WO2010146135A1 - System für die medizinische bildgebung - Google Patents

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WO2010146135A1
WO2010146135A1 PCT/EP2010/058578 EP2010058578W WO2010146135A1 WO 2010146135 A1 WO2010146135 A1 WO 2010146135A1 EP 2010058578 W EP2010058578 W EP 2010058578W WO 2010146135 A1 WO2010146135 A1 WO 2010146135A1
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optical
fluorescence spectroscopy
photon fluorescence
coherence tomography
signal
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PCT/EP2010/058578
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Carsten Michael Philipp
Karl-Heinz Schönborn
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W.O.M. World Of Medicine Ag
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    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
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    • A61B5/0062—Arrangements for scanning
    • A61B5/0066—Optical coherence imaging
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    • G01—MEASURING; TESTING
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    • G01N21/6408—Fluorescence; Phosphorescence with measurement of decay time, time resolved fluorescence
    • G01N2021/6415—Fluorescence; Phosphorescence with measurement of decay time, time resolved fluorescence with two excitations, e.g. strong pump/probe flash

Definitions

  • the invention relates to a system for medical imaging according to the preamble of claim 1.
  • Such a system constructed in the manner of a conventional optical coherence tomograph has an optical coherence tomography apparatus for acquiring a tomographic image of a plane or volume of an object, for example skin layers of a patient.
  • the invention has for its object to provide a system for medical imaging, which makes it possible in a simple manner to gain additional for the analysis or medical diagnosis, if appropriate, relevant information from an object, in particular a human patient.
  • an apparatus for the multi-photon fluorescence spectroscopy for obtaining spectroscopic information from biological tissue is provided.
  • a combination of an apparatus for optical coherence tomography (OCT) and an apparatus for multi-photon fluorescence spectroscopy, in particular two-photon fluorescence spectroscopy is provided.
  • the device for optical coherence tomography thereby provides a tissue image (OCT image) in the form of a two-dimensional slice image or a three-dimensional volume image, while the device for multi-photon fluorescence spectroscopy a tissue spectrum from a tissue volume at localized sites - for example, selected from the OCT Picture - measures. This will allow a physician to diagnose by using the combined information from OCT and spectroscopy.
  • an optical unit comprising a mirror and an objective for generating an optical signal for the multi-photon fluorescence spectroscopy and a signal for optical coherence tomography is provided at a location in or on an object.
  • the lens may be formed as a one- or two-axis tilt mirror, which is used to deflect the incident Radiation (OCT radiation and excitation radiation for multi-photon fluorescence spectroscopy) is pivoted and thus shifts the focus point for OCT and also the multi-photon fluorescence spectroscopy.
  • the optical unit may be movable at least in a lateral direction relative to the object, that is to say along the surface of the object.
  • the optical unit for focusing the radiation and for exciting or reflecting a secondary radiation in the context of OCT and the multi-photon fluorescence spectroscopy at a location in or on the object is not fixedly arranged, but is moved overall to different locations of an object in succession to stimulate.
  • the local excitation is thus not by beam deflection using turning and tilting mirrors, but by a one- or multi-dimensional movement of the optical unit as a whole.
  • the optical axis of the excitation radiation incident on the object should be for the multi-photon fluorescence spectroscopy and a (primary) Do not change the radiation for the optical coherence tomography, so that - in contrast to a use of rotating and tilting mirrors - the excitation radiation always hits the object at the same angle.
  • the optical unit is movable in the horizontal direction and / or in the vertical direction relative to a surface of the object facing the optical unit.
  • the optical unit is moved along the surface of the object, for example along the skin surface of a patient, wherein the movement also two-dimensional in the X and Y along the skin surface and at the same time in the Z direction vertical to the skin surface for signal generation in a three-dimensional space can be done.
  • different locations of the object are successively excited or imaged.
  • the optical coherence tomography apparatus which is constructed as an interferometer and based on the principle of interferometric superimposition of radiation components
  • a path length difference caused by the movement of the optical unit between an object arm of the OCT Beam path, which extends between a beam splitter of the interferometer and the object, and a reference arm of the OCT beam path extending between the reference mirror of the interferometer and the beam splitter arises.
  • This path length difference must be compensated, for which purpose advantageously a compensation device can be provided which influences the optical path lengths in the object arm and / or reference arm in a suitable manner so that the change in the path length difference induced by the movement of the optical unit is just compensated.
  • this is done by a synchronized with the movement of the optical unit compensation movement of the reference mirror along the optical axis of the reference arm, wherein the compensation movement, for example, by a movement of the optical unit with the reference mirror coupling mechanical gear executed is that converts the movement of the optical unit in a compensation movement of the reference mirror along the reference arm of the OCT beam path.
  • the compensation movement for example, by a movement of the optical unit with the reference mirror coupling mechanical gear executed is that converts the movement of the optical unit in a compensation movement of the reference mirror along the reference arm of the OCT beam path.
  • the objective which for example can have an optical lens for focusing, is thus movable relative to the rest of the optical unit at least in the vertical direction in order to move the focus within the object to be excited in the vertical direction and to generate signals in the form of secondary radiation at different, vertically offset locations ,
  • the optical unit can be movable at least in sections continuously in the horizontal direction and / or in the vertical direction relative to the object.
  • the optical unit is thus moved along predefined recording lines (scanning lines) and scans the object along these recording lines, successively, for example by triggering the excitation radiation for time-dependent exposure, excited locations along the receiving line within the object for the emission of secondary radiation and signals are received from these locations ,
  • the signals from a location then yield a pixel of the image to be recorded, whereby the object is scanned along a plane to be observed by means of the recording lines (scan lines) so that a complete, for example for medical diagnosis evaluable image results.
  • the laser unit can generate an excitation radiation of a first wavelength, for example 1560 nm, for two or more photon spectroscopy.
  • the device for the multi-photon spectroscopy then has a frequency doubler (eg in the form of a frequency doubling crystal) upstream of the optical unit, which halves the wavelength of the excitation radiation (for example from 1560 nm to 780 nm) and thus doubles the frequency of the excitation radiation.
  • a frequency doubler eg in the form of a frequency doubling crystal
  • the "frequency doubler" then generates the first harmonic of the transmitted excitation radiation (eg, 780 nm) used to excite the object.
  • the laser unit can be embodied as a so-called femtosecond fiber laser with laser fiber led out, which extends as far as the optical unit.
  • a so-called "pre-chirp" a predistortion of the excitation radiation to compensate for the dispersion effects, especially the group velocity dispersion, in the optical path from the laser beam source to the tissue
  • the frequency doubling of the excitation radiation or the halving of the wavelength from 1560 nm to 780 nm takes place in the laser resonator and thus the primary laser radiation source.
  • the excitation radiation is focused in the form of a laser beam with a high aperture in the object (usually a tissue) to a small focus diameter and a small depth of field and thus a small fluorescence excitation volume, ie a high lateral and achieve axial spatial resolution.
  • a so-called “homogenized fluorescence excitation” can be used, in which the aim is to excite a laterally limited but axially (vertically) extended area of the object in such a way
  • the optical signal is then recorded and integrated in the direction of object layers, at least over a certain depth range, and can be used as a single measured value, as a spectrum or as a single measured value multichannel with separate spectral bands ("band spectroscopy”) evaluated and further processed.
