DE10393931T5

DE10393931T5 - Verbesserung der Faseroptischen Messtechnik unter Verwendung einer Doppelkernfaser

Info

Publication number: DE10393931T5
Application number: DE10393931T
Authority: DE
Inventors: Yong Jing Ann Abor Ye; Theodore Dexter Norris; James R. Ann Abor Baker; Thomas Dexter Thommey; Mon Ann Abor Myaing
Original assignee: University of Michigan
Current assignee: University of Michigan
Priority date: 2002-12-18
Filing date: 2003-12-18
Publication date: 2005-11-03
Also published as: JP2006510906A; US20040131322A1; US7236673B2; US7046888B2; US20060171647A1; AU2003301147A1

Abstract

Optische Faser zur Verwendung bei der faseroptischen Messung einer Testprobe, wobei die optische Faser mit einem Laser verbindbar ist, der gepulste Laserenergie ausgibt, wobei die optische Faser umfasst:
einen ersten Kern, und
einen zweiten Kern, der im Allgemeinen koaxial in dem ersten Kern angeordnet ist, wobei der zweite Kern kleiner als der erste Kern bemessen ist und in der Lage ist, die gepulste Laserenergie von dem Laser für eine nichtlineare optische Erregung der Testprobe aufzunehmen.

Description

ERKLÄRUNG ZUR REGIERUNGSUNTERSTÜTZUNG
Diese Erfindung wurde mit Unterstützung der Regierung durch Stipendium-Nr. NOI-CO-97111, das von dem National Cancer Institute and National Institute of Health gewährt wurde, getätigt. Die Regierung besitzt gewisse Rechte an dieser Erfindung.
QUERVERWEIS AUF VERWANDTE ANMELDUNGEN
Diese Erfindung beansprucht den Nutzen der U.S. Provisional Application Nr. 60/434,604, die am 18. Dezember 2002 eingereicht wurde. Der Offenbarungsgehalt der obigen Anmeldung ist hierin durch Bezugnahme vollständig mit eingeschlossen.
GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft faseroptisches Messen und im Besonderen eine Doppelkernfaser für einen verbesserten Nachweiswirkungsgrad in Bezug auf herkömmliche Einmoden- und Mehrmodenfasern.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Wie es Fachleuten bekannt ist, hat sich die Messtechnik auf der Basis optischer Fasern schnell entwickelt und wird in letzter Zeit weitläufig bei biologischen und biomedizinischen Untersuchungen verwendet. Viele dieser Untersuchungen wenden herkömmliche Messtechniken mit Ein-Photonen-Fluoreszenz (OPF von one-photon fluorecence) an. Jedoch gibt es eine Anzahl allgemein bekannter Vorteile in der Verwendung von Mehrphotonenfluoreszenz, die eine Messtechnik mit zwei Zwei-Photonen-Fluorezenz (TPF von two-photon fluorescence) umfassen. Das kleine nichtlineare Erregungsvolumen in der engen Nähe der Faserspitze ermöglicht einen lokalen Nachweis an einer besonderen Stelle. Die Verwendung von Licht in nahem Infrarot erlaubt eine Minimierung von Fotoschäden an lebenden Zellen und Arzneimitteln im Gegensatz zu einer Erregung durch energetische UV-Photonen. Der große Abstand der Wellenlänge zwischen Zwei-Photonen-Erregung und Fluoreszenzemission erleichtert die Beseitigung der Detektion von Hintergrundrauschen. Schließlich kann eine einzelne Laserquelle verwendet werden, um eine breite Vielfalt von Fluorophoren zu erzeugen. Zwei-Photonen-Erregung tritt aufgrund der gleichzeitigen Absorption von zwei einfallenden Photonen von einem Molekül auf. Diese Erregung bewirkt, dass ein Elektron im Grundzustand in einen erregten Zustand des Fluorophors übergeht. Da für jeden Übergang zwei Photonen erforderlich sind, hängt die Erregungswahrscheinlichkeit vom Quadrat der momentan einfallenden Strahlungsintensität ab. Somit wird gewöhnlich ein ultrakurz gepulster Laserstrahl für eine wirksame Erregung benötigt.
