DE60119930T2 - Verfahren und vorrichtung zur hochauflösenden kohärenten optischen abbildung - Google Patents

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Description

  • GEBIET DER ERFINDUNG
  • Diese Erfindung bezieht sich sowohl auf ein Verfahren als auch eine Vorrichtung für hochauflösende optische Bildgebung. Insbesondere geht es dieser Erfindung um die Schaffung hochauflösender Bildgebung, die zur Integration in ein Endoskop geeignet ist.
  • STAND DER TECHNIK
  • Moderne medizinische Bildgebungsverfahren finden wichtige Anwendungen in der Gesundheitspflege. Modalitäten wie Röntgen-Computertomographie (CT), Magnet-Resonanz-Bildgebung (MRI) und Ultraschall-Bildgebung sind die hauptsächlichen in den meisten modernen medizinischen Zentren verfügbaren tomographischen Verfahren. Endoskopie mit sichtbarem Licht ist eine weitere wichtige Bildgebungs-Modalität, welche häufig bei Vorgängen wie Bronchoskopie oder Kolonoskopie verwendet wird. Jedes dieser Verfahren setzt unterschiedliche physikalische Prinzipien ein und mißt unterschiedliche Eigenschaften des untersuchten biologischen Gewebes mit unterschiedlicher Auflösung. Ferner können sie gewöhnlich in vivo durchgeführt werden. Eine dritte Art der Bildgebung, optische Mikroskopie, wird noch weithin in der klinischen Medizin verwendet. Jedoch ist die optische Mikroskopie gegenwärtig auf die Untersuchung herausgeschnittener oder resektierter Proben eingeschränkt und wird nicht in vivo verwendet. Unter vielen Umständen ist der von der optischen Mikroskopie gewährte größere Kontrast und die Auflösung derart, daß eine physikalische Biopsie, gefolgt von einer optisch-mikroskopischen Histologie, als der Goldstandard für die Diagnose angesehen wird.
  • Kombinationen dieser Verfahren, wie die Verwendung einer niedrig auflösenden tomographischen Modalität zusammen mit hochauflösender Bildgebung, Biopsien oder Eingriffsvorgängen, werden ständig untersucht und bewertet. Die Bewertung dieser Verfahren beruht auf der technologischen Durchführbarkeit, dem klinischen Nutzen und den Kosten.
  • Die optische Kohärenz-Tomographie (OCT) ist ein relativ neues Bildgebungsverfahren, welches auf der Niedrigkohärenz-Eigenschaft elektromagnetischer Strahlung basiert, die eine hochauflösende Tiefen-Profilometrie in einem trüben, hochgradig gestreuten Medium wie biologischem Gewebe ermöglicht. Seine Verwendung bei der biomedizinischen Bildgebung wird gegenwärtig in mehreren Forschungs- und Industrielaboratorien erforscht. Der Hauptvorteil der OCT liegt in ihrer Fähigkeit, die Reflektionstiefe von einer Stelle unterhalb der Oberfläche in Geweben zu lokalisieren. Diese Lokalisierung ist im wesentlichen von den Kohärenzeigenschaften der verwendeten Lichtquelle bestimmt und kann 2 bis 20 μm niedrig sein bei ausgewählten Nah-Infrarot-Quellen (z.B. Laser oder vergrößerte spontane Emissionsvorrichtungen). Dies vermittelt ein Maß von der mit OCT erreichbaren Tiefenauflösung. Unabhängig von den Kohärenzeigenschaften ist die seitliche Auflösung durch den Strahlquerschnitt in der Bildtiefe und durch die seitlichen Abstände der erfaßten Daten bestimmt. Typische Werte für die seitlichen Abstände in der Literatur liegen im Bereich von 5 bis 30 μm. Der Preis für diese bemerkenswerte Querschnitts-Bildgebungs-Fähigkeit bei intaktem trübem Gewebe ist die eingeschränkte Bildtiefe, da aufgrund der mehrfachen Streuung und Absorption sowohl die Kohärenz als auch das Eindringen von Licht verringert sind, was zu OCT-Bildtiefen von ungefähr 2 bis 3 mm führt.
  • Die meisten gegenwärtigen Implementierungen der OCT basieren auf der Michelson-Interferometrie, bei der ein 50/50 Strahlteiler den einfallenden kohärenten Lichtstrahl in einen Referenzweg mit einem Spiegel (z.B. einen Referenzarm) richtet und ein Probeweg die abgefragte Probe (z.B. einen Abtastarm) enthält. Sowohl freiraumoptische als auch faseroptische Implementierungen dieses Schemas werden gegenwärtig verwendet. Reflektierte Strahlen von dem Spiegel in den Referenzarm und von dem Gewebe in den Abtastarm werden in demselben Teiler rekombiniert, und die Hälfte der resultierenden Lichtenergie trifft auf einen Detektor. Inkohärente Überlagerung der beiden Lichtströme tritt typischerweise auf, außer wenn die Längen der optischen Wege der beiden Strahlen innerhalb der Kohärenzlänge der Quelle angepaßt werden. Innerhalb dieser eingeschränkten Entfernung ergibt die kohärente Überlagerung der beiden Lichtströmungen ein Interferenzmuster mit einer Grenzgröße, welche proportional zu dem Reflexionsvermögen des Gewebes in dieser besonderen Tiefe ist. Die Tiefenprofilierung der Probe wird dann durch Scannen der Länge des Referenzarms oder korrekter durch Scannen der Länge des optischen Weges des Referenzarms unter Verwendung einer Zeitverzögerung bei dem Referenzarm (dies ist gleichwertig mit der Verlängerung des Referenzarms) erreicht. Verschiedene Erfassungsverfahren zur Messung und Quantifizierung dieser schwachen Amplitudenmodulationen inmitten der diffusen Reflektanz eines großen Hintergrundes wurden mit einem dynamischen Bereich von ungefähr 70 bis 110 dB entwickelt. Ferner ermöglichen die seitliche Verschiebung des Strahls und die axiale Bewegung des Referenzspiegels die Konstruktion eines zweidimensionalen Reflektivitätsbildes über ein gewünschtes Sichtfeld. Mittel zur Verbesserung der endgültigen Bildqualität, wie die Durchführung von Bildbearbeitung durch Dekonvolution, wurden auch erforscht.
  • Das Vorangehende ist eine kurze Beschreibung herkömmlicher Reflektivitäts-OCT-Bildgebung. Andere Variationen umfassen beispielsweise die Fluß-(Doppler-)Bildgebung und die Polarisations-Bildgebung (wenn auch auf Kosten zusätzlicher Komplexität der OCT-optischen und/oder Signalverarbeitungsverfahren). Bilder von diesen zusätzlichen Verfahren werden normalerweise zusammen mit Bildern von herkömmlicher OCT erhalten, so daß eine gewisse Bildüberlagerung oder -fusion möglich ist. Weitere technologische Entwicklungen und/oder klinische Implementierungen können hinreichende Informationsinhalte hinzufügen, um den klinischen Nutzen der OCT in der Medizin zu erhöhen.
  • Jedoch sind viele OCT-Gestaltungen und -Ansätze, die erfolgreich bei Tabletop-Forschungssystemen implementiert wurden, nicht unmittelbar geeignet für die in vivo-Bildgebung wie bei der gastroenterologischen oder bronchoskopischen Endoskopie. Statt dessen können sie geeigneter für dermatologische, ophthalmologische und dentale Anwendungen sein. Im Gegensatz dazu muß die in vivo-OCT-Bildgebung die Fragen der Geschwindigkeit, Auflösung, Kontrast, Eindringen und Instrumentgröße ansprechen. Bilder müssen hinreichend schnell erhalten werden, um die Wirkungen von Patientenbewegung auszuschalten und dabei trotzdem eine geeignete axiale und seitliche Auflösung zu erreichen und eine Instrumentengröße beizubehalten, welche hinreichend klein ist, um endoskopisch brauchbar zu sein.
  • Leistungsfähige Nah-Infrarot-Quellen, schnelle Mittel zur Veränderung der Länge des Referenzarms und nach Wunsch gestaltete distale optische Vorrichtungen wurden erfolgreich entwickelt, um die von der in vivo-Endoskopie gestellten schwierigen Herausforderungen zu meistern.
  • Die jüngste OCT-Technologie setzt eine Einmoden-Lichtleitfaser mit distaler Seitenansicht-Optik ein, welche in den Zusatzkanal eines herkömmlichen Weißlicht-Endoskops eingeführt wird. Um ein Bild aufzubauen, wird die Blickrichtung der OCT-Faser entweder linear über eine Entfernung von ungefähr 2 mm hin- und hergescannt, oder sie wird durch einen flexiblen Führungsdraht oder einen Verzahungs-Getriebemechanismus mit mehreren Umdrehungen pro Sekunde gedreht. Gleichzeitig mit dieser Verschiebung oder Drehung wird die Länge des Referenzarms außerhalb des Endoskops durch eine optische Phasenverzögerung schnell verändert, um Tiefenscans (d.h. A-Scans) zu erzeugen. Gegenwärtig funktionieren diese OCT-Systeme bei Bildfrequenzen bis zu herkömmlichen Videofrequenzen, aber typischer bei 4 bis 8 Bildern pro Sekunde, wobei ein Bild eine vollständige Umfangsansicht bis zu einer Tiefe von 2 bis 3 mm aufweist. Die resultierenden Auflösungswerte betragen ungefähr 5 bis 25 μm in der Tiefen-(axialen) Richtung und ungefähr 20 bis 40 μm in der seitlichen Richtung. Auch verringert sich im allgemeinen die seitliche Auflösung bei einer Erhöhung in der Entfernung von der Faserspitze der OCT-Vorrichtung aufgrund geometrischer Divergenz. Diese OCT-Systeme haben einen Dynamikbereich, welcher aufgrund erhöhter Rauschpegel und schnellerer Bildgebungsgeschwindigkeiten ein wenig niedriger ist als der entsprechender ex vivo-Systeme.
  • Auf der Basis der jüngsten OCT-Technologie ist es fraglich, ob kohärente in vivo-OCT-Systeme für eine erfolgreiche klinische Bildgebung angemessen sind. Die Bilder sind gewiß brauchbar, jedoch ist eine wesentliche Verbesserung erforderlich, wenn das schwer erreichbare Ziel der "optischen Biopsie" verwirklicht werden soll. Beispielsweise können die axiale und seitliche Auflösung verbessert werden. Während die Verbesserung bei der ersteren gewöhnlich die Verwendung besserer Niedrig-Kohärenz-Quellen (d.h. CW- und gepulste Quellen) beinhaltet, ist die Frage der suboptimalen seitlichen Auflösung mit veränderlicher Tiefe schwieriger zu behandeln. Bei ex vivo-Systemen mit ihren weniger strengen Beschränkungen der Geschwindigkeit und physischen Größe wird die seitliche Auflösung durch Fokussieren des Strahls auf einige Mikrometer mit einer Objektivlinse mit hoher NA (numerischer Apertur) verbessert. Im Gegensatz zum herkömmlichen OCT-Scannen kann die Bildgebung nun in der seitlichen (en face) Richtung mit einer vorgewählten Tiefe mit geringen Schwankungen im Längenunterschied des Weges ausgeführt werden, gefolgt von einer geringen Tiefenzunahme, falls erforderlich. Die Objektivlinse mit hoher NA ist häufig über eine Brechungsindex-Anpassungs-Flüssigkeit mit Gewebe verbunden. Der allgemeine Ansatz der Verwendung der OCT mit einer distalen optischen Linse mit hoher NA ist als optische Kohärenzmikroskopie (OCM) bekannt. Jedoch geht die verbesserte seitliche Auflösung an der Stelle der Strahl-Taille auf Kosten seitlicher Unschärfe bei anderen Tiefen, da der hoch fokussierte Strahl eine sehr flache Feldtiefe hat. Somit muß die Entfernung Linse-Oberfläche variiert werden, um auf verschiedene Tiefen zu fokussieren. Zusätzlich wird ein dynamisches Tracking-Schema benötigt, um die Stelle der Kohärenzschranke (innerhalb derer kohärente Interferenz zwischen den optischen Strahlen von dem Abtastarm und dem Referenzarm möglich ist) und die Strahl-Taille auf der gleichen Tiefe zu halten. Diese Verfahren zur Verbesserung der seitlichen Auflösung wurden wegen der Erfordernisse in Bezug auf Größe und Geschwindigkeit nicht während der in vivo-Endoskopie versuchsweise angewendet.
  • ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
  • Die vorliegende Erfindung ist nützlich in Verbindung mit einer endoskopischen Vorrichtung für optische Kohärenz-Tomographie (OCT) mit mikroskopischer Auflösung, welche im folgenden als Endomikroskop bezeichnet wird. Nach Prüfung möglicher klinischer Anwendungen des Endomikroskops wurden die folgenden Parameter und Merkmale identifiziert, da es schwierig ist, diese Parameter und Merkmale gleichzeitig mit gegenwärtigen in vivo-OCT-Systemen zu erreichen.
  • 1. Hohe Auflösung
  • Um eine Auflösung in Zellen- und Unter-Zellengröße zu erreichen, sollte ein Endomikroskop vorzugsweise Erscheinungen kleiner als 5 μm sowohl in der axialen als auch der seitlichen Richtung auflösen. Im Gegensatz zu den meisten vorhandenen in vivo-OCT-Systemen darf sich die seitliche Auflösung mit der Tiefe des abzubildenden Gewebes aufgrund geometrischer Divergenz nicht wesentlich verringern.
  • 2. Großes Sichtfeld
  • Ein geeignetes Sichtfeld des Endomikroskops mißt ungefähr 2 × 2 mm in den axialen und seitlichen Richtungen der optischen Achse. Dieses Sichtfeld gilt als angemessen für klinische Anwendungen. Um eine Auflösung von 5 μm sowohl in den axialen als auch den seitlichen Richtungen in dem gesamten Bild zu erreichen, müssen mehr als 800 A-Scans (d.h. Tiefen-Scans) für jedes Bild ausgeführt werden. Das resultierende Bild wird mehr als 640.000 Pixel enthalten. Dies ist mehrere Größenordnungen größer als bei in vivo-OCT-Systemen vorhanden.
  • 3. Kleine Größe der Endoskopspitze
  • Die meisten vorhandenen in vivo-OCT-Systeme sind im Hinblick auf die Beschränkungen des Instrumentenkanals bei vorhandenen Endoskopen gestaltet. Folglich ist der Außendurchmesser dieser Systeme auf ungefähr 2 bis 3 mm eingeschränkt, was die numerische Apertur des Bildgebungssystems beschränkt. Das macht es schwierig, eine hohe seitliche Auflösung unter in vivo-Bedingungen zu erhalten. Diese Beschränkungen können technisch unnötig sein und schränken bei der vollständigen Nutzung des Vorteils der OCT/OCM bei den in Rede stehenden klinischen Anwendungen ein. Dementsprechend kann ein größerer Außendurchmesser, wie beispielsweise 3 mm oder mehr, sowie eine Länge von weniger als 20 mm für die steife Spitze bei dem Endoskop verwendet werden.
  • 4. Hohe Bildgebungsgeschwindigkeit
  • Da das Endomikroskop zur Bildgebung eines großen Bereichs mit hoher Auflösung unter in vivo-Bedingungen verwendet werden wird, müssen Bewegungsfehler wegen Gewebebewegungen aufgrund physiologischer Bewegung berücksichtigt werden. Diese Bewegungsfehler sollten beseitigt werden, um eine gute Bildqualität sicherzustellen. Dementsprechend sollte das Endomikroskop vorzugsweise fähig sein, angesichts einer typischen physiologischen Bewegungsgeschwindigkeit von 5 mm/s ein Einzelbild innerhalb von 12,6 ms zu erfassen. Dies ergibt 63.000 A-Scans pro Sekunde. Diese Bildgebungsgeschwindigkeit ist mehr als eine Größenordnung höher als die gegenwärtiger in vivo-OCT-Systeme.
  • 5. Integration mit gegenwärtig verfügbaren endoskopischen Bildgebungsvorgängen
  • Um den klinischen Nutzen zu verbessern, sollte herkömmliche Weißlicht-Bildgebung vorzugsweise in das Endomikroskop integriert sein. Zusätzlich sollten Instrumentenkanäle vorzugsweise derart gestaltet sein, daß eine Exzisions-Biopsie unter Führung des Endomikroskops durchgeführt werden könnte. Auch können vorzugsweise Instrumentenkanäle für Wasser- und Luftzuführung bereitgestellt werden.