  • the focus for the multi-photon fluorescence spectroscopy is moved exclusively in the horizontal (lateral) direction (in the X or X and Y directions) to the surface of the object, and the optical signal is integrated in the vertical direction.
  • the result is a measured value field that does not represent an object image (tissue image), but rather provides a laterally spatially resolved information about the state of the object as a whole.
  • the homogenized fluorescence excitation can be achieved in that, for example, in the context of two-photon fluorescence spectroscopy, the excitation radiation is irradiated into the tissue with a comparatively small aperture and focused to a specific depth.
  • the excitation beam focused by an objective of the optical unit for example an aspherical lens, is defined by the aperture, the depth of focus and the focus diameter.
  • the depth of focus is for homogenized fluorescence excitation advantageously to a value between 100 microns and 450 microns, preferably 200 microns to 350 microns (measured in air, before putting the measuring system on the skin, ie without correction of the tissue refractive index), the focus diameter to a value between 6 ⁇ m and 10 ⁇ m, preferably between 7 ⁇ m and 9 ⁇ m, and the aperture is set to a value between 50 and 80 mrad (corresponding to the sine of half the aperture cone of the aperture cone in air, ie without correction of the tissue refractive index).
  • the excitation radiation in a tissue is weakened by scattering and absorption, so that tissue areas at a greater depth are excited to fluorescence less strongly than near-surface areas.
  • the optical signal from near-surface areas is less attenuated on its way from the excitation location to the measuring system than optical signals from greater depths. Both result in the measured optical signal being normally determined to be very overweight from the near-surface areas (in the case of skin, for example, this means that the keratin layer, which is strongly influenced by foreign substances such as cosmetics and can be well observed from the outside anyway, is the desired optical signal out of the depth).
  • the excitation probability increases in one due to the two-photon excitation, in which the excitation probability grows in proportion to the square of the intensity Dimensions to how the aforementioned depth effects weaken the optical signals. This results in an overall largely balanced contribution of all tissue layers to the measured optical signal.
  • the integration depth for the optical signal in the object (tissue) is largely limited by the fact that the two-photon effect no longer works after reaching the depth of focus.
  • optical measures such as the provision of an aperture in the collection optics (collection efficiency limitation), this cut-off effect can be further enhanced.
  • Another advantage is that fluctuations in the depth of focus with otherwise constant parameters of the focused excitation radiation have only a small influence on the measured (integrated over the depth) optical signal.
  • the measurement is thus comparatively insensitive to fluctuations in the coupling of the measuring system to the skin.
  • Such a homogenized fluorescence excitation in the context of two or more photon fluorescence spectroscopy can be used advantageously in combination with optical coherence tomography because its lateral resolution is comparable (for example between 10 ⁇ m and 20 ⁇ m).
  • the scanning process for the OCT and the two or more photon fluorescence spectroscopy can be carried out together since a small aperture can be used both for the OCT and the homogenized fluorescence excitation in the context of multi-photon fluorescence spectroscopy.
  • Fig. 1 is a schematic view of an apparatus for the optical
  • Fig. 2 is a schematic view of a second embodiment of an optical coherence tomography apparatus adapted for spectroscopic measurements
  • Fig. 3 is a schematic view of a third embodiment of an optical coherence tomography apparatus adapted for spectroscopic measurements;
  • Fig. 4 is a schematic view of an apparatus for the optical
  • 5 is a schematic diagram of a homogenized fluorescence excitation
  • 6A, 6B are plots of a depth-dependent weighting factor versus depth of tissue without depth truncation (FIG. 6A) and depth truncation (FIG. 6B).
  • FIG. 4 initially shows in a schematic, functional manner a conventional device 4 for optical coherence tomography (in FIG. 4 as well as in FIGS. 1 to 3 to be explained later), in the device for optical coherence tomography (OCT) only the object-side part of the components shown; on the representation of the beam source and interference signal evaluation is omitted for clarity).
  • OCT optical coherence tomography
  • OCT optical coherence tomography
  • the basic principle of OCT is based on white-light interferometry, in which the transit times of a signal divided into two parts are compared by means of an interferometer (usually Michelson interferometer).
  • an interferometer usually Michelson interferometer
  • one portion of the signal with known optical path length is used as a reference for the optical path length of the other portion directed to an object to be examined.
  • the comparison of the signals occurs by forming the optical cross-correlation (interference) of the signal components, which gives a pattern from which the relative optical path length within a depth profile can be read out.
  • interference signals result only if the path lengths in the reference and object signal are equal to a few micrometers, so that it can be determined from which location of the object the object signal originates from the reference signal.
  • the beam is then guided transversely in one or two directions, whereby a flat tomogram or a three-dimensional volume image can be recorded due to the backscattered optical radiation.
  • the beam of a laser or a highly luminous LED (LED) of sufficient spectral bandwidth is irradiated via an optical fiber 401 and along an OCT beam path B via a lens 402 and an optical mirror 403 directing a beam splitter 404 (hereinafter, the beam source used for the OCT will be referred to as “OCT beam source” and the radiation generated thereby will be referred to as “OCT primary radiation”).
  • OCT beam source the beam source used for the OCT
  • OCT primary radiation the radiation generated thereby
  • the beam splitter 404 divides the incident OCT primary radiation into two parts, of which the first component along a reference arm B1 of the OCT beam path B toward an axially displaceable reference mirror 405 and the second portion via a pivotable (two-axis tilt) mirror 406 and a lens 407, for example in the form of an aspherical lens or an achromatic lens, along an object arm B2 of the OCT beam path B is directed onto an object 2 to be examined, for example a tissue sample.
  • a pivotable (two-axis tilt) mirror 406 and a lens 407 for example in the form of an aspherical lens or an achromatic lens
  • the second component is at least partially remitted (backscattered) depending on the tissue condition and passed back to the beam splitter 404 via the objective 407 and the mirror 406, which in this case acts as a beam combiner and the reference component reflected by the reference mirror 405 the reflected from the object 2 portion combined and generates an interference signal.
  • measurable interference signals result only for those signals reflected in the object 2 whose optical path length corresponds to the path length of the reference signal.
  • the measuring depth in the tissue is varied by movement of the reference mirror or determined by a spectral evaluation (so-called "spectral radar"), wherein the evaluation of the signals for the OCT is known per se.
  • a capture unit 40 is provided for capturing a real image from the surface of a viewed object 2 which receives an optical light signal via a lens 408 and a detector 409, for example in the form of a CCD chip, and electronic Converts signals.
  • a feature of OCT is the decoupling of the lateral from the axial resolution.
  • both the axial resolution (in depth) and the lateral (lateral) resolution depend on the focusing of the light beam, wherein Characteristic for the focusability the numerical aperture serves.
  • the resolution is limited only by the bandwidth of the light used, that is, a high resolution with large bandwidths (wide spectra) can be achieved.
  • FIGS. 1 to 3 Three embodiments of an apparatus for optical coherence tomography (OCT) are shown in FIGS. 1 to 3, which are provided 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 is combined 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 BNd, which can be taken into account in the evaluation and diagnosis
  • the device 4 combines OCT with two-photon excited spectroscopy.
