Lichtleitfaser für endoskopische und fluoreszenz¬ mikroskopische Untersuchungseinrichtungen, insbesondere für spezielle Einrichtungen zur

optischen Biopsie

Beschreibung

Die Erfindung betrifft eine Anordnung zur Erzeugung eines Breitbandspektrums, welche insbesondere als Lichtquelle für die Kurzkohärenzinterferometrie sowie für endoskopische Untersuchungseinrichtungen und insbesondere auch für spezielle Einrichtungen zur optischen Biopsie verwendet werden kann.

Bei vielen medizinischen Anwendungen ist das Verfahren der Endomikroskopie, die Verwendung einer Kombination von Endoskop und Mikroskop, von großem Vorteil, da beispielsweise wesentliche Informationen über Gewebestrukturen direkt bei einem endomikroskopischen Eingriff zu erhalten sind. Darüber hinaus wäre insbesondere auch die Kombination von Endoskopen und Geräten zur optischen Kohärenztomographie in vielen Fällen sehr hilfreich, da hierdurch auch histologische Sachverhalte erfasst werden können. Ein Chirurg, der durch das Endoskop eine klassische Biopsie im Körperinneren durchführt kann dies zielgerichteter und effizienter tun, wenn er die Möglichkeit hat das Gewebe mit Hilfe eines Mikroskops direkt durch den Endoskopiekanal zu betrachten.

Eine wünschenswerte Weiterentwicklung der Endomikroskopie wäre die Verwendung der optischen Kohärenztomographie (OCT) anstelle eines Mikroskops jedoch haben klinische Studien im Bereich der Gastroentereologie gezeigt, dass hierzu mit den bislang eingesetzten Geräten zur Kohärenztomographie diese Qualität jedoch nicht erreicht werden kann, da bisher geeignete Lichtquellen mit einer kurzen Kohärenzlänge und einem Breitbandspektrum entweder aufgrund baulicher Einschränkungen, wegen eines zu instabilen Betriebs oder auch aus Kostengründen beim Betrieb und in der Wartung nicht zur Verfügung standen.

Lichtquellen mit einer kurzen Kohärenzlänge und einem Breitbandspektrum werden beispielsweise auch in der dreidimensionalen Oberflächenformerfassung und generell in der optischen Kohärenztomographie (OCT) benötigt. Die OCT stellt ein nichtinvasives Bildgebungsverfahren dar, das die Topographie von Oberflächen und Strukturen in streuenden Medien sichtbar macht. Für die Untersuchung von beispielsweise biologischem Gewebe wird aufgrund seiner höheren Eindringtiefe in das Gewebe Licht im nahen IR verwendet.

Das Messprinzip basiert auf einem optischen Interferometer, das die Streustärke und Tiefenlage der Strukturen mit hoher Auflösung bestimmt. Das Auflösungsvermögen der OCT hängt u.a. von der eingesetzten Lichtquelle ab. Bei der OCT werden die im Gewebe gestreuten Lichtteilchen an Hand ihrer Interferenzfähigkeit herausgefiltert. Dazu wird ein Lichtstrahl mit einer möglichst geringen Kohärenzlänge (jedoch > 0) und einem breitbandigen Spektrum im nahen IR benötigt. Die räumliche Auflösung in Strahlrichtung entspricht der Kohärenzlänge des verwendeten Lichtes, welche auch als zeitliche oder longitudinale Kohärenz bezeichnet wird. Je größer die Kohärenzlänge ist, desto größer ist der Volumenbereich, aus dem Informationen zurückgestreut werden. Die Auflösung beträgt in heutigen OCT-Systemen bis zu 10 Mikrometer.

Auflösungen von ca. 10 Mikrometer sind beispielsweise mit marktüblichen OCT-Geräten mit Superlumineszenzdioden, welche eine Emission im nahen IR besitzen, zu erreichen. Diese Dioden haben zwar eine geringere Lichtausbeute als vergleichbare Laserdioden, weisen aber eine geringe Kohärenzlänge auf und ermöglichen somit eine gute Geräteauflösung.

Für viele Anwendungsfälle, beispielsweise in der Tumortherapie, ist jedoch eine verbesserte Auflösung auf zellulärer Ebene notwendig, welche mit den marktüblichen Geräten nicht erreichbar ist.

Weiterhin ist es bekannt, ein sogenanntes Superkontinium zu erzeugen, indem man intensive, ultra-kurze Lichtimpulse in ein nichtlineares optisches Medium einkoppelt.

Von zunehmenden Interesse sind dabei photonische Kristallfasern (PCF - photonic crystal fibers) . Diese bestehen aus mikrostrukturierten Fasern, beispielsweise aus einem Faserkern und einer mikrostrukturierten Faserhülle (Cladding) mit einer periodischen Struktur (photonic band gap fiber) , wie von J.C. Knight et al . in Optics Letters, Vol. 21, No. 19, P. 15-47 (Oktober 1996) beschrieben, oder einer nichtperiodischen Struktur, wie in der US 5,802,236 offenbart, welche den Kern umschließt und entlang der Faserlänge verläuft. Durch eine entsprechende Strukturierung und Ausbildung der Faserhülle und Dimensionierung des Faserkerns kommt es zu einer Index- Leitung der Strahlung in der Faser. Die Strahlung kann durch einen effektiven Brechungsindexunterschied zwischen dem Faserkern und der Faserhülle (5% bis 20%) mit hoher Intensität im Kern konzentriert werden. Typischerweise bestehen diese Fasern aus mikrostrukturierten Siliziumoxid- Fasern.

