanometer mirrors 33, 35 of the scanning device 32 to a mixer 27 arranged in the measuring branch 7. This mixes the measurement light reflected by the sample 13 with the measurement beam from the splitter 3 in a ratio of 50:50.
  • the measuring light prepared in this way is coupled into a measuring light guide 29, preferably a single-mode fiber, which feeds the measuring light to the beam output 31 of the measuring branch 7.
  • the measurement light is superimposed on the reference light and the superimposed light is then detected as in the first exemplary embodiment.
  • the optical fiber bundle 100 has the usual, almost hexagonal arrangement of the individual fibers 104 at its distal end 102. In contrast to the usual fiber bundles, however, the individual fibers 104 are arranged in a row 105 at the proximal end 106 of the fiber bundle 100. If the fiber bundle 100 comprises, for example, 50,000 individual fibers which are arranged linearly at a distance of 4 ⁇ m, the result is an extension of the line 105 of 20 cm.
  • the scanning device 32 for scanning the fiber line 105 at the proximal end 106 of the fiber bundle 100 comprises a rotatable polygon mirror 108 with a number of reflecting polygon surfaces 110, the axis of rotation of which runs perpendicular to the direction of expansion of the fiber line.
  • the measuring light beam is deflected from the reflecting polygon surfaces 110 in the direction of the individual fibers 104 of the line 105.
  • the arrangement of the polygon mirror 108 relative to the fiber line 105 is selected such that the line 105 is scanned as often as the polygon mirror 108 has polygon surfaces 110 during a full rotation of the polygon mirror 108.
  • the linear configuration of the proximal end 106 of the fiber bundle 100, i.e. the linear arrangement of the individual fibers thus enables a new type of area scan method in which the measurement light beam is deflected in one direction only for carrying out the area scan. Scanning the line by means of the polygon mirror 108 allows very high scanning frequencies.
  • A-scan a complete depth profile (so-called A-scan) is recorded at every point on the XY plane without longitudinal scanning (z-scan).
  • a short CCD line or a long CCD line of which only a short partial area is read out, can be used.
  • the short line or the short section can for performing an A scan with a high line frequency. This enables very high measuring speeds to be achieved when performing such scans.
  • the coherence microscope according to the invention enables the scanning process to be simplified. Instead of a complete XY scan, e.g. using an endoscope, the sample is scanned along an XZ plane, i.e. just scanned along an X-Line (so-called B-Scan).
  • the X direction can be adjusted both in its orientation and in its "width" without the need to reposition the optics, for example the endoscope.
  • This method enables the pathologist to perform a very fast optical biopsy, which is a cut in the usual orientation
  • the width of the one-dimensional line can be adapted to the desired resolution and / or the desired signal strength.
  • Essential areas of application of the coherence microscope according to the invention are in optical biopsy and in-vivo histology.
  • the method described is suitable for external applications (examinations on the skin and mucosa), for endoscopic diagnostic methods, in particular in the gastrointestinal tract, and for ophthalmological examinations on the retina.

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Abstract

Erfindungsgemäss umfasst ein Kohärenzmikroskop eine zeitlich inkohärentes Licht abgebende Lichtquelle (1). Ausserdem umfasst das konfokale Kohärenzmikroskop einen Aufteiler (3) zum Aufteilen des von der Lichtquelle (1) abgegebenen Lichtes in Messlicht, welches einer Probe (13) zugeleitet und von dieser reflektiert wird, und Referenzlicht. Weiterhin sind eine Überlagerungseinrichtung (25, 31) zum räumlichen Überlagern des von der Probe (13) reflektierten Messlichts mit dem Referenzlicht und eine Sensorzeile (41) zum Detektieren des aus der Überlagerung resultierenden Lichts, welche derart ausgelegt ist, dass sie eine Ausleserate von mindestens ca. 60 kHz ermöglicht, vorhanden. Um derartige Ausleseraten zu erzielen, können insbesondere kurze Sensorzeilen (41) mit höchstens etwa 1000 Sensorelementen, bspw. CCD-Elementen (CCD: Charge Coupled Device), und insbesondere sehr kurze Sensorzeilen (41) mit höchstens etwa 500 Sensorelementen Verwendung finden. Die Überlagerungseinrichtung weist eine Abstrahleinrichtung (25, 31) zum Abstrahlen des Messlichts und des Referenzlichts auf, die derart ausgebildet und relativ zur Sensoranordnung (41) angeordnet ist, dass eine ausgedehnte Bestrahlung mindestens eines Teils der Sensoranordnung (41) mit überlagertem Licht erfolgt und das Verhältnis der von dem Messlicht und dem Referenzlicht von der Abstrahleinrichtung (25, 31) bis zum jeweiligen Ruftreffpunkt auf der Sensoranordnung (41) zurückgelegten Wegstrecken im mit überlagertem Licht bestrahlten Abschnitt der Sensoranordnung (41) variiert.

Description

Kohärenzmikroskop
Die Erfindung betrifft ein Kohärenzmikroskop sowie ein Verfahren zum Betreiben eines derartigen Mikroskops.
In der konventionellen Mikroskopie ist die scharfe Darstellung räumlich ausgedehnter Objekte problematisch. Durch unscharfe Beiträge von Objektbereichen ober- und unterhalb der Fokusebene wird die Bildschärfe beeinträchtigt. Es sind daher unterschiedliche Vorrichtungen und Verfahren zum Abbilden räumlich ausgedehnter Objekte entwickelt worden.
Ein Verfahren, mit dem scharfe Bilder von räumlich ausgedehnten Objekten gewonnen werden können, nutzt zum Abbilden eine konfokale Optik. Das Konzept des Abbildens mittels konfokaler Optik ist bspw. in US 3,013,467 beschrieben. Es beruht darauf, dass bspw. mittels einer Lochblende mit kleinem Loch (Pinhole) eine punktförmige Lichtquelle zur Verfügung gestellt wird, deren Licht auf einen Punkt der Probe fokussiert wird. Das von diesem Probenpunkt reflektierte Licht wird wiederum auf einen Punkt fokussiert, der ein Bild des Probenpunktes darstellt. Am Ort dieses Bildes ist ein zweites Pinhole angeordnet, hinter dem sich ein Detektor zum Detektieren des reflektierten Lichtes befindet. Nur aus der Fokusebene stammendes Licht wird am Ort der zweiten Lochlbende auf einen Punkt abgebildet und kann das Pinhole passieren. Licht, welches in der Probe vor oder hinter der Fokusebene reflektiert worden ist, bildet am Ort der zweiten Lochblende hingegen eine Scheibe. Solches Licht kann deshalb das Pinhole nicht passieren, so dass im Wesentlichen nur Licht vom Fokuspunkt den Detektor erreicht. Durch konfokales Abbilden können daher auch räumlich ausgedehnte Objekte scharf abgebildet werden, da Beiträge von ober- oder unterhalb der Fokusebene liegenden Objektbereichen nicht in die Abbildung eingehen. Statt Pinholes können auch Schlitzblenden Verwendung finden. In diesem Fall wird die Lichtquelle als Strich auf die Probe und das von der Probe reflektierte Licht als Strich auf dieselbe oder eine weitere Schlitzblende abgebildet.
Konfokale Mikroskope, also auf konfokaler Abbildung beruhende Mikroskope, finden bspw. als Laser Scan Mikroskope (LSM) insbesondere in der Biologie, der Materialwissenschaft und der medizinischen Diagnostik Einsatz. Für die intraoperative Diagnostik besteht die besondere Herausforderung an das entsprechende mikroskopische Rasterverfahren darin, schnell, hochauflösend und kompatibel für den Einsatz im Endoskop zu sein. Mit derartigen Verfahren können optische Biopsien zur Tumorerkennung zum Beispiel im Magen-Darm-Trakt realisiert werden.
