DE10116859A1 - Vorrichtung zur bildgebenden Diagnose von Gewebe - Google Patents
Vorrichtung zur bildgebenden Diagnose von GewebeInfo
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Abstract
Es wird eine Vorrichtung zur bildgebenden Diagnose von Gewebe unter wahlweiser Anwendung von zwei Diagnosemethoden beschrieben, nämlich einem Modus zur bildgebenden Weißlichtdiagnose und einem Modus zur bildgebenden Autofluoreszenzdiagnose. Die Vorrichtung hat eine Lichtquelle, deren Licht über ein Endoskop zum Gewebe geleitet wird, wobei im Endoskop eine Bildübertragungseinheit angeordnet ist, die das Bild des Gewebes zu einer Farbkamera leitet. Die Farbkamera weist drei den Farbbereichen rot, grün und blau zugeordnete Sensoren auf, die mit einer Bildprozessoreinheit in Verbindung stehen, die einen Monitor mit dem Bildsignal versorgt. Zur Steigerung von Sensitivität und Spezifität der Diagnosevorrichtung bei der bildgebenden Autofluoreszenzdiagnose von prä- bzw. frühmalignem Gewebe gegenüber benignem sowie zur Steigerung der Bildqualität ist vorgesehen, dass die Lichtquelle neben dem Fluoreszenzanregungslicht zusätzlich soviel Rotlicht emittiert, dass das vom Gewebe remittierte Rotlicht das Rotluoreszenzlicht deutlich dominiert, und dass die Bildprozessoreinheit der Kamera Mittel aufweist, mit denen das vom Sensor für den roten Bildanteil stammende elektrische Signal im Modus der bildgebenden Autofluoreszenzdiagnose derart gedämpft wird, dass benignes Gewebe in einem kräftigen Grün und frühmalignes und malignes Gewebe in einem kräftigen Rot erscheinen. Die Vorgehensweise erlaubt für beide Diagnosemethoden den Einsatz einer vor allen Dingen hinsichtlich der optischen ...
Description
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur bildgebenden Diagnose von Gewe
be unter wahlweiser Anwendung von zwei Diagnosemethoden, nämlich einem
Arbeitsmodus zur bildgebenden Weißlichtdiagnose und einem Arbeitsmodus
zur bildgebenden Autofluoreszenzdiagnose, mit einer Lichtquelle, deren Licht
über ein Endoskop zum Gewebe geleitet wird, und mit einer im Endoskop
angeordneten Bildübertragungseinheit, die das Bild des Gewebes zu einer
Farbkamera leitet, wobei die Farbkamera drei Sensoren für die drei
Farbbereiche Rot, Grün und Blau aufweist, die jeweils mit einer
Bildprozessoreinheit in Verbindung stehen, die einen Monitor mit den
Bildsignalen versorgt.
Die Therapie von prä- bzw. frühmalignen Läsionen verspricht die besten
Heilungschancen, während die Erfolgsaussichten bei einem kurativen
Behandlungsversuch ab dem Stadium des invasiven Karzinoms rapide
abnehmen. Daher kommt der Diagnose von prä- bzw. frühmalignem Gewebe
eine hohe Bedeutung zu.
Der Prozess der Karzinogenese von den ersten Zellatypien bis zum Stadium
des invasiven Karzinoms erstreckt sich über einen Zeitraum von mehreren
Jahren. Diese prä- und frühmaligne Phase bietet daher ein großes
diagnostisches Zeitfenster, in welchem eine erfolgreiche Behandlung des
Patienten und eine Tumorprävention gegeben sind. Leider konnte dieser
Zeitrahmen für therapeutische Zwecke bisher nur unzureichend genutzt
werden, was sich in der seit Jahrzehnten nahezu unverändert geringen Fünf-
Jahres-Überlebensrate bei Patienten mit Bronchialkarzinom widerspiegelt.
Diese Überlebensrate liegt nach wie vor nur zwischen 10% und 15%.
Der Grund für diese bisher unzureichenden Nutzungsmöglichkeiten im
gegebenen fangen Zeitrahmen liegt darin, dass die Sensitivität der
konventionellen Diagnoseformen - dazu zählt auch die Weißlichtendoskopie -
für prä- und frühmaligne Läsionen sehr gering ist. Dementsprechend kann die
Detektion bzw. Lokalisierung und daran anschließend eine Therapie der
Läsionen nicht oder nur in wenigen Fällen erfolgen.
Bei der Untersuchung eines Patienten im Bronchialbereich ist es für den
untersuchenden Arzt wünschenswert, zunächst eine gewöhnliche
Weißlichtdiagnose durchzuführen, um sich dabei unter Weißlicht einen
Überblick zu verschaffen und eine Vorabdiagnose zu erstellen. Hierbei wird
nach entzündetem und malignem Gewebe, wie zum Beispiel exophytischen
Tumoren, aber auch nach frühmalignem Gewebe gesucht, soweit dieses
bereits unter Weißlicht sichtbar ist.
Bei der konventionellen Weißlichtdiagnose ist jedoch häufig prä- und
frühmalignes Gewebe nicht von benignem Gewebe zu unterscheiden, weshalb
es nicht aufgefunden werden kann. Die Weißlichtdiagnose hat hierfür eine
unzureichende Sensitivität. Dementsprechend kann die Notwendigkeit einer
lebensrettenden oder zumindest deutlich lebensverlängernden Therapie nicht
erkannt werden. Hier stellt die bildgebende Autofluoreszenzdiagnose einen
entscheidenden Vorteil dar: Sie verbessert die Sichtbarmachung bzw. die
Möglichkeit der Differenzierung von prä- und frühmalignem Gewebe
gegenüber gesundem, entzündetem oder lediglich metaplastisch verändertem
Gewebe wesentlich.
Dabei ist hinsichtlich der bildgebenden Autofluoreszenzdiagnose bei der
Diagnose von prä- bzw. frühmalignen Läsionen zu deren Unterscheidung von
gesundem Gewebe folgendes festzustellen: Gesundes Gewebe unterscheidet
sich von krankem Gewebe zum einen in der Fluoreszenzintensität integral
über den gesamten Emissionsbereich betrachtet, d. h. in der Helligkeit, und
zum anderen in der Fluoreszenzfarbe (beim Betrachter hervorgerufener
integraler Farbeindruck, verursacht durch eine wechselnde Gewichtung der
spektralen Anteile im vom Gewebe abgegebenen Fluoreszenzlicht).
Zur Abhängigkeit der Fluoreszenzintensität vom Gewebezustand wird auf Fig.
1 hingewiesen: Dort ist beispielhaft für eine Anregungswellenlänge von 405 nm
die spektrale Fluoreszenzintensität Is über der Wellenlänge W in
Nanometer für verschiedene Gewebezustände dargestellt (Healthy: gesund;
Metapl./Infl.: Metaplasie/Entzündung, d. h. gutartige und damit als nicht
maligne einzustufende Gewebeatypien; Dyspasia/CIS: Dysplasie/Carcinoma in
situ; Invasive: invasiver Tumor). Aus Fig. 1 wird ersichtlich, dass mit
zunehmendem Grad der Gewebeatypie bzw. mit zunehmendem
Malignitätsgrad die integrale Intensität abnimmt.
Die Abhängigkeit der Fluoreszenzfarbe vom Gewebezustand, d. h. des beim
Betrachter hervorgerufenen integralen Farbeindrucks, wird aus der Darstellung
gemäß Fig. 2 ersichtlich: Hier sind die auf das erste Fluoreszenzmaximum (im
grünen Spektralbereich, also um etwa 500 nm) normierten Kurvenverläufe der
spektralen Fluoreszenzintensitäten Is dargestellt. Der Unterschied zu der
Darstellung gemäß Fig. 1 besteht lediglich in der Normierung zur
Hervorhebung der Farbverschiebung. Die Kurven für die unterschiedlichen
Gewebezustände sind jedoch als solche identisch mit denjenigen aus Fig. 1.
Wie zu erkennen ist, gilt, dass mit zunehmendem Grad der Gewebeatypie
bzw. mit zunehmendem Malignitätsgrad der Anteil der Rotfluoreszenz
(Wellenlängen zwischen etwa 600 nm und 700 nm) gegenüber der
Grünfluoreszenz (Wellenlängen kleiner als etwa 570 nm) zunimmt und damit
das Gewebe mit zunehmendem Grad der Gewebeatypie bzw. mit
zunehmendem Malignitätsgrad für den Betrachter in zunehmendem Maße
rötlich erscheint.
Die ausschließliche Bewertung der gewebezustandsabhängigen
Fluoreszenzintensität für die Gewebedifferenzierung und damit für die
Diagnose prä- und frühmaligner Läsionen, d. h. die Nichtbeachtung der vom
Gewebezustand abhängigen integralen Farbwiedergabe bzw. Farbver
schiebung, indem beispielsweise im Arbeitsmodus der Autofluoreszenz
diagnose der ohnehin intensitätsschwache rote Spektralbereich in die
Gewebebewertung nicht miteinbezogen wird, ist problembehaftet, da als
Ursache für einen Rückgang der Gesamtfluoreszenzintensität nicht
ausschließlich Gewebeatypien in Betracht gezogen werden dürfen. Der
Rückgang der Intensität kann auch gewebemorphologisch bedingt sein.
Beispielsweise wirken sowohl mikroskopisch stark strukturiertes, aber
gesundes Gewebe als auch makroskopische Oberflächenunebenheiten, wie
evt. Gewebefalten bei gesundem Gewebe, hinsichtlich des
Fluoreszenzanregungslichts und auch bezüglich der Emission von
Fluoreszenzlicht wie "Lichtfallen" und reduzieren dadurch das vom Auge oder
von der Kamera detektierbare Fluoreszenzlicht. Damit wirkt dieses Gewebe
u. U. ähnlich wie krankes Gewebe intensitätsschwächer.
Der Versuch der Gewebebewertung hinsichtlich prä- bzw. frühmaligner
Läsionen allein auf der Basis der Fluoreszenzintensität kann deshalb vermehrt
zu Falschpositiv-Resultaten führen und somit zu einer verminderten Spezifität.
Unter diesem Aspekt spielt beim bildgebenden
Autofluoreszenzdiagnoseverfahren für das Auffinden prä- bzw. frühmaligner
Läsionen die vom Gewebezustand bzw. Malignitätsgrad abhängige Farbe des
Gewebes und der so dem Betrachter vermittelte Farbeindruck eine
entscheidende Rolle. Ein bildgebendes Fluoreszenzdiagnosesystem sollte
daher so konzipiert sein, dass die vom Grad der Gewebeatypie abhängige
Farbe, d. h. der Wechsel in der Gewichtung der spektralen Fluoreszenzanteile,
dem Betrachter auch tatsächlich sichtbar gemacht wird.
Aus Fig. 1 wird allerdings auch ersichtlich, dass die integrale
Fluoreszenzintensität von frühmalignem und malignem Gewebe gegenüber
gesundem Gewebe ausserordentlich stark zurückgeht. In Verbindung mit der
endlichen bzw. begrenzten Dynamik von konventionellen Farbkameras und
auch des menschlichen Auges kann dann die Farbverschiebung gegenüber
gesundem Gewebe unter Umständen kaum noch oder gar nicht mehr
wahrgenommen werden; die verdächtige Stelle erscheint lediglich dunkel, und
Farben, sowie Farbverschiebungen sind dadurch nur eingeschränkt zu
erkennen. Eine Helligkeitsanhebung führt lediglich dazu, dass das die
verdächtige Stelle umgebende gesunde Gewebe überstrahlt wirkt und deshalb
die Farbveränderungen besonders bei kleineren verdächtigen Stellen dann
auch nicht wahrgenommen werden können.