Die für die Erzeugung eines Superkontiniums wesentlichen nichtlinearen Effekte 3.Ordnung (χ(3))c wie die Selbstphasenmodulation, treten nur bei kurzen Lichtimpulsen mit hoher Spitzenintensität in Erscheinung. Untersuchungen von Ranka, Windeler, Stenz in Optics Letters, Vol. 25, No. 25 (2000) zeigten, dass mit Femtosekunden-Laserimpulsen ausreichend hohe Feldintensitäten zur Aktivierung von nichtlinearen Prozessen zur Erzeugung eines Superkontiniums in mikrostrukturierten Siliziumoxid-Fasern erzielt werden können.

Da die Intensität des Lichtimpulses dem Verhältnis aus Pulsleistung und Querschnittsfläche der Faser entspricht und die Pulsleistung durch das Verhältnis aus Pulsenergie zur Pulsdauer bestimmt ist, kann man zur Erzielung der nichtlinearen Effekte, im Rahmen der technischen Möglichkeiten, entweder die Pulsdauer verkürzen und/oder die Pulsenergie erhöhen, beispielsweise durch Erhöhung der Repititionsrate eines Lasers, und/oder die Querschnittsfläche des Faserkernes der Faser verringern.

Mit einem Kerndurchmesser von ca. 2 Mikrometern in mikrostrukturierten Siliziumoxid-Fasern mit anomaler Dispersion, wie beispielsweise in der US-β,097,870 beschrieben, und mit einem 100 Femto-Sekunden Laserpuls eines Titan-Saphir-Lasers (typische Pulsenergie 1 bis 12 nJ, Pulsleistung ca. 8 kW) ist ein Ausgangsspektrum, welches den visuellen Bereich und das nahe IR abdeckt, zu erzielen. Dabei muss zur Propagation des Pulses durch die Faser die Geometrie der Faser (Kern, Claddingstruktur) auf die Wellenlänge des Laserpulses derart abgestellt sein, dass die Nulldispersion der Gruppengeschwindigkeit annähernd bei der Wellenlänge des Laserpulses liegt.

Eine Steigerung der Auflösung in Meßanordnungen der Kurzkohärenzinterferometrie könnte also durch die Verwendung von Ti-Saphir Lasern erreicht werden, jedoch sind diese Laser groß, unhandlich, instabil und kostenintensiv und daher für den Einsatz in einer Lichtquelle für OCT Geräte oder für andere kommerzielle Kurzkohärenzmeßgeräte nicht geeignet.

In der US 2005/0024719 wird ein aufwendig gestaltetes konfokales Mikroskop mit mehreren komplexen Lichtquellen, insbesondere Laserlichtquellen und einer photonischen Faser beschrieben.

WO 03/096900 A2 beschreibt einen konfokalen optischen Tomographen, bei welchem rückgestreutes Licht von Hautschichten in vivo aufgezeichnet wird. Es wird eine durch eine optische Faser erzeugte Punktlichtquelle verwendet, welche mit weißem oder infraroten Licht betrieben wird. Derartige Lichtquellen weisen jedoch nur geringe Lichtintensitäten auf, weswegen entweder durch längere Aufzeichnungszeiten oder durch Rauschen verschlechterte Bildqualitäten hinzunehmen sind. Zur Erhöhung des Winkels des in eine Faser eintretenden und daraufhin in dieser geführten Lichts beschreibt die japanische Patentveröffentlichung JP 2004 344209 A die Verwendung einer photonischen Faser in einem Endoskop.

Eine photonische Faser ist als solche auch erwähnt in der japanischen Patentveröffentlichung JP 2005 025018 A.

Aufgabe der Erfindung ist es daher, eine einfache, stabile, breitbandige Lichtquelle mit geringer Kohärenz zur Verfügung zu stellen.

Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist es, eine einfache und stabile Lichtquelle für Kurzkohärenzinterferometrie- Meßgeräte, insbesondere für die OCT sowie für endoskopische Untersuchungseinrichtungen, insbesondere für spezielle Einrichtungen zur optischen Biopsie zur Verfügung zu stellen, welche eine höhere Meßgenauigkeit ermöglicht.

Die Lösung der Aufgabe gelingt mit einer Anordnung gemäß Anspruch 1, vorteilhafte Ausgestaltungen sind in weiteren Ansprüchen beschrieben.

Eine wesentliche Weiterentwicklung der Endomikroskopie, die Verwendung der optischen Kohärenztomographie anstelle eines Mikroskops, wird sowohl wirtschaftlich sinnvoll als auch technisch vorteilhaft durch die erfindungsgemässe Lichtquelle und deren Verwendung in diesen medizinisch¬ optischen Einrichtungen ermöglicht.