  • Die oben skizzierten erhöhen Anforderungen für ein Endomikroskop sind mit vorhandenen OCT/OCM-Gestaltungen nicht vereinbar. Wenn beispielsweise ein Außendurchmesser von 6 mm für das Endomikroskop zugelassen wird und eine distale optische Gestaltung auf der Basis einer einzigen rotierenden Faser verwendet wird, wie sie von Tearney, G.J., Brezinski, M.E., Bourma, B.E., Boppart, S.A., Pitris, C., Southern, J.F. und Fujimoto, J.G. ("In vivo Endscopic Optical Biopsy with Optical Coherence Tomography" [in-vivo endoskopische optische Biopsie mit optischer Kohärenz-Tomographie], Science, 276: 2037–2039, 27. Juni 1997) beschrieben ist, dann wird sich eine derartige seitliche Auflösung, obgleich die seitliche Auflösung von 5 μm in einer einzigen spezifischen Tiefe innerhalb des Gewebes in einem beliebigen Scan erreicht werden kann, aufgrund von Strahl-Divergenz in anderen Tiefen verringern. Außerdem werden, da ein System mit hoher NA erforderlich sein wird, um die notwendige kleine Strahl-Taillen-Größe zu erzeugen, die Kohärenzschranke und der Brennpunkt in der Tiefe nicht über eine wesentliche (z.B. 2 mm) Entfernung zusammen bleiben, wenn nicht irgendein dynamischer Ausgleich implemen tiert wird, wie beschrieben von Schmitt, J.M., Lee, S.L. und Yung, K.M., ("An Optical Coherence Microscope with Enhanced Resolving Power in Thick Tissue" [ein optisches Kohärenz-Mikroskop mit verbesserter Auflösung in dickem Gewebe], Optics Communications, 142: 203–207, 1997). Daher müssen, um einige der vorerwähnten Erfordernisse des Endomikroskops zu erfüllen, dynamisches Fokussieren (Verändern der Entfernung Sonde/Gewebe) und dynamischer Ausgleich (Veränderung des Längenunterschiedes des Weges) verwendet werden. Jedoch verkomplizieren diese Fokussier- und Ausgleichsverfahren die praktische Ausführung der Vorrichtung und können die Erfüllung des Erfordernisses der hohen Bildgebungsgeschwindigkeit erschweren. Wenn zunächst versucht wird, die Bildgebungsgeschwindigkeit zu erreichen, wie beschrieben von Rollins, A.M., Kulkarni, M.D., Yazdanfar, S., Ung-arunyawee, R. und Izatt, J.A. ("In vivo Video Rate Optical Coherence Tomography" [in-vivo Video-Frequenz-optische Kohärenz-Tomographie], Optics Express, Vol. 3 No. 6: 219–229, 14. September 1998), dann verringert sich die Bildauflösung, insbesondere die seitliche Auflösung, derart, daß der klinische Nutzen der Vorrichtung gefährdet ist.
  • Die vorliegende Erfindung kann bei einem Endomikroskop mit mehrfachen Fasern (d.h. Kanälen) verwendet werden, welche OCT einsetzen, um zuzulassen, daß verschiedene Teile des Bildes parallel statt in Serie gescannt werden, wie dies gegenwärtig bei vorhandenen in vivo- oder ex vivo-OCT/OCM-Systemen implementiert wird. Die Verwendung mehrfacher paralleler, auf verschiedene Tiefen in dem Gewebe fokussierter Kanäle, wobei jeder Kanal hochauflösende OCT-Daten nur über einen sehr kleinen axialen Bereich sammelt, läßt zu, daß eine Reihe dichter Brennpunkte in dem gesamten Sichtfeld ohne dynamisches Fokussieren oder dynamischen Ausgleich erreicht wird. Dies vereinfacht in hohem Maße die Gestaltung der Vorrichtung, die nun zumeist feststehende optische Komponenten verwenden kann, und kann den Hochgeschwindigkeits-Betrieb erleichtern. Zusätzlich ermöglichen es die an sich miniaturartigen Abmessungen des Faseroptik basierten OCT-Verfahrens, daß das Multikanal-Konzept bei einer flexiblen endoskopischen Vorrichtung implementiert wird, während der proximale Teil des Endoskops, welcher sich außerhalb des Patienten befindet, Raum für Quellen, Detektoren und andere Ausstattungen gewährt.
  • Zahirudeen ( EP 0 470 942 ) lehrt ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Erfassen von Fokussierfehlern unter Verwendung chromatischer Aberration. Insbesondere lehrt die Entgegenhaltung die Verwendung einer Objektivlinse mit chromatischer Aberration, um Strahlen auf einer Oberfläche einer optischen Scheibe zu fokussieren. Wenn die Oberfläche der Schreibe in der Mitte zwischen den Brennpunkten der beiden Strahlen positioniert ist, haben die Strahlen gleiche Intensität. Die Lichtintensität der beiden Lichtpunkte wird erfaßt, so daß Fokussierfehler auf der Basis des Unterschieds zwischen den erfaßten Intensitäten bestimmt werden können.
  • Gemäß einem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung wird eine Vorrichtung zur optischen Untersuchung einer Probe geschaffen, wobei die Vorrichtung Folgendes umfaßt:
    ein optisches Quellenmittel zum Bereitstellen einer Mehrzahl von getrennten optischen Strahlenquellen;
    einen ersten optischen Weg, der sich von dem optischen Quellenmittel aus erstreckt;
    ein Fokussiermittel in dem ersten optischen Weg zur Fokussierung der optischen Strahlung von den optischen Strahlenquellen auf eine Mehrzahl von entsprechenden Brennpunkten, die sich auf einer Oberfläche innerhalb des ersten optischen Weges befinden, um eine im wesentlichen kontinuierliche Abdeckung eines ausgewählten Bereiches des ersten optischen Weges zu schaffen, wodurch während der Benutzung eine Probe wenigstens teilweise innerhalb des ausgewählten Bereiches angeordnet sein kann, wodurch ein gleichzeitiges Scannen einer Mehrzahl von Punkten innerhalb der Probe erlaubt wird, dadurch gekennzeichnet, daß:
    das optische Quellenmittel ein optisches Kopplungsmittel umfaßt, das entweder eine Mehrzahl von Lichtleitfasern oder eine Mehrzahl von optischen Wellenleiter-Wafern aufweist, wobei Enden der Mehrzahl von Lichtleitfasern oder der Mehrzahl von optischen Wellenleitern-Wafern relativ zueinander entlang des ersten optischen Weges abgestuft sind und wobei optische Strahlung von jeder Lichtleitfaser oder jedem optischen Wellenleiter-Wafer auf einen anderen Brennpunkt auf der Oberfläche des ersten optischen Weges fokussiert wird.
  • Gemäß einem zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur optischen Untersuchung einer Probe geschaffen, wobei das Verfahren Folgendes umfaßt:
    • (a) Bereitstellen von Strahlung aus einer Mehrzahl von separaten optischen Strahlenquellen entlang eines ersten optischen Weges;
    • (b) Bereitstellen eines Fokussiermittels in dem ersten optischen Weg;
    • (c) Fokussieren der optischen Strahlung von den optischen Quellen auf eine Mehrzahl von entsprechenden Brennpunkten entlang einer Oberfläche innerhalb des ersten optischen Weges, um eine im Wesentlichen kontinuierliche Abdeckung eines ausgewählten Bereiches des ersten optischen Weges zu liefern; und
    • (d) Bereitstellen einer Probe, die wenigstens teilweise innerhalb des ersten optischen Weges liegt, und
    • (e) gleichzeitiges Scannen einer Mehrzahl von Punkten innerhalb der Probe,
    dadurch gekennzeichnet, daß das Verfahren ferner Folgendes umfaßt:
    Bereitstellen eines optischen Kopplungsmittels für die Mehrzahl von separaten optischen Strahlenquellen, wobei das optische Kopplungsmittel entweder eine Mehrzahl von Lichtleitfasern oder eine Mehrzahl von optischen Wellenleiter-Wafern aufweist, wobei das Verfahren ferner das Abstufen der Enden der Mehrzahl von Lichtleitfasern oder der Mehrzahl der optischen Wellenleiter-Wafer in Bezug auf einander in einer gemeinsamen Ebene entlang des ersten optischen Weges umfaßt, um optische Strahlung von jeder Lichtleitfaser oder von jedem optischen Wellenleiter-Wafer durch eine gemeinsame Linse auf einen unterschiedlichen Brennpunkt auf der Oberfläche des ersten optischen Weges zu fokussieren.
  • Es soll deutlich sein, daß eine Probe zur Verwendung mit der vorliegenden Erfindung ein beliebiges biologisches Gewebe oder anderes geeignetes Material umfassen kann.
  • Weitere Ziele und Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der folgenden Beschreibung in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen.
  • KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
  • Zum besseren Verständnis der vorliegenden Erfindung und um zu zeigen, wie sie ausgeführt werden kann, wird nun als Beispiel Bezug genommen auf die beigefügten Zeichnungen, welche eine bevorzugte Ausführungsform zeigen und bei welchen:
  • 1a eine Draufsicht der Spitze einer Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung ist, welche optische Wege zeigt und die Brechungseffekte einer Grenzfläche Luft-Gewebe ausläßt;
  • 1b eine Seitenansicht der Spitze einer Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung ist, welche optische Wege zeigt und die Brechungseffekte einer Grenzfläche Luft-Gewebe ausläßt;
  • 1c eine Endansicht der Spitze einer Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung ist, welche optische Wege zeigt und die Brechungseffekte einer Grenzfläche Luft-Gewebe ausläßt;
  • 1d eine alternative Ausführungsform der Spitze der Vorrichtung gemäß 1a ist, welche optische Wege zeigt und die Brechungseffekte einer Grenzfläche Luft-Gewebe ausläßt;
  • 2a die Faserbündelspitze aus 1 zeigt;
  • 2b eine Draufsicht eines vergrößerten Teilstücks der Faserbündelspitze ist;
  • 2c eine Endansicht eines vergrößerten Teilstücks der Faserbündelspitze ist;
  • 3a die Brennpunkte dreier der Bildgebungsfasern der Faserbündelspitze aus 1 darstellt;
  • 3b eine vergrößerte Ansicht der Brennpunkte aus 3a ist, welche Einzelheiten der Brennpunkte in verschiedenen Tiefen zeigt;
  • 4a eine schematische Darstellung ist, welche verschiedene Richtungen zum Ausrichten der optischen Strahlen von der Faserbündelspitze aus 1 zeigt;
  • die 4b und 4c eine Drauf- bzw. Endansicht optischer Strahlen in den Richtungen A und C aus 4a sind;
  • die 4d und 4e eine Drauf- bzw. Endansicht optischer Strahlen sind, welche in die Richtungen B und D aus 4a ausgerichtet sind;
  • 4f eine Perspektivansicht der optischen Strahlen in den Richtungen B und D zeigt;
  • 5a ein Strahlpunkt-Diagramm der Spitze eines 5-Kanal-Faserbündels ist, welches die Verteilung der elektrischen Feldstärke in der Nähe mehrfacher Brennzonen zeigt;
  • 5b ein Strahlpunkt-Diagramm 5 zentraler Kanäle der Spitze eines 15-Kanal-Faserbündels ist, welches die Verteilung der elektrischen Feldstärke in der Nähe mehrfacher Brennzonen zeigt;
  • 5c ein Graph des Strahlpunktdurchmessers im Verhältnis zur Brennzonenentfernung der Faserbündelspitze aus 5a ist;
  • 5d ein Graph des Strahlpunktdurchmessers im Verhältnis zur Brennzonenentfernung der Faserbündelspitze aus 5b ist;
  • 6 eine schematische Anordnung einer die vorliegende Erfindung einsetzenden Vorrichtung ist;
  • 7a eine Draufsicht eines optischen Verzögerungsgenerators ist, welcher bei der die vorliegende Erfindung einsetzenden Vorrichtung verwendet wird;
  • 7b eine Vorderansicht eines Scanner-Spiegels ist, welcher bei dem optischen Verzögerungsgenerator aus 7a verwendet wird.
  • 8a eine Endansicht des Spiegels und der Brennpunkte von drei der Bildgebungsfasern der Faserbündelspitze aus 1a ist;
  • 8b einen kombinierten A-Scan und einen zweidimensionalen Helligkeitsmodus-(B-Mode)Scan-Weg für Licht zeigt, das von einer einzelnen Bildgebungsfaser gemäß einer Ausführungsform ausgestrahlt wird;
  • 9 ein Diagramm ist, das eine Fehlabstimmung zwischen der Kohärenzschranke und dem Brennpunkt aufgrund der Grenzfläche Luft-Gewebe für Licht darstellt, das von einer einzelnen Bildgebungsfaser ausgestrahlt wird;
  • 10 ein Diagramm ist, das ein flexibles Auslösen der ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung einsetzenden Vorrichtung zur Einstellung auf die in 9 gezeigte Fehlabstimmung darstellt;
  • 11a ein schematisches Diagramm einer optischen Kohärenz-Tomographie-Vorrichtung mit einem einzigen Kanal des Standes der Technik ist;
  • 11b ein schematisches Diagramm einer optischen Kohärenz-Tomographie-Vorrichtung mit zwei Kanälen ist;
  • 11c ein schematisches Diagramm eines optischen Netzwerks ist, das verwendet werden könnte, um eine optische Kohärenz-Tomographie-Vorrichtung mit N Kanälen zu konstruieren;
  • 12a ein schematisches Diagramm einer optischen Kohärenz-Tomographie-Vorrichtung mit einem einzigen Kanal und mit einem optischen Zirkulator ist;
  • 12b ein schematisches Diagramm einer optischen Kohärenz-Tomographie-Vorrichtung mit zwei Kanälen ist, die optische Zirkulatoren einsetzt;
  • 12c ein schematisches Diagramm eines optischen Netzwerks ist, das verwendet werden könnte, um eine optische Kohärenz-Tomographie-Vorrichtung mit N Kanälen zu konstruieren, die einen optischen Zirkulator einsetzt;
  • 13a eine schematische Darstellung eines Versuchsaufbaus ist, der verwendet wird, um Nebensprechen zwischen optischen Kanälen zu erforschen, welche Komponenten gemeinsam haben;
  • 13b ein Versuchsergebnis von Experimenten mit dem Aufbau aus 13a ist;
  • 13c ein weiteres Versuchsergebnis von Experimenten mit dem Aufbau aus 13a ist;
  • 14 eine Endansicht eines GI-endoskopischen kohärenten optischen Mikroskops ist, welches ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung verwendet;
  • 15 eine geschnittene Seitenansicht des GI-endoskopischen kohärenten optischen Mikroskops aus 14 ist, welche einen Biopsiekanal zeigt;
  • 16 ein simuliertes Bild eines menschlichen Colonepithels ist, das man mit der die vorliegende Erfindung einsetzenden Vorrichtung zu erhalten erwartet;
  • 17a zwei Tafeln aufweist, von denen jede ein Mikroskopiebild von Schweißkanälen in der menschlichen Haut zeigt; und
  • 17b drei Tafeln aufweist, von denen jede ein in vivo-OCT-Bild von Schweißkanälen in der menschlichen Haut zeigt.
  • DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
  • In der folgenden Beschreibung werden mehrere spezifische Abmessungen und andere Parameter erwähnt, wie die von der Bildgebungsquelle verwendete Wellenlänge und die physischen Abmessungen der bei der Vorrichtung verwendeten optischen Komponenten. Es soll klar sein, daß dies nur für beispielhafte Zwecke geschieht und die Erfindung nicht einschränkt. Spezifische Parameter, Abmessungen und dergleichen können je nach beabsichtigter Anwendung der Erfindung gewählt werden.
  • 1 zeigt eine Vorrichtung, welche ein endoskopisches kohärentes optisches Mikroskop mit mehrfachen Einmodenfasern 10, einer Faserbündelspitze 12, einer Fokussierlinse 14 und einem Spiegel 16 umfaßt. Die mehrfachen Einmodenfasern 10 und die Fokussierlinse 14 sind stationär, während der Spiegel 16 drehbar ist. Dementsprechend ist der Spiegel 16 auf bekannte Weise zum Drehen angebracht. Einzelheiten des Drehmechanismus für den Spiegel 16 werden nicht weiter beschrieben und können herkömmlicher Art sein. Mehrfache Einmodenfasern 10 (von denen ungefähr 50 Fasern vorhanden sein können) bilden eine Anordnung an der Faserbündelspitze 12. Diese Anordnung ist gespalten und in einem "Treppen"-Muster angeordnet, wie in 2 gezeigt. Ausgestrahltes Licht von der Faserbündelspitze 12 wird von der Fokussierlinse 14 fokussiert und von dem Spiegel 16 reflektiert. Die Fokussierlinse 14 kann einen Durchmesser von 5 mm (d.h. φ = 5 mm) und eine Brennweite von 5 mm (d.h. f = 5 mm) haben. Der Spiegel 16 kann einen Durchmesser von 5 mm haben sowie eine Vorderseite, die im Winkel von 45 ° abgespalten ist. Ein vergrößertes Bild der Brennpunkte der Faserbündelspitze 12 ist in 3 gezeigt.
  • 1a zeigt drei Strahlen 21, 22 und 23 von drei beispielhaften, willkürlich aus den mehrfachen Einmodenfasern 10 ausgewählten Fasern. Aufgrund der versetzten oder treppenartigen Beschaffenheit der mehrfachen Einmodenfasern 10 (siehe 2) geht jeder der Strahlen 21, 22 und 23 von einem anderen Punkt aus und wird folglich von der Fokussierlinse 14 an einem anderen Punkt 21a, 22a und 23a auf einer Oberfläche 18 fokussiert, wenn der Spiegel 16 nicht verwendet wird. Man wird erkennen, daß eine ähnliche Wirkung bei allen mehrfachen Einmodenfasern 10 der Faserbündelspitze 12 erreicht wird, um auf verschiedene Punkte auf der Oberfläche 18 fokussierte Strahlen zu erzeugen. Wenn, wie bei 24 gezeigt (und wie in 3 gezeigt), die mehrfachen Einmodenfasern 10 50 Lichtleitfasern umfassen, wobei jede innerhalb eines kurzen Bereichs von ungefähr 40 Mikrometer fokussiert ist und ihre Enden versetzt sind, um die Brennpunkte im Abstand von 40 Mikrometer (gemessen entlang der Achse 20 der Fokussierlinse 14) anzuordnen, wird ein Gesamtbereich oder -tiefe von 2 mm abgedeckt. Die Achse 20 für die Fokussierlinse 14 ist Teil eines ersten optischen Weges.