Zu berücksichtigen ist außerdem, daß die gegenüber gesundem Gewebe stark
reduzierte Fluoreszenz von prä- und frühmalignem Gewebe (siehe Fig. 1)
dazu führt, daß die von der Kamera in diesen Gewebebereichen erzeugten
Signale gegebenenfalls schon von einem vergleichsweise starken Rauschen
überlagert sind, so daß eine Helligkeitsanhebung, beispielsweise in Form von
elektronischer Verstärkung, ohnehin nur bedingt möglich ist.
Daraus ergibt sich eine Problematik, die vergleichbar mit derjenigen sein kann,
welche bereits oben beschrieben wurde:
Frühmaligne und maligne Läsionen können aufgrund ihrer stark reduzierten Fluoreszenzintensität und deshalb nur noch begrenzt wahrnehmbaren Farbverschiebung kaum von solchem gesunden Gewebe unterschieden werden, welches beispielsweise allein aufgrund einer veränderten Oberflächenstruktur sowohl hinsichtlich des Anregungslichts als auch bezüglich des dadurch erzeugten Fluoreszenzlichts "lichtschluckend" wirkt und welches deshalb gleichfalls weniger Fluoreszenzlicht als normal strukturiertes gesundes Gewebe dem Beobachter zuführen kann.
Frühmaligne und maligne Läsionen können aufgrund ihrer stark reduzierten Fluoreszenzintensität und deshalb nur noch begrenzt wahrnehmbaren Farbverschiebung kaum von solchem gesunden Gewebe unterschieden werden, welches beispielsweise allein aufgrund einer veränderten Oberflächenstruktur sowohl hinsichtlich des Anregungslichts als auch bezüglich des dadurch erzeugten Fluoreszenzlichts "lichtschluckend" wirkt und welches deshalb gleichfalls weniger Fluoreszenzlicht als normal strukturiertes gesundes Gewebe dem Beobachter zuführen kann.
Unsicherheiten bei der Beurteilung solchen Gewebes macht in all solchen
Fällen eine Probeentnahme obligatorisch, um möglichst alle potentiellen
frühmalignen bzw. malignen Herde zu erfassen. Dadurch steigt aber die
Falschpositiv-Rate, d. h. die Spezifität sinkt. In gleichem Maße steigen der
Zeitaufwand, es entstehen dadurch bedingt zusätzliche Kosten und es sind
außerdem zusätzliche, gleichfalls zusätzliche Kosten verursachende Biopsien
erforderlich. Außerdem kann jede Probeentnahme zu Blutungen führen,
welche die weitere Untersuchung behindern.
Ungünstig beim Bestreben, in die Gewebedifferenzierung unter den
gegebenen Umständen die Farbverschiebung miteinzubeziehen, ist, daß mit
zunehmendem Malignitätsgrad bzw. mit zunehmender Atypie des Gewebes
nicht nur die Fluoreszenz im grünen Spektralbereich rückläufig ist, sondern
auch die Fluoreszenz im roten Spektralbereich - wenn auch weniger
ausgeprägt (siehe Fig. 1). Aus mehrfacher Sicht wäre es aber vorteilhaft, wenn
das detektierte Rotlicht bezüglich des Gewebezustands beispielsweise
unverändert, d. h. konstant bliebe, wobei der dem Betrachter zugeführte
Rotanteil zusätzlich idealerweise so hoch sein sollte, daß er einerseits von den
durch die Grünfluoreszenz des gesunden Gewebes herrührenden Signalen
klar dominiert wird, so daß also das gesunde Gewebe dem Betrachter grün
erscheint, daß dieser Rotanteil aber andererseits die von der Grünfluoreszenz
von krankem Gewebe herrührenden Signale, die etwa um einen Faktor 10
geringer sind als diejenigen, welche vom gesunden Gewebe stammen (siehe
Fig. 1), deutlich übertrifft, so daß das kranke Gewebe dem Betrachter rot
erscheint.
Ein vom Gewebezustand unabhängiger Rotanteil in der oben beschriebenen
Art würde folgende Vorteile mit sich bringen:
Es würde einerseits zu einer Verbesserung des Farbkontrasts zwischen gesundem und krankem Gewebe und damit zu einer Steigerung der Sensitivität führen, bedingt durch eine deutlich verbesserte Farbverschiebung zum Roten hin beim kranken Gewebe gegenüber dem gesunden Gewebe, und andererseits das schwach fluoreszierende kranke Gewebe heller erscheinen lassen, bedingt durch den dann höheren Rotanteil. Außerdem wäre eine bessere Differenzierung des kranken Gewebes auch von solchem gesunden Gewebe möglich, welches aufgrund einer mikroskopisch oder makroskopisch stärker strukturierten Oberflächenbeschaffenheit Licht verschluckt und deshalb dunkler erscheint als "glattes" gesundes Gewebe; letzteres erschiene dunkel, das frühmaligne und maligne Gewebe hingegen rot.
Es würde einerseits zu einer Verbesserung des Farbkontrasts zwischen gesundem und krankem Gewebe und damit zu einer Steigerung der Sensitivität führen, bedingt durch eine deutlich verbesserte Farbverschiebung zum Roten hin beim kranken Gewebe gegenüber dem gesunden Gewebe, und andererseits das schwach fluoreszierende kranke Gewebe heller erscheinen lassen, bedingt durch den dann höheren Rotanteil. Außerdem wäre eine bessere Differenzierung des kranken Gewebes auch von solchem gesunden Gewebe möglich, welches aufgrund einer mikroskopisch oder makroskopisch stärker strukturierten Oberflächenbeschaffenheit Licht verschluckt und deshalb dunkler erscheint als "glattes" gesundes Gewebe; letzteres erschiene dunkel, das frühmaligne und maligne Gewebe hingegen rot.
Da also die Rotfluoreszenz gemäß Fig. 1 eine nicht vernachlässigbare
Abhängigkeit vom Grad der Gewebeatypie aufweist, nämlich mit zunehmender
Gewebeveränderung wie die Grünfluoreszenz gleichfalls rückläufig ist - wenn
auch weniger stark augeprägt, kann die Bereitstellung eines vom
Gewebezustand unabhängigen Rotanteils nur über eine Bestrahlung des
Gewebes mit zusätzlichem Rotlicht (neben dem Fluoreszenzanregungslicht)
erfolgen; das dadurch vom Gewebe remittierte Rotlicht ist im Gegensatz zur
Rotfluoreszenz vom Grad der Gewebeatypie weitgehend unabhängig.
Gleichzeitig muß aber dafür gesorgt werden, daß die durch die Rotfluoreszenz
bedingten Signalunterschiede bei unterschiedlichen Gewebezuständen
gegenüber dem von der Rotremission erzeugten Signal im Rotkanal eliminiert
werden oder zumindest nahezu bedeutungslos werden.
Aus der US 5 590 660 ist ein Diagnosesystem bekannt, bei dem von einer
Lichtquelle bereitgestelltes und dann am Gewebe remittiertes Rotlicht in die
Gewebebewertung eingeht, und zwar zusätzlich zu dem vom Gewebe
emittierten Fluoreszenzlicht. Insofern ist die Konzeption des Systems und der
Lichtquelle so geändert, daß eine verbesserte Farbdifferenzierung und damit
eine verbesserte Sensitivität von prä- und frühmalignem Gewebe gegenüber
derjenigen Vorgehensweise erreicht wird, bei welcher der Farbeindruck und
damit der Gewebezustand nur auf der Basis der Autofluoreszenz des
Gewebes bewertet werden. Allerdings ist dabei die Vorgehensweise derart,
daß als Detektionseinheit zwei Kameras eingesetzt werden müssen, deren
Sensoren optische Bandpaßfilter vorgelagert sind, welche
Sonderanfertigungen darstellen in dem Sinne, daß sie nicht den
Filterspezifikationen herkömmlicher, für die Weißlichtendoskopie geeigneter 3-
Chip-Kameras entsprechen. Die der US 5 590 660 zu Grunde liegende Idee ist
nämlich die, daß der gesamte detektierte Wellenlängenbereich aufgeteilt wird
in zwei separate spektrale Bereiche: Einen ersten Wellenlängenbereich, in
welchem im wesentlichen das gesamte Autofluoreszenzlicht liegt
(Wellenlängen zwischen 500 nm und 650 nm, entsprechend der
Emfpfindlichkeit der dort verwendeten Sensoren ist das jenseits von 650 nm
detektierte Autofluoreszenzsignal verschwindend klein), das der ersten
Kamera zugeführt wird, deren Signale einem ersten Farbeingang eines
Monitors (z. B. Grün) zugeführt werden und einen zweiten
Wellenlängenbereich (welcher sich mit dem ersten Wellenlängenbereich nicht
überschneidet), in welchem spektral das zusätzliche Beleuchtungslicht aus der
Lichtquelle liegt (Rotlicht, Wellenlängen größer als 700 nm), welches nach
Remission am Gewebe der zweiten Kamera zugeführt wird, deren Signale
einem zweiten Farbeingang des Monitors (z. B. Rot) zugeführt werden.
Die in der US 5 590 660 beschriebene Vorgehensweise hat die Eigenschaft,
daß das dem zweiten Farbkanal des Monitors zugeführte Signal vom Grad der
Gewebeatypie unabhängig ist (mit den bezüglich der Farbdifferenzierung oben
ausführlich beschriebenen Vorteilen), denn der Detektionsbereich der zweiten
Kamera, die diesem zweiten Monitoreingang die Signale liefert, liegt außerhalb
des Wellenlängenbereichs der emittierten Gewebeautofluoreszenzsignale,
deren Intensität wiederum vom Gewebezustand abhängig sind. Dem bezüglich
des Gewebezustands konstanten zweiten Signal kann sich also kein von der
Autofluoreszenz herrührendes und damit gewebezustandsabhängiges Signal
überlagern und der zweite Kanal kann bei entsprechender Dosierung des
zusätzlichen Beleuchtungslichts als Farbreferenz gegenüber den
gewebezustandabhängigen Schwankungen der in den ersten Kanal
eingespeisten Signale benutzt werden.
Andererseits ergibt sich aber bei der in der US 5 590 660 beschriebenen
Vorgehensweise der Nachteil, dass die zu verwendenden Kameras bzw. deren
Sensoren nicht Teil einer konventionellen 3-Chip-Kamera sein können, da der
erste Detektionsbereich den Wellenlängenbereich des gesamten
Autofluoreszenzlichts umfaßt, welches aus Grün-, aber auch aus Rotlicht
besteht, während sich der zweite Detektionsbereich nicht mit diesem ersten
Bereich überschneiden darf und dementsprechend erst im langwelligen roten
Spektralbereich liegen kann. Eine konventionelle 3-Chip-Kamera jedoch trennt
Rot und Grün bereits in einem wesentlich kurzwelligeren Bereich. Soll also bei
der Diagnosevorrichtung gemäß dieser Lösung eine Weißlichtdiagnose mit
einer 3-Chip-Kamera durchgeführt werden, ist eine weitere konventionelle
Farbkamera notwendig. Die Vorrichtung der US 5 590 660 ist dann
entsprechend aufwändig aufgebaut und damit für den Anwender zum einen
unhandlich und zum anderen teuer. Der Umstand, dass der der ersten Kamera
zugeführte Wellenlängenbereich so breit ist bzw. so weit in den roten
Spektralbereich reicht, wirkt sich auch insofern nachteilig aus, als dass sich die
Fluoreszenzkurven für die unterschiedlichen Gewebezustände zum
Langwelligen hin, insbesondere aber mit Beginn des gelben und roten
Spektralbereiches immer mehr einander annähern und insofern die
Möglichkeit der Gewebedifferenzierung immer verwaschener und damit
ungünstiger wird, wenn der der ersten Kamera zugeführte Spektralbereich bis
ins Rote hineinreicht.