Die Verwendung der optischen Kohärenztomographie hat hierbei den gravierenden Vorteil, dass dieses bildgebende Verfahren Gewebeschnitte ähnlich denen der pathologischen Histologie ermöglichen; jedoch ohne eine vorherige Gewebeextraktion zu benötigen. Klinische Studien im Bereich der Gastroentereologie haben gezeigt, dass hierzu eine optische Auflösung, insbesondere eine longitudinale Auflösung, der Bilder auf zellulärer Skala, also von ca. 1 bis 2 μm nötig ist. Mit den bislang eingesetzten Geräten zur Kohärenztomographie konnte diese Qualität jedoch nicht ausreichend erreicht werden.

Als longitudinale Auflösung wird dabei die Auflösung in Richtung der optischen Achse eines optischen Geräts oder in Strahlrichtung der Hauptausbreitungsrichtung eines Strahlenbündels verstanden, welche häufig im Wesentlichen senkrecht zur Oberfläche eines zu betrachtenden Objekts, wie beispielsweise zu untersuchendem Gewebe angeordnet wird.

Es entstehen somit bei der optischen Kohärenztomographie (OCT) zweidimensionale Bilder des betrachteten Objekts, insbesondere in vivo Bilder von zu untersuchendem Gewebe, die einem histologischen Gewebeschnitt entsprechen oder sehr ähnlich sind, welcher im wesentlichen eine zu der longitudinalen Kohärenzlänge des verwendeten Kohärenztomographen vergleichbare Dicke hat.

Mit der durch die Erfindung bereitgestellten Lichtquelle werden diese longitudinalen Auflösungsanforderungen auf eine für den normalen medizinischen Betrieb geeignete Weise erreicht.

Hierbei ist nicht nur ein stabilerer Betrieb der Lichtquelle sowie des optischen Geräts sehr wesentlich sondern spielen auch Kosten im Bereich des Betriebs und der Wartung eine grosse Rolle. Ferner können durch höhere Lichtintensitäten bei gleich guter räumlicher Quellengröße oder auch räumlicher Kohärenz bessere Bilder als herkömmlich erreichbar erhalten werden.

Als räumliche oder auch als transversale Kohärenz wird hierbei die Eigenschaft einer Lichtquelle verstanden, welche, insbesondere in einem Interferometer, die seitliche Ausdehnung eines Bildfeldes beeinflusst, innerhalb welcher noch sichtbarer Kontrast innerhalb des Bildfelds vorhanden ist.

Die erfindungsgemäße Lichtquelle, welche im Wesentlichen punktförmig ist und mit welcher ein breitbandiges Spektrum erzeugt wird, besteht aus einem Laser zur Erzeugung eines kurzen Lichtimpulses der Wellenlänge λP und einer mikrostrukturierten optischen Faser, welche eine Nulldispersion der Gruppengeschwindigkeit nahe ( d.h. mit einer möglichen Abweichung von ca. ± 20 % von λP ) bei der Wellenlänge λP und eine anomale Dispersion aufweist sowie aus Mitteln zum Einkoppeln des Lichtimpulses in die mikrostrukturierte optische Faser.

Mit einer mikrostrukturierten optischen Faser, welche vorzugsweise ausgeprägte nichtlineare optische Eigenschaften, dass heißt, welche einen strahlungsintensitätsabhängigen Brechungsindex n (I) = no + n2 * I bei der Wellenlänge des eingekoppelten Lichtimpulses λP aufweist, bei welchem der Nichtlinearitätsfaktor der Faser vorzugsweise n2 ≥ 2*10~20 cmVw ist, läßt sich ein breitbandiges Spektrum bereits mit einer Lasediode, welche Lichtimpulse im Pico- Sekunden-Bereich aufweist, erzeugen. Damit entfallen beispielsweise aufwendige und teure Saphir- Laser für die bisher notwendige Erzeugung von Femto- Sekunden-Impulsen als Eingangsimpuls in mikrostrukturierte Fasern zur Erzeugung eines Breitbandspektrums.

Die optische Nichtlinearität der Faser wird zum einen durch ihre Struktur, jedoch ebenfalls durch das Material der Faser bestimmt, daher besteht die mikrostrukturierte optische Faser vorzugsweise aus einem nichtlinearen optischen Material mit einem hohen Material- Nichtlinearitätsfaktor χ(3) . Dieser bestimmt im Zusammenwirken mit der Fasergeometrie den oben angegebenen Nichtlinearitätsfaktor der Faser 112.

Geeignete Materialien für die mikrostrukturierte optische Faser mit hohem χ<3) sind vorzugsweise Materialen aus einem Mehrkomponenten-Glas, einer Mehrkomponenten-Glaskeramik, einem einkristallinen Material, einem polykristallinen Material, einem Kunststoff-Matrix-Komposit und/oder einem Flüssigkristall-Material. Dabei kann die Faser ebenfalls aus mehreren dieser Materialien zusammengesetzt sein.

In weiteren geeigneten Ausführungsformen kann das optische Material isotropische und/oder anisotropische Eigenschaften aufweisen.

In einer weiteren vorteilhaften Ausführungsform umfasst die mikrostrukturierte optische Faser zumindest ein nicht- oxidisches Mehrkomponenten-Glas, insbesondere ein Chalkogenidglas, welches zumindest As und Sn enthält.