  • In Anwesenheit des Spiegels 16 werden die optischen Strahlen 21, 22 und 23 fokussiert, wie in den 1b und 1c gezeigt. Somit sind drei Brennpunkte 21b, 22b und 23b in einer vertikalen oder Tiefenrichtung entlang der Achse 26 beabstandet, welche eine Verlängerung des ersten optischen Weges bildet. Wie die Ansicht aus 1c zeigt, sind die drei Brennpunkte 21b, 22b und 23b auch in Umfangsrichtung beabstandet (d.h. sie sind seitlich beabstandet) in Bezug auf die Bewegung des Spiegels 16. Die drei Brennpunkte 21b, 22b und 23b fallen auf eine Oberfläche 27, um die Bildgebung eines ausgewählten Abschnitts des ersten optischen Weges zu erleichtern. Die Oberfläche 27 kann eine komplexe Oberfläche oder eine planare Oberfläche sein. Wenn die mehrfachen Einmodenfasern 10 50 einzelne Fasern umfassen, dann würden die Brennpunkte sämtlicher einzelner Fasern aus der Faserbündelspitze 12 entsprechend beabstandet. Alternativ müssen die reflektierten Brennpunkte 21b, 22b und 23b nicht unbedingt rechtwinklig zu der Achse 20 sein, sondern können in einem großen Winkel zu der Achse 20 sein.
  • Eine Drehung des Spiegels 16 führt zu Bewegung der Oberfläche 27. Dies ermöglicht den Erhalt eines zweidimensionalen B-Scan-Bildes 30, wie in 1c gezeigt, welches einen Scan-Bereich 28 mit einer quadratischen Form mit bevorzugten Abmessungen von 2 mm × 2 mm abdeckt. Das B-Scan-Bild 30 zeigt eine beispielhafte Ansicht, welche für den Scan-Bereich 28 erhalten werden kann.
  • Eine Änderung der Gestaltung der mehrfachen Einmodenfasern 10, zum Beispiel durch Ändern des Durchmessers des Kerns und Umhüllung der mehrfachen Einmodenfasern 10, führt zu Variationen an der Oberfläche 27. Ferner können auch optische Wellenleiter-Wafer an Stelle der mehrfachen Einmodenfasern 10 verwendet werden.
  • Bei einer alternativen Ausführungsform kann der Spiegel 16 durch einen Spiegel 16' ersetzt werden, der sich linear in Kombination mit der Fokussierlinse 14 und der Faserbündelspitze 12 bewegt, wie in 1d gezeigt. Die lineare Verschiebung kann vorzugsweise eine reziproke Bewegung beinhalten. Was die Mechanik betrifft, setzt die Faserbündelspitze 12, in 1a dargestellt, eine radiale Scanbewegung ein. Die radiale Scanbewegung ist gut geeignet zum Scannen von Organen mit größeren Durchmessern, wie der Speiseröhre oder dem Dickdarm. Aufgrund des zum radialen Scannen benötigten komplexen Antriebsmechanismus wird der Durchmesser der Faserbündelspitze 12 jedoch keine Endomikroskopie in Organen mit kleinen Innendurchmessern wie Blutgefäßen zulassen. Daher kann die in 1d gezeigte alternative Ausführungsform verwendet werden, welche eine ähnliche Faserbündelspitze 12' umfaßt, die zur Durchführung linearen geradlinigen Scanners an Stelle von radialem Scannen ausgelegt ist.
  • Wie in 1d gezeigt, liegen die Hauptunterschiede zwischen den beiden Scan-Verfahren darin, daß sich der Spiegel 16' nicht dreht und die gesamte Faserbündelspitze 12' entlang ihrer horizontalen Achse vorzugsweise in einer reziproken Bewegung beispielsweise über einen Bereich von 4 mm verschoben werden muß. Mechanisch ist die lineare geradlinige Scanbewegung weniger kompliziert als die radiale Scanbewegung. Außerdem ist lineares geradliniges Scannen besser geeignet für Endomikroskopie in Organen mit einem kleineren Innendurchmesser wie Blutgefäße. Jedoch für einige größere Organe, wie den Dickdarm, ist lineares geradliniges Scannen aufgrund von Schwierigkeiten beim Positionieren nicht so gut geeignet.
  • Bei einer weiteren alternativen Ausführungsform können beide Scanbewegungen kombiniert werden, um eine Endomikroskopie-Vorrichtung mit schraubenförmigem Scannen zu ergeben. Die schraubenförmige Scanbewegung würde die Drehbewegung des Spiegels 16 in Kombination mit der linearen Verschiebung des Spiegels 16, der Fokussierlinse 14 und der Faserbündelspitze 16[12] umfassen. Eine derartige Endomikroskopie-Vorrichtung kann geeigneter für die Bildgebung bestimmter Arten von Organen wie des menschlichen Dickdarms sein. Die Endomikroskopie-Vorrichtung mit schraubenförmigem Scannen kann durch lineare Verschiebung der in 1a gezeigten Vorrichtung implementiert werden.
  • Bei noch einer weiteren alternativen Ausführungsform kann die Faserbündelspitze 12 dahingehend verändert werden, daß sie einen Antriebsmechanismus in Form eines mikrobearbeiteten elektro-mechanischen Systems [Micromachined Electro-Mechanical System] (MEMS) einsetzt. Da die vorerwähnten Ausführungsformen irgendeine Form von Bewegung für den Spiegel 16 erfordern, erfordern sämtliche Ausführungsformen mechanische Antriebsmechanismen. Dementsprechend befindet sich ein Motor außerhalb des Endoskops, und ein mechanischer Triebwerk-Mechanismus oder -Leitung ist entlang der gesamten Länge des Endoskops angeordnet. Jedoch ist die optische Gestaltung mit Mehrkanalfasern nicht auf derartige mechanische Antriebsmittel beschränkt. Tatsächlich können aufgrund der mit dem Mehrkanalsystem ausführbaren extrem kleinen räumlichen Auflösungen ungünstige Wirkungen, wie durch Vibration hervorgerufene Polarisationsabhängigkeit, von dem mechanischen Antriebsmittel das volle Potential der vorliegenden Erfindung einschränken, wenn ein mechanisches Antriebsmittel verwendet wird. Daher kann ein MEMS-elektrischer Antriebsmechanismus eingesetzt werden, wenn elektrisch angetriebene, mikromechanische optische Vorrichtungen verwendet werden, um das Scannen zu erleichtern. Diese Implementierung kann potentiell die ungünstigen Wirkungen umgehen, die von einem mechanischen Antriebsmechanismus verursacht werden können, da die MEMS-Implementierung die Vibrationen entlang der Achse der Vorrichtung reduziert, außer in der Nähe des Objekts, welches verschoben wird, wie der Spiegel 16. Die MEMS-Implementierung kann auch Vorteile in Bezug auf Miniaturisierung und Leistung bieten.
  • Bei einer weiteren alternativen Ausführungsform kann die Faserbündelspitze den Spiegel 16 nicht erfordern. Die Kombination der Faserbündelspitze 12 und der Fokussierlinse 14 kann drehbar befestigt sein. Dementsprechend kann die Kombination der Faserbündelspitze 12 und der Fokussierlinse 14 durch eine Drehbewegung eingestellt werden, um eine Mehrzahl Brennpunkte entlang Abschnitten einer Mehrzahl Oberflächen zu richten, die in die Probe hinein verlaufen, um das B-Scan-Bild 30 des Scan-Bereichs 28 zu konstruieren.
  • Bei noch einer weiteren Ausführungsform kann der Spiegel 16 eine Oberfläche eines Prismas sein. Der Rest der Vorrichtung würde sich ergeben, wie zuvor beschrieben und in den 1a bis 1d gezeigt.
  • Es sollte ferner verstanden werden, daß der optische Weg gerade, gebogen oder gekrümmt sein kann. Ferner kann der optische Weg ein dreidimensionaler Weg mit einer Länge, Breite und Höhe sein. Je nach Scanbewegung (d.h. radial, linear oder schraubenförmig) kann die Ausrichtung der Oberfläche, auf der die Brennpunkte liegen, auch variieren. Ferner kann der optische Weg optische Strahlung von einer optischen Strahlenquelle oder einer Mehrzahl optischer Strahlenquellen (d.h. einer Mehrzahl von Lichtquellen oder einer Mehrzahl von Fasern, von denen jede optische Strahlung leitet) umfassen.
  • Bezugnehmend nun auf die 2b und 2c, ist eine vergrößerte Ansicht der Faserbündelspitze 12 gezeigt, welche die mehrfachen Einmodenfasern 10 umfaßt. Jede der mehrfachen Einmodenfasern 10 umfaßt eine Umhüllung 10a um einen Kern 10b mit Durchmessern von beispielsweise 40 μm bzw. 5 μm. Die Enden der mehrfachen Einmodenfasern 10 können um 40 μm abgestuft werden, so daß die Brennpunkte der optischen Strahlung durch jede dieser Fasern hindurch beabstandet sind. Jedoch kann auch ein anderer Stufenabstand als 40 μm verwendet werden.
  • Bezugnehmend nun auf 3, werden A-Scans für jede der mehrfachen Einmodenfasern 10 in der Faserbündelspitze 12 über ungefähr die gesamten 2 mm Bildgebungstiefe erfaßt, jedoch nur über einen kurzen axialen Bereich von ungefähr 40 μm nahe dem Brennpunkt jeder Faser bewahrt, wo der Strahldurchmesser nahezu gleich einem Minimum (gezeigt bei 34) ist und nicht wesentlich mit der axialen Position variiert. Dieser Bereich von 40 μm in dieser beispielhaften Gestaltung wird bei 31 gezeigt. Die A-Scans werden gleichzeitig von jeder der mehrfachen Einmodenfasern 10 innerhalb der Faserbündelspitze 12 ausgeführt. Tatsächlich decken die mehrfachen A-Scans die gesamte Tiefe von 2 mm in dem Probengewebe in unterschiedlichen radialen Richtungen ab, aber bei jeder der mehrfachen Einmodenfasern 10 werden nur Teilstücke des jeweiligen A-Scans in einer entsprechenden 40 μm-Fokustiefe 31 zum Aufbau des Bildes verwendet. Wie in der Brennzone 31 gezeigt, zeigt jeder der Strahlen 21b, 22b und 23b auf bekannte Weise eine deutliche "Sanduhren"-Form für die Brennpunkte 38, 37 und 36. Bei jedem der Strahlen 21b, 22b und 23b ist die Weitfeld-Strahlverteilung durch die Linien 32 und die Nahfeld-Strahlverteilung durch die Linien 34 gezeigt.
  • Das Ziel der Drehung des Spiegels 16 ist die Erzeugung radialer (d.h. seitlicher) Scans in einer Richtung, welche zu der A-Scan-Richtung rechtwinklig ist, um ein B-Scan-Bild zu erzeugen, d.h. den Scanbereich 28 aus 1. Das resultierende radiale Scan-Muster der Brennpunkte der einzelnen Fasern der mehrfachen Einmodenfasern 10 ist in 4 dargestellt. Es sollte bemerkt werden, daß eine kontinuierliche Scan-Oberfläche nur vorhanden ist, wenn die gespaltene Fläche des Spiegels 16 im wesentlichen in Richtung der Stellen "A" und "C" gewandt ist, wo B-Scan-Bilder erfaßt werden sollten. An anderen Stellen in dem radialen Scan-Muster ist ein "toter Raum" zwischen den einzelnen A-Scans zu groß, um ein hinreichendes Abtasten des Gewebes zuzulassen. Daher umfaßt die vorliegende Erfindung eine Sektor-Scan-Bildgebungs-Vorrichtung, um einen Sektor im wesentlichen an den "A"- oder "C"-Stellen zu scannen, mit einem Sektorwinkel von etwa 20°, innerhalb dessen ein 2 mm × 2 mm großes Bild erhalten wird. In diesem Beispiel, mit der angegebenen Geometrie, wird ein großer Sektorwinkel "tote Räume" erzeugen, welche zu groß sind, um ein geeignetes Querschnittsbild zu bilden.
  • Die 4b und 4c zeigen die Strahlen-Brennpunkte 36, 37 und 38 in einer Draufsicht bzw. in einer Endansicht. Wie gezeigt und entsprechend früheren Figuren, sind die einzelnen Brennpunkte 36, 37 und 38 in der zu der Achse 20 rechtwinkligen radialen Ebene beabstandet. Wie 4c in einer Endansicht entlang der Achse 26 zeigt, sind die Brennpunkte 36, 37 und 38 hinsichtlich der Tiefe beabstandet, überlappen einander jedoch, um eine kontinuierliche Scan-Oberfläche oder Scan-Bereich 28 zu erzeugen.
  • Wenn die gespaltene Fläche des Spiegels 16 im wesentlichen in die Richtung der bei "B" und "D" in 4a gezeigten Stellen gewandt ist, welche rechtwinklig zu der Scan-Oberfläche oder dem Scan-Bereich 28 ist, dann werden die Muster erhalten, die in 4d (eine Draufsicht des Musters) und 4e (eine Seitenansicht des Musters) gezeigt sind. Hier sind die Brennpunkte bei 40, 41 und 42 gezeigt. Wie in 4d gezeigt, befinden sich die Brennpunkte 40, 41 und 42 jeweils in einer eigenen Ebene 40', 41' und 42', wobei diese Ebenen entsprechend dem Abstand der Fasern in der Faserbündelspitze 12 voneinander beabstandet sind. Die Ebenen 40', 41' und 42' sind rechtwinklig zu der Achse 20. In den 4b bis 4e zeigen Pfeile 44 die Richtung des radialen Scans.
  • Bei dem in 1d gezeigten linear verschobenen System gibt es keine "toten Räume", und so kann die lineare Verschiebung geeignete, ungefähr 2 mm × 2 mm große Bilder erzeugen.
  • Bei der beispielhaften Gestaltung des endomikroskopischen Systems wurde die maximale Geschwindigkeit der Gewebebewegung aufgrund der physiologischen Bewegung bei 5 mm/s bei der in vivo-Bildgebung gewählt. Eine nah-beugungsbegrenzte Fokussierlinse (d.h. eine Linse, welche einer idealen Linse nahe kommt, indem sie sehr kleine Brennpunkte liefert) wurde als Fokussierlinse 14 gewählt. Die nah-beugungsbegrenzte Fokussierlinse wurde von Melles Griot Inc. gestellt. Außerdem hatte jede Einmodenfaser der Mehrzahl von Einmodenfasern 10 einen Kerndurchmesser von 5 Mikrometer (d.h. ⌀c ≈ 5 μm) und funktionierte bei einer Wellenlänge von 0,86 μm. Ferner beinhaltet die Gestaltung einen ungefähren Kernindex von nc = 1,447 und eine Differenz im Brechungsindex zwischen dem Kern und der Umhüllung von Δn = 0,005. Bei Verwendung dieser Werte ist die NA der Faser dann gegeben durch: NA ≈ nc(2Δn)1/2 = 0,145 (1)und der Akzeptanzwinkel, θa, der Faser ist gegeben durch: θa = sin-1(NA) = 8,32° = 0,145 rad (2)
  • Die Gestaltung beinhaltet ferner das Konzept einer idealen Linse, welche zum Fokussieren optischer Strahlung von der Mehrzahl von Einmodenfasern 10 bei einer Vergrößerung von 1 zu 1 verwendet wird, und daß der Weitfeld-Strahl-Divergenzwinkel ähnlich θa1 ist. Dann ist für Lichtstrahl-Strahlung mit einer Wellenlänge λ0 in der Mitte der Strahldurchmesser am Brennpunkt gegeben durch:
    Figure 00200001
  • Der Bildpunkt-Durchmesser ∅f ist ungefähr gleich dem Kerndurchmesser (∅c = 5 μm), was eine wirksame optische Kopplung ergibt. Die Fokustiefe ist
    Figure 00210001
    und der Strahldurchmesser an den Enden der Brennzonen für die Brennpunkte 36, 37 und 38 ist gegeben durch: f' = 2√2 w0 = 5,59 mm (4)
  • Da die ∅f- und ∅f'-Parameter in bezug auf Amplituden innerhalb 40 μm vom Brennpunkt in der axialen Richtung definiert sind, kann der Strahldurchmesser auf der Basis der Lichtintensität (d.h. das Quadrat der Lichtamplitude) tatsächlich kleiner als 5 μm sein.
  • Die obige Berechnung basiert auf idealer Optik, welche auf der optischen Hauptachse funktioniert. Bei Verwendung eines gebrauchsfertigen Linsensystems mit ∅ = 5 mm, f = 5 mm und einer Arbeitsabstand von 8,2 mm wurde bei Verwendung einer kommerziellen Strahlensuch-Software [ray-tracing Software] festgestellt, daß der zum Abdecken eines 2 × 2 mm-Bildes erforderliche Winkel zur Achse etwa 5° beträgt. Bei ungefähr einem 80%igen Füllfaktor der Fokussierlinse 14 zeigen die Strahlensuch-Ergebnisse, daß der Radius des effektiven (RMS) Brennpunktes auf der Achse 5,3 μm beträgt und der Radius des 5° zur Achse liegenden effektiven (RMS) Brennpunktes 10,3 μm beträgt. Ein auf Bestellung gestaltetes Linsensystem sollte eine bessere Leistung aufweisen.