Ferner ist aus der US 5 772 580 ein Diagnosesystem bekannt, das vollständig
auf die Detektion von Rotlicht bei der Gewebebewertung verzichtet, d. h.
sowohl auf die Rotfluoreszenz als auch auf zusätzliches von der Lichtquelle
bereitgestelltes und am Gewebe remittiertes Rotlicht. Der
Transmissionsbereich des dort zum Einsatz kommenden Sensors liegt
zwischen 480 nm und 600 nm. Dadurch erzielt man zwar einerseits ebenfalls
eine gesteigerte Sensitivität für prä- bzw. frühmaligne Läsionen, andererseits
entstehen aber auch die oben erwähnten, mit dem Verzicht auf die
Rotreferenz verbundenen Nachteile, vor allem die reduzierte Spezifität durch
eine erhöhte Falschpositiv-Rate. Zwar ist mit der Vorrichtung gemäß dieser
Schrift auch eine Weißlichtdiagnose möglich, jedoch ist hierfür eine zweite
Kamera notwendig. Desweiteren bedeutet der Verzicht auf die Detektion von
Rotlicht (sowohl Fluoreszenz als auch am Gewebe remittiertes Rotlicht) ein
Verlust an Helligkeit. So verwendet das System denn auch große, schwere
und unhandliche Bildverstärker, um ein ausreichend helles Bild zu erzeugen.
Bekannt sind auch noch Diagnosevorrichtungen, bei denen anstatt
zusätzlichem, von der Lichtquelle emittiertem und am Gewebe remittiertem
Rotlicht Blaulicht detektiert wird mit dem Ziel der verbesserten
Farbkontrastierung des Gewebes im Diagnosemodus der Autofluoreszenz. Bei
dieser Vorgehensweise wird ein geringer Anteil des von der Lichtquelle für die
Fluoreszenzanregung zur Verfügung gestellten Blaulichts, welcher aber vom
Gewebe nicht absorbiert, sondern am Gewebe remittiert wird, von der Kamera
detektiert und nicht wie bei den anderen bekannten Systemen komplett
geblockt (beispielsweise durch optische Filter). Dabei ist der die Kamera
erreichende Blauanteil mittels optischer Filtertechnik so spezifiziert, daß
gesundes Gewebe dem Betrachter grün erscheint. Während krankes Gewebe
bläulich wirkt. Die Beurteilung des Krankheitsgrades des Gewebes erfolgt also
im wesentlichen durch die Bewertung der unterschiedlichen Grün-Blau-Anteile.
Nachteilig bei dieser Vorgehensweise ist, dass im Gegensatz zu Rotlicht
Blaulicht eine geringere Gewebeeindringtiefe hat. Dadurch ist beim vom
Gewebe remittierten Blaulicht der gerichtet reflektierte Anteil größer als bei
Rotlicht, der homogen zurückgestreute Anteil indes geringer als bei Rotlicht.
Da das Gewebefluoreszenzlicht jedoch nahezu unabhängig vom Einfallswinkel
des Anregungslichtes relativ homogen emittiert wird (isotrop), ist somit der
beim Betrachter durch die Summe aus Fluoreszenz und vom Gewebe
remittierten Blaulicht hervorgerufene Farbeindruck stark vom Einfallswinkel
des Anregungs- und Beleuchtungslichtes abhängig, und zwar viel stärker als
bei der Detektion von Fluoreszenzlicht und von vom Gewebe remittertem
Rotlicht. Die Gewebebeurteilung ist also vom Einfallswinkel des Beleuchtungs-
und Anregungslichts abhängig, was natürlich keinesfalls erwünscht ist.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zu Grunde, eine Diagnosevorrichtung
zur bildgebenden Diagnose von Gewebe - insbesondere für die Untersuchung
des Bronchialbereichs - unter wahlweiser Anwendung der bildgebenden
Weißlichtdiagnose und der bildgebenden Autofluoreszenzdiagnose zu
schaffen, mit der im Modus der bildgebenden Autofluoreszenzdiagnose
einerseits eine gesteigerte Sensitivität, d. h. eine verbesserte
Farbkontrastierung und damit eine verbesserte Unterscheidungsmöglichkeit
zwischen gesundem und prä- bzw. frühmalignem Gewebe ermöglicht wird
gegenüber jener Vorgehensweise, bei welcher im Modus der
Autofluoreszenzdiagnose nur die Bewertung des Autofluoreszenzlichts selbst
herangezogen wird, und andererseits eine gesteigerte Spezifität, d. h. eine
verbesserte Unterscheidungsfähigkeit von prä- und frühmalignem Gewebe vor
allen Dingen auch gegenüber solchem gesunden Gewebe, welches aufgrund
seiner mikro- und/oder makrostrukturell unebenen und deshalb
lichtschluckenden Oberfläche dem Empfänger vergleichsweise wenig
Fluoreszenzlicht zuführt und deshalb fälschlicherweise als krankes Gewebe
eingestuft werden könnte, ermöglicht wird. Dabei soll zusätzlich der dem
Betrachter im Autofluoreszenzmodus entstehende Farbeindruck des Gewebes
vom Betrachtungswinkel, d. h. vom Winkel des Endoskops gegenüber der
Gewebeoberfläche weitestgehend unabhängig sein. Außerdem soll es möglich
sein, auf bestehende Diagnosevorrichtungen zurückgreifen zu können, ohne
signifikante Modifikationen erforderlich zu machen. Das bedeutet vor allen
Dingen, dass für beide Arbeitsmodi als Detektionseinheit eine insbesondere
hinsichtlich der optischen Spezifikationen des Kamerakopfes konventionelle 3-
Chip-Kamera eingesetzt werden kann. Die Beibehaltung der optischen
Spezifikationen bedeutet, dass im Arbeitsmodus der Weißlichtdiagnose das
Bild keinerlei Einbußen erfährt und seine gewohnt gute Farbqualität beibehält.
Außerdem soll das System so aufgebaut sein, dass ein einfacher Wechsel
zwischen bildgebender Weißlichtdiagnose und bildgebender
Autofluoreszenzdiagnose realisiert werden kann.
Zur Lösung dieser Aufgabe ist die eingangs erwähnte Vorrichtung dadurch
gekennzeichnet, dass die Lichtquelle im Arbeitsmodus der bildgebenden
Autofluoreszenzdiagnose neben dem Fluoreszenzanregungslicht zusätzlich
noch Rotlicht emittiert und dass die Bildprozessoreinheit der Kamera Mittel
aufweist, mit denen das vom "Rotsensor" der 3-Chip-Kamera erzeugte
elektrische Signal im Arbeitsmodus der bildgebenden Autofluoreszenz
diagnose gedämpft werden kann. Hierbei ist die Höhe der Dämpfung an die
Intensität des zusätzlich emittierten Rotlichts gekoppelt, bzw. vom Verhältnis
zwischen Fluoreszenzanregungslicht und zusätzlich bereitgestelltem Rotlicht
abhängig. Ziel dabei ist, dass der Rotanteil des von der Kamera detektierten
Lichts vom Grad der Gewebeatypie praktisch unabhängig ist und als Referenz
gegenüber dem vom Grad der Gewebeatypie sehr stark abhängigen
Grünanteil herangezogen werden kann, um so u. a. eine Verbesserung des
Farbkontrastes zwischen benignem und prä- bzw. frühmalignem Gewebe zu
realisieren. Mit diesen Maßnahmen kann sowohl die Sensitivität als auch die
Spezifität der Diagnosevorrichtung gesteigert werden, wobei trotzdem ein
einfacher apparativer Aufbau beibehalten werden kann und insbesondere die
bildgebende Darstellung in beiden Arbeitsmoden mittels einer vor allen Dingen
bezüglich der optischen Eigenschaften des Kopfes konventionellen 3-Chip-
Kamera vorgenommen werden kann. Die Farbwiedergabe des Gewebes im
Arbeitsmodus der bildgebenden Autofluoreszenzdiagnose ist vom Winkel
zwischen der Gewebenormalen und dem Endoskop weitgehend unabhängig.
Wie bereits ausgeführt basiert der vom Grad der Gewebeatypie bzw. vom
Malignitätsgrad abhängige und dem Betrachter vermittelte Farbeindruck des
Gewebes im Modus der bildgebenden Autofluoreszenzdiagnose auf einem
stark zunehmenden Rückgang der Grünfluoreszenz und einem weniger stark
ausgeprägten aber ungünstigerweise nicht vernachlässigbaren Rückgang der
Rotfluoreszenz mit zunehmender Atypie des Gewebes. Gesundes Gewebe
erscheint dadurch grün, prä- bzw. frühmalignes Gewebe mit wachsender
Atypie zunehmend rötlich bzw. rotbraun. Der Farbunterschied und damit die
Unterscheidungsfähigkeit zwischen benignem und prä- bzw. frühmalignem
Gewebe wäre allerdings ausgeprägter und deutlicher und damit die Sensitivität
des Systems bezüglich prä- bzw. frühmalignen Läsionen erhöht, wenn der
Rotanteil nicht ebenfalls mit zunehmender Gewebeatypie bzw. mit
zunehmendem Malignitätsgrad abnehmen würde, sondern beispielsweise
konstant oder zumindest nahezu konstant bliebe und dem Rotanteil somit eine
Referenzfunktion gegenüber dem gewebezustandsabhängigen Grünanteil
zukäme.
Dies wird bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung u. a. dadurch erreicht, dass
die Fluoreszenzanregungslichtquelle nicht nur das Fluoreszenanregungslicht-
bei der Autofluoreszenzanregung im Bronchialbereich in der Regel Violett -
/Blaulicht - sondern auch noch zusätzlich Rotlicht zur Verfügung stellt und an
das zu untersuchende Gewebe heranführt.