Weitere geeignete Materialien für die mikrostrukturierte optische Faser sind Materialien, welche zumindest ein oxidisches Mehrkomponenten-Glas umfassen, insbesondere Silikatgläser, welche zumindest ein Element der Alkali- Gruppe (Li2O, Na2O, K2O, Rb2O, Cs2O) und/oder zumindest ein Element der Erdalkaligruppe (MgO, CaO, SrO, BaO) aufweisen.

Vorzugsweise umfasst das oxidische Mehrkomponenten-Glas zumindest noch ein weiteres der folgenden Elemente A12Ü3, B2O3, PbO, ZnO, TiO2, ThO2, ZrO2, La2O3, CeO2 und P2O5.

Ein besonders geeignetes Material mit hohem χ<3) für die mikrostrukturierte Faser ist Schwerflintglas , welches die Komponenten SiO2 und PbO und zumindest eine der Komponenten Al2O3, B2O3, TiO2, ThO2, La2O3, BaO, Li2O, Na2O oder K2O aufweist, insbesondere SF57 mit 24,5 Gew% SiO2, 74,5 Gew% PbO, 0,4 Gew% Na2O und 0,6 Gew% K2O.

Die mikrostrukturierte optische Faser kann in weiteren geeigneten Ausführungsformen zumindest eine oxidische Mehrkomponenten-Glaskeramik, welche Kristallphasen von Strontiumniobat, Kaliumhydrogenphosphat (KTP) , BBO, LBO, LiIO3, LiNbO3, KnbO3, AgGaS3, AgGaSe2, PPLN und/oder BaTiO3 aufweist oder ein Kunststoff-Matrix-Komposit aus einem oxidischen Mehrkomponenten-Glas und auf PMMA (Polymethylmethacrylat) , PC (Polycarbonat) , PA (Polyamid) oder PE (Polyethylen) basierenden Kunststoffen umfassen.

Weiterhin kann, insbesondere der Faserkern, zumindest ein einkristallines Material aus Strontiumniobat, Kaliumhydrogenphosphat (KTP) , BBO, LBO, LiIO3, LiNbO3, KnbO3, AgGaS3, AgGaSe2, PPLN oder BaTiO3 oder ein polykristallines Material aus Strontiumniobat, Kaliumhydrogenphosphat (KTP) , BBO, LBO, LiIO3, LiNbO3, KnbO3, AgGaS3, AgGaSe2, PPLN und/oder BaTiO3 oder einen Flüssigkristall, welcher einen polymeren Anteil mit einer mesogenen Gruppe innerhalb des polymeren Hauptstranges oder in einer davon ausgehenden Seitenkette aufweist, umfassen.

Neben den Anforderungen bezüglich des Materials der mikrostrukturierten Faser zur Erlangung nichtlinearer Effekte (wie beispielsweise Selbstphasenmodulation) in der Faser mit einer möglichst geringen Intensität des eingekoppelten Lichtimpulses sind an die Geometrie der Faser zur Erzeugung des Breitbandspektrums ebenfalls bestimmte Anforderungen gestellt. Die Wellenlänge λP des in die Faser eingekoppelten Lichtimpulses und die Geometrie der Faser bestimmen die Propagation des Lichtimpulses durch die Faser. Die Geometrie, insbesondere der Querschnitt der Faser, weist dazu ein Design auf, bei welchem eine Nulldispersion der Gruppengeschwindigkeit nahe bei der Wellenlänge λP des Lichtimpulses und eine anomale Dispersion des Lichtimpulses in der mikrostrukturierten Faser auftritt.

Die mikrostrukturierte optische Faser weist dazu vorzugsweise einen entlang der Faserlänge verlaufenden Faserkern und eine um den Faserkern angeordnete, strukturierte Faserhülle auf, wobei der Faserkern insbesondere einen Vollkörper und die Faserhülle parallel zum Faserkern verlaufende hohle Strukturen aufweist.

Insbesondere in Hinblick auf die Herstellung der mikrostrukturierten Faser, auf welche in einem folgenden Abschnitt noch näher eingegangen wird, ist es vorteilhaft, wenn der Faserkern einen Vollstab und die Faserhülle um den Vollstab gleichmäßig angeordnete Röhren umfasst, vorzugsweise unter Ausbildung einer hexagonalen Struktur. Zum Wirksamwerden der nichtlinearen Effekte ist ein möglichst geringer Querschnitt des Faserkerns erforderlich. In bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung weist dazu der Faserkern einen Durchmesser von 1 μm bis 4 μm auf und die darum angeordnete Röhren der Faserhülle einen Durchmesser von 2 μm bis 8 μm.

Die mikrostrukturierte optische Faser, insbesondere aus den vor genannten Materialien und/oder mit den vorgenannten geringen Abmessungen sind vorzugsweise mit einem IR- Ziehverfahren gemäß der am gleichen Tag beim USPTO eingereichten Anmeldung desselben Anmelders mit dem Titel "Hot formed Articels and Method and Apparatus for hot- forming" (internes Aktenzeichen des Anmelders 03SGL0308USP - Amtsaktenzeichen wird nachgereicht) hergestellt, wobei der Offenbarungsgehalt dieser Anmeldung vollumfänglich durch Bezugnahme aufgenommen wird. Dieses Verfahren ermöglicht das Ziehen von hochpräzisen mikrostrukturierten Fasern aus entsprechenden Preformen aus "schwierigen" Materialien, wobei die semi-homogene Temperaturverteilung und Erwärmung über den Querschnitt der Faser (< 0.5 K/mm) bei geringer Temperatur während des Ziehvorgangs eine effektive und präzise Herstellung erlaubt.