  • Wie in 1 dargestellt, wird der Arbeitsabstand des gesamten optischen Systems, d.h. die Entfernung von der Fokussierlinse 14 zum Brennpunkt der Vorrichtung, durch die Brennweite des Linsensystems, den Durchmesser der Fokussierlinse 14 und den Zwischenraum zwischen der Fokussierlinse 14 und dem Spiegel 16 bestimmt. Bei Verwendung des oben erörterten gebrauchsfertigen Linsensystems beträgt der Arbeitsabstand etwa 2,35 mm. Die Entfernung vom Mittelpunkt des Bildes zur Drehachse des Spiegels 16 beträgt etwa 5,47 mm. Zum Erhalt eines 2 mm-Scans in der radialen Richtung sollte der Sektor-Scan-Winkel ungefähr ± 10,4°, oder insgesamt etwa 20°, betragen, wie von der Geometrie des optischen Systems bestimmt.
  • Gegenwärtig vorhandene in vivo-OCT-Systeme führen radiale Scans bei 4 bis 8 Umdrehungen pro Sekunde (RPS) durch, um biologisch akzeptable 4 bis 8 Bilder pro Sekunde zu liefern. Für die Gestaltung der vorliegenden Ausführungsform ist 4,4 RPS als Drehgeschwindigkeit gewählt. Die Drehgeschwindigkeit hängt von der Wiederholungsrate der A-Scans und der zum Erhalt einer seitlichen Auflösung von 5 μm erforderlichen Anzahl A-Scans ab. Daher beträgt die Bildgebungsgeschwindigkeit der Vorrichtung der vorliegenden Erfindung 4,4 Bilder/s, während andere Bildgebungsgeschwindigkeiten auf der Basis anderer Endverbraucher-Anwendungen gewählt werden können. Die Bildgebungszeit für jedes einzelne Bild beträgt 12,6 ms, wie von der Drehgeschwindigkeit und dem Sektor-Scan-Winkel bestimmt. Daher erfaßt das System für ein bestimmtes Bild Signale während 12,6 ms, und die Zeit zwischen Bildern ist etwa 215 ms, während derer Datenverarbeitung ausgeführt wird. Diese Parameter sind abhängig von der Leistung des bei dem System verwendeten optischen Verzögerungsgenerators (welcher später beschrieben wird).
  • Während die obigen Berechnungen auf der Basis einer mit einer Lichtwellenlänge von 860 nm funktionierenden Lichtquelle und von auf Bestellung hergestellten Einmodenfäsern erstellt wurden, kann eine Implementierung unter Verwendung einer mit anderen Wellenlängen, wie 1.300 nm, funktionierenden Lichtquelle und gebrauchsfertiger Fasern auch möglich sein. 5a zeigt ein Strahlpunkt-Diagramm für eine 5-kanalige Faserbündelspitze, welche mit einer Wellenlänge von 1.300 nm funktioniert und gebrauchsfertige Fasern verwendet (Corning SMF-28). Die Faserbündelspitze weist eine Faserstufengröße von 125 μm auf. Die Lichtstrahlen von diesen Fasern, fokussiert mit einer Linse mit einem Durchmesser von 5 mm und einer Brennweite von 4,5 mm, decken eine Brennzone von ungefähr 0,65 mm ab. Die resultierende seitliche Bildgebungsauflösung beträgt ungefähr 10 μm. 5b zeigt ein Strahlpunkt-Diagramm für eine 15-kanalige Faserbündelspitze, welche mit einer Wellenlänge von 890 nm funktioniert und auf Bestellung hergestellte Fasern mit einem Kerndurchmesser von 5 μm und einem Umhüllungsdurchmesser von 40 μm verwendet. Diese Faserbündelspit ze hat eine Faserstufengröße von 40 μm. Es sind nur die Strahlpunkte der mittleren 5 Kanäle gezeigt. Die resultierende seitliche Bildgebungsauflösung beträgt ungefähr 5 μm über eine Brennzone von ungefähr 0,65 mm.
  • 5c zeigt den Strahlpunkt-Durchmesser im Verhältnis zur Entfernung entlang der Brennzone für die 5-kanalige Faserbündelspitze aus 5a. 5c zeigt, daß der Strahlpunkt-Durchmesser durchgehend weniger als 15 μm über die gesamten 0,65 mm Brennzone beträgt. 5d zeigt den Strahlpunkt-Durchmesser im Verhältnis zur Entfernung entlang der Brennzone für die 15-kanalige Faserbündelspitze aus 5b. 5d zeigt, daß der Strahlpunkt-Durchmesser ungefähr 5 μm über die gesamten 0,65 mm Brennzone beträgt.
  • Bezugnehmend nun auf 6, umfaßt die allgemeine Gesamtanordnung der grundlegenden optischen Elemente der Vorrichtung der vorliegenden Erfindung eine Mehrzahl optischer Quellen 50, eine Mehrzahl Baum-Koppler 52, eine Mehrzahl 3 dB-Koppler 54, eine Faserbündelspitze 56, eine Mehrzahl Detektoren 58, eine Mehrzahl Demodulatoren 60 und einen optischen Verzögerungsgenerator 64. Die Mehrzahl optischer Quellen 50, welche Laser sein können, sind mit der Mehrzahl Baum-Koppler 52 verbunden. Es kann mehr als ein Laser benötigt werden, um sicherzustellen, daß jede der Fasern (d.h. Kanäle) in der Spitze 56 mit angemessener Strahlung versorgt wird. Jeder Baum-Koppler 52 koppelt eine jeweilige optische Quelle 50 mit einem Teilsatz der Mehrzahl 3 dB-Koppler 54. Die Mehrzahl 3 dB-Koppler 54 ist mit der Faserbündelspitze 56 zur Weiterleitung ungefähr der Hälfte der Lichtstrahlung von der Mehrzahl optischer Quellen 50 verbunden. Die Faserbündelspitze 56 schließt die Faserbündelspitze 12 und die anderen optischen Elemente aus 1 (d.h. die Fokussierlinse 14 und den Spiegel 16) ein. Die andere Hälfte der Strahlung von der Mehrzahl optischer Quellen 50 wird zurück zu den Detektoren 58 reflektiert, welche wiederum durch die Demodulatoren 60 mit einem Computer 62 verbunden sind, welcher dazu dient, die abgetasteten Daten zu verarbeiten, um das B-Scan-Bild 30 zu erzeugen. Der optische Verzögerungsgenerator 64 wird von den 3 dB-Kopplern 54 verwendet, um ein verzögertes reflektiertes Signal an die Detektoren 58 zu liefern. Die von der Spitze 56 untersuchte Probe ist bei 65 gezeigt.
  • Bei der in 6 gezeigten Anordnung können 1 dB- oder 10 dB-optische Koppler und dergleichen an Stelle der 3 dB-Koppler 54 verwendet werden. Ferner braucht die Intensität der zu jedem der 3 dB-Koppler 54, und folglich jede Faser, durch die Baum-Koppler 52 übertragenen optischen Strahlung nicht gleich zu sein und wird tatsächlich in Abhängigkeit davon gewählt, ob der 3 dB-Koppler optische Strahlung an eine Faser (d.h. Kanal) liefert, welche einen tiefen oder flachen Scan in das Gewebe ermöglicht. Optische Strahlung von hoher Intensität wird benötigt, um tief in das Gewebe zu scannen. Dementsprechend sind Baum-Koppler 52 und 3 dB-Koppler 54, welche Fasern, die tief in das Gewebe scannen, optische Strahlung zuführen, ausgelegt, um größere Mengen optischer Strahlung zu liefern.
  • Die 7a und 7b zeigen den optischen Verzögerungsgenerator 64 detaillierter. Der optische Verzögerungsgenerator 64, ähnlich denen bei vorhandenen in vivo-OCT-Systemen, wird verwendet, um die A-Scans unter Verwendung der Kohärenzhülle jeder einzelnen Faser auszuführen. Der optische Verzögerungsgenerator 64 umfaßt ein Gitter 66, eine Linse 67, einen Scanner-Spiegel 68 und einen Spiegel 69. Schnelles Tiefen-Scannen kann mit dem optischen Verzögerungsgenerator 64 erreicht werden, indem quasimonochromatisches Licht von den mehrfachen Einmodenfasern 10 in der Faserbündelspitze 12 auf das Beugungsgitter 66 gestreut wird und das gestreute Licht auf den Schwingspiegel 69 fokussiert wird. Dies hat die Anwendung einer linearen Rampe in der Frequenz- oder Fourier-Domain zur Folge, wie beschrieben von G.J. Tearney, B.E. Bouma und J.G. Fujimoto ("High-speed phase and group delay Scanning with a grating based phase control line" [Hochgeschwindigkeits-Phasen- und -gruppenverzögerungs-Scannen mit einer Gitter basierenden Kontrolllinie] Nature Medicine 4(7), 861–865 (1998)). Mit der erneuten Kombination der reflektierten Wellenlängen an dem Beugungsgitter 66 wird eine echte Raum-Zeit-Verzögerung geschaffen. Der Winkel des Scanner-Spiegels 68 wird schnell durch mehrere Drehungsgrade oszilliert und schafft so eine schnell variierende Zeitverzögerung bei dem Referenzarm, was schnelles, wiederholtes Tiefen-Scannen einer Probe zuläßt.
  • Die optische Strahlung 70 von einer Faser von den mehrfachen Einmodenfasern 10 ist in 7a gezeigt. Die optische Strahlung 70 wird durch das Gitter 66 in Spektralanteile gestreut, dargestellt durch die Spektralanteile 71, 72 und 73. Der Spektralanteil 71 stellt die niedrigste Wellenlänge in der optischen Strahlung 70 dar; der Spektralanteil 73 stellt die höchste Wellenlänge in der optischen Strahlung 70 dar; und der Spektralanteil 72 stellt die mittlere Wellenlänge in der optischen Strahlung 70 dar. Diese Spektralanteile der optischen Strahlung 70 sind in dem optischen Verzögerungsgenerator 64 vertikal ausgerichtet. Auf ähnliche Weise wird optische Strahlung von anderen Fasern von den mehrfachen Einmodenfasern 10 gestreut und vertikal ausgerichtet, wobei ein vertikaler Abstand zwischen der gestreuten Strahlung von den verschiedenen Fasern vorhanden ist. Die Versetzung der mittleren Wellenlänge der gestreuten optischen Strahlung von der Drehachse des Scanner-Spiegels 68 ist für eine bestimmte Faser durch xd dargestellt und erleichtert die Phasenmodulation der gestreuten optischen Strahlung von jeder der mehrfachen Einmodenfasern 10. Alternativ würde dann, wenn xd gleich Null wäre, ein Phasenmodulator für jede der Einmodenfasern 10 benötigt, um die optische Strahlung von jeder der Einmodenfasern 10 phasenzumodulieren. Dies hat den Vorteil, daß es eine Verringerung der Größe des Scanner-Spiegels 68 zuläßt, was wiederum die Verwendung einer höheren Bildrate zuläßt. Ferner ist der Phasenmodulator elektrisch gesteuert, was die Erzeugung sehr stabiler Signale zuläßt.
  • Bezugnehmend nun auf 7b, sind die mehrfachen Einmodenfasern 10 in der Faserbündelspitze 12 derart ausgerichtet, daß gestreute optische Strahlung von jeder der mehrfachen Einmodenfasern 10 auf dem Scanner-Spiegel 68 als Reihen 75, 76, 77 und 78 vertikal ausgerichtet ist. Alternativ können auch andere geordnete Anordnungen für die Spektralanteile der optischen Strahlung von jeder Faser von den mehrfachen Einmodenfasern 10 verwendet werden, wie beispielsweise Spalten.
  • Wie in 6 dargestellt, kann ein einziger optischer Verzögerungsgenerator verwendet werden, um Verzögerung in mehrfachen Fasern einzubringen. Der Begrenzungsfaktor bei der Bestimmung der Anzahl Kanäle, die an einen einzigen optischen Verzögerungsgenerator gekoppelt werden können, ist die physische Größe des Scanner-Spiegels, welche wiederum durch die Reso nanzfrequenz des optischen Verzögerungsgenerators begrenzt ist. Im Handel erhältliche optische Resonanz-Scanner können mit bis zu 16 kHz funktionieren. Dementsprechend kann eine Größe von 4 mm × 5 mm für den Scanner-Spiegel 68 verwendet werden. Da die Faserbündel-Anordnung eine Größe von etwa 2 mm hat, ist es möglich, die gesamte Anordnung auf einem optischen Verzögerungsgenerator anzubringen. Daher wird für die Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ein einziger optischer Verzögerungsgenerator mit einem optischen Scanner verwendet, der bei fr = 16 kHz mit einem optischen Scan-Winkel α von ± 2° funktioniert. Die Ausführungsform beinhaltet auch einen Gitterabstand von p = 3,33 μm, eine mittlere Wellenlänge von λ0 = 0,86 μm und eine Brennweite von f = 21 mm. Dementsprechend ist die Freiraumgruppen-Weglängendifferenz Δlg gegeben durch (aus Rollins et al. 1998):
    Figure 00260001
    was auch gleich 1,24 mm von Peak zu Peak ist. In Gleichung 5 ist xd = 1 mm die Verschiebung zwischen der Spektrallinie von λ0 und der Drehachse auf dem Resonanzspiegel. Die A-Scan-Spitzengeschwindigkeit ist gegeben durch: VAmax = 2πΔlgfr = 62,1 m/s (6)und die A-Scan-Geschwindigkeit variiert gemäß Gleichung 7. VA = VAmax cos(2πfrt) (7)
  • Bei Wahl einer Quelle mit einer Kohärenzlänge lc von 5 μm und einem Gaußschen Emissionsspektrum ist die entsprechende Emissionsbandbreite gegeben durch:
    Figure 00260002
    wobei b = 0,66 bei einer Gaußschen Hülle.
  • Die Größe des Resonanzspiegels wird als nächstes bestimmt. Bei einem optischen Verzögerungsgenerator mit einem Gitter mit einer Beugung erster Ordnung ist der Beugungswinkel gegeben durch: θ(λ) = sin-1(λ/p) (9)
  • Die Breite des Spektrums von (λ0 – Δλ/2) bis (λ0 + Δλ/2) an der Fourier-Ebene der Linse ist gegeben durch: Δx ≈ 2fl[θ(λ0 + Δλ/2) – θ(λ0 – Δλ/2)] = 1,3mm (10)
  • Da die Spiegelbreite 4 mm beträgt, kann das Spektrum auf einer Seite des Resonanzspiegels angebracht werden, wobei die Verschiebung xd einen Wert von ungefähr 1 mm hat. Dies ist in den 7a und 7b dargestellt. Die Trägerfrequenz eines einzelnen Kanals des Systems ist gegeben durch (Rollins et al. 1998): fc = (4xdα2πfr0)cos(2πfrt) (11)und beträgt maximal 16,3 MHz.
  • Die Bandbreite des Interferogramms (d.h. des Interferenzstreifenmusters) ist gegeben durch:
    Figure 00270001
    und beträgt maximal 8,4 MHz.
  • Da fc(t) > Δf(t), kann korrekte Demodulation durch herkömmliches Gleichrichten und Tiefpaßfiltern ausgeführt werden, obgleich eine scharfe Frequenzbegrenzung benötigt wird. Es ist vorzuziehen, die einzelnen Kanäle des Systems derart einzustellen, daß DA = 40 μm (die Tiefe des von einem einzigen Kanal ausgeführten A-Scans) mit der maximalen Trägerfrequenz übereinstimmt, so daß die Variation in der Trägerfrequenz über DA minimiert ist. Die Trägerfrequenz variiert sinusförmig in der Zeit, was gegeben ist durch: Δfc = fc{1 – cos[sin-1(DA/Δlg)]} = 34 kHz (13)was etwa 0,2% von fc ist.
  • An anderen Stellen kann das Signal noch korrekt demoduliert werden, aber die Variation in der Trägerfrequenz wird größer sein. Die Demodulatoren 60 können einen analogen Hochgeschwindigkeits-Gleichrichter und einen 10-poligen Tiefpaßfilter beinhalten, um das Signal zu demodulieren. Tatsächlich wird das Signal in der Frequenz zurückgeschaltet, so daß das Signal bei Gleichstrom zentriert ist und eine Bandbreite von Δf aufweist. Das demodulierte Hüllensignal wird dann mit einer geeigneten Abtastrate digitalisiert. Gegenwärtig vorhandene Datenerfassungs-(DAQ-) Karten funktionieren bei 30 MegaSamples pro Sekunde (MS/s) mit einem SNR [Signal-zu-Rauschverhältnis] von etwa 60 dB. Bei Wahl einer Gaußschen Form für das Interferogramm-Spektrum mit Δf = 8,4 MHz liegt der 60 dB-Punkt bei etwa 14,5 MHz. Dementsprechend ist die Nyquistrate zum Digitalisieren eines derartigen Signals ungefähr 29 MS/s. Daher werden gegenwärtig vorhandene DAQ-Karten fähig sein, das Hüllensignal ohne Aliasing zu digitalisieren.