Ein konfokales Laser Scan Mikroskop in Verbindung mit einem Endoskop ist beispielsweise das in Y.S. Sabharwal et al., „Slit Scanning Confocal Microendoscope for High Resolution In-Vivo Imaging", Appl. Opt. 34, Seiten 7133 - 7144 (1999) beschriebene Laser-Scan-Mikroendoskop. Dieses Instrument bildet einen Laserstrahl mittels einer konfokalen Blende auf die Probe ab, rastert die Probe mit dem Laserstrahl zweidimensional (lateral) ab und nimmt das von der Probe reflektierte Streulicht auf. Um ein räumliches, d.h. dreidimensionales Bild aufzunehmen, werden zweidimensionale Ebenen in verschiedenen Tiefen gescannt. Die Tiefe der aufzunehmenden Ebene wird durch Verschieben der Fokusebene des Mikroskops in der Probe eingestellt. Das Ergebnis dieses Verfahrens ist ein sogenannter z-Stapel von zweidimensionalen Bildern. Die Scans werden entweder manuell durchgeführt (mit hoher Ungenauigkeit und mangelnder Reproduzierbarkeit) oder mittels miniaturisierter Fokussiereinrichtungen, die hohen Anforderungen an die Genauigkeit sowie die Reproduzierbarkeit genügen müssen und zudem nur eine geringe Größe haben dürfen. Die mechanischen Anforderungen an solche Fokussiereinrichtungen sind sehr hoch. Laser- Scan-Mikroendoskope sind daher noch nicht in kommerzielle Produkte übergegangen.
Die longitudinale Auflösung des Laser-Scan-Mikroendoskops ist durch die konfokale Optik bestimmt. Durch die konfokale Abbildung mit Hilfe einer Blende wird erreicht, dass nur Streulicht aus einem longitudinal eng begrenzten Tiefenbereich auf den Detektor fällt. Die Tiefenausdehnung dieses Bereiches, und damit die longitudinale Auflösung des Mikroskops, hängt von der Öffnung der Blende, d.h. bspw. des Loches der Lochblende, ab und erreicht in der Praxis Werte von typischerweise weniger als 10 μm. Bessere longitudinale Auflösungen, d.h. enger begrenzte Tiefenbereiche, sind durch weiteres Schließen der Blendenöffnung möglich, was jedoch mit einem hohen Lichtverlust verbunden ist. Nachteile des Laser-Scan- Mikroendoskops sind die lange Scanzeit, die zum Aufnehmen eines z- Stapels nötig ist, und eine geringe optische Empfindlichkeit. Die optische Empfindlichkeit wird durch die im Allgemeinen geringe Transmission der optischen Lichtleiterbündel des Laser-Scan-Mikroendoskops sowie durch störende Reflexe an den optischen Flächen beeinträchtigt.
Eine Alternative zum Abbilden von räumlich ausgedehnten Objekten, die nicht auf dem Prinzip der konfokalen Abbildung beruht, ist die in DE 199 29 406 beschriebe Vorrichtung zum Durchführen einer optischen Kohärenz-Tomographie (OCT, Optical Coherence Tomography). Sie umfasst eine Lichtquelle, die im Wesentlichen inkohärentes Licht abgibt, und eine Strahlerzeugungseinrichtung zum Erzeugen eines Messlichtstrahls sowie eines bezüglich eines Referenzzeitpunktes zu dem Messlichtstrahl kohärenten Referenzlichtstrahls aus dem inkohärenten Licht. Mit dem Messlichtstrahl wird die Probe bestrahlt. Das von der Probe reflektierte Licht wird aufgenommen und mit dem Referenzlichtstrahl räumlich überlagert. Wegen der zeitlichen Inkohärenz der Strahlung treten beim Überlagern nur bei in Wesentlichen identischen optischen Weglängen von Mess- und Referenzlichtstrahl Interferenzerscheinungen auf. Unterschiedliche optische Weglängen des Referenzlichtstrahls führen daher zu Interferenzerscheinungen mit vom Objekt in unterschiedlichen Tiefen reflektiertem Messlicht. Somit können die verschiedenen optischen Weglängen des Referenzlichtstrahls mit der Tiefe, in der die Reflexion des Messlichts in der Probe stattgefunden hat, in Beziehung gesetzt werden, um ein Tiefenprofil der Probe zu erstellen.
Ein Nachteil der vorgestellten Geräte ist es, dass sich mit ihnen eine optische Biopsie nicht in der gewünschten Weise realisieren lässt.
Aufgabe der Erfindung ist es daher, eine Vorrichtung zur Verfügung zu stellen, mit der sich eine optische Biopsie in einer gegenüber dem Stand der Technik vorteilhaften Weise realisieren lässt. Es ist ein weitere Aufgabe der Erfindung, ein Verfahren zum Betreiben einer derartigen Vorrichtung zur Verfügung zu stellen.
Die erste Aufgabe wird durch ein Kohärenzmikroskop nach Anspruch 1 , die zweite Aufgabe durch ein Verfahren nach Anspruch 24 gelöst. Weitere Ausgestaltungen der Erfindung sind in den abhängigen Ansprüchen angegeben.
Erfindungsgemäß umfasst ein Kohärenzmikroskop eine zeitlich inkohärentes Licht abgebende Lichtquelle. Als zeitlich inkohärente Lichtquelle ist dabei jede Lichtquelle mit geeignet kurzer Kohärenzlänge anzusehen. Außerdem umfasst das Kohärenzmikroskop einen Aufteiler zum Aufteilen des von der Lichtquelle abgegebenen Lichtes in Messlicht, welches einer Probe zugeleitet und von dieser reflektiert wird, und Referenzlicht. Weiterhin sind eine Überlagerungseinrichtung zum räumlichen Überlagern des von der Probe reflektierten Messlichts mit dem Referenzlicht sowie eine Sensorzeile zum Detektieren des aus der Überlagerung resultierenden Lichts, welche derart ausgestaltet ist, dass sie eine Ausleserate von mindestens ca. 60 kHz ermöglicht, vorhanden. Um derartige Ausleseraten zu erzielen, können insbesondere kurze Sensorzeilen mit höchstens etwa 1000 Sensorelementen, bspw. CCD-Elementen (CCD: Charge Coupled Device), und insbesondere sehr kurze Sensorzeilen mit höchstens etwa 500 Sensorelementen Verwendung finden. Die Überlagerungseinrichtung weist eine Abstrahleinrichtung zum Abstrahlen des Messlichts und des Referenzlichts auf, die derart ausgebildet und relativ zur Sensorzeile angeordnet ist, dass eine ausgedehnte Bestrahlung mindestens eines Teils der Sensorzeile mit überlagertem Licht erfolgt und das Verhältnis der von dem Messlicht und dem Referenzlicht von der Abstrahleinrichtung bis zum jeweiligen Auftreffpunkt auf der Sensorzeile zurückgelegten Wegstrecken im mit überlagertem Licht bestrahlten Abschnitt der Sensorzeile variiert.
Das erfindungsgemäße Kohärenzmikroskop basiert auf den folgenden Überlegungen:
Ein Haupthindernis für die Realisierung einer optischen Biopsie mit dem beschrieben Stand der Technik liegt darin, dass die Aufnahmezeiten zum Aufnehmen eines z-Stapels hoch sind.
Im LSM liegt die Ursache hierfür u.a. darin, dass die Probe zum Aufnehmen eines z-Stapels nacheinander mehrmals in unterschiedlichen Tiefen abgerastert wird, wobei zum Verändern der Tiefe jeweils die Fokusebene der Mikroskopoptik neu eingestellt werden muss. Das Einstellen erfordert ein mechanisches Bewegen optischer Elemente, was nicht mit der erwünschten Geschwindigkeit erfolgen kann. Hinzu kommt, dass für eine optische Biopsie sowohl eine hohe laterale Auflösung als auch eine hohe longitudinale Auflösung erwünscht ist. Eine hohe longitudinale Auflösung erfordert jedoch eine Verringerung der Blendenöffnung, was hohe Lichtverluste zur Folge hat.