  • an excitation radiation A generated by a laser is directed via a dichroic mirror 410 (which is part of a spectrometer interface 41) through the objective 407 onto the object 2 to be examined, in one location
  • a dichroic mirror 410 which is part of a spectrometer interface 41
  • two-photon excitation secondary radiation is generated, which is recorded as signal S and passed to a spectrometer for spectroscopic evaluation.
  • nonlinear optical effects are generated in a tissue to be examined with the aid of strong, focused excitation radiation A, usually generated by a laser, which are based on the interaction of several photons (light particles) arriving simultaneously in a molecule.
  • the strength of the generated signal S does not increase linearly with the number of photons irradiated per unit time, but with the square (for two-photon effects) or the third power (for three-photon effects).
  • a two-photon-excited spectroscopy signal can only be recorded 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.
  • the excitation radiation A is coupled in via another interface, namely via a dichroic element 41 1 located in the beam path of the OCT primary radiation.
  • the excitation radiation A is directed onto the object 2 via the mirror 406 and the objective 407, and the received signal S is directed to a spectrometer via an interface different from the excitation radiation A interface.
  • the excitation radiation A for the two-photon-excited spectroscopy can be deflected via the mirror 406 and thus excitation either as a lateral scan or targeted to a place of interest.
  • the recording of the signal S can then take place via a suitable optical system or via a detector extending over a flat area.
  • the excitation radiation A is coupled in via a dichroic element 412 located in the beam path of the OCT radiation, and the received signal S is decoupled via the same dichroic element 412 and supplied to a spectrometer for evaluation.
  • the focus of the fluorescence beam path can be laterally moved by means of the (two-axis tilting) mirror 406.
  • the dichroic element 412 separates the OCT radiation from the excitation radiation A and the signal S received as fluorescence radiation.
  • Integration volume ") from which the two-photon-excited signals S originate, is greater than the volume corresponding to the focal point and provides a strong, evaluable signal for the spectroscopy.
  • the purpose fails to unnecessarily stress the sample or tissue being examined by long exposure to the same focus microscopic volume.
  • this micromotion of the focus can be carried out in such a way that the excitation volumes, i. those areas of the foci whose intensity is sufficient for multiphoton excitation do not overlap directly following laser pulses.
  • the advantage of such a procedure is that the risk of optical damage to tissue is significantly reduced.
  • the follow-up pulse hits tissue regions that have already been optically excited by the pre-pulse. Since the temporal pulse spacing in the ultrashort pulse lasers used is of the order of 10 ns, that is to say of the order of magnitude of the fluorescence decay times, there is a non-negligible probability of transforming primarily excited molecules in the tissue into an even higher energy state, which then leads to permanent changes in the molecules leads.
  • a vibrating or rotating optical component such as a lens, a mirror, a prism, or the like may be used.
  • An advantageous embodiment is a wobble mirror, i. a mirror mounted on a rotary axis driven by a motor for rapid rotation so that there is a small angle (for example 0.5 ° to 2.5 °) between the axis of rotation and the mirror normal.
  • the reflected beam therefore rotates rapidly about its axis, resulting in a small circular motion of the focus and thus an overlap-free focus movement.
  • a further advantageous embodiment is a mirror which oscillates in two axes, in particular a MEMS, in which the oscillation frequencies of the two mutually perpendicular main oscillation axes are in a relationship which corresponds to a rational number as a fraction of two prime numbers. If this biaxial oscillation of the mirror is excited by, for example, an electromagnetic or electrostatic drive, the reflected beam and thus the laser focus perform Lissajous figures in which the one oscillation axis does not have zero velocity but a finite value at the point of oscillation inversion. Thus, there is never a stoppage of focus in this movement, which would lead to the unwanted overlap of the excitation volumes of subsequent pulses.
  • the excitation focus can be moved through the object 2 (sample, tissue) by means of suitable measures, for example an objective moved in Z, thus producing a spectroscopic depth image in the manner of an "A-scan" in ultrasound diagnostics.
  • the scan volume for the spectroscopy image can be targeted to a location in the tissue selected by the user in the OCT image, which can be examined in a targeted manner by spectroscopy.
  • the mirror 406 can be arranged in a rotationally fixed manner (eg at an angle to the beam path of 45 ° to be deflected), but laterally together with the objective 407 in the X direction (along the beam path between the mirror 406 and the dichroic element 412 ) and / or Y-direction (transverse to the optical path between mirror 406 and dichroic element 412) to be displaced.
  • the mirror 406 and the lens 407 form an optical unit in the manner of flying optics, wherein the focus of the fluorescence beam path (excitation radiation A and optical signal S) moves by means of the flying optics and thereby the recording location for the two-photon-excited spectroscopy can be adjusted.
  • the path length difference between the reference arm B1 and the object arm B2 of the OCT beam path B resulting from this movement must be compensated for performing the OCT, to obtain a depth-accurate information from the object 2.
  • This can be done, for example, by moving the reference mirror 405 along the reference arm B1 of the OCT beam path B synchronously with the optical unit.
  • a mechanical transmission in the form of a gear transmission or a lever mechanism that couples the movement of the optical unit with the movement of the reference mirror 405.
  • FMV fluorescence measurement volume
  • This optical signal S is recorded and integrated and can be evaluated and further processed as a single measured value, as a spectrum or as a multi-channel with separate spectral bands ("band spectroscopy”) ,
  • Such a homogenized fluorescence arrangement can advantageously be used in conjunction with the arrangement according to FIG. 3.
  • the focus is moved only in the horizontal (lateral) direction (in the X or X and Y directions) to the surface of the object 2 (a movement in the vertical direction (Z) is not required because the optical signal S on the Depth is integrated).
  • the parameters for the aperture of the objective 407, the focus diameter Dfoc and the focal depth Zfoc are set to values within certain parameter ranges.
  • a comparatively small aperture between 50 and 80 mrad (corresponding to the sine of half the aperture angle of the aperture cone in air, i.e. without correction of the tissue refractive index) is chosen.
  • the focus depth Zfoc is advantageously set to a value between 100 ⁇ m and 450 ⁇ m, preferably 200 ⁇ m to 350 ⁇ m (measured in air, before the measurement system is placed on the skin, ie without correction of the tissue refractive index) and the focus diameter Dfoc to a value between 6 ⁇ m and 10 ⁇ m, preferably between 7 ⁇ m and 9 ⁇ m.
  • the fluorescence measurement volume FMV extends axially from the tissue or sample surface GPO (Object 2) to a depth of integration Zmax.
  • the depth of focus Zfoc is greater (deeper) than the integration depth Zmax.
  • the excitation radiation A in a tissue is weakened by scattering and absorption, so that tissue areas at a greater depth are excited to fluorescence less strongly than areas near the surface.
  • the optical signal S from near-surface regions is less attenuated on its way from the excitation location to the measuring system than optical signals S from greater depths. Both lead in that the measured optical signal S is normally determined to be very overweight from the near-surface regions.
  • Fig. 6A qualitatively shows the depth-dependent weighting factor, which indicates the extent to which certain depth ranges contribute to the measured optical signal S.
  • the focus depth Zfoc is set to 300 ⁇ m
  • the contribution is essentially constant.