Die jüngste Einführung von optischen Fasern und faseroptischen Bauelementen in herkömmliche bildgebende Systeme hat zusätzliche Vorteile ergeben. Beispielsweise kann ein Erregungslaserstrahl tief in eine anvisierte biologische Probe über eine optische Faser abgegeben werden, der sonst durch biologisches Gewebe gestreut und absorbiert werden würde. Zusätzlich können unter Verwendung optischer Fasern massive Optiken und Laserquellen fern von der zu testenden Probe angeordnet werden.
Jedoch führt die Verwendung von herkömmlichen optischen Fasern aufgrund ihrer physikalischen Begrenzungen zu einer Anzahl von Nachteilen. Im Allgemeinen gibt es einen Ausgleich zwischen optimaler Erregung und optimaler Sammlung bei Verwendung einer Einmodenfaser gegenüber einer Mehrmodenfaser. Das heißt Einmodenfasern erzeugen eine höhere Laserspitzenintensität an der Austrittsspitze der optischen Faser im Vergleich mit Mehrmodenfasern. Diese höhere Laserspitzenintensität erhöht die nichtlineare optische Erregungsrate. Jedoch weist die niedrigere numerische Apertur von Einmodenfasern darauf hin, dass Mehrmodenfasern einen überlegenen Sammlungswirkungsgrad von optischen Signalen, wie etwa Fluoreszenz, aufweisen.
Dementsprechend gibt es auf dem relevanten Gebiet einen Bedarf, eine optische Faser zur Verwendung mit der Messtechnik mit Mehr-Photonen-Fluoreszenz bereitzustellen, die in der Lage ist, eine höhere Laserspitzenintensität an der Austrittsspitze zu liefern, ohne einen Kompromiss mit dem Fluoreszenzsammlungswirkungsgrad einzugeben. Zusätzlich gibt es einen Bedarf, eine optische Doppelkernfaser zur Ver wendung mit Zwei-Photonen-Fluoreszenzmessungen bereitzustellen, die in der Lage ist, die Nachteile aus dem Stand der Technik zu überwinden.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung wird eine optische Faser mit einem vorteilhaften Aufbau und ein Verfahren zum faseroptischen Messen bereitgestellt. Die optische Faser umfasst einen ersten Kern und einen zweiten Kern. Der zweite Kern ist im Allgemeinen koaxial in dem ersten Kern angeordnet und kleiner als der erste Kern bemessen. Der zweite Kern ist in der Lage, gepulste Laserenergie von dem Laser für eine nichtlineare optische Erregung der Testprobe zu liefern. Nichtlineare optische Rückkopplungssignale können dann in sowohl dem ersten Kern als auch dem zweiten Kern für einen verbesserten Nachweiswirkungsgrad in Bezug auf herkömmliche Einmoden- und Mehrmoden-Fasern gesammelt werden.