Ebenso wie im LSM ist auch bei einem Standart-OCT eine mechanische Bewegung nötig, um zu Bildinformationen aus verschiedenen Tiefen der Probe zu gelangen. In derartigen Geräten erfolgt die Tiefenbestimmung anhand der Interferenz eines Messstrahls mit einem Referenzstrahl. Die Tiefe, aus der die Bildinformation stammt, ergibt sich dabei aus der vom Referenzstrahl bis zum Detektor zurückgelegten Wegstrecke. Diese Wegstrecke wird üblicherweise dadurch variiert, dass der Referenzstrahl an einem verschiebbaren Spiegel reflektiert wird. Zum Ändern der Tiefe, aus der die Bildinformation stammt, muss daher die Spiegelposition mechanisch verändert werden, was ebenso wie das Bewegen der optischen Elemente im LSM nicht mit der erwünschten Geschwindigkeit erfolgen kann.
Das in DE 199 29406 beschriebe sog. Zeilen-OCT erfordert im Unterschied zu einem Standart-OCT keinen verschiebbaren Spiegel, um die Probentiefe zu ermitteln, aus der die Bildinformation stammt. In diesem Gerät wird das Licht von der Überlagerungseinrichtung derart auf die Sensorzeile abgestrahlt, dass die vom Referenzlichtstrahl zurückgelegte Wegstrecke vom Auftreffpunkt des Lichts auf der Sensorzeile abhängt. Die Probentiefe ergibt sich in diesem Gerät daher aus der Position des Auftreffpunktes des überlagerten Lichtes auf der Sensorzeile, d.h. der Position des jeweils ausgelesenen Sensorelements. Das mechanische Verschieben eines Spiegels entfällt daher.
Wird in einem Zeilen-OCT die Sensorzeile derart gewählt, dass das Auslesen der Sensorzeile mit einen hohen Ausleserate, d.h. ca. 60 kHz oder mehr, erfolgen kann, so lassen sich die für die optische Biopsie nötigen kurzen Aufnahmezeiten realisieren. Zur Zeit sind Sensorzeilen mit den gewünschten Ausleseraten und einer Zeilenlänge zwischen 128 und 1024 Sensor- elementen kommerziell erhältlich. Die Sensorzeile ist daher vorzugsweise eine kurze Zeile, die nicht mehr als ca. 1000 Sensorelemente umfasst. Insbesondere, wenn eine sehr hohe Ausleserate erzielt werden soll, findet bevorzugt eine sehr kurze Sensorzeile mit nicht mehr als ca. 500 Sensorelementen Verwendung.
Es muss jedoch nicht notwendigerweise eine kurze bzw. sehr kurze Sensorzeile Verwendung finden. Stattdessen kann auch eine lange Sensorzeile, d.h. eine Sensorzeile mit mehr als ca. 1000 Sensorelementen Verwendung finden, bspw. eine mit 2048 oder 4096 Sensorelementen. Die hohe Ausleserate kann in diesem Fall dadurch erzielt werden, dass nur jeweils ein Teil der Sensorelemente bestrahlt und ausgelesen wird, d.h. die genutzte Länge der Zeile geringer ist als ihre tatsächliche Länge. Findet bspw. eine Sensorzeile mit 2048 Sensorelementen Verwendung, so werden vorzugsweise nur ca. 1000 Sensorelemente der Zeile bestrahlt und ausgelesen. Weiter vorzugsweise werden nur etwa 500 Sensorelemente bestrahlt und ausgelesen.
Wenn in der Beschreibung oder den Ansprüchen von der Länge einer Sensorzeile die Rede ist, soll darunter nicht ausschließlich die tatsächliche Länge der Zeile zu verstehen sein, sondern auch die genutzte Länge einer Sensorzeile mit einer tatsächlichen Länge, welche die genutzte Länge übersteigt.
Die kurze Sensorzeile und der Verzicht auf bewegte Teile zum Durchführen eines Tiefenscans ermöglichen die für die optische Biopsie nötigen kurzen Aufnahmezeiten.
Außer durch die kurzen Aufnahmezeiten zeichnet sich das erfindungs- gemäße Kohärenzmikroskop gegenüber dem Stand der Technik insbesondere auch durch folgende Punkte aus:
1) Gegenüber einem Laser-Scan-Mikroskop (LSM) zeichnet sich das Kohärenzmikroskop durch eine wesentlich höhere Signalempfindlichkeit aus, da das Detektionsprinzip wie beim OCT auf der Messung von
Amplituden und nicht auf der Messung von Intensitäten beruht. Der dynamische Bereich der Detektion ist daher um mehrere Größenordnungen größer als bei einem klassischen Lichtmikroskop. Dieser Umstand ist insbesondere beim Anwenden in der konfokalen Faser-Mikroskopie von Vorteil, die mit einem geringen Signalpegel arbeitet.
2) Die höhere Signalempfindlichkeit des Kohärenzmikroskops hat beim Anwenden in der konfokalen Faser-Mikroskopie gegenüber einem Faser- LSM den qualitativen Vorteil, dass sowohl Bereiche mit hoher
Transparenz als auch Bereiche mit hoher optischer Dichte besser detektierbar sind. Diese Eigenschaft ist insbesondere für optische Biopsien interessant. 3) Im Gegensatz sowohl zur klassischen Arbeitsweise eines Laser-Scan- Mikroskops als auch der eines klassischen OCT wird mit dem erfindungsgemäßen Kohärenzmikroskop an jedem Punkt der lateralen Probenebene (XY-Ebene) mit hoher Geschwindigkeit ein vollständiger longitudinaler Scan (z-Scan) statisch durchgeführt. Das Aufnehmen von z-Stapeln ist daher bei Probentiefen von typischerweise 100 μm nicht nötig.
4) Der unter Punkt 4 genannte Vorzug des statischen Aufnehmens eines vollständigen z-Scans ermöglicht eine Vereinfachung des Scanvorgangs.
Anstelle eines vollständigen XY-Scans (sog. A-Scan) kann die Probe auch entlang einer XZ-Ebene gerastert werden, d.h. lediglich entlang einer X-Line gescannt werden (sog. B-Scan), wobei die X-Richtung in ihrer Orientierung und ihrer „Breite" einstellbar ist, ohne dass eine neue Positionierung der Mikroskopoptik, welche ggf. in ein Endoskop integriert ist, nötig wäre. Dadurch wird eine sehr schnelle optische Biopsie möglich, die dem Pathologen einen Schnitt in gewohnter Orientierung liefert. Die Breite der eindimensionalen Linie kann insbesondere an die gewünschte Auflösung und/oder die gewünschte Signalstärke angepasst werden.
Der Tiefenbereich, der mit dem erfindungsgemäßen optischen Kohärenzmikroskop durch Überlagerung von Mess- und Referenzslicht für die Messung zugänglich ist, also die Tiefenausdehnung des aus der Überlagerung resultierenden Tiefenprofils, wird Tiefenhub genannt. Der Tiefenhub ist unabhängig von der Tiefenauflösung und wird durch die Anzahl der Sensorelemente in der Sensorzeile, der Wellenlänge des verwendeten Lichts sowie der Zahl der Sensorelemente pro Periode des Interferenzsignals bestimmt.
Das Kohärenzmikroskop ist insbesondere derart ausgestaltet, dass es einen Tiefenhub aufweist, welcher mindestens der durch die Kohärenzlänge des von der Lichtquelle abgegebenen Lichtes bestimmten Tiefenauflösung des Kohärenzmikroskops und höchstens Nλ/4 entspricht, wobei λ die Wellenlänge des von der Lichtquelle abgegebenen Lichtes ist und N die Anzahl der Sensorelemente bzw. der genutzten Sensorelemente in der Sensorzeile. Dabei stellt Nλ/4 den größten Tiefenhub dar, für den die Sensorzeile mit N Sensorelementen bzw. N genutzten Sensorelementen bei Verwendung von Licht der Wellenlänge λ das Abtasttheorem erfüllt.