  • lower-lying areas only contribute to the optical signal S to a lesser extent.
  • the integration depth Zmax for the optical signal S in the object 2 (tissue) is largely limited by the fact that the two-photon effect after reaching the depth of focus no longer has a signal amplifying effect (the maximum integration depth Zmax, up to which the signal contribution is approximately independent of depth , is smaller than the depth of focus Zfoc).
  • the maximum integration depth Zmax up to which the signal contribution is approximately independent of depth , is smaller than the depth of focus Zfoc.
  • the invention is not limited to the above-described embodiments.
  • a three or more photon excitation for spectroscopy can be used.
  • the inventive concept is in no way limited to the two-photon excitation.
  • OCT Frequency Domain
  • Spectral Radar spectral radar

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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.

Description

System für die medizinische Bildgebung
Beschreibung
Die Erfindung betrifft ein System für die medizinische Bildgebung nach dem Oberbegriff des Anspruchs 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.
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.
Die Aufgabe wird durch einen Gegenstand mit den Merkmalen des Anspruchs 1 gelöst.
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.
Vorteilhafte Ausgestaltungen sind in den Unteransprüchen angegeben. 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-BiId) 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.
Gemäß einer Ausführungsform einer solchen Vorrichtung ist eine Optikeinheit umfassend einen Spiegel und ein Objektiv zur Erzeugung eines optischen Signals für die Mehr- Photonen-Fluoreszenzspektroskopie und eines Signals für die optische Kohärenztomographie an einem Ort in oder an einem Objekt vorgesehen. Zur lateralen Bewegung eines Fokus der Anregungsstrahlung für die Mehr-Photonen- Fluoreszenzspektroskopie und zur lateralen Ablenkung einer im Rahmen der optischen Kohärenztomographie im Objekt reflektierten Strahlung kann das Objektiv als Ein- oder Zwei-Achsen-Kipp-Spiegel ausgebildet sein, der zur Ablenkung der einfallenden Strahlung (OCT-Strahlung und Anregungsstrahlung für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie) verschwenkt wird und damit den Fokuspunkt für die OCT und auch die Mehr-Photonen- Fluoreszenzspektroskopie verschiebt.
In alternativer Ausgestaltung kann aber auch vorgesehen sein, dass die Optikeinheit zumindest in einer lateralen Richtung relativ zum Objekt, also entlang der Oberfläche des Objekts, beweglich ist.
Dies geht von dem Gedanken aus, eine so genannte fliegende Optik zu verwenden. Die Optikeinheit zur Fokussierung der Strahlung und zur Anregung bzw. Reflektion einer Sekundärstrahlung im Rahmen der OCT und der Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie an einem Ort in oder an dem Objekt ist nicht fest angeordnet, sondern wird insgesamt bewegt, um unterschiedliche Orte eines Objekts zeitlich nacheinander anzuregen. Die örtliche Anregung erfolgt somit nicht durch Strahlablenkung unter Verwendung von Dreh- und Kippspiegeln, sondern durch eine ein- oder mehrdimensionale Bewegung der Optikeinheit im Ganzen. Vorteilhafterweise sollte sich bei der Bewegung der Optikeinheit zur Erzeugung des optischen Signals die optische Achse der auf das Objekt fallenden Anregungsstrahlung für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie und einer (Primär-) Strahlung für die optische Kohärenztomographie dabei nicht ändern, so dass - im Gegensatz zu einer Verwendung von Dreh- und Kippspiegeln - die Anregungsstrahlung immer unter demselben Winkel auf das Objekt trifft.
Dadurch, dass auf eine Strahlablenkung mittels Dreh- und Kippspiegeln verzichtet wird, können große Gesichtsfelder erreicht werden. Das bedeutet, dass theoretisch Felder beliebiger Größe angeregt werden können, um auf diese Weise Bilder mit großen Kantenlängen aus dem zu untersuchenden Objekt zu erzeugen. Dies ermöglicht beispielsweise, sagittale Schnittbilder der menschlichen Haut aufzunehmen, die Läsionen vollständig abbilden können.
Bevorzugt ist die Optikeinheit in horizontaler Richtung und/oder in vertikaler Richtung relativ zu einer der Optikeinheit zugewandten Oberfläche des Objekts bewegbar. Zur Aufnahme eines Schnittbildes wird die Optikeinheit zum einen entlang der Oberfläche des Objektes, beispielsweise entlang der Hautoberfläche eines Patienten verfahren, wobei die Bewegung auch zweidimensional in X- und Y-Richtung entlang der Hautoberfläche und gleichzeitig in Z- Richtung vertikal zur Hautoberfläche zur Signalerzeugung in einem dreidimensionalen Raum erfolgen kann. Beim Verfahren werden nacheinander unterschiedliche Orte des Objekts angeregt bzw. abgebildet.
Wird eine so genannte fliegende Optik verwendet, besteht das Problem, dass bei der Vorrichtung für die optische Kohärenztomographie (die als Interferometer aufgebaut ist und auf dem Prinzip der interferometrischen Überlagerung von Strahlungsanteilen beruht) eine durch die Bewegung der Optikeinheit bewirkte Weglängendifferenz zwischen einem Objektarm des OCT-Strahlengangs, der sich zwischen einem Strahlteiler des Interferometeraufbaus und dem Objekt erstreckt, und einem Referenzarm des OCT- Strahlengangs, der sich zwischen dem Referenzspiegel des Interferometeraufbaus und dem Strahlteiler erstreckt, entsteht. Diese Weglängendifferenz muss kompensiert werden, wozu vorteilhafterweise eine Kompensationseinrichtung vorgesehen sein kann, die die optischen Weglängen in Objektarm und/oder Referenzarm in geeigneter Weise so beeinflusst, dass die durch die Bewegung der Optikeinheit induzierte Veränderung der Weglängendifferenz gerade kompensiert wird.
Vorzugsweise erfolgt dies durch eine mit der Bewegung der Optikeinheit synchronisierte Kompensationsbewegung des Referenzspiegels entlang der optischen Achse des Referenzarms, wobei die Kompensationsbewegung beispielsweise durch ein die Bewegung der Optikeinheit mit dem Referenzspiegel koppelndes mechanisches Getriebe ausgeführt wird, das die Bewegung der Optikeinheit in eine Kompensationsbewegung des Referenzspiegels entlang dem Referenzarm des OCT-Strahlengangs umsetzt. Selbstverständlich ist anstelle eines solchen Getriebes auch eine elektronisch gesteuerte Antriebsvorrichtung für die Bewegung des Referenzspiegel denkbar und möglich.
Um auf einfache Weise eine Bewegung des Fokus in vertikaler Richtung zu erreichen, kann vorgesehen sein, nicht die gesamte Optikeinheit, sondern lediglich ein Objektiv beweglich auszugestalten. Das Objektiv, das beispielsweise eine optische Linse zur Fokussierung aufweisen kann, ist damit zur übrigen Optikeinheit zumindest in vertikaler Richtung beweglich, um den Fokus innerhalb des anzuregenden Objektes in vertikaler Richtung zu bewegen und Signale in Form einer Sekundärstrahlung an unterschiedlichen, vertikal versetzten Orten zu erzeugen.