Weitere Anwendungsgebiete der vorliegenden Erfindung werden aus der nachstehend angegebenen ausführlichen Beschreibung deutlich werden. Es ist einzusehen, dass die ausführliche Beschreibung und die besonderen Beispiele, obgleich sie die bevorzugte Ausführungsform der Erfindung angeben, lediglich zu Darstellungszwecken dienen und den Schutzumfang der Erfindung nicht einschränken sollen.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die vorliegende Erfindung wird aus der detaillierten Beschreibung und den begleitenden Zeichnungen umfassender verstanden werden, wobei:
1 eine Querschnittsansicht ist, die eine optische Doppelkernfaser gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung veranschaulicht;
2 eine Stirnansicht ist, die die optische Doppelkernfaser veranschaulicht;
3 ein Graph ist, der das berechnete Ergebnis eines Zwei-Photonen-Fluoreszenz-Nachweiswirkungsgradvergleichs zwischen einer Einmodenfasern und einer Stufen-Index-Mehrmodenfaser zeigt;
4 ein Graph ist, der experimentelle Ergebnisse eines Zwei-Photonen-Fluoreszenz-Nachweiswirkungsgrads unter Verwendung von Ein- und Mehrmodenfasern veranschaulicht;
5 ein Graph ist, der das berechnete Ergebnis eines Verbesserungsfaktors für ein Zwei-Photonen-Fluoreszenzsignal veranschaulicht, das mit der optischen Doppelkernfaser detektiert wird;
6a ein Graph ist, der Zwei-Photonen-Fluoreszenzleistung als Funktion der Konzentrationen von G5-FI und G5-FI-FA veranschaulicht;
6b ein Graph ist, der eine Dosis-Antwort-Kurve für das Binden von G5-FI und G5-FI-FA an KB-Zellen veranschaulicht;
7 ein SEM einer photonischen Doppelkern-Kristallfaser gemäß der vorliegenden Erfindung ist; und
8 ein Graph ist, der Zwei-Photonen-Fluoreszenz unter Verwendung einer photonischen Doppelkern-Kristallfaser und einer Einmodenfaser darstellt.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Die folgende Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform ist lediglich beispielhafter Natur und soll die Erfindung, ihre Anwendung oder ihren Nutzen in keinster Weise einschränken.
In den 1 und 2 ist eine optische Doppelkernfaser, die allgemein mit 10 angegeben ist, gemäß den Prinzipien der vorliegenden Erfindung zur Verwendung mit einem Zwei-Photonen-Fluoreszenznachweis vorgesehen, um eine Erregung und einen Nachweis eines Probestücks über eine einzige optische Faser bereitzustellen. Das heißt, die optische Doppelkernfaser 10 erlaubt die Optimierung von sowohl der Erregungsrate als auch des Sammlungswirkungsgrads in einer einzigen optischen Faser. Eine Laserquelle 12 ist wirksam mit der optischen Doppelkernfaser 10 über herkömmliche Mittel gekoppelt. Die Laserquelle 12 kann von irgendeiner herkömmlichen Konstruktion sein, wie etwa ein üblicher gepulster Laser. Ein Nachweissystem (nicht gezeigt) kann ein Spektrometer und einen Photonenzähler umfassen. Anhand eines nicht einschränkenden Beispiels war die hierin verwendete Laserquelle ein Ti:Saphir-Laser, der 80-fs-Impulse bei 830 nm mit einer 80-MHz-Wiederholungsrate liefert.
Weiterhin nach den 1 und 2 ist die optische Doppelkernfaser 10 derart angepasst, dass sie ultrakurze Laserimpulse von der Laserquelle 12 über einen inneren Kern 14 abgibt. Es ist festzustellen, dass eine derartige Abgabe von ultrakurzen Laserimpulsen, wie etwa ungefähr Femtosekundenimpulsen, über den inneren Kern 14 ähnlich ist wie bei optischen Einmodenfasern, was eine Einmodenausbreitung aufrechterhält, die zu einer hohen nichtlinearen optischen Erregungsrate führt. Jedoch umfasst die optische Doppelkernfaser 10 darüber hinaus einen äußeren Kern 16, der um den inneren Kern 14 in einer koaxialen Anordnung herum angeordnet ist, um Zwei-Photonen-Fluoreszenz aufzunehmen oder zu sammeln. Der äußere Kern 16 ist von einer Ummantelung 18 umgeben. Wie es der Name schon andeutet, weist der äußere Kern 16 einen größeren Radius B in Bezug auf den Radius A des inneren Kerns 14 auf (2). Darüber hinaus weist der äußere Kern 16 eine große numerische Apertur auf, die einen hohen Sammlungswirkungsgrad sicherstellt. Es ist gezeigt worden, dass die Gesamtnachweisempfindlichkeit der optischen Doppelkernfaser 10 wesentlich verbessert ist.