Typischerweise liegt der Tiefenhub im Bereich von ca. 100 μm, er kann jedoch auch darunter liegen und bspw. 20 μm oder weniger betragen. Insbesondere kann er auch im Bereich der Tiefenauflösung des Kohärenzmikroskops liegen. Je geringer der Tiefenhub ist, desto kürzer kann die verwendete Sensorzeile und damit auch die Aufnahmezeit zum Aufnehmen eines Bildes sein.
Mit dem erfindungsgemäßen Kohärenzmikroskop sind Tiefenauflösungen von 10 μm über einen Tiefenhub von ca. 100 μm möglich, ohne dass ein z- Stapel aufgenommen werden muss, was die Scanzeit zum Abrastern einer Probe erheblich verkürzt.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung umfasst das erfindungsgemäße Kohärenzmikroskop eine Messlicht abgebende Punktlichtquelle und mindestens eine konfokale Blende. Dabei kann die Punktlichtquelle auch durch die mindestens eine konfokale Blende gebildet sein. Außerdem ist eine Mikroskopoptik zum Fokussieren des Messlichts auf die Probe sowie zum Fokussieren des von der Probe reflektierten Messlichts auf die mindestens eine konfokale Blende, welche ggf. gleichzeitig die Punktlichtquelle bildet, oder eine weitere konfokale Blende vorhanden. Als konfokale Blende soll hierbei nicht nur eine Loch- oder Schlitzscheibe zu verstehen sein, sondern jedes konfokal angeordnete optische Element, das eine Apertur bzw. numerische Apertur besitzt.
Im OCT nach Stand der Technik wirkt sich Streulicht, das aus anderen als den Tiefen des zu untersuchenden Probenbereiches stammt, störend auf die Tiefenmessung aus. Solches Streulicht wird im erfindungsgemäßen Kohärenzmikroskop durch die konfokale Blende reduziert. Die Konfokalität dient dabei nicht zum Erhöhen der lateralen Auflösung oder zum Ermöglichen des Messens in scharf begrenzten Tiefenbereichen. Es kann daher mit mittleren oder hohen Aperturen bzw. numerischen Aperturen (NA= 0,1 bis 0,5) gearbeitet werden, welche das unerwünschte Streulicht wirksam abblocken, aber dennoch eine hohe laterale Auflösung zulassen, mit der subzelluläre Strukturen erkennbar sind.
Vorzugsweise ist die Apertur der mindestens einen konfokale Blende derart gewählt, dass der Tiefenhub des Kohärenzmikroskops im Wesentlichen der Tiefenausdehnung seiner konfokalen Zone entspricht.
In einer weiteren Ausgestaltung des Kohärenzmikroskops ist eine optische Faser vorhanden, die das Messlicht der Mikroskopoptik zuführt. Zwischen der optischen Faser und der Mikroskopoptik ist außerdem vorzugsweise eine Scaneinrichtung angeordnet. Die mindestens eine konfokale Blende kann in diesem Fall durch die optische Faser gebildet sein. Wird eine Monomodefaser als optische Faser verwendet, ist die vom Messlicht zurückgelegte optische Weglänge mit hoher Genauigkeit festgelegt und bekannt.
In noch einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung ist zwischen die optische Faser und die Mikroskopoptik, vorzugsweise zwischen die Scaneinrichtung und die Mikroskopoptik, ein geordnetes Faserbündel zwischengeschaltet. In diesem Fall kann die mindestens eine konfokale Blende alternativ durch die optische Faser oder durch die Fasern des Faserbündels gebildet sein. Da ein Aufnehmen von z-Stapeln mit dem erfindungsgemäßen Kohärenzmikroskop nicht nötig ist, sind keine mechanisch bewegten Elemente am distalen Ende der Faser nötig. Ebenso müssen keine zusätzlichen Fokussiereinrichtungen am distalen Ende implementiert werden.
In einer besonderen Ausgestaltung der Erfindung kann das geordnete Faserbündel in ein Endoskop integriert sein. Das distale Ende des Endoskops kann dabei eine Vergrößerungsoptik umfassen, deren numerische Apertur derart gewählt ist, dass die optische Auflösung an der Faserbündelendfläche dem Durchmesser der Fasern des Faserbündels entspricht.
Eine weitere Ausgestaltung des Kohärenzmikroskops zeichnet sich dadurch aus, dass eine Scaneinrichtung zum Einkoppeln von Messlicht in die Fasern und/oder zum Auskoppeln von der Probe reflektierten Messlichts aus den Fasern vorhanden ist. In einer besonderen Ausgestaltung ist zwischen der Scaneinrichtung und dem proximalen Ende des geordneten Faserbündels eine Optik vorhanden, die derart ausgestaltet ist, dass das in die Fasern einzukoppelnde Licht am proximalen Ende des Faserbündels leicht defokussiert ist. Auf diese Weise kann sichergestellt werden, dass jede Einzelfaser beim Einkoppeln auf gleiche Weise gut getroffen wird. Alternativ kann eine Scansteuerung vorhanden sein, die zum Durchführen einer Initialisierung ausgestaltet ist, in welcher die Mittellage der Fasern am proximalen Ende des geordneten Faserbündels ermittelt wird, um das Einkoppeln zu verbessern.
In einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung sind die Fasern des geordneten Faserbündels am proximalen Ende des Faserbündels linear nebeneinander angeordnet. Diese Ausgestaltung ermöglicht das Abrastern mit sehr hohen Scanfrequenzen. Gleichzeitig ermöglicht sie ein flächiges Abrastern mit nur einem beweglichen Scanelement. Als bewegliches Scanelement kann die Scaneinrichtung insbesondere einen drehbaren Polygonspiegel aufweisen.
Das beschriebene Ein- und Auskoppeln des Lichtes am proximalen Ende des Faserbündels und/oder die lineare Anordnung der Fasern am proximalen Ende des Faserbündels, lassen sich nicht nur im erfindungsgemäßen Kohärenzmikroskop vorteilhaft einsetzen, sondern auch in anderen Geräten, in denen Licht in optische Faserbündel ein- bzw. auszukoppeln ist.
Die numerische Apertur und die Vergrößerung der Mikroskopoptik des erfindungsgemäßen Kohärenzmikroskops können in vorteilhafter Weise derart gewählt sein, dass die laterale Auflösung näherungsweise dem Durchmesser der Fasern des geordneten Faserbündels entspricht und ein maximaler Tiefenhub erreicht wird.
Weitere Merkmale, Eigenschaften und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden sich dem Fachmann anhand der folgenden detaillierten Beschreibung von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen erschließen.
Figur 1 zeigt schematisch ein erstes Ausführungsbeispiel für das erfindungsgemäße Kohärenzmikroskop.
Figur 2 zeigt schematisch ein zweites Ausführungsbeispiel für das erfindungsgemäße Kohärenzmikroskop.
Figur 3 zeigt schematisch das Ein- und Auskoppeln von Licht in bzw. aus Fasern eines optischen Faserbündels.
Zunächst wird anhand von Fig. 1 der prinzipielle Aufbau des erfindungsgemäßen Kohärenzmikroskops beschrieben. Das Mikroskop umfasst eine Lichtquelle 1 zum Abgeben von zeitlich inkohärentem Licht, einen Aufteiler 3 zum Aufteilen des Lichtes in einen Referenzstrahl und einen Messstrahl, einen Referenzzweig 5, in den der Referenzstrahl vom Aufteiler 3 eingekoppelt wird und in dem er einen definierten Weg zurücklegt, einen Messzweig 7, in den der Messstrahl vom Aufteiler eingekoppelt wird und über den der Messstrahl der Probe 13 zugeführt wird, sowie einen Detektor 9, in dem von der Probe reflektiertes Messlicht mit Referenzlicht aus dem Referenzzweig 5 überlagert und das überlagerte Licht detektiert wird.