Zur pixelweisen Erzeugung eines vertikalen Schnittbildes kann die Optikeinheit zumindest abschnittsweise kontinuierlich in horizontaler Richtung und/oder in vertikaler Richtung relativ zu dem Objekt verfahrbar sein. Die Optikeinheit wird so entlang vordefinierter Aufnahmelinien (Scanlinien) bewegt und scannt das Objekt entlang dieser Aufnahmelinien, wobei nacheinander, beispielsweise durch Triggerung der Anregungsstrahlung zur zeitabhängigen Belichtung, Orte entlang der Aufnahmelinie innerhalb des Objektes zur Emission von Sekundärstrahlung angeregt und Signale aus diesen Orten empfangen werden. Die Signale von einem Ort ergeben dann einen Pixel des aufzunehmenden Bildes, wobei mittels der Aufnahmelinien (Scanlinien) das Objekt entlang einer zu betrachtenden Ebene so gerastert wird, dass sich ein vollständiges, beispielsweise zur medizinischen Diagnose auswertbares Bild ergibt.
Um für die Zwei- oder Mehr-Photonen-Spektroskopie ein gleichzeitiges Eintreffen zweier oder mehr Photonen im Fokuspunkt zu erreichen und auf diese Weise die Moleküle innerhalb des Objekts anzuregen, sind sehr hohe Photonendichten in der Anregungsstrahlung erforderlich. Diese können beispielsweise erzielt werden, indem ein gepulster Laser (Ultrakurzpulslaser) zur Erzeugung von Laserpulsen im Femtosekunden- Bereich insbesondere mit Modenkopplung eingesetzt wird. Solche Laser senden sehr kurze, intensive Laserpulse (mit Pulslängen im Femtosekundenbereich, z.B. 80-140 fs) aus, die z.B. 80-120 Millionen mal pro Sekunde wiederholt werden, so dass sich Pausen zwischen den Pulsen mit einer Länge von 8 bis 12,5 ns (= 8000000-12500000 fs) ergeben und die gesamte im Laser erzeugte Energie auf diese Weise in gepulster Form mit hoher Intensität in einem Bruchteil der Zeit abgegeben wird. Die Lasereinheit kann beispielsweise für die Zwei- oder Mehr-Photonen-Spektroskopie eine Anregungsstrahlung einer ersten Wellenlänge, z.B. 1560 nm, erzeugen. Die Vorichtung für die für die Mehr-Photonen-Spektroskopie weist dann einen der Optikeinheit vorgeschalteten Frequenzverdoppler (z.B. in Form eines Frequenzverdopplungskristalls) auf, der die Wellenlänge der Anregungsstrahlung halbiert (beispielsweise von 1560 nm auf 780 nm) und damit die Frequenz der Anregungsstrahlung verdoppelt. Dies hat den Vorteil, dass die Anregungsstrahlung mit einer vergleichsweise großen Wellenlänge von z.B. 1560 nm über eine geeignete optische Faser von der Lasereinheit hin zur Optikeinheit übertragen werden kann, wobei für einen solchen Wellenlängenbereich Fasern verfügbar sind, die eine Übertragung - auch unter Beibehaltung der Polarisation („polarisationserhaltende Einmodenfasern") - ohne nennenswerte Beeinträchtigung der Strahlqualität ermöglichen. Der Frequenzverdoppler erzeugt dann die erste Oberwelle der übertragenen Anregungsstrahlung (z.B. 780 nm), die zur Anregung des Objekts verwendet wird.
Die Lasereinheit kann als so genannter Femtosekunden-Faserlaser mit herausgeführter Laserfaser ausgeführt sein, die sich bis zur Optikeinheit hin erstreckt. Auf diese Weise kann auf ein so genanntes „Pre Chirp" (eine Vorverzerrung der Anregungsstrahlung zur Kompensation der Dispersionseffekte, vor allem der Gruppengeschwindigkeitsdispersion, im optischen Weg von der Laserstrahlquelle bis zum Gewebe) verzichtet werden, weil das Ende der Laserfaser den Austrittsort der Anregungsstrahlung aus dem Laserresonator und damit die primäre Laserstrahlungsquelle für die Mehr-Photonen-Spektroskopie darstellt. Vor der Optikeinheit, also vor Einstrahlung der Anregungsstrahlung auf das Objekt, erfolgt dann die Frequenzverdopplung der Anregungsstrahlung bzw. die Halbierung der Wellenlänge von 1560 nm auf 780 nm.
Bei der herkömmlichen Mehr-Photonen-Fluoreszenzmikroskopie wird die Anregungsstrahlung in Form eines Laserstrahls mit einer hohen Apertur in das Objekt (in der Regel ein Gewebe) hineinfokussiert, um einen kleinen Fokusdurchmesser und eine geringe Tiefenschärfe und damit ein kleines Fluoreszenzanregungsvolumen, d.h. eine hohe laterale und axiale Ortsauflösung zu erzielen. In Abkehr hiervon kann bei der hier eingesetzten Mehr- Photonen-Fluoreszenzspektroskopie vorteilhaft eine so genannten „homogenisierte Fluoreszenzanregung" verwendet werden, bei der es das Ziel ist, einen lateral begrenzten, allerdings axial (vertikal) ausgedehnten Bereich des Objekts so anzuregen, dass in axialer Richtung Objektschichten weitestgehend gleichgewichtig zumindest über einen bestimmten Tiefenbereich zum optischen Signal beitragen. Dieses optische Signal wird dann aufgenommenen und integriert und kann als einzelner Messwert, als Spektrum oder mehrkanalig mit separaten Spektralbanden („Bandenspektroskopie") ausgewertet und weiterverarbeitet werden.
Zur Aufnahme wird der Fokus für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie ausschließlich in horizontaler (lateraler) Richtung (in X- oder in X- und Y-Richtung) zur Oberfläche des Objekts bewegt, und das optische Signal wird in vertikaler Richtung integriert. Es entsteht ein Messwertefeld, das kein Objektbild (Gewebebild) darstellt, sondern eine lateral ortsaufgelöste Information über den Objektzustand insgesamt liefert.
Die homogenisierte Fluoreszenzanregung kann dadurch erreicht werden, dass beispielsweise im Rahmen einer Zwei-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie die Anregungsstrahlung mit einer vergleichsweise kleinen Apertur in das Gewebe eingestrahlt und auf eine bestimmte Tiefe fokussiert wird. Der durch ein Objektiv der Optikeinheit, beispielsweise eine asphärische Linse, fokussierte Anregungsstrahl wird hierbei durch die Apertur, die Fokustiefe und den Fokusdurchmesser definiert. Die Fokustiefe wird zur homogenisierten Fluoreszenzanregung vorteilhafterweise auf einen Wert zwischen 100 μm und 450 μm, bevorzugt 200 μm bis 350 μm (gemessen in Luft, vor Aufsetzen des Messsystems auf die Haut, d.h. ohne Korrektur der Gewebebrechzahl), der Fokusdurchmesser auf einen Wert zwischen 6 μm und 10 μm, bevorzugt zwischen 7 μm und 9 μm, und die Apertur auf einen Wert zwischen 50 und 80 mrad (entsprechend dem Sinus des halben Öffnungswinkels des Aperturkegels an Luft, d.h. ohne Korrektur der Gewebebrechzahl) eingestellt.