Um den Ausgleich zwischen numerischer Apertur (NA) und den Streuwirkungen bei der Bestimmung des Signalpegels zu würdigen, ist es notwendig, das Folgende zu betrachten. Im Allgemeinen ist die nachgewiesene Zwei-Photonen-Fluoreszenzleistung P_f gegeben durch
wobei η die Quantenausbeute von Fluorophoren ist, Φ(z) der Fluoreszenzsammlungswirkungsgrad ist, der durch die numerische Apertur (NA) der Faser bestimmt wird, I_out(z) = CP_L/[Rτ_outπW²(z)] die Laserspitzenintensität in einem Abstand von der Faserspitze ist, C die Faserkopplungseffizienz ist, P_L die durchschnittlich einfallende Laserleistung ist, R die Wiederholungsrate der Laserimpulse ist, τ_out die Erregungsimpulsdauer nach der Ausbreitung durch die Faser ist, und W(z) der Laserstrahlradius an einer Stelle z ist. Für eine herkömmliche Einzelkernfaser, ob Einmodenfaser oder Mehrmodenfaser, ist die analytische Lösung von Gleichung (1)
wobei n der Brechungsindex der Probe ist, λ die Laserwellenlänge ist und a der Radius des Fasernkerns ist.
In einer Einmodenfaser streckt die Materialstreuung den Impuls an dem Ausgang zu
wobei L die Faserlänge ist, τ_in die Dauer des einfallenden Impulses ist und L_D = τ_in ²/β₂ die Streuungslänge ist, wobei β₂ die Gruppengeschwindigkeitsstreuung darstellt.
Andererseits ist für eine Stufen-Index-Mehrmodenfaser die Mehrmodenverzerrung normalerweise viel größer als die Materialstreuung, die daher bei der nachfolgenden Berechnung vernachlässigt werden kann. Die verbreiterte Impulsdauer am Ausgangsende der Faser ist gegeben durch
Durch Substituieren von Gleichungen (3) und (4) in Gleichung (2) berechneten wir die relative Zwei-Photonen-Fluoreszenzleistung, die mit einer Einmodenfaser oder einer Stufen-Index-Mehrmodenfaser nachgewiesen wird. Wie es in 3 zu sehen ist, ist eine Einmodenfaser wirksamer als eine Stufen-Index-Mehrmodenfaser für den Zwei-Photonen-Fluoreszenznachweis. Der Grund dafür ist, dass der niedrigere Sammlungswirkungsgrad (numerische Apertur (NA)) der Einmodenfaser durch die hohe Spitzenleistung in der Probe mehr als ausgeglichen wird.
Dieses berechnete Ergebnis stimmt qualitativ mit den in 4 veranschaulichten experimentellen Ergebnissen überein, obwohl das berechnete Verhältnis der Intensität zwischen der Einmodenfaser und der Stufen-Index-Mehrmodenfaser eine Größenordnung größer ist als die des experimentellen Ergebnisses. Dieser Unterschied ist verständlich, da die berechnete Zwei-Photonen-Fluoreszenzintensität durch eine Mehrmodenfaser zu gering abgeschätzt wird, da Gleichung (4) annimmt, dass die Energie der Erregungsimpulse auf alle verfügbaren Moden gleich verteilt ist. 4 zeigt auch, dass eine Gradienten-Index-Mehrmodenfaser bei dem Zwei-Photonen-Fluoreszenznachweis infolge der kleineren modalen Streuung der Gradienten-Index-Fasern wirksamer ist als eine Stufen-Index-Mehrmodenfaser.