Die Lichtquelle 1 ist eine Breitbandlichtquelle, die im Wesentlichen zeitlich inkohärente Strahlung abgibt. Im Ausführungsbeispiel ist die Lichtquelle 1 eine Superluminiszenzdiode. Alternativ können auch andere Lichtquellen Verwendung finden, sofern sie Licht mit einer Kohärenzlänge abgeben, die einen vorbestimmten Wert nicht überschreitet, wie bspw. ein kurze Lichtpulse abgebender Laser. Die Kohärenzlänge der Lichtquelle 1 bestimmt die Tiefen- auflösung des optischen Kohärenzmikroskops. Das Mikroskop umfasst neben der Lichtquelle 1 eine Laserlichtquelle 15, bspw. eine Laserdiode, die zeitlich kohärente Strahlung im für das menschliche Auge sichtbaren Frequenzbereich abgibt. Die Laserlichtquelle 15 bzw. das von ihr ausgehende Laserlicht dient dazu, den Strahlenverlauf des im nicht sichtbaren Bereich abgegebenen Lichts der Superluminiszenzdiode 1 verfolgen zu können. Dazu wird das Laserlicht in einem Mischer 17 mit dem Licht der Superluminiszenzdiode 1 gemischt, wobei der gemischte Strahl zu 90% auf die Superluminiszenzdiode 1 und zu 10% auf die Laserlichtquelle 15 zurückgeht. Selbstverständlich sind auch andere Mischungsverhältnisse möglich. Die vom Mischer 17 erzeugte Strahlung wird vom Aufteiler 3 zu 90% in den Messzweig und zu 10% in den Referenzzweig eingekoppelt. Auch hierbei sind andere Mischungsverhältnisse möglich.
Im Referenzzweig 5 wird der Referenzlichtstrahl in einen Referenzlichtleiter 6 eingekoppelt und über eine Optik 18 einem Spiegel 19 zugeführt. Der Spiegel 19 reflektiert den Referenzstrahl, welcher nach der Reflexion von der Optik 18 wieder in den Referenzlichtleiter 6 eingekoppelt wird. Ein Mischer 21 mischt das reflektierte Referenzlicht mit dem vom Aufteiler 3 kommenden Referenzstrahl im Verhältnis 50:50 und koppelt das derart aufbereitete Licht in einen weiteren, zum Detektor 9 führenden Referenzlichtleiter 23 ein, welcher den Referenzlichtstrahl einem Strahlenausgang 25 des Referenzzweiges 5 zuleitet. Die Referenzlichtleiter sind vorzugsweise Mono- modefasern.
Das Messlicht wird über ein im Messzweig 7 angeordneten Messlichtleiter 8 einer Scaneinrichtung 32 zugeführt, von der er auf eine den Messlichtstrahl auf einen Probenbereich fokussierende Mikroskopoptik 28 gerichtet wird. Die Scaneinrichtung 32 umfasst einen ersten um eine Achse schwenkbaren Galvanometerspiegel 33 zum Vermitteln einer X-Ablenkung des Messstrahls sowie einen zweiten um eine Achse schwenkbaren Galvanometerspiegel 35 zum Vermitteln einer Y-Ablenkung des Messstrahls. Die Achsen, um welche die jeweiligen Galvanometerspiegel 33, 35 schwenkbar sind, stehen vorzugsweise senkrecht zueinander, können jedoch auch beliebige Winkel zueinander einnehmen, solange sie nicht parallel zueinander sind. Mittels einer Scansteuerung (nicht dargestellt) werden die Galvanometerspiegel 33, 35 so gesteuert, dass Schritt für Schritt ein lateraler Probenbereich gescannt wird. In jedem Scanschritt wird dabei das von der Probe 13 reflektierte Licht von der Mikroskopoptik 28 aufgenommen und über die Scaneinrichtung 32 dem Messlichtleiter 8 wieder zugeführt.
Die numerische Apertur NA des Messlichtleiters 8 stellt sowohl eine Punktlichtquelle als auch eine konfokale Blende des Kohärenzmikroskops dar. Die numerische Apertur und die Vergrößerung der Mikroskopoptik sind dabei vorteilhafterweise so gewählt, dass die laterale Auflösung des Mikroskops näherungsweise dem Durchmesser einer Faser (typischerweise 1 bis 10 μm) entspricht und ein maximaler axialer Schärfenbereich erreicht wird. Beträgt die numerische Apertur einer Faser bspw. NA=0,18, so wird ein axialer Schärfenbereich von 4λ / NA2 = 100 μm und eine laterale Auflösung von 0,5λ /NA = 2,2 μm erreicht.
Ein Mischer 27, dem das Messlicht über den Messlichtleiter 8 zugeleitet wird, mischt das von der Probe reflektierte Messlicht im Verhältnis 50:50. Das derart aufbereitete Messlicht wird vom Mischer 27 in einen weiteren Messlichtleiter 29, ebenfalls vorzugsweise eine Monomodefaser, einkoppelt, der das Messlicht dem Strahlausgang 31 des Messzweiges 7 zuleitet.
Von den Strahlenausgängen 25, 31 des Referenzzweiges 5 bzw. des Messzweiges 7 wird das Referenzlicht und das Messlicht in Form Lichtkegeln 37, 39 auf eine CCD-Zeile 41 als Sensorzeile des Detektors 9 gerichtet, welche die Sensorfläche des Detektors 9 darstellt. Die beiden Strahlenausgänge 25, 31 sind voneinander beabstandet angeordnet, so dass sich die beiden Lichtkegel teilweise überlagern und mindestens einen Teilbereich 43 der CCD-Zeile 41 gleichzeitig beleuchten. Im vorliegenden Ausführungsbeispiel besitzt CCD-Zeile 512 Pixel, die im Wesentlichen alle von überlagertem Licht bestrahlt werden. Nur, wenn das an einem Punkt, d.h. einem Pixel, der CCD-Zeile 41 ankommende Messlicht die gleiche Wegstrecke zurückgelegt hat wie das am selben Punkt der CCD-Zeile 41 ankommende Referenzlicht, treten Interferenzerscheinungen auf. Aus den bekannten Weglängen, welche das Referenzlicht vom Strahlenausgang 25 bis zu den jeweiligen Punkten auf der CCD-Zeile zurückzulegen hat, lässt sich dem jeweiligen Punkt auf der CCD-Zeile 41 eine Tiefe innerhalb der Probe 13 zuordnen. Nur Messlicht, welches in dieser Tiefe reflektiert worden ist, interferiert an dem zugeordneten Punkt der CCD-Zeile 41 mit dem Referenzlicht.
Eine nicht dargestellte Ausleseeinheit liest die CCD-Zeile aus und gibt die ausgelesenen Daten an eine Auswerteeinheit (ebenfalls nicht dargestellt) weiter, welche die Zuordnung eines Pixels zur Probentiefe, aus welcher das auf das Pixel auftreffende Messlicht stammt, vornimmt. Aufgrund der relativ geringen Zahl der auszulesenden Pixel kann das Auslesen der CCD-Zeile mit einer hohen Ausleserate erfolgen.
Die hohe Ausleserate kann im beschriebenen Ausführungsbeispiel auch erreicht werden, wenn bspw. statt einer CCD-Zeile mit 512 Pixeln eine CCD- Zeile mit 1024 oder mehr Pixeln Verwendung findet, von denen nur ca. 500 mit überlagertem Licht bestrahlt und ausgeslesen werden.
