DE60024059T2

DE60024059T2 - Vorrichtung zur autofluoreszensbildgebung für ein endoskop

Info

Publication number: DE60024059T2
Application number: DE60024059T
Authority: DE
Inventors: F. Stephen FULGHUM
Original assignee: Newton Laboratories Inc Woburn; Newton Laboratories Inc
Current assignee: Newton Laboratories Inc Woburn; Newton Laboratories Inc
Priority date: 1999-01-26
Filing date: 2000-01-26
Publication date: 2006-07-20
Anticipated expiration: 2020-01-27
Also published as: WO2000042910A1; EP1148810B1; NZ529432A; US20110213252A1; CN1341003A; AU3349200A; EP1632173A1; US20020161282A1; DE60024059D1; US8764643B2; US7846091B2; JP2002535025A; EP1148810A1; JP5088990B2; KR20010110420A; ATE309739T1; NZ513117A; EP1632173B1; CA2359637A1; WO2000042910A9

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Fortgeschrittene Krebser krankungen sind schwierig wirksam zu behandeln, weshalb es wichtig ist sie in ihren präkanzerösen Stadien zu erkennen, wie Dysplasie oder Carcinoma in situ. Derzeit verwendet das am häufigsten verwendete Verfahren zur Früherkennung die visuelle Untersuchung mittels Endoskopen, die auf der Erkennung von grob architektonischen im Zusammenhang mit Dysplasie stehenden Veränderungen basiert. Die visuelle Untersuchung ist zur Erkennung oberflächlicher Läsionen von flacher Dysplasie, wie Colitis ulcerosa und Barret-Syndrom, weniger wirksam. In diesen Fällen erfordert die Überwachung die Auswahl von repräsentativen Stellen für die Biopsie und die anschließende histologische Analyse. Nur ein sehr kleiner Teil einer großen Oberfläche, wie die des Dickdarms, kann auf diese Weise überwacht werden und kleine dysplastische Bereiche können unentdeckt bleiben. Effizientere Verfahren zur Erkennung von flacher Dysplasie würden ein bedeutsames Mittel zur Verringerung von Krebsanfälligkeit, Krebssterblichkeit und Kosten bereitstellen.
Ein vielversprechendes Verfahren zur Erkennung von Dysplasie während der Endoskopie umfasst das Bestrahlen des Gewebes mit Licht einer entsprechenden Wellenlänge und das Beobachten der resultierenden Fluoreszenz. Die Gewebefluoreszenz ereignet sich gegenüber der Anregungsbestrahlung bei längeren Wellenlängen und ist typischerweise viel schwächer, so dass es im Allgemeinen spektroskopischer Verfahren zur ihrer Erkennung bedarf. Diagnoseverfahren, welche die Fluoreszenzinformationen nutzen, können im Allgemeinen in zwei Gruppen unterteilt werden. Die erste Gruppe von Verfahren beobachtet die Fluoreszenz von Medikamenten, die dem Patienten verabreicht wurden und die sich im Tumorgewebe angereichert haben. Die zweite Gruppe von Verfahren beobachtet die endogene Fluoreszenz oder Eigenfluoreszenz, die von den gewebeeigenen Substanzen herrührt, deren relative Konzentrationen sich bei dysplastischer Veränderung des Gewebes verändern. Von den beiden Hauptfluoreszenzverfahren stellt das erstere, das die vorhergehende Verabreichung eines Medikamentes er fordert, das invasivere dar. Die Anwendung dieser Medikamente erfordert zusätzliche Zeit und kann ungünstige Nebenwirkungen verursachen. Verfahren, die auf der Erkennung von Eigenfluoreszenz basieren, sind weniger invasiv und für die Endoskopie zu Abbildungszwecken geeigneter.
Normales Dickdarmgewebe beispielsweise zeigt bei der Bestrahlung mit ultraviolettem Licht bei 370 nm eine breite blaue Fluoreszenz mit einem Höchstwert bei 450 nm, wie in 1 gezeigt. Diese Fluoreszenz ist auf Kollagen zurückzuführen, welches das wichtigste Protein des Bindegewebes ist, das innerhalb der dünnen Schleimhautschicht anzufinden ist und die dominante Komponente der Schleimhautschicht darstellt. Die Intensität der Fluoreszenz von dysplastischem Dickdarmgewebe entspricht aufgrund von Veränderungen in der Struktur und Chemie typischerweise 112 bis 113 der Intensität von normalem Dickdarmgewebe bei gegebener gleicher Bestrahlung. Diese Verringerung der sichtbaren blau-grünen Eigenfluoreszenz, die von ultraviolettem bis violettem Anregungslicht erzeugt wird, wurde als ein Hauptindikator für dysplastisches Dickdarmgewebe bestimmt. Eine Zunahme in der relativen Fluoreszenz bei 680 nm im Vergleich zu 600 nm ist ein zusätzlicher Indikator für Dysplasie.