Um zu zeigen, dass die optische Doppelkernfaser 10 bei dem Zwei-Photonen-Fluoreszenznachweis im Vergleich mit einer herkömmlichen Einmodenfaser oder einer herkömmlichen Mehrmodenfaser am wirksamsten ist, ist es notwendig, das Folgende anzumerken. Für eine optische Doppelkernfaser 10, die einen inneren Kern 14 mit einem Radius a und einen äußeren Kern 16 mit einem Radius b aufweist, wird der Sammlungswirkungsgrad ϕ(z) durch die folgende Gleichung bestimmt:
wobei NA₂ die numerische Apertur des äußeren Kerns 16 ist. Durch Substituieren von Gleichung (5) in Gleichung (1) besitzen wir analytische Lösungen der Zwei-Photonen-Fluoreszenzleistung P_f ^D für eine Doppelkernfaser:
wenn λb > πa²,
und wenn λb < πa²
Dann wird das Verhältnis zwischen dem Zwei-Photonen-Fluoreszenzsignal, das durch eine Doppelkernfaser nachgewiesen wird, und das durch eine herkömmliche Einmodenfaser nachgewiesen wird, berechnet. Mit besonderem Bezug auf 5 ist zu sehen, dass das Zwei-Photonen-Fluoreszenzsignal durch die Verwendung der optischen Doppelkernfaser 10 mit dem äußeren Kern 16, der eine hohe numerische Apertur (NA) aufweist, merklich zunimmt. Beispielsweise unter der Annahme, dass der innere Kern 14 einen Radius von 2 μm und eine numerische Apertur (NA) von 0,11 wie eine herkömmliche Einmodenfaser aufweist, und der Brechungsindex einer Probelösung 1,33 ist, dann ist der Verbesserungsfaktor 39-fach für den äußeren Kern 16 mit einem Radius von 100 μm und einer numerischen Apertur (NA) von 0,65. Ähnlich ist der Verbesserungsfaktor in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung 29-fach, wenn der äußere Kern 16 einen Radius von 15 μm und eine numerische Apertur (NA) von 0,65 aufweist. Dieses verbesserte Zwei-Photonen-Fluoreszenzsignal erlaubt es einem, die Nachweisempfindlichkeit wesentlich zu erhöhen, was bei vielen Anwendungen sehr wichtig ist, wie etwa bei der biologischen Messung einer extrem niedrigen Konzentration von fluoreszenten Sondenmolekülen in Geweben.
In einem Versuch, die Nützlichkeit der vorliegenden Erfindung zu zeigen, werden im Folgenden experimentelle Ergebnisse der erfindungsgemäßen faseroptischen Messtechnik dargestellt, basierend auf dem Zweiphotonen-Fluoreszenznachweis. Die vorliegende Erfindung war erfolgreich bei der biosensorischen Messung der Aufnahme eines zielgerichteten, einen Wirkstoff in kultivierte KB Zellen (eine Sublinie, die von der zervikalen Karzinom HeLa Zelllinie abgeleitet ist) freisetzenden Mittels, das auf Dendrimeren basiert. Die verwendeten Generation 5 Dendrimeren (G5) sind sowohl mit einem fluoreszierenden Farbstoff, Fluoreszein-Isothiocyanat (FI) für die optische Messung der Anwesenheit der Dendrimeren in den Zellen, als auch mit Folsäure (FA) verknüpft, die es Dendrimeren ermöglicht, selektiv durch FA-Rezeptor-positive KB Zellen aufgenommen zu werden. Das Binden von G5-FI-FA- und Kontroll-G5-FI-Dendrimeren an KB Zellen wurde dann untersucht. Zuerst wurde die Zweiphotonen-Fluoreszenz der Standardlösungen von G5-FI und G5-FI-FA in Abwesenheit der KB Zellen gemessen. Sie zeigte die erwartete lineare Konzentrationsabhängigkeit, wie in 6a zu sehen ist. Die Zweiphotonen-Fluoreszenzleistung von kultivierten KB Zellenpellets, die mit unterschiedlichen Konzentrationen der Dendrimerenlösung behandelt waren, wurde dann gemessen. Die gemessene Fluoreszenz wurde verwendet, um quantitativ die Zahl der an die KB Zellen gebundenen Dendrimermoleküle zu bestimmen. Wie in 6b zu sehen ist, ist das Binden als eine Funktion der zur Behandlung der Zellen verwendeten Konzentration gezeigt. Das gesamte an die KB Zellen gebundene G5-FI-FA ist signifikant höher als das für G5-FI, was zu erwarten ist, da das G5-FI nichtspezifisch in die Zellen aufgenommen wird. Sowohl die Bindungsparameter als auch die Sättigungskinetiken entsprechen vorherigen durchflusszytrometrischen Daten. Daher scheint die faserbasierende Biomesstechnik eine brauchbare Methode zu sein für Echtzeit in vivo Überwachung der Aufnahme von Arzneimitteln in Tumore.