Die Aufnahmen des erfindungsgemäßen Kohärenzmikroskops zeichnen sich dadurch aus, dass in einer bestimmten Tiefe der Probe ein Volumen mit einer axialen Ausdehnung im Bereich der Schärfentiefe der konfokalen Mikroskopoptik vermessen wird. Da die Probe in Lateralrichtung flächig gescannt wird, fallen sehr hohe Datenraten an. Das Gesamtsystem sollte daher für eine schnelle Datenerfassung ausgelegt und optimiert sein. Im Folgenden wird die hierfür nötige Ausleserate der CCD-Zeile abgeschätzt:
Der Tiefenhub Δz des Kohärenzmikroskops ist gegeben durch:
Δz = Nλ / 2P,
wobei N die Pixelzahl der CCD-Zeile, λ die Wellenlänge der Lichtquelle (typischerweise 800 nm) und P die Pixelzahl pro Periode des Interferenzsignals ist. Die Pixelzahl pro Periode sollte mindestens P = 2 betragen, um das Abtasttheorem zu erfüllen. Vergleicht man die Anordnung mit einem Laser-Scan-Mikroskop, so sollte die Zahl der aufgenommenen Bildpunkte in Lateralrichtung (X, Y) typischerweise bei 250 x 250 = 62500 liegen. Bei einer 3D-Bildfrequenz von 1 Hz muss die CCD-Zeile folglich mit einer Zeilenfrequenz von 62,5 kHz ausgelesen werden. Die Länge der CCD- Zeile ergibt sich für einen Tiefenhub von Δz = 100 μm und einer Periode von 2 zu N = 500. Bei geringerem Tiefenhub kann die Zahl der Pixel pro Periode auch höher als 2 sein; ohne dass eine längere Zeile verwendet werden muss. Alternativ kann jedoch bei geringerem Tiefenhub auch die Pixelzahl pro Periode beibehalten und dafür die Länge der CCD-Zeile verringert werden. Die Pixelzahl pro Periode sollte wie erwähnt mindestens 2 betragen und vorteilhafterweise höchsten bei 4 liegen, um unnötig lange Zeilen zu vermeiden.
Die Tiefenauflösung wird im erfindungsgemäßen Kohärenzmikroskop wie beim OCT durch die Kohärenzlänge der Lichtquelle 1 bestimmt. Jede Lichtquelle strahlt über eine bestimmte Zeitspanne, nämlich über die Kohärenzzeit, kohärentes Licht aus. Lichtquellen mit sehr kurzen Kohärenz- zeiten werden hierbei als zeitlich inkohärente Lichtquellen angesehen. Die Kohärenzzeit lässt sich in eine Kohärenzlänge umrechnen. Nur solche Lichtstrahlen, deren zurückgelegte Wegstrecken sich um weniger als die Kohärenzlänge unterscheiden, können miteinander interferieren. Je kürzer die Kohärenzlänge ist, desto exakter müssen daher die zurückgelegten Weglängen von Messstrahl und Referenzstrahl übereinstimmen, damit diese miteinander interferieren können, d.h. der Streckenunterschied muß kleiner als die Kohärenzlänge sein. Bei kürzerer Kohärenzlänge ist deshalb ein genaueres Ermitteln des Tiefenbereiches, aus dem der Messstrahl reflektiert worden ist, und damit eine bessere Tiefenauflösung des Mikroskops möglich. Mit den Kohärenzlängen gängiger inkohärenter Lichtquellen sind Tiefenauflösungen von 10 μm erreichbar. Mit modernen Lichtquellen lassen sich Auflösungen bis unter 1 μm realisieren. Vorzugsweise ist die Tiefenauflösung des Kohärenzmikroskops besser als 20 μm, weiter vorzugsweise besser als 10 μm und insbesondere besser als 1 μm, wobei die Tiefenauflösung von der gewünschten Anwendung des Kohärenzmikroskops abhängen kann.
Weitere Einzelheiten des Aufbaus des Detektors, der Detektion und des Ermitteins des Tiefenprofils aus den von der CCD-Zeile detektierten Intensitäten sind in DE 199 29406 beschrieben, auf deren Offenbarung in diesem Zusammenhang verwiesen wird.
Mit dem Kohärenzmikroskop kann das Volumen ΔX, ΔY, ΔZ der streuenden Probe 13 mit einer hohen lateralen (X, Y) und axialen (Z) Auflösung vermessen werden. Die Probe 13 wird analog zum konfokalen Laser-Scan- Mikroskop mit der konfokalen Mikroskopoptik abgerastert. Im erfindungsgemäßen Kohärenzmikroskop wird die Konfokalität jedoch nicht wie beim konfokalen Laser-Scan-Mikroskop zum Erhöhen der lateralen Auflösung oder zum Ermöglichen des Messens in scharf begrenzten Tiefenbereichen (< 10 μm) genutzt. Stattdessen dient die Konfokalität lediglich zum Reduzieren von Fremdlicht, welches von außerhalb des zu untersuchenden Probenbereiches stammt.
In alternativen Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Kohärenzmikroskops, insbesondere der Scaneinrichtung 32, können die Galvanometerspiegel 33, 35 vollständig oder teilweise durch andere Scanelemente, wie bspw. drehbare Polygonspiegel, ersetzt sein.
Ein zweites Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Kohärenzmikroskops ist in Figur 2 dargestellt. Es unterscheidet sich vom ersten Ausführungsbeispiel lediglich dadurch, dass zwischen der Scaneinrichtung 32 und der Mikroskopoptik 28 eine Fokussierlinse 26 und ein geordnetes Faserbündel 100, welches eine Anzahl optischer Fasern, vorzugsweise Monomodefasern, umfasst, angeordnet sind.
Über das geordnete Faserbündel 100 wird das Messlicht der Mikroskopoptik 28 zugeführt. Das Einleiten des Messlichtstrahls in die proximalen Enden 106 der optischen Fasern des Faserbündels 100 erfolgt über die Fokussierlinse 26, mit welcher der Messlichtstrahl auf die Eingangsflächen der Fasern fokussiert wird. Die Scaneinrichtung 32, die wie im ersten Ausführungsbeispiel ausgebildet ist, ermöglicht dabei, den Messlichtstrahl so auf die Fokussierlinse 26 auszurichten, dass er auf das proximale Ende einer ausgewählten Faser des Faserbündels 100 fokussiert wird. Mittels einer Scansteuerung (nicht dargestellt) werden die Galvanometerspiegel 33, 35 der Scaneinrichtung 32 so gesteuert, dass der Messlichtstrahl nacheinander in alle Fasern oder mindestens in eine definierte Untermenge aller Fasern des optischen Faserbündels eingeleitet wird.
Das Einkoppeln des Messlichtstrahls in die proximalen Enden der einzelnen Fasern des geordneten Faserbündels 100 kann auf mehrere Arten verbessert werden, um ein optimales Einkoppeln in die einzelnen Fasern mit maximaler Scangeschwindigkeit zu erzielen.
Eine ohne großen Aufwand zu realisierende Möglichkeit, das Einkoppeln zu verbessern, besteht darin, den in das Faserbündel 100 einzukoppelnden Lichtstrahl mittels der Fokussierlinse 26 nicht vollständig zu fokussieren, sondern leicht zu defokussieren, so dass am Ort einer Faser, in welche er eingekoppelt werden soll, die Fläche des defokussierten Messlichtstrahls etwas größer ist, als die Eintrittsflächen der Fasern. Auf diese Weise kann sichergestellt werden, dass jede Einzelfaser auf gleiche Weise gut getroffen wird. Mit dem Defokussieren ist jedoch einen Signalverlust verbunden, der nicht in allen Anwendungen akzeptabel ist.
Eine alternative Möglichkeit, das Einkoppeln zu verbessern, besteht darin, die Scaneinrichtung 32 so zu steuern, dass jede Einzelfaser des Faserbündels 100 vom rasternden Lichtstrahl optimal getroffen wird. Die optimale Einstellung der Scaneinrichtung wird in einem Initialisierungsschritt für jede Einzelfaser ermittelt. Im Initialisierungsschritt kann z.B. das proximale Ende 106 des Faserbündels in einem Raster abgerastert werden, das feiner ist als das Raster, welches sich aus der Anordnung der proximalen Enden der Einzelfasern ergibt. Die beim Abrastern am proximalen Ende 106 des Faserbündels 100 auftretenden Reflexe, sind stärker, wenn sie von einer Einzelfaser stammen, als wenn sie vom Umgebungsmaterial, in welches die Einzelfasern eingebettet sind, stammen. Durch Messen der Reflexe kann daher die exakte Position der Einzelfasern ermittelt werden. Die Ansteuerung durch die Scansteuerung erfolgt dann anhand der im Initialisierungsschritt ermittelten Positionen. Dadurch, dass die Reflexe der Einzelfasern stärker sind als die des Umgebungsmaterials, ist es möglich, die Reflexe auch zum Synchronisieren der Datenaufnahme zu verwenden.