Überraschend zeigt sich, dass durch diese Einstellung der Parameter für die homogenisierte Fluoreszenzanregung unerwünschte Effekte kompensiert und ausgeglichen werden können. Normalerweise wird die Anregungsstrahlung in einem Gewebe durch Streuung und Absorption geschwächt, so dass Gewebebereiche in größerer Tiefe schwächer zur Fluoreszenz angeregt werden als oberflächennahe Bereiche. Zudem wird das optische Signal aus oberflächennahen Bereichen bei seinem Weg vom Anregungsort zum Messsystem weniger geschwächt als optische Signale aus größeren Tiefen. Beides führt dazu, dass das gemessene optische Signal normalerweise stark übergewichtig von den oberflächennahen Bereichen bestimmt wird (bei Haut beispielsweise bedeutet dies, dass die Keratinschicht, die stark von Fremdstoffen wie Kosmetika beeinflusst wird und ohnehin von außen gut zu beobachten ist, das gewünschte optische Signal aus der Tiefe überstrahlt). Mit den hier gewählten Parametern zur Einstellung der Fokustiefe und -breite sowie der Apertur nimmt aufgrund der Zwei-Photonen-Anregung, bei welcher die Anregungswahrscheinlichkeit proportional zum Quadrat der Intensität wächst, die Anregungswahrscheinlichkeit in einem Maße zu wie die vorgenannten Tiefeneffekte die optischen Signale schwächen. Damit entsteht ein insgesamt weitgehend ausgeglichener Beitrag aller Gewebeschichten zum gemessenen optischen Signal.
Die Integrationstiefe für das optische Signal im Objekt (Gewebe) wird weitgehend dadurch begrenzt, dass der Zwei-Photonen-Effekt nach Erreichen der Fokustiefe nicht mehr wirkt. Durch optische Maßnahmen wie das Vorsehen einer Blende in der Kollektionsoptik (Kollektionseffizienzbegrenzung) kann dieser Abschneideeffekt noch verstärkt werden.
Als ein weiterer Vorteil zeigt sich, dass Schwankungen der Fokustiefe bei sonst konstanten Parametern der fokussierten Anregungsstrahlung das gemessene (über die Tiefe integrierte) optische Signal nur wenig beeinflussen. Die Messung ist somit vergleichsweise unempfindlich gegen Schwankungen der Ankoppelung des Messsystems an die Haut.
Eine solche homogenisierte Fluoreszenzanregung im Rahmen der Zwei- oder Mehr- Photonen-Fluoreszenzspektroskopie ist vorteilhaft im Kombination mit der optischen Kohärenztomographie einsetzbar, weil ihr laterales Auflösungsvermögen vergleichbar ist (beispielsweise zwischen 10μm und 20 μm). Der Scanvorgang für die OCT und die Zweioder Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie kann hierbei gemeinsam durchgeführt werden, da sowohl für die OCT und die homogenisierte Fluoreszenzanregung im Rahmen der Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie eine kleine Apertur verwendet werden kann.
Der der Erfindung zugrunde liegende Gedanke soll nachfolgend anhand der in den Figuren dargestellten Ausführungsbeispiele näher erläutert werden. Es zeigen:
Fig. 1 eine schematische Ansicht einer Vorrichtung für die optische
Kohärenztomographie, die für spektroskopische Messungen angepasst ist;
Fig. 2 eine schematische Ansicht einer zweiten Ausführungsform einer Vorrichtung für die optische Kohärenztomographie, die für spektroskopische Messungen angepasst ist;
Fig. 3 eine schematische Ansicht einer dritten Ausführungsform einer Vorrichtung für die optische Kohärenztomographie, die für spektroskopische Messungen angepasst ist; Fig. 4 eine schematische Ansicht einer Vorrichtung für die optische
Kohärenztomographie;
Fig. 5 eine Prinzipskizze einer homogenisierten Fluoreszenzanregung und
Fig. 6A, 6B graphische Darstellungen eines tiefenabhängigen Gewichtsfaktors in Abhängigkeit von der Gewebetiefe ohne Tiefenabschneidung (Fig. 6A) und mit Tiefenabschneidung (Fig. 6B).
Fig. 4 zeigt zunächst in schematischer, funktioneller Weise eine herkömmliche Vorrichtung 4 für die optische Kohärenztomographie (in Fig. 4 genauso wie auch in den später noch zu erläuternden Fig. 1 bis 3) ist bei der Vorrichtung für optische Kohärenztomographie (OCT) nur der objektseitige Teil der Komponenten dargestellt; auf die Darstellung der Strahlquelle und Interferenzsignal-Auswertung wird der Übersichtlichkeit halber verzichtet).
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).
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. Bei der in Fig. 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 entlang eines OCT-Strahlengangs B 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 entlang eines Referenzarms B1 des OCT-Strahlengangs B hin zu einem axial verschieblichen Referenzspiegel 405 und der zweite Anteil über einen verschwenkbaren (Zwei-Achsen-Kipp- ) Spiegel 406 und ein Objektiv 407, beispielsweise in Form einer asphärischen Linse oder eines Achromaten, entlang eines Objektarms B2 des OCT-Strahlengangs B auf ein zu untersuchendes Objekt 2, beispielsweise eine Gewebeprobe, gelenkt wird. Innerhalb der Gewebeprobe wird der zweite Anteil zumindest teilweise - abhängig von der Gewebebeschaffenheit - remittiert (rückgestreut) und über das Objektiv 407 und den 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 2 reflektierten Anteil kombiniert und ein Interferenzsignal erzeugt.
Entsprechend des grundlegenden Prinzips der Weißlichtinterferometrie ergeben sich messbare Interferenzsignale nur für solche in dem Objekt 2 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.
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.
Zusätzlich ist bei der Ausführungsform von Fig. 4 eine Aufnahmeeinheit 40 zur Aufnahme eines Realbildes von der Oberfläche eines betrachteten Objekts 2 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.
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.
In Fig. 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-BNd hinaus spektroskopische Informationen, die bei der Auswertung und Diagnose berücksichtigt werden können
Die Vorrichtung 4 kombiniert die OCT mit einer Zwei-Photonen-angeregten Spektroskopie. Bei der Ausführungsform gemäß Fig. 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 das Objektiv 407 auf das zu untersuchende Objekt 2 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.
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).
Bei der Ausführungsform gemäß Fig. 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. Bei der Ausführungsform gemäß Fig. 2 wird die Anregungsstrahlung A über eine andere Schnittstelle eingekoppelt, nämlich über ein im Strahlengang der OCT-Primärstrahlung befindliches dichroitisches Element 41 1. Die Anregungsstrahlung A wird über den Spiegel 406 und das Objektiv 407 auf das Objekt 2 gerichtet, und das empfangene Signal S wird über eine von der Schnittstelle für die Anregungsstrahlung A unterschiedlichen Schnittstelle hin zu einem Spektrometer geleitet.
Vorteil der Ausführungsform gemäß Fig. 2 ist, dass auch die Anregungsstrahlung A für die Zwei-Photonen-angeregte Spektroskopie über den 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.