Nach 7 wird eine photonische Doppelkernkristallfaser (DCPCF von dual-core photonic crystal fiber) 100 gemäß der vorliegenden Erfindung bereitgestellt. Die photonische Doppelkernkristallfaser 100 ist nur ein Beispiel einer Doppelkernfaser. Die photonische Doppelkernkristallfaser 100 ist dafür entworfen, eine endlos einzelne Modenführung längs des zentral gelegenen Kerns 102 sicherzustellen. Der Aufbau des photonischen Kristalls mit kleineren Luftlöchern, die den zentralen Kern umgeben, ist durch ein Silikanetz mit größeren Luftlöchern umgeben. Somit wirkt der Aufbau des PC mit kleinen Luftlöchern als ein äußerer Kern mit einer sehr hohen NA im Gegensatz zu dem inneren massiven Kern. Dies erlaubt eine Einmoden-Zwei-Photonen-Erregung und eine Mehrmodensammlung von Zwei-Photonen-Fluoreszenz.
Unter Verwendung von Rhodamin 6G-Gel als Probe wurde eine Vergleichsuntersuchung der Zwei-Photonen-Fluoreszenzerregung und ihres Nachweises mit einer Einmodenfaser und einer photonischen Doppelkernkristallfaser 100 durchgeführt. Infolge des äußeren Kerns kann die photonische Doppelkernkristallfaser 100 auch sich ausbreitende Moden unterstützen – das Licht, das sonst in einem regulären Ummantelungsbereich der Einmodenfaser verloren gehen würde. Durch räumliche Filterung wurde herausgefunden, dass ungefähr 40 % des ausgegebenen Erregungslichts des DCPCF in dem inneren Kern vorliegen. 8 veranschaulicht dies für eine gleiche durchschnittliche Erregungsleistung in dem Einmodenkern, wobei die vorliegende Erfindung eine Verbesserung vom 30-fachen bei dem Niveau der nachgewiesenen Fluoreszenz erzielt. Zwei-Photonen-Fluoreszenz, die durch Licht in dem äußeren Kern der Faser erregt wurde, war um zwei Größenordnungen kleiner als die, die durch das Licht in dem inneren Kern erregt wurde, wodurch der Vergleich als eine Funktion der durchschnittlichen Leistung in dem inneren Kern gerechtfertigt wurde. Diese signifikante Verbesserung bei dem Zwei-Photonen-Fluoreszenznachweis unter Verwendung einer photonischen Doppelkernkristallfaser 100 regt die Anwendung dieser Faser 10 für eine biologische in vivo Messung mit einer merklich verbesserten Empfindlichkeit an.
Diese Doppelkernfaser kann mit einer Linse, wie etwa einer Gradienten-Index-Linse (GRIN), gekoppelt werden, um das Erregungslicht in eine Testprobe zu fokussieren. Das Erregungslicht erregt dann eine Fluoreszenz von der Testprobe. Die mit der Linse gesammelte Fluoreszenz bildet aufgrund einer chromatischen Aberration (CA) normalerweise einen größeren Fleck (oder eine defokussierte Fluoreszenzanordnung) als der Erregungsstrahl an der Faserspitze. Jedoch aufgrund des Doppelkernaufbaus der vorliegenden Erfindung kann die Fluoreszenz (selbst die durch CA defokussierte) dennoch in den äußeren Kern eintreten, wodurch ein hoher Sammlungswirkungsgrad sichergestellt wird. Dieses Merkmal ist ein weiterer Vorteil der Doppelkernfaser gegenüber einer Einmodenfaser, wobei das Ausmaß an in der Einmodenfaser gesammelter Fluoreszenz sehr gering sein wird, was die Einmodenfaser bei dieser Anwendung im Wesentlichen nutzlos machen wird, wohingegen beinahe die gesamte Fluoreszenz in der Doppelkernfaser gesammelt werden kann.