Am distalen Ende 102 des Faserbündels ist eine konfokale Mikroskopoptik 28 angeordnet, mit der das aus den Fasern des Faserbündels 100 austretende Messlicht auf die Probe 13 fokussiert wird. Mittels der
Mikroskopoptik 28 wird das von der Probe 13 reflektierte Messlicht außerdem wieder auf das distale Ende derjenigen Faser des Faserbündels 100 fokussiert, aus der es ausgetreten ist. Das distale Ende der Faser, d.h. seine numerische Apertur, stellt dabei sowohl die Punktlichtquelle als auch die konfokale Blende der konfokalen Optik dar. Auch in diesem
Ausführungsbeispiel ist es vorteilhaft, wenn die numerische Apertur und die
Vergrößerung der Mikroskopoptik so gewählt sind, dass die laterale
Auflösung des Mikroskops näherungsweise dem Durchmesser einer Faser (typischerweise 1 bis 10 μm) entspricht und ein maximaler axialer
Schärfenbereich erreicht wird.
Statt durch die numerische Apertur einer Einzelfaser des Faserbündels 100 kann die konfokale Blende auch im zweiten Ausführungsbeispiel durch die numerische Apertur des Messlichtleiters 8 gegeben sein.
Das von der Probe 13 reflektierte Messlicht wird über das Faserbündel 100 und die Galvanometerspiegel 33, 35 der Scaneinrichtung 32 einem im Messzweig 7 angeordneten Mischer 27 zugeleitet. Dieser mischt das von der Probe 13 reflektierte Messlicht mit dem vom Aufteiler 3 stammenden Messstrahl im Verhältnis 50:50. Das derart aufbereitete Messlicht wird in einen Messlichtleiter 29, vorzugsweise eine Monomodefaser, einkoppelt, der das Messlicht dem Strahlausgang 31 des Messzweiges 7 zuleitet. Das Überlagern der Messlichts mit dem Referenzlicht und das Detektieren des überlagerten Lichtes erfolgt dann wie im ersten Ausführungsbeispiel.
Eine alternative Ausführungsform der Scaneinrichtung 32 und des optischen Faserbündels 100 wird nun mit Bezug auf Fig. 3 beschrieben. Das optische Faserbündel 100 weist an seinem distalen Ende 102 die übliche, nahezu hexagonale Anordnung der Einzelfasern 104 auf. Im Unterschied zu den üblichen Faserbündeln sind die Einzelfasern 104 am proximalen Ende 106 des Faserbündels 100 jedoch in einer Zeile 105 angeordnet. Umfasst das Faserbündel 100 bspw. 50000 Einzelfasern, die im Abstand von 4 μm linear angeordnet sind, so ergibt sich eine Ausdehnung der Zeile 105 von 20 cm.
Die Scaneinrichtung 32 zum Scannen der Faserzeile 105 am proximalen Ende 106 des Faserbündels 100 umfasst einen drehbaren Polygonspiegel 108 mit einer Anzahl von reflektierenden Polygonflächen 110, dessen Rotationsachse senkrecht zur Ausdehnungsrichtung der Faserzeile verläuft. Von den reflektierenden Polygonflächen 110 wird der Messlichtstrahl in Richtung auf die Einzelfasern 104 der Zeile 105 abgelenkt. Die Anordnung des Polygonspiegels 108 relativ zur Faserzeile 105 ist so gewählt, dass die Zeile 105 während einer vollen Drehung des Polygonspiegels 108 so oft abgerastert wird, wie der Polygonspiegel 108 Polygonflächen 110 aufweist. Die zeilenförmige Ausgestaltung des proximalen Endes 106 des Faserbündels 100, d.h. die lineare Anordnung der Einzelfasern, ermöglicht somit ein neuartiges Verfahren des Flächenscans, in welchem das Ablenken des Messlichtstrahls zum Durchführen des Flächenscans nur in eine Richtung erfolgt. Das Abrastern der Zeile mittels des Polygonspiegels 108 erlaubt sehr hohe Scanfrequenzen.
Mit dem Kohärenzmikroskop wird an jedem Punkt der XY-Ebene ein vollständiges Tiefenprofil aufgenommen (sog. A-Scan), ohne das ein longitudinales Scannen (z-Scan) erfolgt. Für Proben, in denen nur ein geringer Tiefenbereich aufzunehmen ist kann eine kurze CCD-Zeile oder eine lange CCD-Zeile, von der jeweils nur ein kurzer Teilbereich ausgelesen wird, Verwendung finden. Die kurze Zeile bzw. der kurze Teilbereich kann zum Durchführen eines A-Scans mit einer hohen Zeilenfrequenz ausgelesen werden. Dadurch können sehr hohe Messgeschwindigkeiten beim Durchführen solcher Scans erzielt werden.
Das erfindungsgemäße Kohärenzmikroskop ermöglicht eine Vereinfachung des Scanvorgangs. Anstelle eines vollständigen XY-Scans, bspw. mittels eines Endoskops, wird die Probe entlang einer XZ-Ebene, d.h. lediglich entlang einer X-Line, gescannt (sog. B-Scan). Die X-Richtung ist sowohl in ihrer Orientierung als auch in ihrer „Breite" einstellbar, ohne dass eine neue Positionierung der Optik, bspw. des Endoskops nötig wäre. Dieses Verfahren ermöglicht dem Pathologen eine sehr schnelle optische Biopsie, die einen Schnitt in gewohnter Orientierung liefert. Insbesondere kann die Breite der eindimensionalen Linie an die gewünschte Auflösung und/oder die gewünschte Signalstärke angepasst werden.
Wesentliche Anwendungsbereiche des erfindungsgemäßen Kohärenzmikroskops liegen in der optischen Biopsie und in der In-Vivo-Histologie. Das beschriebene Verfahren eignet sich für äußere Anwendungen (Untersuchungen an der Haut und der Mucosa), für endoskopische Diagnose- verfahren, insbesondere im Magen-Darm-Trakt, und für ophthalmologische Untersuchungen an der Retina.

Claims

Patentansprüche
1. Kohärenzmikroskop, umfassend:
- eine zeitlich inkohärentes Licht abgebende Lichtquelle (1), - einen Aufteiler (3) zum Aufteilen des von der Lichtquelle (1) abgegebenen Lichtes in Messlicht, welches einer Probe (13) zugeleitet und von dieser reflektiert wird, und Referenzlicht;
- eine Überlagerungseinrichtung (25, 31) zum räumlichen Überlagern des von der Probe (13) reflektierten Messlichts mit dem Referenzlicht; und
- eine Sensorzeile (41) zum Detektieren des aus der Überlagerung resultierenden Lichts; wobei
- die Überlagerungseinrichtung eine Abstrahleinrichtung (25, 31) zum Abstrahlen des Messlichts und des Referenzlichtes aufweist, die derart ausgebildet und relativ zur Sensorzeile (41) angeordnet ist, dass eine ausgedehnte Bestrahlung mindestens eines Teils der Sensorzeile (41) mit überlagertem Licht erfolgt und das Verhältnis der von dem Messlicht und dem Referenzlicht von der Abstrahleinrichtung (25, 31) bis zum jeweiligen Auftreffpunkt auf der Sensorzeile (41) zurückgelegten Wege im mit überlagertem Licht bestrahlten Abschnitt der Sensorzeile (41) variiert, dadurch gekennzeichnet, dass
- die Sensorzeile (41) derart ausgestaltet ist, dass sie eine Auslese- rate von mindestens 60 kHz. ermöglicht;
2. Kohärenzmikroskop nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Sensorzeile (41) nicht mehr als ca. 1000 Sensorelemente bzw. genutzte Sensorelemente umfasst.
3. Kohärenzmikroskop nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Sensorzeile (41) nicht mehr als ca. 500 Sensorelemente bzw. genutzte Sensorelemente umfasst.