Bei der Ausführungsform gemäß Fig. 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.
Bei der Vorrichtung 4 gemäß den Ausführungsformen in Fig. 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.
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.
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.
Für die schnelle Mikrobewegung („Wobbein") 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.
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.
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. Als ein weiteres optionales Zusatzmerkmal kann der Anregungsfokus mittels geeigneter Maßnahmen, z.B. ein in Z bewegtes Objektiv, durch das Objekt 2 (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-BiId ausgewählten Ort im Gewebe gerichtet werden, das auf diese Weise gezielt spektroskopisch untersucht werden kann.
Alternativ ist auch möglich, den Fluoreszenzstrahlenganges (Anregungsstrahlung A und optisches Signal S) nicht mittels eines schwenkbaren Ein- oder Zwei-Achsen-Kipp-Spiegels lateral zu bewegen, sondern mittels einer so genannten fliegenden Optik, bei der die Licht umlenkenden und formenden Bauteile (Spiegel 406 und Objektiv 407) drehfest angeordnet, aber lateral (in eine X- Richtung und/oder eine Y-Richtung entlang der Oberfläche des zu untersuchenden Objekts 2) beweglich sind.
Bei dem Ausführungsbeispiel gemäß Fig. 3 kann hierzu der Spiegel 406 drehfest (z.B. mit einem Winkel zum umzulenkenden Strahlengang von 45°) angeordnet sein, aber zusammen mit dem Objektiv 407 lateral in X-Richtung (entlang des Strahlengangs zwischen Spiegel 406 und dichroitischem Element 412) und/oder Y-Richtung (quer zum Strahlengang zwischen Spiegel 406 und dichroitischem Element 412) verschiebbar sein. In diesem Fall bilden der Spiegel 406 und das Objektiv 407 eine Optikeinheit nach Art einer fliegenden Optik aus, wobei der Fokus des Fluoreszenzstrahlenganges (Anregungsstrahlung A und optisches Signal S) mittels der fliegenden Optik bewegt und dadurch der Aufnahmeort für die Zwei- Photonen-angeregte Spektroskopie eingestellt werden kann.
Wird eine solche fliegende Optik, also eine als Einheit bewegliche Optikeinheit umfassend den Spiegel 406 und das Objektiv 407, verwendet, muss die durch diese Bewegung entstehende Weglängendifferenz zwischen dem Referenzarm B1 und dem Objektarm B2 des OCT-Strahlengangs B zur Durchführung der OCT kompensiert werden, um eine tiefengenaue Information aus dem Objekt 2 zu erhalten. Dies kann beispielsweise dadurch erfolgen, dass der Referenzspiegel 405 synchron mit der Optikeinheit entlang des Referenzarms B1 des OCT-Strahlengangs B bewegt wird. Hierzu kann beispielsweise ein mechanisches Getriebe in Form eines Zahnradgetriebes oder eines Hebelgetriebes vorgesehen sein, dass die Bewegung der Optikeinheit mit der Bewegung des Referenzspiegels 405 koppelt. Fig. 5 zeigt in einer (nicht maßstäblichen) Prinzipdarstellung eine homogenisierte Fluoreszenzanregung, bei der im Rahmen der Zwei-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie ein lateral begrenzter, jedoch axial (vertikal) ausgedehnter Bereich („FMV" = Fluoreszenzmessvolumen) eines Objekts 2 so angeregt wird, dass in axialer Richtung das Objekt 2 weitestgehend gleichgewichtig zumindest über einen bestimmten Tiefenbereich zum optischen Signal S beiträgt. Dieses optische Signal S wird aufgenommenen und integriert und kann als einzelner Messwert, als Spektrum oder mehrkanalig mit separaten Spektralbanden („Bandenspektroskopie") ausgewertet und weiterverarbeitet werden.
Eine solche homogenisierte Fluoreszenzanordnung kann vorteilhaft in Verbindung mit der Anordnung gemäß Fig. 3 eingesetzt werden.
Zur Aufnahme wird der Fokus ausschließlich in horizontaler (lateraler) Richtung (in X- oder in X- und Y-Richtung) zur Oberfläche des Objekts 2 bewegt (eine Bewegung in vertikaler Richtung (Z) ist nicht erforderlich weil das optische Signal S über die Tiefe integriert wird).
Um eine homogenisierte Fluoreszenzanregung in einem als Fluoreszenzmessvolumen FMV bezeichneten Bereich zu erhalten, werden die Parameter für die Apertur des Objektivs 407, der Fokusdurchmesser Dfoc und die Fokustiefe Zfoc auf Werte innerhalb bestimmter Parameterbereiche eingestellt. So wird eine vergleichsweise kleine Apertur zwischen 50 und 80 mrad (entsprechend dem Sinus des halben Öffnungswinkels des Aperturkegels an Luft, d.h. ohne Korrektur der Gewebebrechzahl) gewählt. Die Fokustiefe Zfoc wird vorteilhafterweise auf einen Wert zwischen 100 μm und 450 μm, bevorzugt 200 μm bis 350 μm (gemessen in Luft, vor Aufsetzen des Messsystems auf die Haut, d.h. ohne Korrektur der Gewebebrechzahl) und der Fokusdurchmesser Dfoc auf einen Wert zwischen 6 μm und 10 μm, bevorzugt zwischen 7 μm und 9 μm, eingestellt.
Das Fluoreszenzmessvolumen FMV erstreckt sich von der Gewebe- oder Probenoberfläche GPO (Objekt 2) axial in die Tiefe bis zu einer Integrationstiefe Zmax. Die Fokustiefe Zfoc ist größer (tiefer) als die Integrationstiefe Zmax.
Normalerweise wird die Anregungsstrahlung A in einem Gewebe (Objekt 2) durch Streuung und Absorption geschwächt, so dass Gewebebereiche in größerer Tiefe schwächer zur Fluoreszenz angeregt werden als oberflächennahe Bereiche. Zudem wird das optische Signal S aus oberflächennahen Bereichen bei seinem Weg vom Anregungsort zum Messsystem weniger geschwächt als optische Signale S aus größeren Tiefen. Beides führt dazu, dass das gemessene optische Signal S normalerweise stark übergewichtig von den oberflächennahen Bereichen bestimmt wird.
Überraschend hat sich gezeigt, dass mit den hier gewählten Parametern zur Einstellung der Fokustiefe Zfoc und der Fokusbreite Dfoc sowie der Apertur ein insgesamt weitgehend ausgeglichener Beitrag aller Gewebeschichten innerhalb des Fluoreszenzmessvolumens FMV mit einer Integrationstiefe Zmax zum gemessenen optischen Signal S erhalten wird. Dies wird dadurch bewirkt, dass die Skalierungsregel der Zwei-Photonen-Anregung mit der Intensität (bei welcher die Anregungswahrscheinlichkeit proportional zum Quadrat der Intensität wächst) die Schwächung der Anregungsstrahlung A und des optischen Signals S im Gewebe weitestgehend kompensiert.