Eigenfluoreszenz detektierende Diagnosegeräte können in zwei Hauptgruppen unterteilt werden. Die erste Hauptgruppe umfasst Apparate, die faseroptische Sonden verwenden, um im wesentlichen Punktmessungen auf dem Gewebe durchzuführen. Die zweite Hauptgruppe umfasst Apparate, die detaillierte zweidimensionale Abbildungen erzeugen. Punkterkennungsapparate bieten den Vorteil, dass sie vollständigere spektrale Informationen über das Gewebe bereitstellen, wobei sie zur routinemäßigen Abbildung großer Gewebebereiche zu langsam sind und kleine dysplastische Bereiche übersehen können. Fluoreszenz abbildende Endoskope sind zur Abbildung großer Gewebebereiche, wie die des Dickdarms, geeigneter.
Fluoreszenz abbildende Systeme zur Erkennung von Konzentrationen fluoreszierender Markierer, die auf den interessierenden Bereich aufgebracht worden sind, sind zur Messung von relativ hohen Fluoreszenzniveaus optimiert, beschreiben jedoch keine zusätzlichen Apparateeigenschaften, die zur Messung innewohnend schwacher Eigenfluoreszenz erforderlich sind. Insbesondere beschreiben sie kein Verfahren zum Bereitstellen von ausreichend bandexterner Filterung für die Anregungsbestrahlung, welche die wirkungsvolle Messung der Eigenfluoreszenz ermöglichen würde, deren Intensität im Vergleich zur Anregungsintensität typischerweise um einen Faktor von 1000 oder mehr reduziert wird.
Fluoreszenz abbildende Endoskope, die speziell zur Messung von Eigenfluoreszenz vorgesehen sind, können ferner in Gruppen unterteilt werden, die auf der gewählten Anregungswellenlänge und dem Verfahren zum Quantifizieren des Grades, um den die Eigenfluoreszenz vermindert wird, basieren. Diese Auswahl an Ausführungsformen hat einen direkten Bezug zu kommerziellen Überlegungen zum Apparat, da diese beispielsweise die Anzahl der benötigten Abbildungsvorrichtungen, die opto-mechanische Komplexität des Apparates und die Handhabungseigenschaften des Apparates im Betrieb beeinflussen.
Bestehende Fluoreszenz abbildende Endoskopsysteme verwenden sichtbares blaues Licht mit einer Anregungswelle nahe 440 nm, das zu Fluoreszenzspitzenwerten bei ungefähr 500 nm führt. Diese Apparate verwenden Helium-Kadmium-Laser bei 442 nm als eine helle, leicht kontrollierte Quelle für das Anregungslicht. Wegen ihrer hohen Kosten sind Helium-Kadmium-Laser als Quellen kommerzieller Apparate unpraktisch.
Mehrfachkameras und mechanisch geschaltete, optische Komponenten und/oder Filter erfordern die Anwendung von Endoskopen, die auf zusammenhängenden, abbildenden Faserbündeln basieren, so dass die Kameras und Filter am proximalen Ende des Endoskops angeordnet werden können, wo für diese Raum vorhanden ist. Die zusammenhängenden, abbildenden Faserbündel verursachen signifikante Lichtverluste und stellen keine so scharfe Abbildung bereit, wie jene, die nunmehr mit Video-Endoskopen erhältlich sind.
Die Druckschriften US-A-5,187,572 und US-A-5,413,108 stellen den nächstliegenden Stand der Technik dar.
US-A-5,769,792 offenbart ein Fluoreszenzabbildungssystem mit den Merkmalen des Oberbegriffs des Patentanspruchs 1. Die vorliegende Erfindung ist durch die Merkmale im kennzeichnenden Teil des Patentanspruchs 1 gekennzeichnet. Bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung sind Gegenstand der Unteransprüche.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft abbildende Endoskope und insbesondere ein Endoskopsystem zum Abbilden von Eigenfluoreszenz von epithelialem Gewebe, um dysplastische Gewebebereiche sichtbar zu machen. Das System zur Erkennung von dysplastischem Gewebe verwendet die Eigenfluoreszenz von Schleimhautgewebe, wie das welches im Dickdarm, dem Ösophagus, der Cavitas oris, der Cervix und der Lunge anzufinden ist. Die Fluoreszenz abbildende Vorrichtung für ein Endoskop der vorliegenden Erfindung verwendet einen ausgewählten Bereich für die Wellenlänge des Anregungslichts und ein Fluoreszenz normierendes Verfahren. Diese Auswahl gewährleistet ein verbessertes Endoskop, das einen unverstärkten Abbildungsdetektor am distalen Ende eines Video-Endoskops sowohl zur Weißlichtabbildung als auch zur Fluoreszenzabbildung erfordert. Der Abbildungsdetektor kann eine pixilierte, integrierte Schaltkreisvorrichtung sein, wie eine CMOS Abbildungsvorrichtung, ein Ladungskopplungselement (CCD) oder andere kleine zwei-dimensionale Abbildungssensoren, die in sichtbaren und in infraroten Bereichen detektieren können.