Zur Erzeugung der erwünschten nichtlinearen Effekte, welche zur Erzeugung des Breitbandspektrums erforderlich sind, muss der eingekoppelte Lichtimpuls eine entsprechend hohe Intensität aufweisen. Bei hoher Nichtlinearität der Faser, insbesondere n2 ≥ 2*10~20 cm2/W, und geringem Querschnitt des Faserkerns der mikrostrukturierten Faser, insbesondere mit einen Durchmesser von 1 μm bis 4 μm, wird zur Erzeugung des in die Faser einzukoppelnden kurzen Lichtimpulses vorzugsweise eine Laserdiode eingesetzt, da die Intensität des Lichtimpulses der Laserdiode unter diesen Bedingungen schon ausreichend ist.

Mit Laserdioden, welche eine Pulsdauer von 1 Pico-Sekunde bis 10 Nano-Sekunden, vorzugsweise von 10 Pico-Sekunden bis 100 Pico-Sekunden aufweisen und Lichtimpulse mit einer Wellenlänge λP im Bereich von 500 nm < λP < 1800 nm, vorzugsweise eine Wellenlänge λP = 1065 nm aussenden, können durch Einkoppeln dieser Lichtimpulse in die mikrostrukturierte Faser Breitbandspektren mit einem Wellenlängenbereich von 400 nm bis 2000 nm, insbesondere von 700 nm bis 1300 nm erzeugt werden. Spektren in diesen Wellenlängenbereichen sind besonders geeignet für die optische Kohärenztomographie (OCT) , da Licht dieser Wellenlängen in zu untersuchendes Gewebe gut eindringen kann.

In einer geeigneten Ausführungsform der Erfindung umfassen die Mittel zum Einkoppeln des Lichtimpulses in die mikrostrukturierte optische Faser eine Freistrahloptik, bestehend aus einer Positioniereinheit und einer abbildenden Optik zur Strahlbündelung, vorzugsweise einem Mikroskop-Objektiv.

Weitere geeignete Mittel zum Einkoppeln des Lichtimpulses in die mikrostrukturierte optische Faser bestehen aus einem Kupplungs-Lichtwellenleiter und einer Steckverbindung zum Verbinden des Kupplungs-Lichtwellenleiters mit der mikrostrukturierten Faser.

Für eine möglichst verlustarme Einkopplung des Lichtimpulses weist die Steckverbindung vorzugsweise eine Führung auf, welche den Kupplungs-Lichtwellenleiter und die mikrostrukturierte optische Faser parallel zueinander ausrichtet. Eine derartige Führung ist vorzugsweise als Ferrule ausgebildet. Die Ferrule ist ein hochpräzises Führungsröhrchen innerhalb der Steckverbindung, welches die Enden der zu verbindenden Fasern genau zueinander axial ausgerichtet festhält und gleichzeitig schützt. Dieser Ring kann aus unterschiedlichen Materialien sein, beispielsweise aus Glas, Keramik, Plastik oder Metall.

In einer weiteren vorteilhaften Ausführungsform umfassen die Mittel zum Einkoppeln des Lichtimpulses in die mikrostrukturierte optische Faser einen Kupplungs- Lichtwellenleiter und eine Spleiß-Verbindung, mit der Kupplungs-Lichtwellenleiter und mikrostrukturierter Faser dauerhaft verbunden werden.

Die erfindungsgemäße Lichtquelle findet als Lichtquelle für die Kurzkohärenzinterferometrie, insbesondere als Lichtquelle für die OCT sowie für die konfokale Mikroskopie und die Fluoreszenzmikroskopie Verwendung.

Besondere Vorteile bietet die Lichtquelle bei Verwendung in einem Endoskop, insbesondere in einem Endoskop mit einer kurzkohärenztomographischen Einrichtung, einem Kurzkohärenztomographen (OCT) , da durch diese Kombination erstmals endoskopische histologische Untersuchungen und/oder optische Biopsien in vivo ermöglicht werden.

Vorteilhaft ist auch die Verwendung einer derartigen Lichtquelle als breitbandige, die Laser ersetzende Strahlquelle in einem Fluoreszenzmikroskop. Hierbei ist der bevorzugte Wellenlängenbereich der Lichtquelle von etwa 250 nm bis 1200 nm. Sehr vorteilhaft ist auch die Verwendung der Kurzkohärenzlichtquelle in einem Endoskop mit einem konfokalen Mikroskop. Hierbei erstreckt sich ein besonders bevorzugter Wellenlängenbereich der Lichtquelle von etwa 350 nm bis 790 nm und ermöglicht es, zelluläre Zustände in vivo zu untersuchen.