Da bei der erfindungsgemäßen Ausgestaltung eine (vor allen Dingen bezüglich
der optischen Eigenschaften des Kopfes) konventionelle 3-Chip-Kamera
verwendet wird, um so auch eine uneingeschränkte Verwendung der Kamera
für die gewöhnliche Weißlichtendoskopie zu ermöglichen, wird das im
Kamerakopf eintreffende Licht mittels dichroitischer Filter aufgeteilt in
"Blaulicht", "Grünlicht" und "Rotlicht" und dann unterschiedlichen Sensoren
zugeführt (Da bei der hier betrachteten Autofluoreszenzanregung praktisch
kein Blaulicht induziert wird, wird der Blaukanal in diesem Arbeitsmodus
nachfolgend nicht weiter betrachtet). Zunächst jedoch problematisch für die
beschriebene Vorgehensweise bei der Autofluoreszenzdiagnose ist, daß der
"Rotsensor" einer 3-Chip-Kamera mit konventionellem Kamerakopf, bzw. das
dem "Rotsensor" vorgelagerte optische Filter so spezifiziert ist, daß dieses
nicht nur das von der Lichtquelle zusätzlich bereitgestellte, vom Gewebe
remittierte und vom Grad der Gewebeatypie unabhängige rote
Beleuchtungslicht detektiert, um so die oben angesprochene Rotreferenz
realisieren zu können, sondern gleichzeitig auch das vom Malignitätsgrad
abhängige rote Fluoreszenzlicht, denn der Transmissionsbereich des dem
"Rotsensor" vorgeschalteten optischen Filters, welches den spektralen
Detektionsbereich des Sensors bestimmt, beginnt üblicherweise bereits bei
Wellenlängen, die kleiner als 600 nm sind. Bei diesen Wellenlängen ist die
Autofluoreszenz des Gewebes allerdings noch keinesfalls vernachlässigbar
gering und das im Rotkanal der Kamera verarbeitete und dem Monitor zu
Verfügung gestellte Signal, welches also als Summe aus Fluoreszenzsignal
und Remissionssignal betrachtet werden kann, unterliegt deshalb
gewebezustandsbedingten Schwankungen, welche auf die
malignitätsgradabhängigen Schwankungen des Fluoreszenzlichts
zurückzuführen sind. Soll dennoch trotz Verwendung einer konventionellen 3-
Chip-Kamera ein vom Grad der Atypie des Gewebes praktisch unabhängiges
Rotsignal realisiert werden, dann ist der von der Lichtquelle im roten
Spektralbereich bereitgestellte Anteil so hoch zu bemessen, dass das vom
Gewebe remittierte Rotlicht, dessen Intensität unabhängig vom Malignitätsgrad
des Gewebes ist, das rote und vom Malignitätsgrad des Gewebes abhängige
Fluoreszenzlicht um ein Vielfaches dominiert; d. h. der Transmissionsgrad des
Fluoreszenzanregungsfilters in der Lichtquelle im roten Spektralbereich ist so
hoch zu wählen, dass das Rotfluoreszenzlicht gegenüber dem von der
Lichtquelle stammenden und am Gewebe remittierten Rotlicht keine oder nur
eine vernachlässigbare Rolle spielt. Je größer der Anteil des Remissionslichts
gegenüber dem Fluoreszenzlicht am gesamten von der Kamera detektierten
Rotlicht ist, um so größer ist die Unabhängigkeit des dem Monitor zugeführten
Rotkanalsignals vom Grad der Gewebeatypie und damit um so besser die
Möglichkeit der Differenzierung von prä- bzw. frühmalignem Gewebe von
gesundem Gewebe (stärkere Rotverschiebung beim früh- und malignen
Gewebe gegenüber dem benignen Gewebe).
Gleichzeitig muß aber in einem zweiten Schritt im Diagnosemodus der
bildgebenden Autofluoreszenzdiagnose die Rotverstärkung der Kamera
reduziert bzw. das Rotsignal gedämpft werden - entsprechend der Intensität
des zusätzlichen Rotlichts bzw. entsprechend dem Verhältnis des
Fluoreszenzanregungslichts (im Blauen/Violetten) zum zusätzlichen Rotlicht.
Die hohe Intensität des zusätzlichen Rotlichts, die so hoch gewählt ist, dass
die Rotfluoreszenz gegenüber der Rotremission am Gewebe vernachlässigbar
oder nahezu vernachlässigbar wird, und die dementsprechend starke
Rotremission am Gewebe würden nämlich sonst - ohne Reduktion der
Rotverstärkung bzw. ohne Dämpfung des Rotkanalsignals in der Kamera- die
Grünfluoreszenz sowohl von krankem, u. U. aber auch von gesundem Gewebe
dominieren und das Gewebe erschiene somit durchweg rot oder zumindest
rötlich, sowohl das kranke als auch das gesunde, es gäbe also fast keine oder
eine zumindest verschlechterte Unterscheidungsmöglichkeit anhand des
vermittelten Farbeindrucks.
Die Reduktion der Kamera-Rotverstärkung bzw. die Dämpfung des Rotsignals
im Modus der bildgebenden Autofluoreszenzdiagnose wird daher derart
vorgenommen, dass die Überlagerung von Gewebefluoreszenz und von der
Lichtquelle zusätzlich bereitgestelltem und vom Gewebe remittertem Rotlicht
dazu führt, dass gesundes Gewebe grün erscheint (was gleichbedeutend ist
mit einer Dominanz der Grünfluoreszenz gegenüber der
gewebezustandsunabhängigen Rotremission - die Rotfluoreszenz spielt nun
fast keine Rolle mehr) und prä- bzw. frühmalignes Gewebe rot erscheint (was
einer Dominanz der gewebezustandsunabhängigen Rotremission gegenüber
der im Vergleich zu gesundem Gewebe bei krankem Gewebe stark
reduzierten Grünfluoreszenz gleichkommt). Quantitativ liegt also das im
wesentlichen von durch am Gewebe remittiertem Rotlicht bestimmte
Rotkanalsignal nach der Dämpfung in der Kamera zwischen dem
Grünkanalsignal, welches von Grünfluoreszenzlicht von gesundem Gewebe
erzeugt wird und dem Grünkanalsignal, welches von Grünfluoreszenzlicht von
krankem Gewebe erzeugt wird.
Dieses Vorgehen führt in vorteilhafter Weise zu einer deutlichen Steigerung
der Sensitivität für prä- bzw. frühmalignes Gewebe gegenüber dem Fall, dass
im roten Spektralbereich nur Fluoreszenzlicht und kein von der beleuchtenden
und Fluoreszenz anregenden Lichtquelle zusätzlich emittiertes und am
Gewebe remittiertes Rotlicht detektiert wird, welches anschließend in der
Kamera in der oben beschriebenen Form weiter verarbeitet wird.
Der von der Kamera detektierte Rotanteil ist nun nicht mehr oder zumindest
kaum noch vom Malignitätsgrad des Gewebes abhängig und nimmt deshalb
nicht mehr oder kaum noch mit zunehmendem Malignitätsgrad ab, krankes
Gewebe erfährt dadurch einerseits eine deutlichere Rotverschiebung und
strahlt andererseits bei entsprechender Einstellung der Kameradämpfung
kräftiger (da die Kameradämpfung idealerweise so eingestellt wird, dass der
konstante, vom Gewebe remittierte, hinsichtlich der Gewebeatypie konstante
Rotanteil ein deutlich stärkeres Rotsignal erzeugt, als die reduzierte
Rotfluoreszenz beim kranken Gewebe), so dass also nicht nur das kranke
Gewebe in einem kräftigeren Rot erscheint, sondern dass auch die Farbe des
kranken Gewebes heller und damit besser wahrgenommen werden kann, als
wenn ausschließlich Fluoreszenzlicht betrachtet wird.
Für die Ausgestaltung der Lichtquelle bestehen verschiedene Möglichkeiten.
Gemäß einer ersten Ausführungsform ist vorgesehen, dass die Lichtquelle aus
einer Weißlichtquelle, d. h. einer breitbandig über den gesamten sichtbaren
Spektralbereich emittierenden Lampe besteht, die ihr Licht zumindest
zeitweise über einen optischen Filter abgibt, der eine Lichttransmission im
blauen/violetten Spektralbereich und in einem Spektralbereich im Roten
erlaubt. Alternativ ist es möglich, dass die Lichtquelle aus einer
blaulichtgefilterten Weißlichtquelle und einer zusätzlichen Rotlichtquelle
besteht. Diese zusätzliche Rotlichtquelle kann beispielsweise ein Rotlichtlaser,
z. B. ein Halbleiterlaser, oder auch eine rote LED oder ein Array von roten
LED's sein. Weiterhin kann die Lichtquelle auch aus einem Blau-
/Violettlichtlaser und aus einem Rotlichtlaser bestehen. In diesem Falle kann
zwecks Durchführung der Weißlichtdiagnose außerdem ein Grünlichtlaser
vorgesehen werden, der zusammen mit dem blauen und roten Laser das
Weißlicht erzeugt. Um eine gegenüber der Version mit den Lasern verbesserte
Farbwiedergabe im Weißlichtmodus zu realisieren, kann auch ein Array von
relativ breitbandig, in unterschiedlichen spektralen Bereichen emittierenden
Leuchtdioden verwendet werden, welche in der Summe idealerweise den
gesamten sichtbaren Spektralbereich abdecken.
Bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist eine (besonders im Hinblick auf die
optischen Spezifikationen des Kamerakopfs) konventionelle 3-Chip-Kamera
vorgesehen. Es kann sich dabei um eine CCD-Kamera oder und eine CMOS-
Kamera handeln. Bevorzugt sind die Mittel zur Dämpfung des vom roten
Bildanteil stammenden Signals im Modus der Autofluoreszenzdiagnose
softwaregesteuert, so daß ein einfaches, zentrales, prozessorgesteuertes Zu-
und Abschalten der Dämpfung beim Wechsel zwischen Weißlichtdiagnose und
Autofluoreszenzdiagnose möglich ist. Namentlich sind die Mittel zur Dämpfung
des vom roten Bildanteil stammenden Signals ein Voltage Controlled Amplifier
(VCA). Schließlich kann zwischen der Bildprozessoreinheit und dem Monitor
ein Bildspeicher angeordnet sein, der bei zu geringer Bildhelligkeit zum
Einsatz kommt.
Weitere vorteilhafte Merkmale der Vorrichtung sind in Unteransprüchen
angegeben und werden auch anhand eines in der Zeichnung dargestellten
Ausführungsbeispiels beschrieben. In der Zeichnung zeigen:
Fig. 1 die spektrale Fluoreszenzintensität Is (willkürliche Einheiten) über der
Wellenlänge W in Nanometer für verschiedene Gewebezustände,
Fig. 2 die auf das erste Fluoreszenzmaximum im Grünen normierten
Kurvenverläufe der spektralen Fluoreszenzintensitäten Is aus Fig. 1,
Fig. 3 schematisch den Aufbau der Diagnosevorrichtung,
Fig. 4 die spektrale Fluoreszenzintensität Is über der Wellenlänge W in
Nanometer für verschiedene Gewebezustände sowie eine mögliche
Ausführungsform der spektralen Intensität Is des der Fluoreszenz
überlagerten, von der Lichtquelle emittierten und vom Gewebe remitterten
Rotlichts,
Fig. 5 schematisch die durch alleinige Detektion von Autofluoreszenzlicht von
den Farbkanälen (rot und grün) der 3-Chip-Kamera erzeugte Spannungen U
für benignes und für frühmalignes Gewebe,
Fig. 6 schematisch die durch Detektion von Autofluoreszenzlicht und
zusätzlich bereitgestelltem Rotlicht von den Farbkanälen (rot und grün) der 3-
Chip-Kamera erzeugte Spannungen U für benignes und für frühmalignes
Gewebe und
Fig. 7 schematisch die durch Detektion von Autofluoreszenzlicht und
zusätzlich bereitgestelltem Rotlicht von den Farbkanälen (rot und grün) der 3-
Chip-Kamera erzeugte Spannungen U nach Dämpfung im Rotkanal für
benignes und für frühmalignes Gewebe.