Das System der vorliegenden Erfindung kann zwischen Weißlichtvisualisierungsverfahren und Fluoreszenzlichtvisualisierungsverfahren elektrisch hin und hergeschaltet werden, wobei keine bewegenden Teile innerhalb des Endoskops selbst benötigt werden. Der Wegfall von Kameras und abbildender Optik am proximalen Ende des Endoskops verbessert maßgeblich dessen Handhabungseigenschaften. Ein rechnergestütztes Abbildungssystem ermöglicht die quantitative Abbildung des Gewebes bei Wiederholungsraten von bspw. bis zu 10 Hz und höher. Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung verwendet leicht erkennbare Falschfarbenüberzüge, welche die wahrscheinlichen Bereiche von dysplastischem Gewebe anzeigen. Falschfarbe bedeutet hierbei, dass ein Farbwert einem bestimmten Grad von Fluoreszenzintensität für jedes Pixel zugeordnet wird. Ein Datenverarbeitungssystem kann programmiert werden, um ein zur Abbildung einer gegebenen Art von Gewebezustand geeignetes Farbsystem bereitzustellen. Das System kann entweder mit Farbdrehscheiben video-Endoskopen (bspw. ein monochromes CCD verwendend) oder mit farbabbildenden Sensorendoskopen verwendet werden.
In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird nahes ultraviolettes Licht mit einer Anregungswellenlänge im Bereich von 300–420 nm verwendet, das die Notwendigkeit von zusätzlichen Filtern zwischen den Gewebe und dem Abbildungsdetektor aufgrund dessen verringert oder beseitigt, dass standardmäßige, elektronische Abbildungssensoren, wie sie in Video-Endoskopen verwendet werden, unempfindlich gegenüber dem Anregungslicht sind. Sichtbares rotes Licht, gegenüber dem der Abbildungsdetektor sehr empfindlich ist, wird zur Bestrahlung des Gewebes verwendet, um eine Referenzabbildung zu erhalten. Dieses Referenzlicht durchläuft die gleiche optische Führung wie das Anregungslicht und bestrahlt das Gewebe mit der gleichen normierten Raumverteilung und Winkelverteilung wie das Anregungslicht. Durch Korrelieren der räumlichen Intensität und der Winkelverteilung des für die reflektierte Abbildung verwendeten Lichts und des Lichts für die fluoreszierende Abbildung wird ein genaueres und diagnostisch nützlicheres Abbildungssystem bereitgestellt. Dieses System der vorliegenden Erfindung erlaubt die Benutzung der Referenzabbildung, um die Fluoreszenzabbildung zu normieren, so dass lokale Verringerungen der Fluoreszenzintensität exakt quantifiziert werden können. In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden das Referenzlicht und das Anregungslicht unter Verwendung eines Farbdrehscheibenvideo-Endoskops (monochromes CCD) sequenziell eingesetzt. In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung werden das Fluoreszenzanregungslicht und das Referenzlicht unter Verwendung eines Farb-CCD-Videoendoskops simultan eingesetzt.
Eine zusätzliche Referenzabbildung kann bei Verwendung eines dritten Farbkanals des Video-Kolonoskops aufgenommen werden. Das für diese Abbildung auf das Gewebe gerichtete Referenzlicht ist überwiegend blau mit einer zentralen Wellenlänge und Bandbreite, die das durch das UV-Anregungslicht hervorgerufene Fluoreszenzspektrum approximiert. Das Verhältnis B/R dieser blauen Referenzabbildung, B, zur roten Referenzabbildung, R, auf einer Pixel zu Pixel Basis kennzeichnet Bereiche des abgebildeten Gewebes, wo chemische Verbindungen (überwiegend Hämoglobin) ein wenig von der endogenen Fluoreszenz absorbieren, bevor diese das Gewebe verlassen kann, um abgebildet zu werden. Der Erhalt des Verhältnisses F/R der fluoreszierenden Abbildung, F, zur roten Referenzabbildung, R, liefert schließlich zwei Parameter, F/R und B/R, die auf einer Pixel zu Pixel Basis verwendet werden können, um zu entscheiden, ob abnormales Gewebe, wie zum Beispiel dysplastisches Gewebe, im interessierenden, abgebildeten Bereich vorliegt.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 ist eine Darstellung des Fluoreszenzspektrums von normalem und dysplastischem Dickdarmgewebe aufgrund einer Anregung mit UV-Licht bei 370 nm.