Zusammengefasst ist bekannt, dass in einer herkömmlichen Faser Licht in einem Bereich mit hohem Brechungsindex, der der Kern genannt wird, geführt wird, und der Kern von einem Bereich mit einem niedrigeren effektiven Brechungsindex, der die Ummantelung genannt wird, umgeben ist. Es gibt zwei Arten von herkömmlichen Fasern, d.h. Einmoden- und Mehrmodenfasern. Sie sind über viele Jahre die Standardtechnologie gewesen, und eine breite Vielfalt dieser Fasern ist im Handel erhältlich. Es ist herausgefunden worden, dass ein Ausgleich zwischen einer optimalen Erregung und einer optimalen Sammlung vorliegt, wenn eine Einmodenfaser gegenüber einer Mehrmodenfaser verwendet wird. Um dieses Problem zu lösen, ist mittels der Erfindung festgestellt worden, dass durch die Verwendung einer Doppelkernfaser das Erregungslicht von dem Laser längs eines zentralen Kerns geführt wird, was im Wesentlichen ähnlich ist wie die Ausbreitung bei einer normalen Einmodenfaser. Dieser zentrale Kern ist jedoch von einem zweiten Kern und einer äußeren Ummantelungsschicht umgeben. Dieser Aufbau ermöglicht es, dass der zweite Kern eine Mehrmodenausbreitung unterstützt, wodurch der Sammlungswirkungsgrad an Fluoreszenz zurück durch die Faser höher ist als der bei einer herkömmlichen Einmodenfaser. Durch die Verwendung der Doppelkernfaser der vorliegenden Erfindung kann man Nutzen aus den Vorteilen sowohl einer Einmodenfaser als auch einer Mehrmodenfaser zur gleichen Zeit ziehen, wie etwa die des hohen Wirkungsgrads einer nichtlinearen optischen Erregung und der hohen Fluroeszenzsammlung, während gleichzeitig die Nachteile einer jeden vermieden werden, wie etwa die des niedrigen Sammlungswirkungsgrads der Einmodenfasern und der Ineffizienz der nichtlinearen optischen Erregung mit Mehrmodenfasern.
Die Beschreibung der Erfindung ist lediglich beispielhafter Natur, und somit sollen Varianten, die nicht vom Kern der Erfindung abweichen, als im Schutzumfang der Erfindung liegend angesehen werden. Derartige Varianten sind nicht als eine Abweichung vom Gedanken und Umfang der Erfindung zu betrachten.
Zusammenfassung
Eine optische Faser zur Verwendung bei der faseroptischen Messung einer Testprobe umfasst einen ersten Kern (16) und einen zweiten Kern (14). Der zweite Kern (14) ist im Allgemeinen koaxial in dem ersten Kern (16) angeordnet und kleiner als der erste Kern bemessen. Der zweite Kern (14) ist in der Lage, gepulste Laserenergie von dem Laser (12) für eine nichtlineare optische Erregung der Testprobe abzugeben. Nichtlineare optische Rückkopplungssignale können dann für einen verbesserten Nachweiswirkungsgrad in Bezug auf herkömmliche Einmoden- und Mehrmodenfasern in sowohl dem ersten Kern als auch dem zweiten Kern gesammelt werden.