In Fig. 3 ist die Diagnosevorrichtung für die kombinierte bildgebende
Weißlichtdiagnose und bildgebende Autofluoreszenzdiagnose zu sehen. Die
Vorrichtung zur Untersuchung des Gewebes 1 weist eine Lichtquelle 2 auf,
wobei eine inkohärente, breitbandig im sichtbaren Spektralbereich
emittierende Lichtquelle besonders gut geeignet ist. Die idealerweise weißes
Licht emittierende Lichtquelle 2 kann eine Kurzbogenlampe sein; hier ist
sowohl eine Xenonlampe vorteilhaft als auch eine Gasentladungslampe mit
Quecksilberanteilen oder eine Quecksilberhoch- oder gar
Quecksilberhöchstdrucklampe. Letztere haben ein breites
Strahlungsgrundkontinuum im Sichtbaren und die für das Quecksilber
typischen Linien im Blauen und Violetten. Diese liegen zum Teil ideal im
Absorptionsspektrum für die Fluoreszenzanregung der für die
Autofluoreszenzdiagnose relevanten körpereigenen Fluorochrome. Alternativ
kommt auch eine Halogenlampe in Betracht.
Alle genannten Lampen haben den Vorteil, dass sie einerseits einen
Strahlungsanteil im Violetten/Blauen und einen (wenn auch bei manchen
Lampen kleinen) Anteil im Roten besitzen und andererseits auch in der Lage
sind, weißes Licht zu emittieren. Diese Lampen bieten damit ideale
Voraussetzungen für ein System, welches sowohl die konventionelle
Weißlichtdiagnose also auch die Autofluoreszenzdiagnose ermöglichen soll.
Im Untersuchungsmodus der Weißlichtdiagnose gelangt das Licht der
Lichtquelle 2 über einen Lichtleiter 15 (Einzelfaser, Faserbündel oder
Flüssiglichtleitkabel) zu Endoskop 3. Für die Lichteinkopplung in den Lichtleiter
15 kann die Lichtquelle 2 als Reflektorlampe ausgebildet sein. Denkbar ist
jedoch auch eine Kondensoranordnung. Das Endoskop 3 leitet das Licht in
bekannter Weise zu Gewebe 1. Mittels einer Bildübertragungseinheit 4 wird
das Bild des Gewebes 1 über ein Videoobjektiv 16 zum Kamerakopf 5a einer
Kamera 5 geleitet, die aus Kamerakopf 5a und Kameracontroller 5b besteht.
Hierfür kommen in der Bildübertragungseinheit 4 konventionelle
Linsensysteme, GRIN-Linsensysteme oder Bildfaserbündel zum Einsatz.
Um im Modus der Autofluoreszenzdiagnose das vergleichsweise schwache
Autofluoreszenzlicht gegenüber dem intensitätsstarken, am Gewebe
remittierten Fluoreszenzanregunglicht überhaupt erst sichtbar werden zu
lassen, ist irgendwo im Bildkanal, beispielsweise zwischen Endoskop 3 und
Videoobjektiv 16, ein Fluoreszenzanregungslicht-Blockfilter 23 eingebracht,
welches dafür sorgt, dass das am Gewebe remittierte
Fluoreszenzanregungslicht die Detektionseinheit der Kamera nicht erreichen
kann. Dieses Blockfilter kann entweder fest oder in den Strahlengang ein- und
ausschwenkbar angebracht sein.
Bei der Kamera 5 handelt es sich um eine (vor allen Dingen bezüglich der
optischen Kopfspezifikationen) konventionelle 3-Chip-Kamera, die drei
Sensoren 6, 7 und 8 aufweist, welche den drei spektralen Farbbereichen blau
(B), grün (G) und rot (R) zugeordnet sind. Die Kamera 5 kann damit ohne
Einschränkungen, vor allen Dingen ohne Einbußen bei der Farbwiedergabe,
für die konventionelle Weißlichtendoskopie benutzt werden. Sie kann als CCD-
Kamera oder als CMOS-Kamera ausgeführt sein. Eine strahlaufteilende
Einheit im Kamerakopf 5a zerlegt das dort ankommende Bild des Gewebes 1
in für 3-Chip-Kameras bekannter Weise in die drei Spektralbereiche "blau" (B),
"grün" (G) und "rot" (R) und bildet dieses auf die Sensoren 6, 7 und 8 ab.
Über die Signalleitungen 17 werden die Signale der drei Sensoren 6, 7, 8 zu
einer Bildprozessoreinheit 9 geleitet. Von dort gelangt das Bildsignal über
einen Bildspeicher 14, der im Modus der Weißlichtdiagnose nicht aktiviert sein
muß, und eine Schnittstelle 18 zu Monitor 10, über den sich der Arzt das Bild
des Gewebes 1 ansehen kann. Eine CPU 19 im Kameracontroller 5b steuert
die Bildprozessoreinheit 9 und den Bildspeicher 14. Der Bildspeicher hat in
Verbindung mit der Bildprozessoreinheit die Aufgabe, im Arbeitsmodus der
Autofluoreszenzdiagnose im Falle zu schwacher Fluoreszenzsignale während
der Bildintegrationsphase, also dann, wenn die Sensoren nicht ausgelesen
werden, das zuvor abgespeicherte Bild mit Videofrequenz immer wieder
auszugeben. Arbeitet die Beleuchtungs- bzw. Fluoreszenzanregungskette von
der Lichtquelle 2 bis zum Gewebe 1 effizient genug, beispielsweise durch die
Verwendung eines hochtransmittierenden Lichtleiters 15 bei bestmöglicher
Anpassung der Elemente in der Beleuchtungs- bzw.
Fluoreszenzanregungskette untereinander, und wird eine Kamera 5 mit hoher
Empfindlichkeit eingesetzt, kann unter Umständen auf den Bildspeicher 14
verzichtet werden.
Die Vorrichtung weist weiterhin eine Steuereinheit 20 auf, mit der die
Diagnosemodi gesteuert bzw. geschaltet werden können. Soll vom Modus der
Weißlichtdiagnose auf den Modus der bildgebenden Autofluoreszenzdiagnose
umgeschaltet werden, wird wie folgt vorgegangen:
Der Arzt betätigt einen Handschalter 21 oder einen Fußschalter 22. Das Schaltersignal wird zur Steuereinheit 20 geleitet. Diese sorgt zunächst einmal dafür, dass ein Fluoreszenzanregungsfilter 11 in den Strahlengang der Lichtquelle 2 eingebracht wird. Auf diese Weise wird das Gewebe 1 mit Fluoreszenzanregungslicht bestrahlt. Das Filter 11 ist so ausgeführt, dass neben dem Fluoreszenzanregungslicht - bei der angesprochenen Indikation im blauen/violetten Bereich - auch rotes Licht zum Gewebe gelangt. Das Gewebe wird also sowohl mit Fluoreszenzanregungslicht als auch zusätzlich mit Rotlicht bestrahlt. Dabei wird die Rottransmission des Filters 11 so hoch gewählt, dass die Rotfluoreszenz des durch das Violett-/Blaulicht angeregten Gewebes gegenüber dem am Gewebe remittierten Rotlicht vernachlässigt werden kann oder zumindest eine untergeordnete Rolle spielt, beispielsweise in der Größenordnung 1 : 10 oder auch größer liegt, ausreichend kann auch schon ein Verhältnis von Fluoreszenzlicht zu remittiertem Licht von 1 : 5 oder noch höher sein.
Der Arzt betätigt einen Handschalter 21 oder einen Fußschalter 22. Das Schaltersignal wird zur Steuereinheit 20 geleitet. Diese sorgt zunächst einmal dafür, dass ein Fluoreszenzanregungsfilter 11 in den Strahlengang der Lichtquelle 2 eingebracht wird. Auf diese Weise wird das Gewebe 1 mit Fluoreszenzanregungslicht bestrahlt. Das Filter 11 ist so ausgeführt, dass neben dem Fluoreszenzanregungslicht - bei der angesprochenen Indikation im blauen/violetten Bereich - auch rotes Licht zum Gewebe gelangt. Das Gewebe wird also sowohl mit Fluoreszenzanregungslicht als auch zusätzlich mit Rotlicht bestrahlt. Dabei wird die Rottransmission des Filters 11 so hoch gewählt, dass die Rotfluoreszenz des durch das Violett-/Blaulicht angeregten Gewebes gegenüber dem am Gewebe remittierten Rotlicht vernachlässigt werden kann oder zumindest eine untergeordnete Rolle spielt, beispielsweise in der Größenordnung 1 : 10 oder auch größer liegt, ausreichend kann auch schon ein Verhältnis von Fluoreszenzlicht zu remittiertem Licht von 1 : 5 oder noch höher sein.
Gleichzeitig aktiviert die Steuereinheit 20 Mittel 12 in der Kamera zur
Dämpfung des im Rotkanal erzeugten Signalwertes. Da im Modus der
Autofluoreszenzdiagnose weniger Licht als bei der Weißlichtdiagnose zur
Kamera 5 gelangt, wird schließlich gegebenenfalls die Integration mehrerer
Videohalbbilder und damit zusammenhängend der Bildspeicher 14 aktiviert,
um ein ausreichend helles, und dennoch wenig verrauschtes Bild am Monitor
zu erzeugen.
Das erneute Betätigen der Schalter 21 bzw. 22 sorgt dafür, dass die
genannten Maßnahmen rückgängig gemacht werden, so dass vom Modus der
bildgebenden Autofluoreszenzdiagnose zur Weißlichtdiagnose
zurückgeschaltet werden kann.
Mit der beschriebenen Diagnosevorrichtung wird also im Modus der
bildgebenden Autofluoreszenzdiagnose das zu untersuchende Gewebe 1 - im
Gegensatz zur "konventionellen" Autofluoreszenzdiagnose, bei welcher
lediglich das Autofluoreszenzlicht selbst detektiert und bewertet wird -
zusätzlich mit rotem Licht bestrahlt und das vom Gewebe remittierte Licht für
die Gewebebewertung herangezogen unter Beibehaltung der Verwendung
einer konventionellen 3-Chip-Kamera (konventioneller Kamerakopf, keine
Veränderung der Kopffilterspezifkationen). Im Ausführungsbeispiel transmittiert
das Filter 11 in der Lichtquelle zusätzlich zum blauen/violetten Licht wie
beschrieben rotes Licht. Alternativ zum dargestellten Aufbau kann jedoch auch
eine separate Rotlichtquelle, beispielsweise ein Rotlicht-Laser, Verwendung
finden.
Zur Erläuterung der damit erzielten Wirkung wird zunächst auf die Fig. 4
hingewiesen. Dort sind die spektrale Intensität Is der Gewebefluoreszenz
(ausgelöst durch das Fluoreszenzanregungslicht) beispielhaft für eine
Anregungswellenlänge von 405 nm für unterschiedliche Gewebezustände und
die der Gewebefluoreszenz überlagerte, vom Gewebezustand unabhängige
spektrale Intensität Is des vom Gewebe remittierten Rotlichts (ausgelöst durch
das von der Lichtquelle zustätzlich bereitgestellte und an das Gewebe
herangeführte Rotlicht) über der Wellenlänge zu sehen.