  • Bei einer Abtastrate von 30 MS/s zum Digitalisieren des Hüllensignals bei der maximalen Trägerfrequenz ist das räumliche Abtastintervall in der axialen Richtung: Δaxial = VAmaxl = 2,07 μm. Wie in 8 gezeigt, ist ein Scan-Weg 80 zu erkennen, welcher A-Scans aufweist, die durch die Probe abwechselnd nach oben und nach unten gehen. Abtastpunkte sind bei 82 gezeigt. Der axiale Abstand von 2,07 μm ist bei 84 gezeigt. Das räumliche Abtastintervall in der seitlichen Richtung wird durch die Geschwindigkeit des seitlichen oder B-Scans und die Resonanzfrequenz des optischen Scanners in dem optischen Verzögerungsgenerator 64 bestimmt. In der Mitte des Bildes, wo die radiale Entfernung r von der Drehachse des Spiegels 5,47 mm beträgt, ist das radiale Abtastintervall gegeben durch:
    Figure 00280001
  • Dieses Intervall ist bei 86 in 8 gezeigt. Bei der Faser, welche die flachste Tiefe scannt, ist das räumliche seitliche Abtastintervall 3,86 μm, und bei dem tiefsten Kanal beträgt es 5,59 μm. Daher ist die Pixelgröße in der Mitte des Bildes 2,07 × 4,73 μm in der axialen bzw. seitlichen Richtung. Die seitliche Pixelgröße variiert über die Tiefe des Bildes von 3,86 bis 5,59 μm. Durch Variieren der Drehgeschwindigkeit des Spiegels 16 kann das seitliche Abtastintervall auf Kosten der Bildrate verändert werden. Wenn ein optischer Scanner mit höherer Resonanzfrequenz verwendet wird, kann das Abtastintervall auch reduziert werden.
  • Bei einer gepulsten optischen Quelle (z.B. einem Laser mit Pulsen von 15 bis 20 fs, welcher Licht mit einer Wellenlänge von 860 nm aussendet) wird die Kohärenzlänge ungefähr 4,5 bis 6 μm betragen. Da das räumliche Abtastintervall in der axialen Richtung etwa 2 μm beträgt, was kleiner als die Hälfte der Kohärenzlänge ist, wird das Bild angemessen in der axialen Richtung abgetastet. Bei Verwendung einer nah-beugungsbegrenzten Fokussierlinse als Fokussierlinse 14 sollte die Strahlpunktgröße etwa 5 μm betragen. Da das räumliche Abtastintervall in der seitlichen Richtung von 3,86 bis 5,59 μm variiert, ist das Bild leicht unterabgetastet, in Anbetracht der Tatsache, daß die Strahl-Taillengröße etwa 5 μm beträgt. Jedoch ist das räumliche Abtastintervall nicht mit der End-Bildauflösung äquivalent, welche auch vom lokalen Kontrast und den Rauschpegeln beeinflußt wird. Der lokale Kontrast ist die Differenz in der Reflektivität zwischen zwei Punkten in der Probe, welche als benachbarte Pixel in dem Bild erscheinen. Wenn die zwei Punkte eine ähnliche Reflektivität, d.h. einen niedrigen lokalen Kontrast, aufweisen, wird es schwierig sein, diese Punkte aufzulösen.
  • Die Bildgebungsgeschwindigkeit sollte schnell genug sein, um die Bewegungsunschärfe zu reduzieren. In Anbetracht der Tatsache, daß die Zielgeschwindigkeit (i.e. Gewebe-Bewegung) typischerweise 5 mm/s beträgt, dann kann sich das Ziel innerhalb einer Einzelbildzeit (einer verstrichenen Zeit von 12,6 ms) bis zu 63 μm in einer bestimmten Richtung bewegen, was viel mehr ist als die vorgesehene Auflösung von 5 μm. Bei der vorliegenden Ausführungsform wird der A-Scan gleichzeitig in allen Kanälen ausgeführt, so daß eine Linie des Bildes innerhalb von 0,6 ms gebildet wird, was die zum Scannen der Kohärenzschranke durch eine Entfernung von 40 μm erforderliche Zeit ist. Die Zeit zwischen zwei aufeinanderfolgenden A-Scans ist etwa 16 μs, was durch die Drehgeschwindigkeit des Spiegels 16 des Systems und die Anzahl der A-Scans pro Bild bestimmt wird. Somit sollte das resultierende Bild hart sein, da die Bewegung während 16 μs 0,08 μm beträgt, was viel weniger ist als die Auflösung. Dementsprechend sollte keine Bewegungsunschärfe in dem Bild vorhanden sein, jedoch kann noch ein Bewegungsartefakt vorliegen. Das resultierende Bewegungsartefakt kann eine geometrische Verformung der abgebildeten Merkmale sein, welche bis zu 63 μm groß sein kann, je nach Größe des Merkmals und der Zielgeschwindigkeit. Dieses Bewegungsartefakt wird von der Wirkung hervorgerufen, welche von der Grenzfläche Luft-Gewebe auf die optische Strahlung von der Mehrzahl optischer Quellen 50 ausgeübt wird.
  • Wie in 9 dargestellt, kann der Brennpunkt einer einzelnen Faser der Vorrichtung innerhalb des abgebildeten Gewebes variieren, je nach der Entfernung d0 der Stelle des Brennpunktes in dem Gewebe, ob die Gewebeoberfläche einen Brechungsindex von 1 hatte und dem tatsächlichen Brechungsindex des Gewebes (welcher typischerweise ungefähr 1,4 ist). Dementsprechend befindet sich der tatsächliche Brennpunkt in einer Entfernung df unterhalb der Gewebeoberfläche, gegeben durch:
    Figure 00300001
    wobei θ1 als gleich θa angenommen wird, der Akzeptanzwinkel der einzelnen Fasern und θ2 wird durch den Brechungsindex n1 = 1 (d.h. Luft) außerhalb des Gewebes und n2 = 1,4 innerhalb des Gewebes bestimmt.
  • Die Stelle der Kohärenzschranke variiert entsprechend:
    Figure 00300002
  • Dementsprechend, aufgrund der Tatsache, daß optische Strahlung sich langsamer in einem Medium mit einem hohen Brechungsindex bewegt, gibt es eine Fehlabstimmung des optischen Weges zwischen dem Brennpunkt und der Kohärenzschranke eines optischen Strahls, welche in einem Medium mit n1 = 1 (d.h. ohne vorhandenes Gewebe) ausgeglichen wird. Diese Fehlabstimmung ist:
    Figure 00310001
  • Ein Brechungsindex des Gewebes von n2 = 1,4 ergibt Δd = 0,97 d0. Dieses Fehlabstimmungsproblem ist üblich bei allen OCM-Systemen mit hoher NA, und viele vorhandene OCM-Systeme mit hoher NA verwenden irgendeine Form dynamischen Ausgleichs, d.h. dynamisches Verändern der Referenzweglänge, um Δd auszugleichen, jedoch ist ein derartiger dynamischer Ausgleich schwierig bei einer hohen Bildgebungsgeschwindigkeit. Dementsprechend besteht ein Gesichtspunkt der Ausführungsform der vorliegenden Erfindung in dem Einsetzen "flexiblen Auslösens" des erfaßten Interferogramm-Signals.
  • Wie oben gezeigt, ist die Freiraumgruppen-Weglängendifferenz 2Δlg= 1,24 mm von Peak zu Peak, was viel größer ist als der nützliche A-Scanbereich von nur 40 μm. Dies läßt Raum, um sich mit der Fehlabstimmung zu befassen, da man dann auslösen kann, um das Interferogramm nur zu erhalten, wenn die Kohärenzschranke durch den Brennpunkt hindurchtritt.
  • Wie in 9 gezeigt, variiert der Arbeitsabstand für jeden Faserkanal, dw, mit n2, was ungefähr konstant ist. Daher kann, wenn man weiß, wo die Gewebeoberfläche ist, d0 bestimmt werden und wiederum Δd bestimmt werden.
  • Bezugnehmend auf 10, welche eine Perspektivansicht einer Gewebeoberfläche und eine willkürliche Axiallinie 90 zeigt, tritt Kanal 1, welcher dazu bestimmt ist, die Oberfläche des Gewebes zu scannen, als erster durch die Axiallinie 90 in dem Scan-Bereich 28 hindurch. Die Brennpunkte der Kanäle 1 und 2 sind bei 91 und 92 in einer schematischen Darstellung 94 der optischen Strahlung von den mehrfachen Einmodenfasern 10 (d.h. Kanälen) gezeigt, welche durch die Axiallinie 90 hindurchtreten. Der Brennpunkt des letzten Kanals, d.h. Kanal 50 in diesem Beispiel, ist bei 95 gezeigt und ist dazu bestimmt, die tiefste Schicht des Gewebes in dem Bild zu scannen. Das allgemeine Profilbild der Darstellung 94 definiert eine flexible Auslösungszone, innerhalb derer die Kohärenzschranke und die Brennweite abgestimmt werden können. Einer der 50 Kanäle, d.h. Kanal "v", wird eine große und deutliche Spiegelung erfahren, da die Grenzfläche Luft-Gewebe annähernd einem Spiegel entspricht und einfallendes Licht reflektiert. Unterhalb der Gewebeoberfläche wirkt das Gewebe als trübes Medium, welches einfallende optische Strahlung streut und absorbiert. Somit wird der Kanal "v" d0 für diese bestimmte Axiallinie 90 bestimmen, da alle anderen Kanäle vor Kanal "v" ein Signal, das auf dem Rauschpegel ist, zurückgeben. Dementsprechend umfaßt das "flexible Auslösungs"-Verfahren den Vergleich der erfaßten reflektierten optischen Strahlung für benachbarte Kanäle, um die Gewebeoberfläche durch Identifikation des Kanals zu lokalisieren, in dem eine große Zunahme des Reflexionsvermögens im Vergleich zu seinen "Nachbar"-Kanälen auftritt. Diese Information wird dann an jeden der darauf folgenden Kanäle weitergeleitet, und der Auslösungspunkt für jeden Kanal wird entsprechend festgelegt, um die Fehlabstimmung zwischen dem Brennpunkt und der Kohärenzschranke zu reduzieren.
  • Wenn beispielsweise Kanal "v" Kanal 13 ist, dann wird die Vorrichtung so kalibriert, daß die Kanäle 1 bis 12 eingestellt werden, um Freiraum oberhalb der Gewebeoberfläche zu scannen, Kanal 13 eingestellt wird, um die Gewebeoberfläche zu scannen, und nachfolgende Kanäle eingestellt werden, um tieferes Gewebe zu scannen, wobei keine Fehlabstimmung zwischen dem Brennpunkt und der Kohärenzschranke des optischen Strahls jedes Kanals besteht. Während der Bildgebung kann eine Toleranz von Δd0 = ± 0,5 mm bei der Lage der Gewebeoberfläche zugelassen werden, wie bei 96 in 10. Diese Toleranz hängt mit der A-Scan-Leistung und der Frequenzreaktion des Hüllkurvendetektors zusammen, wie jetzt erläutert werden wird.
  • Wenn Δd0 = 0,5 mm ist, ist die auszugleichende Fehlabstimmung gegeben durch: Δd' = 0,693 × 0,5 = 0,347 mm (18)
  • Dies bedeutet, daß an Stelle der Auslösung des Interferogrammsignals bei der maximalen Trägerfrequenz die tatsächliche Trägerfrequenz folgende sein muß: fc' = fc max cos(sin-1(Δd'/Δlg)) = 13,5 MHz (19)was etwa 83% der maximalen Trägerfrequenz ist, wobei sich die Interferogrammsignal-Bandbreite entsprechend ändert. Obgleich die Frequenzreaktion des Hüllkurvendetektors dynamisch abgestimmt werden kann, ist es einfacher und schneller, wenn der Hüllkurvendetektor eine unveränderliche Reaktion aufweist, jedoch war er für eine Toleranz von 17% bei den Grenzfrequenzen ausgelegt. Auf diese Weise enthält das gesamte flexible Auslösungsschema nur unveränderliche Komponenten, und der gesamte Ausgleich wird elektronisch ausgeführt, um das Erfordernis der hohen Bildgebungsgeschwindigkeit zu erfüllen.
  • Die in 6 gezeigten optischen Komponenten können wie folgt gewählt werden. Basierend auf Boppart, S.A., Bouma, B.E., Pitris, C., Southern, J.F., Brezinski, M.E. und Fujimoto, J.G. (In vivo Cellular Optical Coherence Tomography Imaging [in-vivo zelluläre optische Kohärenz-Tomographie-Bildgebung], Nature Medicine, Vol. 4 Nr. 7: 861–865, Juli 1998) kann ein SNR [Signal-zu-Rauschverhältnis] von mehr als 100 dB bei einem nichtendoskopischen OCT-System erreicht werden, welches eine auftreffende Energie von 2 mW auf dem Gewebe einsetzt, um Bildgebung bis zu einer Tiefe von ungefähr 2 bis 3 mm zuzulassen. Die verwendete optische Quelle war ein mit einer Kerr-Linse modenverriegelter Festkörper-Cr4+:Forsterit-Laser, welcher bei einer mittleren Wellenlänge von 1.280 nm mit einer Kohärenzlänge von 5,1 μm funktioniert. Jedoch ist die Ausführungsform der vorliegenden Erfindung nicht auf diesen Typ oder irgendeinen anderen Typ Quelle, wie eine Breitband-Superlumineszenz-Diode, beschränkt. Beispielsweise ist eine weitere Möglichkeit eine Weißlicht aussendende optische Quelle aus Cr:LiSAF mit einer Bandbreite von ungefähr 100 nm, zentriert bei 860 nm, welche eine Kohärenzlänge von ungefähr 4,5 bis 6 μm liefern wird.
  • Dieser diodengepumpte, modenverriegelte Festkörper-Laser sollte mit einer Puls-Wiederholungsrate von etwa 100 MHz und einer durchschnittlichen Leistung von 30 mW funktionieren, wenn er bei 860 nm betrieben wird. Die Variation der Pulsenergie sollte weniger als 1 % betragen. Mehrere (z.B. 2 oder 4) dieser Laser, wie gezeigt bei 50 in 6, werden benötigt, um das vollständige Leistungserfordernis der 50 Kanäle zu liefern. Die Kanäle, welche den tieferen Abschnitt des Gewebes scannen, werden eine auftreffende Energie von ungefähr 1 bis 2 mW pro Kanal benötigen, und die Kanäle, welche den flacheren Abschnitt scannen, werden weniger benötigen. Die Baum-Koppler 52 können ausgebildet sein, um den Quellstrom zur Erfüllung dieser Erfordernisse zu teilen. Da die maximale Trägerfrequenz 16,3 MHz beträgt, wird jeder Interferenzstreifen mindestens 6 Laserpulse enthalten. Daher sollte das Streifenmuster angemessen abgetastet werden.
  • Für jeden Kanal kann ein getrennter Photoempfänger oder Detektor 58 verwendet werden, um die Interferenzstreifen zu erfassen. Die maximale Bandbreite des Detektors ist 125 MHz, obgleich bei der Vorrichtung der vorliegenden Erfindung eine Bandbreite des Detektors von 30,8 MHz, wie von der Trägerfrequenz und der Bandbreite des Interferogramms bestimmt, ausreichend sein kann.
  • Eine alternative Ausführungsform der vorliegenden Erfindung beinhaltet die Idee gemeinsamer optischer Komponenten, um die Komplexität und Kosten der Vorrichtung zu reduzieren. Bezugnehmend auf 11a, wird ein typisches einkanaliges Interferometer 150 mit ausgeglichener Erfassung [balanced detection] gezeigt, bei welcher die Wechselstromkomponente des Interferogramms von der Gleichstromkomponente des Interferogramms getrennt ist und nur die Wechselstromkomponente verstärkt ist. Das Interferometer 150 mit einem einzigen Kanal umfaßt eine IR-Breitband-Lichtquelle L, eine Leitlichteinheit G mit sichtbarer Wellenlänge, einen ausgeglichenen Detektor [balanced detector] BD, eine Polarisationssteuerung PC, einen Phasenmodulator ΦMOD und einen optischen Verzögerungsgenerator ODG, welche durch ein Netzwerk aus optischen Fasern und 3dB-Kopplern 140, 142 und 144 verbunden sind. Das "x" bezeichnet ein totes Ende in dem Fasernetzwerk. Die Leitlichteinheit G mit sichtbarer Wellenlänge kann ein grüner Laser sein, welcher die Richtung anzeigt, in welche das einkanalige Interfe rometer 150 zeigt (d.h. zeigt, was abgebildet werden wird). Das einkanalige Interferometer 150 ist mit einer Probe S verbunden.