Die Erfindung wird anhand nachstehender Zeichnungen näher erläutert. Es zeigen dazu

Fig. 1 eine schematische Darstellung einer mikrostrukturierten optischen Faser,

Fig. 2 eine erfindungsgemäße Lichtquelle,

Fig. 3 den schematischen Aufbau einer OCT-Anordnung

Fig. 4 ein Endoskop mit einer kurzkohärenz- tomographischen Einrichtung, bei welcher eine erfindungsgemäße Lichtquelle verwendet wird,

Fig. 5 ein Endoskop mit einem konfokalen Mikroskop, bei welchem eine erfindungsgemäße Lichtquelle verwendet wird.

Detaillierte Beschreibung bevorzugter Ausführungsformen

Generell hängt die Qualität der optischen Auflösung bei Geräten zur Kohärenztomographie vorrangig von der sogenannten Kohärenzlänge (entsprechend der longitudinalen Kohärenz) bzw. der optischen Bandbreite der verwendeten Lichtquelle ab. Eine breitbandige, auf einer mikrostrukturierten Lichtleitfaser basierende Lichtquelle, wie diese nachfolgend detailliert beschrieben ist, zeichnet sich vorteilhaft durch eine äußerst geringe Kohärenzlänge aus .

Durch den Einsatz einer solchen Lichtquelle wird eine Auflösung auf zellulärer Ebene erreicht und damit die Möglichkeit geschaffen, die klassische Biopsie durch das Verfahren der optischen Biopsie, insbesondere der optischen in vivo Biopsie, zu unterstützen.

Aufgrund der derzeitigen Gesetzeslage in der Bundesrepublik Deutschland muss die optische Biopsie im klinischen Bereich der Gastroentereologie die klassische Biopsie in den nächsten Jahren wohl nicht ersetzen. Der Chirurg kann aber mit Hilfe des bildgebenden Verfahrens bereits vor der Extraktion von Gewebe zumindest entscheiden, ob eine Extraktion überhaupt notwendig ist.

So kann auch die gastroendoskopische Biopsie mit weniger Gewebeschnitten und damit für den Patienten sehr viel schonender durchgeführt werden.

Darüber hinaus wird die Anzahl der extrahierten Gewebeteile und damit der histologisch zu untersuchenden Gewebeteile deutlich reduziert, was wiederum mit einer Kostenreduktion einhergeht. So könnten eventuelle Mehrkosten bei der Gerätebeschaffung durch geringere Laborkosten und eine verkürzte Rekonvaleszenz beim Patienten schnell amortisiert werden.

Neben der oben beschriebenen Verwendung der breitbandigen Lichtquelle ist diese Lichtquelle für die Endomikroskopie einzusetzen. Für die Endomikroskopie wird üblicherweise das Prinzip der konfokalen Mikroskopie zur Autofluoreszenzanregung von Proteinen in den Gewebezellen eingesetzt.

Mikroskope mit konfokaler Beleuchtung zur Fluoreszenzanregung benutzen herkömmlich als Lichtquelle einen oder mehrere Laser verschiedener Lichtwellenlänge, welches zu hohen Betriebs- und Instandhaltungskosten führt.

Eine breitbandlichtquelle basierend auf einer mikrostrukturierten Lichtleitfaser kann hier die Funktion mehrerer Laser zur Fluoreszenzanregung übernehmen.

Andere breitbandige Lichtquellen wie eine Glühlampe oder eine Weißlicht emittierende Leuchtdiode sind aufgrund der zu geringen räumliche Kohärenz für die konfokale Mikroskopie nur wenig geeignet.

Nachfolgend wird zunächst auf Fig. 2 bezug genommen.Figur 2 zeigt den schematischen Aufbau einer beispielhaften erfindungsgemäßen Lichtquelle (8) . Diese besteht aus einer Laserdiode (2) , Mitteln (3) zum Einkoppeln eines Lichtimpulses und einer mikrostrukturierten optischen Faser (D •

Von der Laserdiode (2) werden Lichtimpulse der Wellenlänge λP = 1065 nin in Richtung der Mittel (3) zum Einkoppeln des Lichtimpulses ausgestrahlt.

Gemäß der Figur 2 bestehen die Mittel (3) zum Einkoppeln des Lichtimpulses aus einer Blende (4) , einem Spiegel (5) zum Ausrichten des Lichtimpulses auf das Mikroskop-Objektiv (6), welches den Lichtimpuls fokussiert und in die mikrostrukturierte optische Faser (1) einkoppelt. Die mikrostrukturierte optische Faser (1) , welche in der Figur 1 schematisch im Schnitt dargestellt ist, besteht aus einem Faserkern (1.1), der als Vollstab ausgebildet ist und um den Faserkern (1.1) gleichmäßig angeordnete Röhren (1.2), welche die Faserhülle bilden. Die Röhren (1.2) sind mehrlagig um den Faserkern (1.1) angeordnet derart, dass diese eine hexagonale Struktur bilden. Derartige strukturelle Anordnungen ermöglichen die Propagation des Pulses durch die mikrostrukturierte optische Faser (1) .

Das Fasermaterial ist SF57 mit 24,5 Gew% SiO2, 74,5 Gew% PbO, 0,4 Gew% Na2O und 0,6 Gew% K2O.