Die Kurven stellen die Fluoreszenzspektren dar, wie sie am Kamerakopf
detektiert werden. Zusätzlich eingezeichnet und mit 24 bezeichnet ist das
zusätzlich von der Lichtquelle bereitgestellte und am Gewebe 1 remittierte
Rotlicht, so wie es am "Rotsensor" 8 der Kamera detektiert wird. Die skizzierte
spektrale Intensität Is des detektierten zusätzlichen Rotlichts, d. h. der Verlauf
über der Wellenlänge, stellt nur ein mögliches Beispiel dar, welches der
erfindungsgemäßen Forderung nachkommt, am Ausgang der konventionellen
3-Chip-Kamera bzw. am Monitor im Autofluoreszenzdiagnosemodus ein
praktisch vom Grad der Gewebeatypie unabhängiges Rotsignal zu erzeugen
(Rotreferenz). Dazu wird das von der Lichtquelle 2 über das Filter 11 oder
alternativ über eine zusätzliche Rotlichtquelle zusätzlich bereitgestellte und
dann vom Gewebe 1 remittierte Rotlicht so stark bzw. intensiv gewählt, dass
bei der am "Rotsensor" 8 der Kamera ankommenden Rotlicht-Summe,
bestehend aus zusätzlich bereitgestelltem und am Gewebe remittiertem
Rotlicht und aus durch blauem/violettem Anregungslicht erzeugter Gewebe-
Rotfluoreszenz, die gewebezustandsabhängigen Schwankungen der
Rotfluoreszenz nicht mehr oder kaum noch ins Gewicht fallen. Je größer also
die Lichtmenge des zusätzlich bereitgestellten und am Gewebe remittierten
Rotlichts gewählt wird, um so höher wird der Anteil des vom Grad der
Gewebeatypie unabhängigen remitterten Rotlichts am von der Kamera
detektierten Gesamtrotlicht und um so weniger fallen die Rotfluoreszenz als
solche und damit auch deren gewebezustandsabhängigen Schwankungen ins
Gewicht. Es wird also ein bezüglich des Grades der Gewebeatypie praktisch
konstantes Rotsignal erzeugt.
Eine quantitative Beschränkung des bereitzustellenden zusätzlichen Rotlichts
nach oben ergibt sich in der Praxis lediglich dahingehend, dass der
"Rotsensor" nicht in Sättigung gehen sollte, d. h. dass das am "Rotsensor"
eintreffende Rotlicht idealerweise in der Größenordnung des am "Grünsensor"
eintreffenden Grünfluoreszenzlichts liegen sollte.
In Fig. 6 sind die sich daraus in der Kamera ergebenden
Farbsignalverhältnisse schematisch und qualitativ dargestellt, Fig. 5 stellt dem
gegenüber die Farbsignalverhältnisse in der Kamera bei derjenigen
Vorgehensweise, bei welcher das Gewebe nicht mit zusätzlichem Rotlicht
bestrahlt wird dar. Die dargestellten Spannungsverhältnisse basieren sowohl
für die Fig. 5 und 6 als auch für die nachfolgend erläuterte Fig. 7 auf den
Kurven der Fig. 1 (Fluoreszenzanregungswellenlänge von 405 nm; in einem
dieser Wellenlänge benachbarten Anregungswellenlängenbereich sind die
Ergebnisse ähnlich) und den durch diese Kuvenverläufe begrenzten
Flächenanteile; der Einfluß der spektralen Empfindlichkeit der
unterschiedlichen zum Einsatz kommenden Bauelemente und eine u. U.
dementsprechend erforderliche Gewichtung der Kurven aus Fig. 1 bleiben hier
unberücksichtigt, dieser Einfluß kann aber weitestgehend durch
entsprechende zusätzliche Verstärkung oder Dämpfung in den einzelnen
Farbkanälen korrigiert werden.
In allen drei Figuren (5, 6 und 7) sind die vom jeweiligen "Farbsensor" in der
Kamera erzeugten Spannungen U der Farbkanäle grün (G) und rot (R) (wie
bereits erwähnt spielt blau im Modus der Autofluoreszenzdiagnose keine
Rolle) jeweils für benignes und frühmalignes Gewebe einander
gegenübergestellt. Dabei deutet der Index "fl" darauf hin, daß die Spannung
von Gewebefluoreszenzlicht stammt, während der Index "re" anzeigt, daß die
Spannung von am Gewebe remittiertem Licht herrührt.
Fig. 5 zeigt die in den einzelnen Sensoren erzeugten Signalspannungen U für
den Fall, daß gemäß einer konventionellen Vorrichtung auf die Bereitstellung
von zusätzlichem Rotlicht verzichtet wird. Beim frühmalignen Gewebe ist das
Rotsignal dem Grünsignal vergleichbar. Die für eine gute Farbkontrastierung
gewünschte Rotverschiebung ist bei diesem Gewebezustand also nicht
vorhanden. Eine Rotsignalverstärkung ist aus zweierlei Gründen ungünstig:
Zum einen wird das Rotsignal beim gesunden Gewebe um den gleichen
Faktor verstärkt, was dort zu einer Abnahme der Dominanz des durch das
Grünfluoreszenzlicht erzeugten Signals gegenüber dem durch das
Rotfluoreszenzlicht erzeugten Signals führt - auf dem Monitor erscheint
deshalb das gesunde Gewebe mit zunehmender Rotkanalverstärkung
zunehmend rötlich, eine optimale Anhebung des Farbkontrasts ist also so nicht
möglich. Zum anderen ist die Rotfluoreszenz bei frühmalignem und malignem
Gewebe intensitätsschwach und daher das Signal-Rauschverhältnis
vergleichsweise gering. Eine Verstärkung des Rotkanals führt deshalb zu einer
Verschlechterung der Gesamtbildqualität.
Fig. 6 zeigt die in den Sensoren erzeugten Signalspannungen für den Fall, daß
das Gewebe gemäß der erfindungsgemäßen Vorrichtung neben dem
Anregungslicht mit zusätzlichem Rotlicht bestrahlt wird in der Art, dass die vom
Gewebe remittierten Rotlicht erzeugte Signalspannung diejenige, welche vom
Rotfluoreszenzlicht erzeugt wird, klar dominiert. Dem aus der Rotfluoreszenz
resultierenden Signalspannungsbalken Rfl ist der aus der Rotlichtremission
resultierende Signalspannungsbalken Rre aufgesetzt, da sich die beiden
Signalspannungen jeweils addieren.
Bei der zusätzlichen Bestrahlung des Gewebes mit Rotlicht in der oben
beschriebenen Art ist das am Gewebe remittierte Rotlicht also nicht nur viel
intensiver als die Rotfluoreszenz, sondern u. U. auch intensiver oder zumindest
in der Größenordnung der Grünfluoreszenz von gesundem Gewebe. Würden
nun also keine weiteren Maßnahmen in der Kamera ergriffen, würde das auf
dem Monitor abgebildete Gewebe immer rot oder zumindest rötlich
erscheinen, unabhängig vom Gewebezustand. Somit wäre die ursprünglich
angestrebte Verbesserung der Farbkontrastierung von gesundem und
krankem Gewebe nicht realisiert.
Deshalb wird erfindungsgemäß nun, nach der Lichtdetektion am Kamerakopf
und nachdem das Licht in den Sensoren bereits in ein elektrisches Signal
umgewandelt wurde, das elektrische Gesamtrotsignal, also die im "Rotsensor"
der 3-Chip-Kamera erzeugte Gesamtspannung, gegenüber dem elektrischen
Grünsignal, also der am "Grünsensor" erzeugten Spannung, mittels der Mittel
12 (s. Fig. 3) so weit gedämpft, dass auf dem an die Kamera angeschlossenen
Monitor gesundes Gewebe deutlich grün und krankes Gewebe deutlich rot
erscheint.
Die Höhe der Dämpfung des Rotanteils durch die Mittel 12 kann einmalig vor
der Inbetriebnahme des Diagnosesystems eingestellt werden. Beispielsweise
kann dabei so vorgegangen werden, dass die Rotdämpfung im
Kameracontroller 5b so eingestellt wird, dass der vom Rotkanal erhaltene
Spannungswert in erster Näherung dem Mittelwert der beiden
Spannungswerte für gesundes und krankes Gewebe am Grünkanal entspricht.
Fig. 7 zeigt die in den Sensoren erzeugten Signalspannungen, nachdem die
Rotkanalspannungen der Fig. 6 beispielhaft die zusätzlich notwendige
Dämpfung erfahren haben in der Art, daß das benigne Gewebe deutlich grün
und das kranke Gewebe deutlich rot erscheint.
Es wird also kameraintern jetzt nicht mehr auf das detektierte Licht, sondern
auf das vom Licht in den Sensoren (vor allen Dingen im "Rotsensor") erzeugte
elektrische Signal Einfluß genommen. Jedoch ist im Sensor selbst bzw. an
dessen Ausgang eine spektrale Zerlegung des Signals nicht mehr möglich.
Stattdessen gibt es pro Sensor (rot, grün, blau) an dessen Ausgang jeweils nur
noch einen (zeitabhängigen) Signalwert. Daher sind in den Fig. 5, 6 und 7 nur
Spannungsbalken gezeichnet. Die Gegenüberstellung der Fig. 6 und 7 zeigt
also beispielhaft und schematisch, wie das elektrische Rotkanalsignal
gegenüber dem elektrischen Grünkanalsignal entsprechend der
erfindungsgemäßen Vorrichtung eingestellt werden kann, damit gesundes
Gewebe grün (die Spannung am Grünkanal muß die Spannung am Rotkanal
klar dominieren) und krankes Gewebe rot (die krankheitsbedingt
zurückgegangene Spannung am Grünkanal muß jetzt von der Spannung am
Rotkanal deutlich dominiert werden) erscheint. Die Gegenüberstellung der Fig.
5 und 7 zeigt, wie mit den Maßnahmen der erfindungsgemäßen Vorrichtung
gegenüber der alleinigen Detektion und Bewertung von Fluoreszenzlicht eine
deutlichere Farbdifferenzierung der dargestellten Gewebezustände realisiert
werden kann, indem beim frühmalignen Gewebe eine deutliche Anhebung des
Rotkanalsignals erzielt werden kann, ohne im gleichen Maße das
Rotkanalsignal beim gesunden Gewebe anzuheben.
Die beispielhafte Einstellung der Spannungsverhältnisse in der Kamera über
das Dämpfungsglied 12 mit dem Resultat, wie in Fig. 7 dargestellt, gilt nur für
den theoretisch einfachsten Fall, dass in der verbleibenden Übertragungskette
(Kamera -Monitor - menschliches Auge) Rotsignal und Grünsignal im
Verhältnis 1 : 1 übertragen werden. Dies ist in der Praxis nicht unbedingt der
Fall. Dementsprechend müssen die in Fig. 7 dargestellten Balkenhöhen für die
unterschiedlichen, spektralen Empfindlichkeiten korrigiert werden. Das kann
gleichfalls über das Dämpfungsglied 12 geschehen.
Der erfindungsgemäß vorgesehene Einbezug von vom Gewebe remittierten
Rotlicht in die Gewebebewertung bei gleichzeitiger, entsprechend angepaßter
Dämpfung der elektrischen Signale im Rotkanal der eingesetzten,
konventionellen 3-Chip-Kamera in der hier beschriebenen Form hat also
folgende Funktion und Vorteile: Die Sensitivität für prä- bzw. frühmaligne
Läsionen gegenüber benignem Gewebe wird gesteigert, indem der dem
Detektor zugeführte Rotanteil nun nicht mehr oder kaum noch vom Grad der
Gewebeatypie abhängig ist (im Gegensatz zu den Verhältnissen bei der reinen
Fluoreszenzdetektion) und dementsprechend für einen verbesserten
Farbkontrast zwischen benignem und frühmalignem Gewebe gesorgt (das
frühmaligne Gewebe erscheint gegenüber dem benignen Gewebe deutlich
röter).