  • Die Gestaltung aus 11a kann erweitert werden, um ein zweikanaliges Interferometer 160, wie in 11b gezeigt, zu konstruieren. Die tiefgestellten Zahlen bezeichnen die Komponenten, die in einem der beiden Kanäle vorhanden sind. Eine Komponente ohne tiefgestellte Zahlen zeigt an, daß die Komponente in beiden Kanälen verwendet wird. Das zweikanalige Interferometer 160 umfaßt einen Laser L', einen Leitlaser G' mit sichtbarer Wellenlänge, einen 2 zu 1-Baum-Koppler TC1, Polarisationssteuerungen PC1, PC2 und einen Phasenmodulator ΦMOD', variable Verzögerungselemente VD1 und VD2, einen optischen Verzögerungsgenerator ODG', Detektoren BD1 und BD2 und 3 dB-Koppler 162, 164, 166, 168, 170 und 172. Die variablen Verzögerungselemente VD1 und VD2 werden eingeführt, um die Positionen der Kohärenzschranke für jeden Kanal einzustellen. Die beiden Kanäle sind an die Proben S1 und S2 gekoppelt, welche zwei Punkte an unterschiedlichen Stellen in einer Gewebeprobe sein können. Die Lichtquelle L' teilen sich in diesem Fall die beiden Kanäle, wobei die optische Energie in Kanal 1 zweimal so groß ist wie die in Kanal 2. Daher sollte Kanal 1 zum Scannen eines tieferen Gewebe-Bereiches als Kanal 2 verwendet werden. Der 1 zu 2-Baum-Koppler TC1 wird verwendet, so daß beide Kanäle sich denselben Referenzarm (mit dem Phasenmodulator ΦMOD' und dem optischen Verzögerungsgenerator ODG') teilen können. Die Fähigkeit, sich denselben Referenzarm zu teilen, läßt es zu, daß ein Phasenmodulator verwendet wird, um die optische Strahlung von den mehrfachen Einmodenfasern 10 (d.h. von sämtlichen Kanälen) phasenzumodulieren. Man beachte, daß die beiden Kanäle durch den Baum-Koppler TC1 zu einer Faser kombiniert und dann demselben Phasenmodulator ΦMOD' zugeführt werden. Dementsprechend sind die Kosten und Komplexität des zweikanaligen Interferometers 160 reduziert.
  • Auf der Basis von 11b ist es vorstellbar, daß ein allgemeines optisches Netzwerk verwendet werden kann, um ein N-kanaliges OCT-System wie das in 11c gezeigte optische Netzwerk 180 zu konstruieren. Das optische Netzwerk 180 umfaßt ein optisches Netzwerk für einen n-ten Kanal 182 und einen Referenzarm 184, der allen n Kanälen gemeinsam ist. Das optische Netzwerk für den n-ten Kanal 182 umfaßt einen Detektor BDn, 3 dB-Koppler 194, 196 und 198 und einen Abtastarm, welcher eine Polarisationssteuerung PCn und und ein mit einer Probe Sn verbundenes variables Verzögerungselement VDn umfaßt. Das optische Netzwerk für den n-ten Kanal 182 empfängt optische Quellenstrahlung 186 von dem (n–1)-ten Kanal und überträgt optische Quellenstrahlung 188 an den (n+1)-ten Kanal über 3 dB-Koppler 194. Das optische Netzwerk für den n-ten Kanal 182 empfängt Leitlichtenergie 190 von dem (n–1)-ten Kanal und sendet Leitlichtenergie 192 an den (n+1)-ten Kanal über 3 dB-Koppler 196. Bei dieser Ausführungsform kann eine Lichtquelle (nicht gezeigt) allen N Kanälen mit einer Energieverteilung, welche einer geometrischen Reihe oder einem anderen geeigneten Energieverteilungsschema folgt, gemeinsam sein. Der Referenzarm 184, welcher einen N zu 1-Baum-Koppler TCn, einen Phasenmodulator ΦMOD" und einen optischen Verzögerungsgenerator ODG" umfaßt, ist allen N Kanälen gemeinsam.
  • Jede der in den 11a, 11b und 11c gezeigten schematischen Darstellungen leidet unter der Tatsache, daß ein Teil der optischen Strahlung des Interferenzmusters, von der Interferenz zwischen der reflektierten optischen Strahlung von den Probe- und Referenzarmen, welche von dem mit dem Detektor verbundenen 3 dB-Koppler gesendet wird, verloren wird. In diesem Fall werden 50% der optischen Strahlung des Interferenzmusters verloren, da ein 3 dB-Koppler verwendet wird. Beispielsweise werden in 11a nur 50% der optischen Strahlung des Interferenzmusters von 3 dB-Kopplern 140 und 142 an den Detektor BD gesendet. Dies erschwert die Erfassung des Interferenzmusters, insbesondere bei Interferenzmustern mit niedriger Intensität. Um dem abzuhelfen, kann eine nicht-reziproke optische Vorrichtung wie ein optischer Zirkulator verwendet werden, um an einen Detektor den Teil der optischen Strahlung zu senden, der verloren worden wäre, wenn lediglich ein 3 dB-Koppler verwendet würde.
  • Bezugnehmend auf die 12a, 12b und 12c, werden alternative Ausführungsformen einer einkanaligen OCT-Vorrichtung 200, einer zweikanaligen OCT-Vorrichtung 210 und ein optisches Netzwerk für eine N-kanalige OCT-Vorrichtung 220, welche optische Zirkulatoren umfassen, gezeigt. In den 12, 12b und 12c werden die optischen Zirkulatoren C, C1, C2 und Cn verwendet, um die optische Strahlung von dem Interferenzmuster rückzugewinnen und auf die Detektoren BD, BD1, BD2 bzw. BDn zu richten, um ein Interferenzsignal zur Erfassung mit höherer Intensität zu liefern. Der Rest der Komponenten bei diesen Ausführungsformen sind ähnlich denen bei der einkanaligen OCT-Vorrichtung 150, der zweikanaligen OCT-Vorrichtung 160 und dem optischen Netzwerk für die N-kanalige OCT-Vorrichtung 180, die in den 11a bis 11c gezeigt sind. Die Idee der Verwendung optischer Zirkulatoren, um optische Strahlung rückzugewinnen und die rückgewonnene optische Strahlung an einen Detektor zu liefern, kann auch auf die Vorrichtung aus 6 angewendet werden, in welcher optische Zirkulatoren zwischen den 3 dB-Kopplern und den Detektoren angeordnet werden könnten.
  • Die in 11c und 12c gezeigte schematische Darstellung führt zu einer eleganten Gestaltung, jedoch können parallele Interferometer, welche sich Komponenten teilen (d.h. einen Phasenmodulator), untragbare Mengen an Nebensprechen zwischen Kanälen erzeugen, welche folglich zu einem Qualitätsverlust bei den Bildern führen können. Jedoch kann durch Fehlabstimmung zwischen Kanälen in bezug auf die Faserlänge das Nebensprechen wirksam bekämpft werden. Elektronisches Nebensprechen kann durch Einsetzen von Standard-Abschirm- und Erdungsverfahren bekämpft werden. Im folgenden wird das optische Nebensprechen beschrieben.
  • Bezugnehmend nun auf 13a, wurde ein zweikanaliges OCT-System 230 zusammengesetzt, um Nebensprechen zwischen Kanälen zu erforschen. Das zweikanalige OCT-System 230 umfaßt einen Laser LE, Detektoren D1 und D2, Strahlteiler BS1 und BS2, einen 1 zu 2-Baum-Koppler TCE, einen Phasenmodulator PME, einen optischen Verzögerungsgenerator ODGE, Strahlkollimatoren BC1 und BC2 und zwei Spiegel S1 und S2, welche Proben simulieren. Bei dem zweikanaligen OCT-System 230 kommen die gewünschten Bildgebungssignale von den optischen Wegen von Kanal 1 und Kanal 2. Das gewünschte Bildgebungssignal für Kanal 1 tritt auf, wenn Licht von dem optischen Weg: LE → BS1 → S1 → BS1 → D1 (20)kohärent mit Licht von dem optischen Weg interferiert: LE → BS1 → ODGE → BS1 → D1 (21)und von dem Detektor D1 detektiert wird. Das gewünschte Bildgebungssignal für Kanal 2 tritt auf, wenn Licht von dem optischen Weg: LE → BS2 → S2 → BS2 → D2 (22)kohärent mit Licht von dem optischen Weg interferiert: LE → BS2 → ODGE → BS2 → D2 (23)und von dem Detektor D2 detektiert wird. Ferner tritt OCT-Bildgebung in den zwei Kanälen nur auf, wenn die optische Entfernung BS1 → S1 gleich der optischen Entfernung BS1 → ODGE ist und wenn die optische Entfernung BS2 → S2 gleich der optischen Entfernung BS2 → ODGE ist. Anderenfalls könnte sich ein Qualitätsverlust der Bilder aus konstruktiver Interferenz von Licht ergeben, das von zwei (oder mehr) verschiedenen Wegen reflektiert wird, welche nicht die oben genannten gewünschten abbildenden Wege sind.
  • Basierend auf dem in 13a gezeigten optischen Netzwerk, kann es zwei hautpsächliche Arten potentiellen Nebensprechens geben. Die primäre Nebensprechquelle kann kohärentes Licht sein, das (von einem Spiegel oder der Probe) von dem Strahlteiler eines Kanals in den Strahlteiler und Detektor des anderen Kanals reflektiert wird. Derartiges Nebensprechen würde Intensitäten gleich den Intensitäten der Bildgebungssignale aufweisen und könnte potentiell einen bedeutenden Qualitätsverlust der Bilder verursachen. Reflexion von einem Kanal zu dem anderen könnte an dem optischen Verzögerungsgenerator ODGE auftreten oder an den Proben S1 oder S2. Daher kann Licht von dem optischen Weg: LE → BS1 → S1 → BS1 → D1 (20)mit Licht von dem optischen Weg interferieren: LE → BS2 → ODGE → BS1 → D1 (24)
  • Alternativ kann Licht von dem optischen Weg: LE → BS2 → S2 → BS2 → D2 (22)mit Licht von dem optischen Weg interferieren: LE → BS1 → ODGE → BS2 → D2 (25)
  • Die Abtastarme 1 und 2 wären normalerweise nicht getrennt, wie sie es in 13a sind, da die Abtastarme auf verschiedene Punkte (d.h. verschiedene Tiefen) auf einer Gewebeprobe gerichtet wären. Wenn die Abtastarme nicht getrennt sind, könnte Reflexion von Kanal 1 in Kanal 2 und umgekehrt auftreten. In einem derartigen Fall kann Licht von dem optischen Weg: LE → BS2 → S2 → BS1 → D1 (26)mit Licht von dem optischen Weg interferieren: LE → BS1 → ODGE → BS1 → D1 (21)
  • Alternativ kann Licht von dem optischen Weg: LE → BS1 → S1 → BS2 → D2 (27)mit Licht von dem optischen Weg interferieren: LE → BS2 → ODGE → BS2 → D2 (23)
  • Es sollte bedacht werden, daß Reflexion auch an unerwünschten Stellen wie Strahlteilern und Einsteckstellen für Verbindungsglieder auftreten kann. Es ist denkbar, daß derartige Reflexionen zum Bildrauschen beitragen können, wenn das Licht von diesen Wegen Interferenzstreifen mit einer bedeutenden Intensität erzeugt. Jedoch kann diese Art Rauschen im Vergleich zu dem zuvor beschriebenen Nebensprechen zwischen Kanälen wegen seiner niedrigeren Intensität sekundär sein.
  • Untersuchungen des Systems haben ergeben, daß das worst case-Szenario der Interferenz derartiger Reflexionen eine Reflexion von einem Verbindungsglied beinhaltet. Beispielsweise kann Licht von dem folgenden optischen Weg: LE → BS1 → S1 → BS1 → D1 (20)mit Licht von dem optischen Weg interferieren: LE → BS2 → ODGE → PME → ODGE → BS1 → D1 (28)
  • Es gibt vier mögliche Ergebnisse bei der Interferenz von Licht von zwei beliebigen Wegen, und das Ergebnis hängt von der Differenz in der Weglänge ab. Zunächst wird, wenn die Weglängen identisch sind, die Intensität der Interferenzstreifen an dem Detektor größer sein als die eigentliche, nur auf der Reflektivität der Probe basierende Signalstärke. Diese Art Bildrauschen wäre nicht als Rauschen erfaßbar und würde die gemessene Intensität der Probe im gesamten Bild verändern. Glücklicherweise ist die Wahrscheinlichkeit, daß die Weglängen genau übereinstimmen, gering. Eine zweite Möglichkeit ist, daß die Weglängen insofern übereinstimmen, daß sie sich innerhalb der Kohärenzlänge der Lichtquelle befinden. Diese Situation würde zu einer Erhöhung der Breite der Interferenzstreifen-Hülle und folglich zu einem Qualitätsverlust bei der axialen Auflösung führen. Diese Situation ist unwahrscheinlich, jedoch kann sie durch Messen der Halbwertsbreite [Full Width Half Maximum] des Tiefenprofils der Spiegeloberfläche erfaßt werden. Eine dritte Möglichkeit beinhaltet, daß die Weglängen sich um eine Entfernung unterscheiden, welche größer ist als die Kohärenzlänge der Quelle LE und geringer als die Scantiefe des optischen Verzögerungsgenerators ODGE. Diese Situation kann sich in Form von zwei getrennten Kohärenzhüllen innerhalb einer Tiefenabtastung durch den optischen Verzögerungsgenerator ODGE äußern. Die letzte und wahrscheinlichste Möglichkeit ist, daß sich die Wege um mehr als die Scantiefe des optischen Verzögerungsgenerators ODGE unterscheiden und kein Rauschen oder Fremd-Interferenzstreifen von dem System detektiert werden.
  • Die primäre Art des Nebensprechens zwischen Kanälen sollte wegen der Faseroptik-Herstellung unwahrscheinlich sein. Die optischen Weglängen BS1 → ODGE und BS2 → ODGE sind im wesentlichen von den Längen der Faser-Abschlußstücke vorbestimmt, welche von den Strahlteilern BS1 und BS2 kommen. Die optischen Weglängen BS1 → S1 und BS2 → S2 werden bewußt den vorbestimmten entsprechenden Referenzarmlängen angepaßt. Typischerweise unterschieden sich die Längen Hergestellter Fasern um mehrere Zehntel Millimeter, was mindestens eine Größenordnung größer ist als die Scantiefe des optischen Verzögerungsgenerators ODGE. Daher sollte diese Art des Nebensprechens bei einem Zweikanalsystem kein Problem sein.
  • Wenn im Falle von Reflexionen von Einsteckstellen die optische Entfernung PME → ODGE mit der Weglängendifferenz zwischen den optischen Wegen BS1 → S1 und BS2 → ODGE übereinstimmt, dann können Interferenzstreifen und Qualitätsverlust bei den Bildern auftreten. Wiederum sollte diese Art sekundären Rauschens unwahrscheinlich sein, da die Faserlängen etwa 300 mm betragen, während der optische Verzögerungsgenerator ODGE nur durch einige Millimeter hindurch scannt. Ferner würde die Intensität derartiger Interferenzstreifen in dem Systemrauschen untergehen. Zweitens hat die verwendete Apparatur einen maximalen Einfügungsverlust von 0,6 dB (mit anderen Worten eine maximale Reflexion von 0,6 dB), und daher liegt ein derartiges Signal unterhalb der in dem Aufbau aus 13a verwendeten Detektionsgrenzen.
  • Um zu demonstrieren, daß zwei Kanäle dieselben Faser- und optischen Komponenten verwenden können, wurde das OCT-System 230 ausgewertet. Die Abtastarm-Spiegel S1 und S2 wurden derart angeordnet, daß bei jedem Kanal die optische Weglänge des Abtastarms und die optische Weglänge des Referenzarms des optischen Verzögerungsgenerators ODGE übereinstimmten und ein Satz Interferenzstreifen an jedem der Detektoren D1 und D2 zu sehen war. Die Abtastarme für die Proben S1 und S2 wurden zu Ausrichtungszwecken getrennt gehalten und um die Möglichkeit zu beseitigen, daß Licht von Kanal 1 in die Faser, welche Kanal 2 enthält, reflektiert und umgekehrt.
  • Obgleich mit dem in 13a gezeigten Aufbau ein optischer Verzögerungsgenerator verwendet werden könnte, um sowohl Phasenmodulation als auch Gruppenlaufzeit zu erzeugen (Tearney et al. 1997), wurde der optische Verzögerungsgenerator ODGE für die Gruppenlaufzeit (d.h. Tiefenscannen) verwendet, während der Phasenmodulator PME in dem Referenzarm zur Erzeugung von Phasenverzögerung verwendet wurde.
  • Bei dem Versuchsaufbau aus 13a umfaßte die Lichtquelle LE eine von AFC Technologies Inc. hergestellte Quelle von Licht von 1.310 nm und 9mW (Modell BBS1310). Die mittlere Wellenlänge der Lichtquelle LE betrug 1.310 nm mit einer gemessenen Spektralverteilung von ± 40 nm. Die gemessene Kohärenzlänge der Lichtquelle LE betrug 10 μm. Die Detektoren D1 und D2 waren InGaAs-Photodiodenempfänger von Perkin Elmer mit einer Leistung von 155 Mbps und mit einem bei 1.310 nm zentrierten Detektionsband mit einer Bandbreite größer oder gleich 100 nm. Der Phasenmodulator PME war ein JDS Uniphase-43 MHz-Phasenmodulator. Die Strahlteiler BS1 und BS2 wurden von MetroTek hergestellt. OZ Optics stellte die Strahlkollimatoren BC1 und BC2 her. Alternative geeignete Komponenten können von diesen oder anderen Zulieferern verwendet werden.