4. Kohärenzmikroskop nach einem der Ansprüche 1 - 3, dadurch gekennzeichnet, dadurch gekennzeichnet, dass es einen Tiefenhub aufweist, welcher mindestens der Tiefenauflösung des Kohärenz- mikroskops und höchstens Nλ/4 entspricht, wobei λ die Wellenlänge des von der Lichtquelle (1) abgegebenen Lichts ist und N die Zahl der Sensorelemente in der Sensorzeile (41).
5. Kohärenzmikroskop nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass sein Tiefenhub 100 μm oder weniger beträgt.
6. Kohärenzmikroskop nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass sein Tiefenhub 20 μm oder weniger beträgt.
7. Kohärenzmikroskop nach einem der Ansprüche 4 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass sein Tiefenhub im Wesentlichen seiner Tiefenauflösung entspricht.
8. Kohärenzmikroskop nach einem der vorangehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass es eine Messlicht abgebende Punktlichtquelle und mindestens eine konfokale Blende umfasst und dass eine Mikroskopoptik (28) zum Fokussieren des Messlichtes auf die Probe (13) sowie zum Fokussieren des von der Probe reflektierten Messlichtes auf die mindestens eine konfokale Blende oder eine weitere konfokale Blende vorhanden ist.
9. Kohärenzmikroskop nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Apertur der mindestens einen konfokalen Blende derart gewählt ist, dass die Tiefenausdehnung der konfokalen Zone im Wesentlichen dem Tiefenhub des Kohärenzmikroskops entspricht.
10. Kohärenzmikroskop nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, dass eine optische Faser (8) vorhanden ist, die das Messlicht der Mikroskopoptik (28) zuführt.
11. Kohärenzmikroskop nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die optische Faser (8) eine Monomodefaser ist.
12. Kohärenzmikroskop nach Anspruch 10 oder 11 dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine konfokale Blende durch die optische Faser (8) gebildet ist.
13. Kohärenzmikroskop nach Anspruch 10 oder 11 , dadurch gekenn- zeichnet, dass zwischen die optische Faser (8) und die Mikroskopoptik ein geordnetes Faserbündel (100) zwischengeschaltet ist.
14. Kohärenzmikroskop nach Anspruch 13 dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine konfokale Blende durch die optische Faser (8) oder durch die Fasern (104) des Faserbündels (100) gebildet ist.
15. Kohärenzmikroskop nach einem der vorangehenden Ansprüche und Anspruch 13 oder 14 , dadurch gekennzeichnet, dass das geordnete Faserbündel (100) in ein Endoskop integriert ist.
16. Kohärenzmikroskop nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Mikroskopoptik (28) am distalen Ende des Endoskops angeordnet ist.
17. Kohärenzmikroskop nach einem der Ansprüche 13 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass die numerische Apertur und die Vergrößerung der Mikroskopoptik (28) derart gewählt sind, dass die optische Auflösung an der Faserbündelendfläche dem Durchmesser der Fasern (104) des geordneten Faserbündels (100) entspricht.
18. Kohärenzmikroskop nach einem der Ansprüche 13 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass eine Scaneinrichtung (32; 108) zum Einkoppeln von Messlicht in die Fasern (104) und/oder zum Auskoppeln von der Probe (13) reflektierten Messlichts aus den Fasern (104) des geordneten Faserbündels (100) vorhanden ist.
19. Kohärenzmikroskop nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen der Scaneinrichtung (32, 108) und dem proximalen
Ende (106) des geordneten Faserbündels (100) eine Optik (26) vorhanden ist, die derart ausgestaltet ist, dass sie das am proximalen Ende (106) des Faserbündels (100) in die Fasern (104) einzukoppelnde Lichte leicht defokussiert.
20. Kohärenzmikroskop nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass eine Scansteuerung vorhanden ist, die zum Durchführen einer Initialisierung ausgestaltet ist, in welchem die Mittellage der Fasern (104) am proximalen Ende (106) des geordneten Faserbündels ermittelt wird.
21. Kohärenzmikroskop nach einem der Ansprüche 18 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass die Fasern (104) des geordneten Faserbündels (100) an dessen proximalem Ende (106) linear nebeneinander angeordnet sind.
22. Kohärenzmikroskop nach Anspruch 21 , dadurch gekennzeichnet, dass die Scaneinrichtung (32) einen drehbaren Polygonspiegel (108) umfasst.
23. Kohärenzmikroskop nach einem der Ansprüche 13 bis 22, dadurch gekennzeichnet, dass die numerische Apertur und die Vergrößerung der Mikroskopoptik (28) derart gewählt sind, dass die laterale Auflösung näherungsweise dem Durchmesser der Fasern (104) des geordneten Faserbündels (100) entspricht und ein maximaler
Tiefenhub erreicht wird.
24. Verfahren zum Betreiben eines Kohärenzmikroskops nach einem der Ansprüche 1 bis 23, dadurch gekennzeichnet, dass ein Scannen der Probe entlang einer eindimensionalen Linie innerhalb einer lateralen Scannebene erfolgt, deren Orientierung einstellbar ist.
25. Verfahren nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, dass die Breite der eindimensionalen Linie an die gewünschte Auflösung und/oder die gewünschte Signalstärke angepasst wird.
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Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7576865B2 (en) * 2005-04-18 2009-08-18 Zhongping Chen Optical coherent tomographic (OCT) imaging apparatus and method using a fiber bundle
GB2432067A (en) * 2005-11-02 2007-05-09 Oti Ophthalmic Technologies Optical coherence tomography depth scanning with varying reference path difference over imaging array
US7450243B2 (en) * 2006-07-10 2008-11-11 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Volumetric endoscopic coherence microscopy using a coherent fiber bundle
DE102010039289A1 (de) * 2010-08-12 2012-02-16 Leica Microsystems (Schweiz) Ag Mikroskopsystem
JP5958027B2 (ja) * 2011-03-31 2016-07-27 株式会社ニデック 眼科用レーザ治療装置
JP6139516B2 (ja) * 2012-05-29 2017-05-31 Hoya株式会社 光結合器および共焦点観察システム
US9638511B2 (en) 2014-08-08 2017-05-02 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Smart phone attachment for 3-D optical coherence tomography imaging

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3013467A (en) * 1957-11-07 1961-12-19 Minsky Marvin Microscopy apparatus
US6134003A (en) 1991-04-29 2000-10-17 Massachusetts Institute Of Technology Method and apparatus for performing optical measurements using a fiber optic imaging guidewire, catheter or endoscope
US5666195A (en) * 1995-05-01 1997-09-09 Electro-Optical Sciences, Inc. Efficient fiber coupling of light to interferometric instrumentation
ATA84696A (de) * 1996-05-14 1998-03-15 Adolf Friedrich Dr Fercher Verfahren und anordnungen zur kontrastanhebung in der optischen kohärenztomographie
DE69821610T2 (de) * 1997-05-16 2004-12-23 Massachusetts Institute Of Technology, Cambridge Gitter-basierte optische verzögerungsleitung zur phasensteuerung
JP3947275B2 (ja) 1997-08-28 2007-07-18 オリンパス株式会社 内視鏡
US6327463B1 (en) * 1998-05-29 2001-12-04 Silicon Laboratories, Inc. Method and apparatus for generating a variable capacitance for synthesizing high-frequency signals for wireless communications
DE19929406A1 (de) * 1999-06-26 2000-12-28 Zeiss Carl Fa Zeilen-OCT als optischer Sensor für die Meß- und Medizintechnik
JP2001051225A (ja) * 1999-08-10 2001-02-23 Asahi Optical Co Ltd ポリゴンミラー，走査光学系，及び内視鏡装置
DE10041041A1 (de) * 2000-08-22 2002-03-07 Zeiss Carl Interferometeranordnung und Interferometrisches Verfahren

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See references of WO2004055570A3 *

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Publication number Publication date
US20060056784A1 (en) 2006-03-16
DE10260887A1 (de) 2004-07-01
US7400409B2 (en) 2008-07-15
JP2006510932A (ja) 2006-03-30
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WO2004055570A3 (de) 2004-08-26

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