Die Größenordnungen der Mikrostrukturen sind dabei auf die Wellenlänge λP = 1065 nm der Lichtimpulse der Laserdiode (2) und den Material-Nichtlinearitätsfaktor des Fasermaterials χ(3) derart abzustellen, dass die mikrostrukturierte optische Faser (1) eine Nulldispersion der Gruppengeschwindigkeit nahe bei der Wellenlänge λP und eine anomale Dispersion aufweist.

Die Gestaltung der Fasergeometrie ist dem Fachmann an sich bekannt und beispielsweise von Barkou,Broeng und Bjarklev in „Dispersion properties of photonic bandgap guiding fibers", Optical Fiber Communication Conference, paper FG5,1999 und von R. D. Meade, A. M. Rappe, K. D. Brommer, J. D.Joannopoulos und 0. L. Alerhand in „Accurate theoretical analysis of photonic band-gap materials", Phys . Rev. B 48, 8434-8437 (1993) beschrieben.

Der Durchmesser des Faserkerns (1.1) beträgt 2,8 μm, der Durchmesser der Röhren (1.2) beträgt 2,9 μm, wobei der Gesamtdurchmesser der mikrostrukturierten optischen Faser (1) 125 μm beträgt. . Die präzise Herstellung dieser mikrostrukturierten optischen Faser (1) aus einem Schwerflintglas wie oben beschrieben, erfolgt mit einem IR-Ziehverfahren gemäß der US-Anmeldung 03SGL0308USP.

Hat der eingekoppelte Lichtimpuls die mikrostrukturierte optische Faser (1) durchlaufen, weist dieser ein Ausgangsspektrum von 700 nm bis 1300 nm mit im wesentlichen gleichmäßiger Intensität auf. Das Ausgangsspektrum wurde über ein Spektrometer (7) erfaßt.

Mit dieser Anordnung wird eine einfach aufgebaute, stabile und breitbandige Lichtquelle (8) mit geringer Kohärenz zur Verfügung gestellt, welche beispielsweise in OCT-Geräten verwendet werden kann. Diese Anordnung ist dabei beispielhaft gewählt und es sind daher weitere Ausführungen im Sinne dieser Erfindung möglich.

Die Figur 3 zeigt die Verwendung der erfindungsgemäßen Lichtquelle (8) in einer OCT-Anordnung. Die OCT-Anordnung besteht aus der Lichtquelle (8), welche Licht mit einem Spektrum im Bereich von 700 nm bis 1300 nm ausstrahlt. Dieses wird über Lichtwellenleiter und einen 2 x 2 - Koppler (9) über einen Kollimator (10) auf die zu untersuchende biologische Probe (15) und über eine Linse (11) auf einen Referenzspiegel (16) gelenkt. Das von der Probe (15) reflektierte und gestreute Licht sowie das vom Referenzspiegel (16) reflektierte Licht wird über den 2 x 2 - Koppler (9) der Detektoreinheit (12) überlagert zugeführt. Mit der Detektoreinheit (12) wird das Spektrum der Überlagerung ermittelt und über eine elektronische Verarbeitungseinheit (13) als Bild an einem Monitor (14) sichtbar gemacht. Nachfolgend wird auf Fig. 4 bezug genommen, welche ein Endoskop mit einer kurzkohärenz- tomographischen Einrichtung bzw. ein Endoskop mit einem Kurzkohärenztomograph (17) zeigt, bei welchem eine erfindungsgemäße Lichtquelle (8) mit photonischer Faser 1 verwendet wird. Zusätzlich kann die Lichtquelle 8 eine Linse 20 hinter dem Austrittsende 1.3 der photonischen Faser 1 aufweisen, mit welchem das im wesentlichen punktförmig aus dem Ende 1.3 austretende Licht parallelisiert wird.

Ebenso kann optional eine weitere Linse 21 zur Fokussierung des Laserlichts auf das Eintrittsende 1.4 der Faser 1 vorgesehen sein.

Der mit der Linse 20 erzeugte Parallelstrahl wird dann in einem Strahlteiler 25 in zwei Teilstrahlen 27, 29 aufgespalten, wobei der Teilstrahl 27 auf die zu untersuchende Probe 15, beispielsweise zu untersuchendes Gewebe gerichtet und zurückreflektiert wird. Der Teilstrahl 29 wird von einem Reflektor 31 zurückreflektiert.

Beide reflektierten Teilstrahlen werden im Strahlteiler 25 zu einem Lichtstrahl 33 kombiniert, der mittels einer weiteren Linse 35 einem optischen Detektor 37 so zugeführt wird, daß sich auf dem Detektor 37 eine Abbildung des zu untersuchenden Gewebes 15 ergibt, welcher der zweite Teilstrahl des Interferometers überlagert ist.

Der Detektor 37 gibt optisch erfaßte Bilddaten in elektronisch gewandelter Form an eine in Fig. 4 nicht dargestellte Auswerteeinheit weiter, innerhalb welcher diese Bilddaten der jeweiligen Gewebetiefe zugeordnet erfasst, aufgezeichnet und wiedergegeben werden können. Die Lichtquelle 8, der Strahlteiler 25, sowie der Reflektor 31 und die zurückreflektierende oder zurückstreuende Probe 15 bilden zusammen eine Michelson-Interferometer-Anordnung, so daß es zur Interferenz der beiden reflektierten Teilstrahlen 27, 29 im kombinierten Strahl 33 kommt.