  • Der optische Verzögerungsgenerator ODGE streute das kollimierte Licht unter Verwendung eines Beugungsgitters, mit 150 Linien/mm, markiert für 1.310 nm und hergestellt von CVI Spectral Products. Eine Glas-Dublettlinse von Melles Griot mit einem Durchmesser von 30 mm und einer Brennweite von 100 mm wurde verwendet, um Licht auf den Schwingspiegel zu fokussieren. EOPC (Electro-Optical Products Corporation) stellte den Resonanz-Scanner her, der bei 8 kHz betrieben wurde und durch einen mechanischen Winkel von ± 1° oder einen optischen Winkel von ± 2° scannte. Diese Winkeleinstellung entsprach einem Tiefenscan von etwa 1 mm in den Abtastarmen für die Proben S1 und S2. Die Scantiefe ist ein wichtiger Gesichtspunkt im Hinblick auf die Fehlabstimmung der optischen Längen der beiden Kanäle. Wenn sich beispielsweise die optischen Weglängen um mehr als 1 mm unterscheiden, dann sollte das Nebensprechen zwischen den beiden Kanälen minimal sein, und angemessene Abschirm- und Erdungsverfahren sollten auch das elektronische Nebensprechen in den Griff bekommen.
  • Die 13b und 13c zeigen Ergebnisse von mit dem in 13a gezeigten Aufbau durchgeführten Versuchen. 13b zeigt die Oszilloskopaufzeichnung von den Detektoren D1 und D2 in Kanal 1 und Kanal 2. 13b zeigt, daß die Interferenzstreifen an verschiedenen Stellen im Zyklus des optischen Verzögerungsgenerators ODGE auftreten, was die leicht unterschiedliche Anordnung der beiden Kanäle innerhalb des Zyklus des optischen Verzögerungsgenerators ODGE widerspiegelt, d.h. die Abtastarm-Spiegel S1 und S2 wurden absichtlich um eine geringen Betrag versetzt, um Bildgebung in unterschiedlichen Tiefen zu simulieren. 13b zeigt, daß ein starkes Bildgebungssignal in jedem der Kanäle vorhanden ist, und kein Anzeichen für irgendwelches Nebensprechen. Die Pfeile 232 und 234 zeigen Reflexion von zwei verschiedenen Abtastpunkten, welche zwei verschiedenen Punkten in einer Gewebeprobe entsprechen könnten. Ferner entsprach die Halbwertsbereite [Full Width Half Maximum] der Hülle jedes detektierten Pulses der Kohärenzlänge der Lichtquelle LE, was zeigt, daß das Lichtsignal in jedem Kanal von der Lichtquelle LE stammte. 13c zeigt die Versuchsergebnisse, wenn einer der Abtastpunkte relativ zu dem anderen Abtastpunkt bewegt wurde. In diesem Fall wurde ebenfalls kein Nebensprechen beobachtet.
  • Bei einer weiteren Ausführungsform der Erfindung wurde das zuvor hier offenbarte optische Fasernetzwerk in ein Endoskop eingebaut, so daß die Mehrkanal-OCT-Methodologie klinisch eingesetzt werden kann. Aufgrund der Größe der Faserbündelspitze 12 der Vorrichtung wird die Faserbündelspitze 12 nicht in den Arbeitskanal eines herkömmlichen Diagnose-Endoskops passen (obgleich sie in die einen größeren Durchmesser aufweisenden Therapie-Endoskope eingebaut werden kann). Daher wurde ein alternativer Gestaltungsansatz angewendet. Statt die Faserbündelspitze 12 so zu gestalten, daß sie sich dem Arbeitskanal eines herkömmlichen Diagnose-Endoskops anpaßt, wurde die gesamte Funktionalität eines herkömmlichen Diagnose-Endoskops im Hinblick auf die Faserbündelspitze 12 gestaltet. Wie in 14 gezeigt, weist eine Ausführungsform eines GI-Endoskops 300 (entsprechend der Spitze 56 aus 6), in welche das Endomikroskop der vorliegenden Erfindung eingebaut ist, einen Durchmesser von ungefähr 11 mm auf. Dies ist etwas größer als das herkömmliche Diagnose-Endoskop, welches einen Durchmesser von 8–9 mm aufweist. Das GI-Endoskop 300 weist die oben offenbarte Eignung zur Endomikroskopie zusätzlich zur herkömmlichen vorwärts betrachtenden Weißlicht-Bildgebung auf. Daher sollte ein Benutzer des GI-Endoskops 300 in der Lage sein, ein 2 × 2 mm großes Querschnittsbild zu erhalten, wie es in 16 dargestellt ist.
  • Das GI-Endoskop 300 schließt einen Saug-/Biopsie-Kanal 302 mit einem Durchmesser von 2,7 mm ein. Das Ende des Saug-/Biopsie-Kanals 302 ist gebogen, um eine Öffnung 304 zu zeigen, welche zu dem interessierenden Gewebebereich 306 gerichtet ist. Die Achse des Saug-/Biopsie-Kanals 302 kann in einer Entfernung in der Größenordnung von 6,7 mm von der Mitte des interessierenden Gewebebereichs 306 liegen. Zwei Kanäle 308 und 310 sind für Weißlichtbeleuchtung vorgesehen, und ein Kanal 312 ist für die Vorwärtsbetrachtung mit einem Weißlichtendoskop vorgesehen. Jeder der Kanäle 308, 310 und 312 kann einen Durchmesser von 2,7 mm aufweisen. Ein kleiner Kanal 314 ist auch für eine Luft- oder Wasserdüse vorgesehen.
  • Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein seitlich betrachtendes (Seitenblick-) endoskopisches kohärentes optisches Mikroskop (ECOM) 316 in dem GI-Endoskop 300 vorgesehen. Das Seitenblick-ECOM 316 schließt einen Antriebsmechanismus 318 zum Drehen des Spiegels 16 ein (nicht gezeigt in den 14 und 15). Wie zuvor erwähnt, kann radiales, geradliniges oder schraubenförmiges Scannen eingesetzt werden. Ferner kann, wie zuvor erwähnt, ein MEMS-Antriebsmechanismus an Stelle eines mechanischen Antriebsmechanismus verwendet werden. Das Seitenblick-ECOM 316 ist aufgebaut, um durch den interessierenden Gewebebereich 306 hindurch zu scannen, wobei die Tiefe von den Grenzen 320 festgelegt wird und die Winkelweite von den Grenzen 322 festgelegt wird. Zusätzlich kann ein optisches Fenster 324 für das Seitenblick-ECOM 316 (siehe 15) vorgesehen sein.
  • Der Vorwärtsblick-Weißlichtkanal 312 wird mit einer Geschwindigkeit von 30 Einzelbildern/Sekunde aktualisiert. Die von dem Seitenblick-ECOM 316 erhaltenen Querschnittsbilder werden mit 4,4 Einzelbildern/Sekunde aktualisiert. Alle Bildgebungskanäle werden gleichzeitig gezeigt. Die Bilder, welche von dem GI-Endoskop 300 erzeugt werden können, sind in den 16 und 17 dargestellt. 16 zeigt ein simuliertes Bild eines menschlichen Colonepithels, welches die erwartete räumliche Auflösung beinhaltet, die mit dem Seitenblick-ECOM 316 erreichbar sein kann. Die 17a und 17b sind ein Vergleich mikroskopischer Bildgebung mit in vivo-OCT-Bildgebung. 17a weist zwei Tafeln auf, von denen jede ein Mikroskopiebild von Schweißkanälen in der menschlichen Haut zeigt. 17b weist drei Tafeln auf, von denen jede ein in vivo-OCT-Bild von Schweißkanälen in der menschlichen Haut zeigt. Die in vivo-OCT-Bilder wurden mit einer Lichtquelle erzeugt, die mit einer Wellenlänge von 1.300 nm funktionierte.
  • Typische Handhabungen oder eine Verwendung des GI-Endoskops 300 durch einen Endoskopiker werden die folgenden Schritte beinhalten:
    • a) Im Anschluß an die Schritte eines allgemeinen Endoskopie-Vorgangs wird das GI-Endoskop 300 gelenkt von dem herkömmlichen Vorwärtsblick-Weißlichtkanal 312 eingesetzt. Diese Handhabung sollte sich nicht von der gegenwärtig erhältlicher GI-Endoskope unterscheiden.
    • b) Wenn der Endoskopiker/die Endoskopikerin mikroskopische Untersuchungen durchführen muß, drückt er/sie zuerst das GI-Endoskop 300 in Kontakt mit der Wand des Lumens, wie in 13 gezeigt. Die optischen Eigenschaften sind derart gestaltet, daß, wenn sich das GI-Endoskop 300 in Kontakt mit dem Gewebe befindet, der korrekte Arbeitsabstand des gesamten optischen Systems erhalten wird. Obgleich sich das GI-Endoskop 300 in Kontakt mit der Wand befindet, gilt dies nicht für den mikroskopisch untersuchten Teil des Gewebes, wie in 15 dargestellt. Daher werden die Oberflächenmerkmale des Gewebes nicht durch Kontaktdruck entstellt. Dies bedeutet jedoch nicht, daß das GI-Endoskop 300 nur in einem Kontaktmodus funktionieren kann. Tatsächlich kann das GI-Endoskop 300 in einem Nicht-Kontaktmodus funktionieren, sofern Bilder gebildet werden, was davon abhängt, ob der zuvor beschriebene dynamische Auslöse-Algorithmus eine Luft-Gewebe-Grenzfläche gefunden hat. Wenn die Luft-Gewebe-Grenzfläche innerhalb der Arbeitsabstands des Systems liegt, dann sollte die Grenzfläche spezifisch sein und leicht detektiert werden, da die Grenzfläche deutliche Peaks in dem detektierten Lichtmuster erzeugt, wie zuvor bei dem "flexiblen Auslöse"-Verfahren beschrieben.
    • c) Wenn der Endoskopiker eine dem in Schritt (b) abgebildeten Bereich benachbarte Region untersuchen muß, dann kann der Endoskopiker das GI-Endoskop 300 drehen und das Sichtfeld an eine neue Stelle drehen.
  • Die besten gegenwärtig zur Visualisierung des Magen-Darm-(GI-)Traktes eingesetzten Verfahren schließen endoskopischen Sonographie (EUS) und Vergrößerungsendoskopie (ME) ein. Die Auflösung von Hochfrequenz-EUS, ungefähr 70 bis 100 mm, ist unzureichend für die Identifikation vieler Bedingungen, welche die Mikrostruktur von Gewebe stören, insbesondere leichter pathologischer Veränderungen, welche innerhalb der Oberflächenschichten des GI-Traktes (Mucosa und Submucosa) auftreten. Die ME, mit einer bis zu 170-fachen Vergrößerung, liefert ausgezeichnete Bilder feiner Schleimhaut-Oberflächenmuster, jedoch können Strukturen unter der Oberfläche und Verletzungsstufen nicht bestimmt werden. Dementsprechend bleiben Gewebe-Biopsie und Histologie gegenwärtig der Versorgungs-Standard zum Detektieren den GI-Trakt betreffender mikroskopischer Krankheiten.
  • Das hier offenbarte Seitenblick-ECOM 316 kann 2 mm tiefe Echtzeit-Querschnittsbilder der GI-Wand mit einer Auflösung von 5 μm sowohl in axialen als auch in quergerichteten (seitlichen) Dimensionen erreichen. Zur Information sei gesagt, daß gastrointestinale Epithelzellen eine durchschnittliche Größe von 7 bis 10 μm aufweisen, welche sich weiter erhöht, wenn dysplastische oder neoplastische Transformationen auftreten. Beim GI-Trakt ist eine Sichtweite von 2 mm dennoch ausreichend, um in der Schleimhaut ansässige Krankheiten sowie jedwedes neoplastische Eindringen in die darunter liegende Submucosa zu erfassen, was wichtig für prognostische und therapeutische Zwecke ist. Die Bildauflösung des Seitenblick-ECOM 316 kann der Betrachtung eines Histologie-Objektträgers ohne Flecken unter einem 100X (Gesamtvergrößerung)-Mikroskop entsprechen. Dementsprechend können viele wichtige Dinge wie Dysplasie (neoplastische Zellveränderungen) oder neoplastische Schädigung von Strukturen wie der Lamina propria mucosae [Bindegewebeschicht unter der Schleimhaut] oder der Lamina muscularis mucosae [Schicht glatter Muskelzellen in der Schleimhaut] mit dem Seitenblick-ECOM 316 erkennbar sein.
  • Die vorliegende Erfindung kann die in situ-Diagnose verschiedener mikroskopischer Schleimhautpathologien und Verletzungsstufen zulassen. Im wesentlichen kann dieses "optische Biopsie"-Verfahren das Standard-Biopsie- und -Histologie-Verfahren ersetzen oder zumindest leiten. Dies kann sich in der Reduzierung unnötiger Biopsie-Proben und Gewebeverarbeitung äußern, was das Risiko für die Patienten verringert und die Abtastrate und den diagnostischen Nutzen erhöht, wodurch eine sofortige diagnostische Rückmeldung sowohl für den Arzt als auch für den Patienten und Zielbiopsien (welche in einigen Fällen selbst zu einer therapeutischen Handlung werden können) geschaffen werden. Auf präneoplastische GI-Zustände wie Barrett-Speiseröhre, chronische geschwürige Proktokolitis, frühe flache Adenome oder Herde abnormer Colon-Krypten, um einige zu nennen, kann das Seitenblick-ECOM 316 angewendet werden. Gegenwärtig sind die Detektion und Überwachung neoplastischer Progression im Rahmen dieser Zustände aufgrund ihres mikroskopischen Charakters suboptimal.
  • Zweitens kann das Seitenblick-ECOM 316 als funktionales Bildgebungssystem dienen, welches die Überwachung neoplastischer und nicht neoplastischer Gewebeveränderungen im Zeitablauf erlaubt. Beispielsweise kann die Heilung der Struktur von Dünndarmzotten und die Reduzierung der Entzündungszellen von dem Seitenblick-ECOM 316 bei verschiedenen Malabsorptionsstörungen des Darms wie glutenempfindlicher Enteropathie, tropischer Sprue und Darminfestation überwacht werden. Die natürliche Geschichte vieler Schleimhautkrankheiten auf mikroskopischer Ebene kann auch auf minimal invasive Art und Weise beurteilt werden. Die Fähigkeit zur Überwachung in vivo auftretender struktureller Zellveränderungen im Zeitablauf kann wichtige physiologische Informationen über die Zellfunktion und Einblick in pathologische Zelltransformationen liefern.
  • Drittens kann das Seitenblick-ECOM 316 bei der Überwachung von Gewebe nach der Therapie verwendet werden. Die in vivo-mikroskopische Auswertung chirurgischer Resektionsränder oder Behandlungsränder während der posttherapeutischen Überwachung von Krebsresektion oder die Bewertung der Angemessenheit photodynamischer Therapie präneoplastischer Schleimhautzustände sind nur einige Beispiele.
  • Anwendungen bei anderen medizinischen Fachrichtungen können auch möglich sein. Es sollte den hier betroffenen Fachleuten klar sein, daß die hier offenbarte Mehrkanal-OCT-Vorrichtung in einer großen Anzahl medizinischer Fachrichtungen wie Dermatologie, Hämatologie, (medizinische und Bestrahlungs-)Onkologie, Ophthalmologie, Urologie, Chirurgie, Respirologie und Gastroenterologie Anwendung finden kann.
  • Das hier offenbarte Mehrkanal-OCT-System kann verändert werden, um die Systemleistung weiter zu verbessern. Beispielsweise wäre eine Modifikation, welche vorgenommen werden könnte, der Einsatz codierter Übertragung für die optische Strahlung, welche von den optischen Strahlen abgestrahlt wird. Dieses Verfahren kann die Bildauflösung durch Erhöhen des SNR [Signal-zu-Rausch-Verhältnis] der optischen Strahlung des Interferenzmusters, welches in unter schlechtem SNR [Signal-zu-Rausch-Verhältnis] leidenden Kanälen erhalten wird, vergrößern.
  • Es sollte klar sein, daß verschiedene Modifikationen an den hier beschriebenen und dargestellten Ausführungsformen vorgenommen werden können, ohne sich von der vorliegenden Erfindung zu entfernen, deren Bereich in den beigefügten Ansprüchen definiert ist. Beispielsweise können in jeder der hier offenbarten schematischen Darstellungen auch andere optische Koppler an Stelle der 3 dB-Koppler verwendet werden.

Claims (32)

  1. Vorrichtung zur optischen Untersuchung einer Probe (S, 65), wobei die Vorrichtung Folgendes umfaßt: ein optisches Quellenmittel zum Bereitstellen einer Mehrzahl von getrennten optischen Strahlenquellen; einen ersten optischen Weg (20), der sich von dem optischen Quellenmittel aus erstreckt; ein Fokussiermittel (14) in dem ersten optischen Weg (20) zur Fokussierung der optischen Strahlung von den optischen Strahlenquellen auf eine Mehrzahl von entsprechenden Brennpunkten (21a, 21b, 22a, 22b, 23a, 23b), die sich auf einer Oberfläche (18) innerhalb des ersten optischen Weges (20) befinden, um eine im wesentlichen kontinuierliche Abdeckung eines ausgewählten Bereiches des ersten optischen Weges (20) zu schaffen, wodurch während der Benutzung eine Probe (S, 65) wenigstens teilweise innerhalb des ausgewählten Bereiches angeordnet sein kann, wodurch ein gleichzeitiges Scannen einer Mehrzahl von Punkten innerhalb der Probe (S, 65) erlaubt wird, dadurch gekennzeichnet, daß das optische Quellenmittel ein optisches Kopplungsmittel umfaßt, das eine Mehrzahl von Lichtleitfasern (10) oder eine Mehrzahl von optischen Wellenleiter-Wafern aufweist, wobei Enden der Mehrzahl von Lichtleitfasern (10) oder der Mehrzahl von optischen Wellenleiter-Wafern relativ zueinander entlang des ersten optischen Weges (20) abgestuft sind und wobei optische Strahlung von jeder Lichtleitfaser (10) oder jedem optischen Wellenleiter-Wafer auf einen anderen Brennpunkt (21a, 21b, 22a, 22b, 23a, 23b) auf der Oberfläche (18) des ersten optischen Weges (20) fokussiert wird.