Fig. 6A zeigt qualitativ den tiefenabhängigen Gewichtsfaktor, der anzeigt, in welchem Maße bestimmte Tiefenbereiche zum gemessenen optischen Signal S beitragen. In diesem Fall ist die Fokustiefe Zfoc auf 300 μm eingestellt, die Integrationstiefe beträgt Zmax = 200μm. Für Tiefen kleiner als die hier gewählte Integrationstiefe (200 μm) ist der Beitrag im Wesentlichen konstant. Tieferliegende Bereiche tragen hingegen nur vermindert zum optischen Signal S bei.
Die Integrationstiefe Zmax für das optische Signal S im Objekt 2 (Gewebe) wird weitgehend dadurch begrenzt, dass der Zwei-Photonen-Effekt nach Erreichen der Fokustiefe nicht mehr signalverstärkend wirkt (die maximale Integrationstiefe Zmax, bis zu der der Signalbeitrag tiefenunabhängig in etwa konstant ist, ist dabei kleiner als die Fokustiefe Zfoc). Durch optische Maßnahmen wie das Vorsehen einer Blende in der Kollektionsoptik (Kollektionseffizienzbegrenzung) kann dieser Abschneideeffekt noch verstärkt werden. Eine qualitative Darstellung des tiefenabhängigen Gewichtsfaktors bei Einsatz einer im Strahlengang des optischen Signals S angeordneten Blende zum Abschneiden von optischen Signalen S aus größeren Tiefen zeigt Fig. 6B.
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.
Die Funktion des Systems ist, was die OCT betrifft, im Schwerpunkt anhand des so genannten Frequenzbereich- („Frequency Domain")- OCT-Funktionsprinzips, insbesondere des sogenannten spektralen Radars (Spectral Radar), beschrieben worden. Selbstverständlich kann in völlig vergleichbarer Weise auch ein System verwendet werden, das vom so bezeichneten Typ „Swept Source" gebrauch macht oder im Zeitbereich („Time Domain") arbeitet.
Bezugszeichenliste
2 Objekt
4 OCT-S pektrometer
40 Aufnahmeeinheit
401 Optische Faser
402 Linse
403 Spiegel
404 Strahlteiler
405 Referenzspiegel
406 Spiegel
407 Objektiv
408 Linse
409 Detektor
41 Spektrometerschnittstelle
410, 411 , 412, 413 Dichroitischer Spiegel
A Anregungsstrahl
B OCT-Strahlengang
B1 Referenzarm
B2 Objektarm
Dfoc Fokusdurchmesser
FMV Fluoreszenzmessvolumen
GPO Gewebe- bzw. Proben-Oberfläche
S Signal
Zfoc Fokustiefe
Zmax Tiefengrenze des Fluoreszenzmessvolumens

Claims

Patentansprüche
1. 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.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass das System ausgebildet ist, zeitgleich oder nacheinander spektroskopische Messungen eines Objekts (2) mittels der Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie vorzunehmen und tomographische Bilder desselben Objekts (2) mittels der optischen Kohärenztomographie aufzunehmen.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie über eine Schnittstelle (410, 41 1 , 412) mit der Vorrichtung für die optische Kohärenztomographie (4) verbunden ist.
4. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass über die Schnittstelle (410, 411 , 412) eine Anregungsstrahlung (A) für die Mehr-Photonen- Fluoreszenzspektroskopie in den Strahlengang (B) der Vorrichtung für die optische Kohärenztomographie und auf das Objekt (2) zur Aufnahme geleitet wird.
5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass über dieselbe Schnittstelle (410, 411 , 412) oder eine weitere Schnittstelle ein Mehr-Photonen- angeregtes Signal (S) für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie aufgenommen wird.
6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 3 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Schnittstelle ein dichroitisches Element (410, 411 , 412) aufweist.
7. Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch eine Optikeinheit umfassend einen Spiegel (406) und ein Objektiv (407) zur Erzeugung eines optischen Signals (S) für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie und eines Signals für die optische Kohärenztomographie an einem Ort in oder an einem Objekt (2).
8. Vorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Optikeinheit (406, 407) zumindest in einer lateralen Richtung (X, Y) relativ zum Objekt (2) zur Erzeugung eines optischen Signals (S) für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie und eines Signals für die optische Kohärenztomographie an unterschiedlichen Orten in oder an dem Objekt (2) beweglich ist.
9. Vorrichtung nach Anspruch 7 oder 8, dadurch gekennzeichnet, dass bei einer Bewegung der Optikeinheit (406, 407) zur Erzeugung des optischen Signals (S) für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie und des Signals für die optische Kohärenztomographie die Winkellage der optischen Achse (O) der auf das Objekt (2) fallenden Anregungsstrahlung (A) für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie und einer Strahlung für die optische Kohärenztomographie sich nicht ändert.
10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass zur Kompensation der durch die Bewegung der Optikeinheit (406, 407) entstehenden Weglängendifferenz bei der Vorrichtung für die optische Kohärenztomographie zwischen einem Objektarm (B1 ) des OCT-Strahlengangs (B), der sich zwischen einem Strahlteiler (404) und dem Objekt (2) erstreckt, und einem Referenzarm (B1 ) des OCT- Strahlengangs (B), der sich zwischen einem Referenzspiegel (405) und dem Strahlteiler (404) erstreckt, eine Kompensationseinrichtung vorgesehen wird.
1 1. Vorrichtung nach Ansprüche 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Kompensation durch eine mit der Bewegung der Optikeinheit (406, 407) synchronisierte Kompensationsbewegung des Referenzspiegels (405) erfolgt.
12. Vorrichtung nach Ansprüche 1 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Kompensationsbewegung durch ein die Bewegung der Optikeinheit (406, 407) mit dem Referenzspiegel (405) koppelndes mechanisches Getriebe ausgeführt wird, wobei das Getriebe die Bewegung der Optikeinheit (406, 407) in eine Kompensationsbewegung des Referenzspiegels (405) entlang dem Referenzarm (B1 ) des OCT-Strahlengangs (B) umsetzt.
13. Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie eine Lasereinheit zur Erzeugung einer Anregungsstrahlung, die eine Anregungsstrahlung (A) mit einer ersten Wellenlänge erzeugt, und einen Frequenzverdoppler zur Halbierung der Wellenlänge der Anregungsstrahlung (A) umfasst.
H. Vorrichtung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Lasereinheit einen Ultrakurzpulslaser zur Erzeugung von Laserpulsen im Femtosekunden-Bereich aufweist.
15. Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Fokus für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie ausschließlich in horizontaler Richtung (X, Y) zur Oberfläche eines Objekts bewegt wird und das optische Signal (S) für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie in vertikaler Richtung (Z) integriert wird.
16. Vorrichtung nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass die Fokustiefe (Zfoc) für die Mehr-Photonen-Fluoreszenzspektroskopie auf einen Wert zwischen 100 μm und 450 μm, bevorzugt 200 μm bis 350 μm, eingestellt wird.
17. Vorrichtung nach Anspruch 15 oder 16, dadurch gekennzeichnet, dass der Fokusdurchmesser (Dfoc) auf einen Wert zwischen 6 μm und 10 μm, bevorzugt zwischen 7 μm und 9 μm, eingestellt wird.
8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 15 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass ein Objektiv (407) mit einer Apertur zwischen 50 und 80 mrad verwendet wird.
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