Dem Rotkanalsignal kommt mit dieser "Fixierung" auf einen bezüglich des
Grades der Gewebeatypie nahezu unveränderlichen Wert gleichzeitig eine
Referenzfunktion zu: Es ist nur noch die Änderung der Grünfluoreszenz für die
Gewebebewertung von Bedeutung, da ja idealerweise das der Kamera und
damit dem Betrachter zugeführte Rotlicht vom Gewebezustand nahezu
unabhängig und diesbezüglich fast konstant ist. Bei entsprechend eingestellter
Dämpfung ist das vom Grünkanal bereitgestellte Signal beim gesunden
Gewebe deutlich stärker und dieses erscheint deshalb in einem kräftigen
Grün, beim kranken Gewebe deutlich schwächer und letzteres erscheint
deshalb in einem kräftigen Rot.
Würde man allein diesen Aspekt berücksichtigen wollen (daß ohnehin nur
noch die Änderung der Grünfluoreszenz betrachtet wird), wäre eine völlige
Ausblendung des gesamten Rotlichts eine Alternative zur erläuterten
Vorgehensweise. Der zusätzliche Aufwand der Festlegung von
Filterspezifikationen für den Anregungslichtfilter im Roten oder alternativ eine
zusätzliche rote Lichtquelle unter Beibehaltung der üblichen
Filterspezifikationen sowie die Kameraanpassung an die durch das zusätzliche
Rotlicht verursachten veränderten Gegebenheiten würden somit entfallen. Der
Farbeindruck bzw. die Farbverschiebung wiederum würden jedoch dann für
die Gewebebewertung keine Rolle mehr spielen, nur noch der
Intensitätsrückgang im Grünen wäre für die Gewebedifferenzierung relevant.
Wie jedoch bereits erwähnt wurde, kann auch gesundes Gewebe, dessen
Oberfläche aufgrund morphologischer Unebenheiten wie eine "Lichtfalle" wirkt,
einen ähnlichen Fluoreszenzrückgang verursachen wie prä- bzw. frühmalignes
Gewebe, mit der Folge, daß hier kaum eine Differenzierung möglich ist, was
dann zu einem Rückgang der Spezifität führt. Wird jedoch remittertes Rotlicht
in der beschriebenen Art in die Gewebebewertung mit einbezogen, findet die
Gewebebewertung in erster Linie wieder über den dem Betrachter vermittelten
Farbeindruck statt. Dieser ist unabhängig von der Oberflächenstruktur des
Gewebes, da die Lichtfallenwirkung bei Rotlicht und Grünlicht gleichermaßen
wirksam, also unabhängig von der Wellenlänge ist und unabhängig vom
Abstand Endoskop-Gewebe. Wie gewünscht bewirkt also allein der Grad der
Gewebeatypie eine Farbänderung. Insofern kommt dem zusätzlich
detetkierten, remittierten Rotlicht im Vergleich zum völligen Verzicht jeglicher
Rotlichtdetektion eine wichtige Referenzfunktion zu.
Schließlich liefert das zusätzliche, von der Lichtquelle zur Verfügung gestellte
und vom Gewebe remittierte Rotlicht gegenüber der Maßnahme des völligen
Ausblendens von Rotlicht aber auch - wie bereits erläutert - gegenüber der
alleinigen Detektion von Fluoreszenzlicht über den gesamten Spektralbereich
(Grün- und Rotfluoreszenz) einen zusätzlichen Helligkeitsgewinn. Gegenüber
dem letzteren Fall besteht die Möglichkeit, durch Erhöhen des von der
Lichtquelle abgegebenen und dann am Gewebe remittierten Rotlichtanteils
entsprechend die Rotverstärkung der bildaufnehmenden Kamera nahezu
beliebig weit abzusenken und damit das Signal-Rausch-Verhältnis in diesem
Spektralbereich zu verbessern. Vor dem Hintergrund der ohnehin
intensitätschwachen Fluoreszenzbilder und der in der Regel gegenüber der
Empfindlichkeit im Grünen geringeren Empfindlichkeit marktüblicher
medizinischer Kameras im Roten (gewöhnlich durch ein am Kopfeingang
zusätzlich angebrachtes optisches Filter mit abnehmender Transmission zum
langwelligen Roten hin bedingt) ist dieser Aspekt von größter Bedeutung. Es
kann also ohne andere, die Bildqualität beeinträchtigende Maßnahmen wie
elektronische Verstärkung oder Anheben der Bildintegrationszeit eine
Helligkeitsanhebung im Autofluoreszenzmodus und eine Verbesserung des
Signal-Rausch-Verhältnisses erzielt werden.
Ein weiterer Vorteil der beschriebenen Anordnung - insbesondere gegenüber
dem in der US 5 590 660 beschriebenen Diagnosesystem besteht darin, dass
das Grünkanalsignal erzeugende Licht durch das vergleichsweise schmale
Transmissionsband des optischen Filters vor dem "Grünsensor" einer
bezüglich der Kopfspezifikationen konventionellen 3-Chip-Kamera bestimmt
wird. Die langweilige Transmissions-"Kante" dieses Filters liegt gewöhnlich in
einem Spektralbereich um ungefähr 580 nm. Nur in einem Bereich unterhalb
dieser Wellenlänge sind jedoch die Intensitätsunterschiede zwischen
benignem und prä- bzw. frühmalignem Gewebe stark ausgeprägt; zum
Langwelligen hin nähern sich die Werte für die spektrale Intensität bei
gesundem und krankem Gewebe immer mehr einander an (siehe Fig. 1). Das
zusätzliche Einbeziehen von Licht oberhalb einer Wellenlänge von ungefähr
580 nm in den Grünkanal, so wie dies das Diagnosesystem der US 5 590 660
vorsieht (dort bis 650 nm), führt deshalb dazu, dass sich der Kontrast zwischen
gesundem und krankem Gewebe zunehmend verschlechtert (mit
zunehmender Wellenlänge) und die Möglichkeit der Gewebedifferenzierung
immer ungünstiger wird.
Die zur Realisierung der erläuterten Vorgehensweise beschriebene
Vorrichtung erlaubt ferner in vorteilhafter Weise die Verwendung einer
(einzigen) konventionellen 3-Chip-Kamera für beide Arbeitsmodi (Weißlicht
und Autofluoreszenz) und damit zusammenhängend einen einfachen Wechsel
zwischen den beiden Arbeitsmodi der Weißlichtdiagnose und der
bildgebenden Autofluoreszenzdiagnose zu realisieren. Eine spezielle Sensor-
und Filterkonzeption (im Kopf der Kamera) und damit eine Abweichung von
der für die Weißlichtdiagnose optimalen optischen Kopfkonfiguration ist nicht
erforderlich, d. h. die Kamera produziert hinsichtlich der Bild- und Farbqualität
auch im Weißlichtmodus uneingeschränkt gute Bilder. Da die
Diagnosevorrichtung nur eine Kamera für beide Diagnosemodi benötigt, ist die
Voraussetzung für ein kleines, leichtes, handliches und preiswertes System
geschaffen, das trotzdem eine sehr gute Sensitivität und eine hohe Spezifität
aufweist.
Da das neben dem Anregungslicht im Autofluoreszenzmodus zusätzliche, für
die Farbkontrastanhebung verwendete Licht im roten Spektralbereich liegt, ist
die Eindringtiefe vergleichsweise hoch, der gerichtet reflektierte Anteil
vergleichsweise niedrig und damit der erzielte Farbeindruck des Gewebes
nahezu unabhängig vom Winkel Endoskop-Gewebenormale im Gegensatz
zu Systemen, welche blaues Fluoreszenzanregungslicht detektieren und für
die Gewebebewertung miteinbeziehen. Der Effekt kann noch dadurch
gesteigert werden, indem das spektrale Band des von der Lichtquelle 2
zusätzlich emittierten Rotlichts schmal gewählt wird und an die langweilige
"Kante" des Transmissionsbandes des "Rotfilters" vor dem Sensor 8 gelegt
wird.
Claims (17)
1. Vorrichtung zur bildgebenden Diagnose von Gewebe (1) unter wahlweiser
Anwendung von zwei Diagnosemethoden, nämlich einem Arbeitsmodus
zur bildgebenden Weißlichtdiagnose und einem Arbeitsmodus zur
bildgebenden Autofluoreszenzdiagnose, mit einer Lichtquelle (2), deren
Licht über ein Endoskop (3) zum Gewebe (1) geleitet wird und mit einer im
Endoskop (3) angeordneten Bildübertragungseinheit (4), die das Bild des
Gewebes (1) zu einer Farbkamera (5) leitet, wobei die Farbkamera (5) drei
Sensoren (6, 7, 8) für die drei Farbbereiche Rot, Grün und Blau aufweist,
die jeweils mit einer Bildprozessoreinheit (9) in Verbindung stehen, die
einen Monitor (10) mit den Bildsignalen versorgt, dadurch gekennzeichnet,
dass die Lichtquelle (2) im Arbeitsmodus der bildgebenden Auto
fluoreszenzdiagnose neben dem Fluoreszenzanregungslicht zusätzlich
noch Rotlicht emittiert und dass die Bildprozessoreinheit (9) der Kamera (5)
Mittel (12) aufweist, mit denen das vom Rotsensor (8) der 3-Chip-Kamera
erzeugte elektrische Signal im Arbeitsmodus der bildgebenden Auto
fluoreszenzdiagnose gedämpft werden kann.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Wechsel
zwischen den beiden Diagnosemethoden von einer zentralen Steuereinheit
(20) koordiniert wird.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das von der
Lichtquelle (2) zusätzlich emittierte Rotlicht so intensiv ist, dass das durch
vom Gewebe remittierten Rotlicht im Sensor (8) erzeugte Signal dasjenige,
welches durch die Geweberotfluoreszenz im Sensor (8) erzeugt wird,
dominiert.
4. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das von der
Lichtquelle (2) zusätzlich emittierte Rotlicht so intensiv ist, dass das durch
Geweberotfluoreszenz im Sensor (8) erzeugte Signal gegenüber dem
durch die Remission von Rotlicht am Gewebe im Sensor (8) erzeugten
Signal keine Rolle mehr spielt.
5. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die
Dämpfung durch die Mittel (12) im Modus der bildgebenden
Autofluoreszenzdiagnose so stark ist, dass auf dem angeschlossenen
Monitor (10) benignes Gewebe grün und prä- bzw. frühmalignes Gewebe
rot erscheint.
6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet,
dass die Mittel (12) zur Dämpfung des vom roten Bildanteil stammenden
Signals im Modus der Autofluoreszenzdiagnose softwaregesteuert sind.
7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet,
dass die Dämpfung des vom roten Bildanteil stammenden Signals im
Modus der Autofluoreszenzdiagnose durch die Mittel (12) über die zentrale
Steuereinheit (20) aktiviert und im Modus der Weißlichtdiagnose über die
zentrale Steuereinheit (20) deaktiviert wird.
8. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die
Lichtquelle (2) aus einer inkohärenten, spektral breitbandigen Lichtquelle
besteht, die ihr Licht zumindest zeitweise über einen optischen Filter (11)
abgibt, der eine Lichttransmission im blauen/violetten Spektralbereich und
im roten Spektralbereich erlaubt.
9. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die
Lichtquelle (2) aus einer inkohärenten, spektral breitbandigen Lichtquelle
(2) und einer zusätzlichen Rotlichtquelle besteht.
10. Vorrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die
Rotlichtquelle aus einem Laser, welcher im roten Spektralbereich emittiert,
besteht.
11. Vorrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die
Rotlichtquelle aus einem einzelnen oder einem Array von LED's, welche im
roten Spektralbereich emittieren, besteht.
12. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die
Lichtquelle (2) aus einem einzelnen oder einem Array von LED's, welche
im blauen/violetten Spektralbereich emittieren, und einer Rotlichtquelle
besteht.
13. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die
Lichtquelle (2) aus einem Laser, welcher im blauen/violetten
Spektralbereich emittiert, und einer Rotlichtquelle besteht.
14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 12 oder 13, dadurch
gekennzeichnet, dass die Lichtquelle (2) weiterhin eine einzelne oder einen
Array von im grünen Spektralbereich emittierenden LEDs aufweist.
15. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 14, dadurch gekennzeichnet,
dass die Farbkamera (5) hinsichtlich des funktionellen Aufbaus und der
optischen Spezifikationen des Kamerakopfes (5a) als konventionelle, für
die Weißlichtendoskopie geeignete 3-Chip-Kamera ausgebildet ist.
16. Vorrichtung nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass die
Farbkamera (5) als CCD-Kamera ausgeführt ist.
17. Vorrichtung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass die
Farbkamera (5) als CMOS-Kamera ausgeführt ist.
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US10/116,543 US8019405B2 (en) | 2001-04-04 | 2002-04-04 | Device for the picture-providing diagnosis of tissue using one of at least two diagnosis modes |
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Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP1308122A1 (de) | 2001-11-02 | 2003-05-07 | Richard Wolf GmbH | Vorrichtung zur bildgebenden Diagnose von Gewebe |
WO2005051182A1 (de) * | 2003-11-19 | 2005-06-09 | Richard Wolf Gmbh | Vorrichtung zur bildgebenden diagnose von gewebe |
DE102005018825B3 (de) * | 2005-04-22 | 2007-01-04 | Polydiagnost Gmbh | Endoskop |
DE102006022827B4 (de) * | 2005-06-01 | 2010-09-16 | Polydiagnost Gmbh | Endoskop |
Families Citing this family (20)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6200134B1 (en) | 1998-01-20 | 2001-03-13 | Kerr Corporation | Apparatus and method for curing materials with radiation |
US7123288B2 (en) * | 2001-09-28 | 2006-10-17 | Fujinon Corporation | Electronic endoscope eliminating influence of light distribution in optical zooming |
DE10305599A1 (de) * | 2003-02-11 | 2004-08-26 | Richard Wolf Gmbh | Vorrichtung zur bildgebenden Diagnose von Gewebe |
US7267648B2 (en) * | 2003-03-31 | 2007-09-11 | Olympus Corporation | Magnifying image pickup unit for an endoscope, an endoscope for in vivo cellular observation that uses it, and endoscopic, in vivo cellular observation methods |
US6957907B2 (en) | 2003-04-11 | 2005-10-25 | Ultradent Products, Inc. | Illumination apparatus having a light-converting lens for increasing visual contrast between different oral tissues |
US20070020578A1 (en) * | 2005-07-19 | 2007-01-25 | Scott Robert R | Dental curing light having a short wavelength LED and a fluorescing lens for converting wavelength light to curing wavelengths and related method |
US20040230098A1 (en) * | 2003-05-14 | 2004-11-18 | Inner Vision Imaging, L.L.C. | Endoscope illumination system |
JP2007313171A (ja) * | 2006-05-29 | 2007-12-06 | Olympus Corp | 内視鏡システム |
JP5329177B2 (ja) | 2007-11-07 | 2013-10-30 | 富士フイルム株式会社 | 撮像システムおよびプログラム |
US9072572B2 (en) | 2009-04-02 | 2015-07-07 | Kerr Corporation | Dental light device |
US9066777B2 (en) | 2009-04-02 | 2015-06-30 | Kerr Corporation | Curing light device |
JP5451546B2 (ja) * | 2009-08-28 | 2014-03-26 | キヤノン株式会社 | 眼科撮影装置及びその撮影方法 |
JP2012217673A (ja) * | 2011-04-11 | 2012-11-12 | Fujifilm Corp | 内視鏡診断装置 |
EP2797491B1 (de) | 2011-12-29 | 2018-05-30 | Cook Medical Technologies LLC | Raumoptimierter visualisierungskatheter mit einem kamerazughalter |
EP3150106B1 (de) | 2011-12-29 | 2024-03-27 | Cook Medical Technologies LLC | Raumoptimierter visualisierungskatheter mit einem kamerazughalter in einem katheter mit dezentriertem lumen |
US9668643B2 (en) | 2011-12-29 | 2017-06-06 | Cook Medical Technologies Llc | Space-optimized visualization catheter with oblong shape |
CA2894133C (en) | 2013-03-15 | 2016-11-01 | Synaptive Medical (Barbados) Inc. | Surgical imaging systems |
CA2902771C (en) | 2013-03-15 | 2018-08-14 | Synaptive Medical (Barbados) Inc. | Context aware surgical systems |
KR102186742B1 (ko) * | 2015-06-25 | 2020-12-04 | 인더스마트 주식회사 | 고속 단거리 인터페이스용 안드로이드 시스템을 위한 다중 영상 장치 및 이미지 처리 방법 |
US10395770B2 (en) * | 2017-02-16 | 2019-08-27 | General Electric Company | Systems and methods for monitoring a patient |
Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5590660A (en) * | 1994-03-28 | 1997-01-07 | Xillix Technologies Corp. | Apparatus and method for imaging diseased tissue using integrated autofluorescence |
US5772580A (en) * | 1995-03-03 | 1998-06-30 | Asahi Kogaku Kogyo Kabushiki Kaisha | Biological fluorescence diagnostic apparatus with distinct pickup cameras |
WO2000042910A1 (en) * | 1999-01-26 | 2000-07-27 | Newton Laboratories, Inc. | Autofluorescence imaging system for endoscopy |
Family Cites Families (18)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4742388A (en) * | 1984-05-18 | 1988-05-03 | Fuji Photo Optical Company, Ltd. | Color video endoscope system with electronic color filtering |
CN85100424B (zh) * | 1985-04-01 | 1986-10-29 | 上海医疗器械研究所 | 恶性肿瘤固有荧光诊断仪 |
US5299306A (en) * | 1987-09-11 | 1994-03-29 | Cybex Corporation | Apparatus for simultaneously coupling computer video signals to a local color monitor and a distant monochrome monitor |
JP2852774B2 (ja) * | 1989-11-22 | 1999-02-03 | 株式会社エス・エル・ティ・ジャパン | 生体組織の診断装置およびこの診断装置を備えた治療装置 |
US5452723A (en) * | 1992-07-24 | 1995-09-26 | Massachusetts Institute Of Technology | Calibrated spectrographic imaging |
US5647368A (en) * | 1996-02-28 | 1997-07-15 | Xillix Technologies Corp. | Imaging system for detecting diseased tissue using native fluorsecence in the gastrointestinal and respiratory tract |
JP4008184B2 (ja) | 1996-03-06 | 2007-11-14 | 富士フイルム株式会社 | 蛍光検出装置 |
US5790096A (en) * | 1996-09-03 | 1998-08-04 | Allus Technology Corporation | Automated flat panel display control system for accomodating broad range of video types and formats |
EP1012818A4 (de) * | 1996-11-29 | 2000-11-08 | Laser Optics Res Corp | Anzeigesystem mit monochromatischer r-g-b-laserlichtquelle und verfahren |
JP3771344B2 (ja) * | 1997-02-13 | 2006-04-26 | 富士写真フイルム株式会社 | 蛍光電子内視鏡 |
US6422994B1 (en) * | 1997-09-24 | 2002-07-23 | Olympus Optical Co., Ltd. | Fluorescent diagnostic system and method providing color discrimination enhancement |
DE69938493T2 (de) * | 1998-01-26 | 2009-05-20 | Massachusetts Institute Of Technology, Cambridge | Endoskop zur erfassung von fluoreszenzbilder |
US6462770B1 (en) * | 1998-04-20 | 2002-10-08 | Xillix Technologies Corp. | Imaging system with automatic gain control for reflectance and fluorescence endoscopy |
US6290645B1 (en) * | 1998-12-16 | 2001-09-18 | Dynamic Surgical Inventions Llc | Endoscopic video camera lamp and coupling assembly |
JP2001061764A (ja) * | 1999-08-25 | 2001-03-13 | Asahi Optical Co Ltd | 内視鏡装置 |
US6530882B1 (en) * | 2000-06-30 | 2003-03-11 | Inner Vision Imaging, L.L.C. | Endoscope having microscopic and macroscopic magnification |
US6730019B2 (en) * | 2000-10-24 | 2004-05-04 | Karl Storz Gmbh & Co. Kg | Endoscope with LED illumination |
US6692431B2 (en) * | 2001-09-07 | 2004-02-17 | Smith & Nephew, Inc. | Endoscopic system with a solid-state light source |
-
2001
- 2001-04-04 DE DE10116859A patent/DE10116859C2/de not_active Expired - Fee Related
-
2002
- 2002-03-28 GB GB0207460A patent/GB2376144B/en not_active Expired - Fee Related
- 2002-04-04 JP JP2002101971A patent/JP2002336189A/ja active Pending
- 2002-04-04 US US10/116,543 patent/US8019405B2/en not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5590660A (en) * | 1994-03-28 | 1997-01-07 | Xillix Technologies Corp. | Apparatus and method for imaging diseased tissue using integrated autofluorescence |
US5772580A (en) * | 1995-03-03 | 1998-06-30 | Asahi Kogaku Kogyo Kabushiki Kaisha | Biological fluorescence diagnostic apparatus with distinct pickup cameras |
WO2000042910A1 (en) * | 1999-01-26 | 2000-07-27 | Newton Laboratories, Inc. | Autofluorescence imaging system for endoscopy |
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP1308122A1 (de) | 2001-11-02 | 2003-05-07 | Richard Wolf GmbH | Vorrichtung zur bildgebenden Diagnose von Gewebe |
WO2005051182A1 (de) * | 2003-11-19 | 2005-06-09 | Richard Wolf Gmbh | Vorrichtung zur bildgebenden diagnose von gewebe |
DE102005018825B3 (de) * | 2005-04-22 | 2007-01-04 | Polydiagnost Gmbh | Endoskop |
US7857757B2 (en) | 2005-04-22 | 2010-12-28 | Polydiagnost Gmbh | Endoscope with a flexible probe |
DE102006022827B4 (de) * | 2005-06-01 | 2010-09-16 | Polydiagnost Gmbh | Endoskop |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE10116859C2 (de) | 2003-10-09 |
US8019405B2 (en) | 2011-09-13 |
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GB2376144A (en) | 2002-12-04 |
GB2376144B (en) | 2005-03-02 |
GB0207460D0 (en) | 2002-05-08 |
US20020147383A1 (en) | 2002-10-10 |
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