  2. Vorrichtung nach Anspruch 1, bei der das optische Quellenmittel ferner eine primäre optische Quelle umfaßt und wobei das optische Kopplungsmittel die primäre optische Quelle mit den optischen Strahlenquellen verbindet.
  3. Vorrichtung nach Anspruch 1, bei der das optische Quellenmittel ferner eine Mehrzahl von optischen Quellen (50) umfaßt und wobei das optische Kopplungsmittel die Mehrzahl von optischen Quellen (50) mit den optischen Strahlenquellen verbindet und ferner eine Mehrzahl von optischen Kopplern (54) aufweist, die dazu geeignet sind, die Intensität der optischen Strahlung einzustellen, die von jeder der Mehrzahl der Lichtleitfasern (10) oder von jedem der Mehrzahl von optischen Wellenleiter-Wafern bereitgestellt wird, um ein tiefes oder ein flaches Scannen zu erleichtern.
  4. Vorrichtung nach Anspruch 1, 2 oder 3, die einen drehbaren Spiegel (16) in dem ersten optischen Weg (20) aufweist, um Strahlung von den optischen Strahlenquellen abzulenken, um eine Drehbewegung der Oberfläche (18) zu erlauben.
  5. Vorrichtung nach Anspruch 1, 2, oder 3, die einen Spiegel (16) in dem ersten optischen Weg (20) aufweist und wobei das optische Quellenmittel, das Fokussiermittel (14) und der Spiegel (16) in Kombination linear verschoben sein können, um eine lineare Bewegung der Oberfläche (18) zu erlauben.
  6. Vorrichtung nach Anspruch 1, 2 oder 3, die einen drehbaren Spiegel (16) in dem ersten optischen Weg (20) aufweist und wobei das optische Quellenmittel, das Fokussiermittel (14) und der drehbare Spiegel (16) in Kombination linear verschoben werden können, um eine Schraubenbewegung der Oberfläche (18) zu erlauben.
  7. Vorrichtung nach Anspruch 4, 5 oder 6, bei der die Oberfläche (18) eine komplexe Oberfläche ist.
  8. Vorrichtung nach Anspruch 4, 5 oder 6, bei der der Spiegel (16) eine Oberfläche eines Prismas ist.
  9. Vorrichtung nach Anspruch 4 oder 6, die ein mikrobearbeitetes elektromechanisches System aufweist, das mit dem Spiegel (16) gekoppelt ist, um den Spiegel (16) zu drehen.
  10. Vorrichtung nach Anspruch 5 oder 6, mit einem mikrobearbeiteten elektromechanischen System, um das optische Quellenmittel, das Fokussiermittel (14) und den Spiegel (16) linear zu verschieben.
  11. Vorrichtung nach Anspruch 2 oder 4, die ferner eine Mehrzahl von optischen Kopplern (54) zwischen der primären optischen Quelle (50) und den Lichtleitfasern (10), einen optischen Verzögerungsgenerator (64), der mit den optischen Kopplern (54) gekoppelt ist, und ein Detektormittel (58) aufweist, das mit den optischen Kopplern (54) gekoppelt ist, wobei die optischen Koppler (54) einen Teil der Strahlung von der primären optischen Quelle (50) entlang des ersten optischen Weges (20) übertragen und einen Teil der Strahlung von der primären optischen Quelle (50) zu dem optischen Verzögerungsgenerator (64) übertragen, wobei der optische Verzögerungsgenerator (64) einen zweiten optischen Weg bereitstellt und wobei zwischen der entlang des ersten (20) und des zweiten optischen Weges zu den optischen Kopplern (54) zurückgeführten Strahlung ein Interferenzeffekt auftritt und wobei die optischen Koppler (54) die entlang des ersten (20) und des zweiten optischen Weges zurückgeführte Strahlung zu dem Detektormittel (58) übertragen.
  12. Vorrichtung nach Anspruch 11, die ferner eine Mehrzahl von primären optischen Quellen (50) und eine Mehrzahl von Baum-Kopplern (52) aufweist, wobei jeder Baum-Koppler (52) einer primären optischen Quelle (50) zugeordnet ist und der eine primäre optische Quelle (50) mit wenigstens einem der optischen Koppler (54) koppelt.
  13. Vorrichtung nach Anspruch 12, die eine Mehrzahl von optischen Zirkulatoren aufweist, die zwischen den optischen Kopplern (54) und den Detektoren (58) angeordnet sind, um wiedergewonnene optische Strahlung für die Detektoren (58) bereitzustellen.
  14. Vorrichtung nach Anspruch 11, bei der eine Mehrzahl von Lichtleitfasern die optischen Koppler (54) mit dem optischen Verzögerungsgenerator (64) koppeln, wobei der optische Verzögerungsgenerator (64) ein Gitter und einen Scanner-Spiegel hat, wobei der Scanner-Spiegel eine Achse aufweist und wobei das Gitter optische Strahlung von jeder Lichtleitfaser in spektrale Komponenten aufteilt, die auf dem Scanner-Spiegel linear orientiert sind, wobei der Mittelpunkt der spektralen Komponenten von der Achse des Scanner-Spiegels um einen Abstand (xd) versetzt ist, um die spektralen Komponenten phasenzumodulieren.
  15. Vorrichtung nach Anspruch 11, die eine erste Mehrzahl von Lichtleitfasern zum Koppeln jedes optischen Kopplers (54) mit einem Phasenmodulator und eine zweite Mehrzahl von Lichtleitfasern zum Koppeln jedes Phasenmodulators mit dem optischen Verzögerungsgenerator (64) aufweist, wobei der optische Verzögerungsgenerator (64) ein Gitter und einen Scanner-Spiegel aufweist, wobei der Scanner-Spiegel eine Achse aufweist, wobei der Phasenmodulator die optische Strahlung für jede Lichtleitfaser phasenmoduliert und das Gitter die phasenmodulierte optische Strahlung in spektrale Komponenten aufteilt, die auf dem Scanner-Spiegel linear orientiert sind, wobei der Mittelpunkt der spektralen Komponenten auf der Achse des Scanner-Spiegels zentriert ist und wobei die spektralen Komponenten von jeder Lichtleitfaser von den spektralen Komponenten der optischen Strahlung von den anderen Lichtleitfasern beabstandet sind.
  16. Vorrichtung nach Anspruch 11, die eine Mehrzahl von Lichtleitfasern aufweist, die jeden optischen Koppler (54) mit einem Baum-Koppler (52) koppeln, um optische Strahlung von jeder der Lichtleitfasern in eine erste Lichtleitfaser zu kombinieren, wobei die erste Lichtleitfaser mit einem Phasenmodulator verbunden ist, um die kombinierte optische Strahlung phasenzumodulieren, und wobei die Vorrichtung eine zweite Lichtleitfaser aufweist, um den Phasenmodulator und den optischen Verzögerungsgenerator (64) zu koppeln.
  17. Vorrichtung nach Anspruch 4, 5 oder 6, bei der die Vorrichtung als ein Endoskop für die innere Untersuchung eines Körpers ausgebildet ist, wobei der erste optische Weg (20), das Fokussiermittel (14) und der Spiegel (16) in dem Endoskop vorgesehen sind, und wobei das Endoskop wenigstens eines von Folgendem einschließt: wenigstens einen Kanal für Beleuchtung mit weißem Licht; einen Kanal zur Vorwärtsbetrachtung mit Weißlicht- Endoskop; einen Kanal für entweder eine Luftdüse oder eine Wasserdüse und einen Saugkanal/Biopsiekanal.
  18. Vorrichtung nach Anspruch 17, bei der das Endoskop zur Durchführung von radialem, geradlinigem oder schraubenförmigem Scannen ausgebildet ist.
  19. Vorrichtung nach Anspruch 18, bei der das Endoskop ferner ein mikrobearbeitetes elektro-mechanisches System als einen Antriebsmechanismus aufweist.
  20. Verfahren zur optischen Untersuchung einer Probe (S, 65), wobei das Verfahren Folgendes umfaßt: (a) Bereitstellen von Strahlung aus einer Mehrzahl von separaten optischen Strahlenquellen entlang eines ersten optischen Weges (20); (b) Bereitstellen eines Fokussiermittels (14) in dem ersten optischen Weg (20); (c) Fokussieren der optischen Strahlung von den optischen Quellen auf eine Mehrzahl von entsprechenden Brennpunkten (21a, 21b, 22a, 22b, 23a, 23b) entlang einer Oberfläche (18) innerhalb des ersten optischen Weges (20), um eine im Wesentlichen kontinuierliche Abdeckung eines ausgewählten Bereiches des ersten optischen Weges (20) zu liefern; und (d) Bereitstellen einer Probe (S, 65), die wenigstens teilweise innerhalb des ersten optischen Weges (20) liegt, und (e) gleichzeitiges Scannen einer Mehrzahl von Punkten innerhalb der Probe (S, 65), dadurch gekennzeichnet, daß das Verfahren ferner Folgendes umfaßt: Bereitstellen eines optischen Kopplungsmittels für die Mehrzahl von separaten optischen Strahlenquellen, wobei die optischen Kopplungsmittel entweder eine Mehrzahl von Lichtleitfasern (10) oder eine Mehrzahl von optischen Wellenleiter-Wafern aufweisen, wobei das Verfahren ferner das Abstufen der Enden der Mehrzahl von Lichtleitfasern (10) oder der Mehrzahl der optischen Wellenleiter-Wafer in Bezug auf einander in einer gemeinsamen Ebene entlang des ersten optischen Weges (20) umfaßt, um optische Strahlung von jeder Lichtleitfaser (10) oder von jedem optischen Wellenleiter-Wafer durch eine gemeinsame Linse (14) auf einen unterschiedlichen Brennpunkt (21a, 21b, 22a, 22b, 23a, 23b) auf der Oberfläche (18) des ersten optischen Weges (20) zu fokussieren.
  21. Verfahren nach Anspruch 20, das das Bereitstellen von Strahlung von einer primären optischen Quelle und das Übertragen der Strahlung entlang der Mehrzahl von Lichtleitfasern (10) oder der Mehrzahl von optischen Wellenleiter-Wafern zu der Mehrzahl von getrennten optischen Strahlenquellen aufweist.
  22. Verfahren nach Anspruch 20, bei dem das Verfahren ferner das Bereitstellen einer Mehrzahl von optischen Quellen (50) einschließt, das Verbinden der Mehrzahl von optischen Quellen (50) mit den optischen Strahlenquellen und das Verwenden einer Mehrzahl von optischen Kopplern (54), um die Intensität der optischen Strahlung einzustellen, die von jeder der Mehrzahl von Lichtleitfasern (10) oder von jedem der Mehrzahl von optischen Wellenleiter-Wafern geliefert wird, um ein tiefes oder ein flaches Scannen zu erleichtern.
  23. Vorrichtung nach irgendeinem der Ansprüche 20 bis 22, das Folgendes einschließt: (a) Bereitstellen eines drehbaren Spiegels (16) in dem ersten optischen Weg (20); (b) Ablenken des ersten optischen Weges (20); (c) Bewirken, daß die Mehrzahl von Brennpunkten (21a, 21b, 22a, 22b, 23a, 23b) auf einer Oberfläche (18) liegt; (d) Durchführen eines axialen Scans; (e) Drehen des Spiegels (16), um die Oberfläche (18) zu bewegen, und (f) Wiederholen des Schrittes (d) wenigstens zweimal und Durchführen des Schrittes (e) zwischen jeder Wiederholung.
  24. Verfahren nach irgendeinem der Ansprüche 20 bis 22, das Folgendes aufweist: (a) Bereitstellen eines Spiegels (16) in dem ersten optischen Weg (20); (b) Ablenken des ersten optischen Weges (20); (c) Bewirken, daß die Mehrzahl von Brennpunkten (21a, 21b, 22a, 22b, 23a, 23b) auf einer Oberfläche (18) liegt; (d) Durchführen eines axialen Scans; (e) lineares Verschieben des Fokussiermittels (14), der Mehrzahl von optischen Strahlenquellen und des Spiegels (16) in Kombination, um die Oberfläche (18) zu bewegen; und (f) Wiederholen des Schrittes (d) wenigstens zweimal und Durchführen des Schrittes (e) zwischen jeder Wiederholung.
  25. Verfahren nach irgendeinem der Ansprüche 20 bis 22, das Folgendes einschließt: (a) Bereitstellen eines Spiegels (16) in dem ersten optischen Weg (18); (b) Ablenken des ersten optischen Weges (20); (c) Bewirken, daß die Mehrzahl von Brennpunkten (21a, 21b, 22a, 22b, 23a, 23b) auf einer Oberfläche (18) liegt; (d) Durchführen eines axialen Scans; (e) gleichzeitiges Drehen des Spiegels (16) und lineares Verschieben des Fokussiermittels (14), der Mehrzahl von optischen Strahlenquellen und des Spiegels (16) in Kombination, um die Oberfläche (18) zu bewegen, und (f) Wiederholen des Schrittes (d) wenigstens zweimal und Durchführen des Schrittes (e) zwischen jeder Wiederholung.
  26. Verfahren nach Anspruch 23, 24 oder 25, das das Bereitstellen einer Oberfläche eines Prismas als Spiegel (16) einschließt.
  27. Verfahren nach irgendeinem der Ansprüche 23, 24 oder 25, soweit abhängig von Anspruch 21, das das Bereitstellen von Strahlung von der primären optischen Quelle (50) durch eine Mehrzahl von Kopplern (54) für die Lichtleitfasern (10) einschließt, das Bereitstellen eines optischen Verzögerungsgenerators (64), der mit den optischen Kopplern (54) gekoppelt ist, und das Bereitstellen eines zweiten optischen Weges, der es erlaubt, daß Strahlung entlang des ersten (20) und des zweiten optischen Weges zu den Kopplern (54) zurückübertragen wird, um Interferenz zu erzeugen und um Strahlung, die von dem ersten (20) und dem zweiten optischen Weg an den optischen Kopplern (54) erhalten wird, an ein Detektionsmittel (58) zu übertragen, um das Interferenzmuster zu detektieren.
  28. Verfahren nach Anspruch 27, das das Bereitstellen einer Mehrzahl von primären optischen Quellen (50) und für jede primäre optische Quelle (50) einen zugeordneten Baum-Koppler (52) und das Koppeln jeder primären optischen Quelle (50) über den entsprechenden Baum-Koppler (52) mit jedem der optischen Koppler (54) umfaßt.
  29. Verfahren nach Anspruch 27, das das Bereitstellen eines optischen Zirkulator-Mittels zwischen den optischen Kopplern (54) und dem Detektionsmittel (58) einschließt, um wiedererhaltene optische Strahlung an das Detektionsmittel (58) zu liefern.
  30. Verfahren nach Anspruch 28, bei dem die primären optischen Quellen (50), die Baum-Koppler (52) und die optischen Koppler (54) als ein Endoskop konfiguriert sind, das dazu geeignet ist, einen internen Hohlraum des Körpers zu untersuchen, wozu wenigstens eines von Folgendem gehört: wenigstens ein Kanal für Beleuchtung mit weißem Licht, ein Kanal zur Vorwärtsbetrachtung mit einem Weißlichtendoskop, ein Saugkanal/Biopsiekanal und ein Kanal entweder für eineLuftdüse oder für eine Wasserdüse.
  31. Verfahren nach Anspruch 25, 26 oder 27, bei dem es eine Veränderung im Brechungsindex zwischen einem Medium, das die optischen Strahlenquellen enthält, und der Probe (S, 65) gibt, und für jeden Brennpunkt eine Abstandsfehlabstimmung infolge der Veränderung des Brechungsindex zwischen der Kohärenzschranke jeder optischen Strahlenquelle und dem Brennpunkt in der Probe (S, 65) gemäß der folgenden Schritte erhalten wird: (a) Scannen der optischen Strahlung von der Mehrzahl von optischen Strahlenquellen in dem ersten optischen Weg (20), derart, daß die Brennpunkte (21a, 21b, 22a, 22b, 23a, 23b) der optischen Strahlenquellen entlang eines Weges ausgerichtet sind, der sich von dem Medium, das die optischen Strahlenquellen enthält, zu der Probe (S, 65) erstreckt; (b) Detektieren der reflektierten optischen Strahlung für jeden Brennpunkt (21a, 21b, 22a, 22b, 23a, 23b) und (c) Feststellen des Brennpunktes (21a, 21b, 22a, 22b, 23a, 23b), für den es eine große Veränderung der reflektierten optischen Strahlung gibt im Vergleich zu benachbarten Brennpunkten (21a, 21b, 22a, 22b, 23a, 23b), wodurch der in Schritt (c) festgestellte Brennpunkt (21a, 21b, 22a, 22b, 23a, 23b) die Lage der Grenzfläche zwischen der Probe (S, 65) und dem Medium anzeigt, das die optischen Strahlenquellen enthält.
  32. Verfahren nach Anspruch 31, bei dem das Verfahren ferner die Schritte Wiederholen der Schritte (a) bis (c) für jeden axialen Scan umfaßt, um eine gute Raumauflösung für die ausgewählte Scan-Zone zu erhalten.
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