Diese Abbildung des zu untersuchenden Gewebes 15 weist im Wesentlichen durch Interferenz der beiden Teilstrahlen 27, 29 des Interferometers nur an denjenigen Stellen des Gewebes 15 Kontrast auf, an welchen beide Teilstrahlen 27, 29 einen optischen Weglängenunterschied haben, der kleiner als die Kohärenzlänge oder longitudinale Kohärenz ist.

Durch Verschiebung des Gewebes 15 relativ zum Strahlteiler 25 und/oder durch Verschiebung des Spiegels 31 kann die Tiefe des abgebildeten Bereichs innerhalb des Gewebes 15 eingestellt werden.

Hierdurch können für verschiedene Gewebetiefen zweidimensionale Aufnahmen ähnlich einem histologischen Gewebeschnitt erstellt werden, welcher im Wesentlichen die Dicke der longitudinalen Kohärenzlänge hat.

In der Auswerteeinheit können diese zweidimensionalen Aufnahmen durch Zuordnung zu deren Tiefe zu dreidimensionalen tomographischen Aufnahmen zusammen gesetzt werden. Hierbei kann es vorteilhaft sein, nur den Spiegel 31 mit einer in Fig. 4 nicht dargestellten Linearverschiebung mit Positionsgeber zu verfahren und den Abstand des Endoskops relativ zum Gewebe 15 nicht zu verändern, welches beispielsweise durch Anlage des Endoskops am Gewebe 15 ermöglicht wird. Der Kurzkohärenztomograph 15 kann bei einer bevorzugten Ausführungsform beispielsweise vollständig im Kopf des Endoskops untergebracht sein. Beispielsweise kann die Laserdiode aber auch außerhalb des Kopfes des Endoskops angeordnet und das Licht für die im Kopf angeordnete Interferometer-Anordnung durch die photonische Faser 1 zugeführt werden.

Anwendungsbereiche für die OCT liegen primär in der Medizin, beispielsweise in der frühzeitigen Krebsdiagnose, insbesondere bei Magen-, Darm-, Gefäß- oder Hautuntersuchungen.

Hier werden Reflexionen an den Grenzflächen von Materialien mit unterschiedlichem Brechungsindex (Membran, Zellschichten, Organgrenzen) vorzugsweise schichtweise ausgemessen und durch rechenergestüzte Auswertung der schichtweise erhaltenen Daten so ein dreidimensionales Bild rekonstruiert. Durch die hohe Bandbreite der erfindungsgemäßen Lichtquelle (8) sind Auflösungen im Sub¬ Mikrometer-Bereich möglich, sodass sogar subzelluläre Strukturen dargestellt werden können.

Fig. 5 zeigt ein Endoskop mit einem konfokalen Mikroskop 38, bei welchem eine erfindungsgemäße Lichtquelle 8 verwendet wird.

Mittels einer der Lichtquelle 8 vorgeschalteten Blende 39 wird eine Punktlichtquelle erzeugt. Das Licht der Punktlichtquelle wird durch einen Strahlteiler 41 umgelenkt und mittels einer Objektivlinse 43 auf die Probe 15 fokussiert. Da das aus der photonischen Faser austretende Licht bereits im wesentlichen punktförmig ist, kann in Abwandlung des in Fig. 5 gezeigten Ausführungsbeispiels die Blende 39 auch entfallen.

Mittels einer von einem Rechner 45 gesteuerten Scan-Einheit 42 wird der Fokus des Lichtstrahls entlang der Probe 15 lateral gerastert.

Das zurückreflektierte Licht wird auf eine weitere Blende 40 fokussiert und das hindurchtretende Licht mit einem optischen Detektor 44 nachgewiesen. Aus den Orts- und Intensitätsdaten wird im Rechner 45 dann ein Bild errechnet.

Durch die konfokale Anordnung wird dabei ein laterales Schnittbild der zu untersuchenden Probe erhalten, wobei aus mehreren solchen Bildern eine dreidimensionale Rekonstruktion errechnet werden kann. Insbesondere kann mit dieser Anordnung auch eine Fluoreszenz-Messung durchgeführt werden.

In diesem Fall kann als Strahlteiler 41 auch ein dichroitischer Spiegel eingesetzt werden, der insbesondere wellenlängenselektiv wirksam ist.

Bei einem derartigen Fluoreszenzmikroskop kann die Lichtquelle (8) einen Wellenlängenbereich der von etwa 250 nrα bis 1200 nm aufweisen.

Das Mikroskop 38 kann beispielsweise bei hinreichend kleiner Ausführung vollständig im Endoskop-Kopf untergebracht werden.

Ebenso können aber auch nur Teile des Mikroskops im Kopf des Endoskops angeordnet werden. Beispielsweise kann dort die Objektivlinse 43 und die Scan-Einheit 42 angeordnet sein, während das Licht vom Stahlteiler 41 zur Scan-Einheit durch ein Endoskoprohr geführt wird. Der Vollständigkeit halber sei festgehalten, daß bei der vorstehenden detaillierten Beschreibung bevorzugter Ausführungsformen zum besseren Verständnis verschiedene Bestandteile der Ausführungsformen nicht maßstabgerecht dargestellt wurden.