Claims

Optische Faser zur Verwendung bei der faseroptischen Messung einer Testprobe, wobei die optische Faser mit einem Laser verbindbar ist, der gepulste Laserenergie ausgibt, wobei die optische Faser umfasst: einen ersten Kern, und einen zweiten Kern, der im Allgemeinen koaxial in dem ersten Kern angeordnet ist, wobei der zweite Kern kleiner als der erste Kern bemessen ist und in der Lage ist, die gepulste Laserenergie von dem Laser für eine nichtlineare optische Erregung der Testprobe aufzunehmen.
Faser nach Anspruch 1, wobei der erste Kern einen ersten Radius aufweist und der zweite Kern einen zweiten Radius aufweist, wobei der erste Radius größer als der zweite Radius ist.
Faser nach Anspruch 2, wobei der erste Kern eine numerische Apertur aufweist, die größer ist als die des zweiten Kerns.
Verfahren zum Fluoreszenzmessen einer Testprobe, wobei das Verfahren umfasst, dass: eine optische Faser bereitgestellt wird, die einen ersten Kern und einen zweiten Kern aufweist, wobei der zweite Kern im Allgemeinen koaxial in dem ersten Kern angeordnet ist, ein gepulster Laserstrahl durch den zweiten Kern auf die Testprobe übertragen wird, um in Ansprechen darauf eine nichtlineare optische Erregung der Testprobe zu bewirken, und nichtlineare optische Signale von der Testprobe durch den ersten Kern und den zweiten Kern hindurch gesammelt werden.
Verfahren nach Anspruch 4, wobei der Schritt des Sammelns linearer optischer Signale von der Testprobe durch den ersten Kern und den zweiten Kern hindurch für eine empfindliche biologische in vivo Messung und Bildgebung und zur Überwachung von Änderungen in der Umwelt und von chemischen Änderungen verwendet werden kann.
Verfahren zum Überwachen einer biologischen Aktivität, wobei das Verfahren umfasst, dass: eine lichtemittierende Sonde bereitgestellt wird, die an einem biologisch aktiven Target angebracht wird, und eine Änderung der Lichtemission durch die Sonde auf der Basis der Aktivität des Targets überwacht wird, wobei die Emission überwacht wird, indem eine optische Faser bereitgestellt wird, die einen ersten Kern und einen zweiten Kern aufweist, wobei der zweite Kern im Wesentlichen koaxial in dem ersten Kern angeordnet ist, ein gepulster Laserstrahl durch den zweiten Kern bis zu dem Target übertragen wird, um eine nichtlineare optische Erregung des Targets in Ansprechen darauf zu bewirken und somit die Lichtemission zu erzeugen, und dass die Lichtemission durch den ersten Kern und den zweiten Kern hindurch gesammelt wird.
Verfahren zum Testen einer Testprobe, das die Schritte umfasst, dass: ein Erregungslicht ausgegeben wird, das Erregungslicht durch eine optische Faser hindurch übertragen wird, wobei die optische Faser einen äußeren Kern und einen inneren Kern aufweist, wobei der innere Kern im Allgemeinen koaxial in dem äußeren Kern angeordnet ist, das Erregungslicht von der optischen Faser durch eine an einem Ende der optischen Faser angeordnete Linse hindurch übertragen wird, um das Erregungslicht im Allgemeinen auf die Testprobe zu fokussieren, Fluroeszenz von der Testprobe in Ansprechen auf das Erregungslicht erregt wird, und die Fluoreszenz von der Testprobe durch die Linse und die optische Faser hindurch gesammelt wird, wobei eine chromatische Aberration der Linse eine Defokussierung der Fluoreszenz bewirkt, wobei der äußere Kern für einen verbesserten Nachweiswirkungsgrad zumindest einen Teil der defokussierten Fluoreszenz sammelt.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei das Übertragen des Erregungslichts durch die optische Faser hindurch umfasst, dass das Erregungslicht allein durch den inneren Kern übertragen wird.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei das Übertragen des Erregungslichts von der optischen Faser durch die Linse hindurch umfasst, dass das Erregungslicht von der optischen Faser durch eine Gradienten-Index-Linse hindurch übertragen wird.