2a und 2b sind Darstellungen des faseroptischen Sondenzuführungssystems entsprechend der vorliegenden Erfindung.
3 ist eine schematische Darstellung einer Ausführungsform des Fluoreszenz abbildenden Endoskops der vorliegenden Erfindung, das eine separate faseroptische Lichtführung verwendet, um das UV-Anregungslicht durch einen Biopsiekanal eines Farbscheibenvideo-Endoskops (monochromes CCD) zu liefern.
4 ist ein Flussdiagramm zur Erzeugung einer Ausgangsabbildung.
5 veranschaulicht ein Zeitablaufdiagramm für die Bildaufnahme-, Analyse- und Wiedergabevorgang entsprechend der vorliegenden Erfindung.
6a–6c veranschaulichen den UV-Ausgang einer Quecksilberbogenlampe als Funktion des Impulsstroms entsprechend der vorliegenden Erfindung.
7 ist eine schematische Darstellung einer rechnergestützten, gepulsten Lampenspannungsversorgung entsprechend der vorliegenden Erfindung.
8a–8d veranschaulichen die Details opto-mechanischer Elemente der gepulsten Lichtquelle entsprechend der vorliegenden Erfindung.
9a–9c veranschaulichen den Aufbau der verwendeten optischen Zuführungsfaser entsprechend der vorliegenden Erfindung.
10a–10b sind schematische Darstellungen einer bevorzugten Ausführungsform des Abbildungssystems, das eine separate faseroptische Lichtführung verwendet, um das UV-Anregungslicht durch einen Biopsiekanal eines Farb-CCD-Video-Endoskops zu liefern.
11a–11d sind schematische Darstellungen einer bevorzugten Ausführungsform des Abbildungssystems, das die UV durchlässige Bestrahlungsführung in das Endoskop eingliedert und eine externe UV-Anregungsquelle mit einer standardmäßigen weißen Lichtquelle mittels eines Adapters verbindet.
12 ist eine schematische Darstellung einer bevorzugten Ausführungsform des Abbildungssystems, das die Anregungslichtquelle und die Weißlichtquelle völlig in ein Bestrahlungssystem für ein Endoskop integriert, das mit einer UV durchlässigen Bestrahlungsführung ausgestattet ist.
13a–13b veranschaulichen eine weitere bevorzugte Ausführungsform eines Bestrahlungs- und Erfassungs-Endoskopabbildungssystems.
Die vorangehenden und andere Gegenstände, Merkmale und Vorteile der Erfindung werden in der nachfolgend genaueren Beschreibung bevorzugter Ausführungsformen der Erfindung deutlich, die in den beiliegenden Figuren dargestellt sind, wobei in den verschiedenen Ansichten der Figuren mit Bezugszeichen durchgehend auf die gleichen Teile Bezug genommen wird. Die Figuren dienen nicht notwendigerweise der maßstabsgetreuen Abbildung der Erfindung. Stattdessen sollen die Figuren die Prinzipien der Erfindung hervorheben.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft Systeme zum Abbilden von Eigenfluoreszenz von epithelialem Gewebe, um dysplastische Gewebebereiche sichtbar zu machen. Das Abbildungssystem entsprechend der vorliegenden Erfindung unterscheidet sich von dem vorhergehend beschriebenen Stand der Technik dadurch, dass es in seiner einfachsten Form zu einem bestehenden Video-Endoskopsystem ohne Modifikationen am Endoskop selbst und lediglich mit dem Zusatz eines Verschlusses im optischen Pfad der sichtbaren Lichtquelle des Endoskops hinzugefügt werden kann. Die Handhabungseigenschaften des Endoskops werden somit durch die Hinzufügung von Abbildungsverstärkern und externen Kameras am proximalen Ende, wie es derzeitige Fluoreszenzabbildungssysteme erfordern, nicht nachteilig beeinflusst. Das Umschalten zwischen der Abbildung mittels normalem sichtbaren Licht in voller Farbe und der Fluoreszenzabbildung wird eher mittels eines elektronischen Schalters erreicht als durch die physische Einwirkung eines Mediziners, was ebenfalls von derzeitigen Systemen gefordert wird. Die resultierende Fluoreszenzvideoabbildung wird von einem Rechner verarbeitet, so dass die vom Mediziner eingesehene Diagnoseabbildung aus einer bekannten sichtbaren Lichtabbildung (in Graustufe) mit einem falschen Farbüberzug besteht, der jene Bereiche in der Abbildung anzeigt, wo die Fluoreszenz des Gewebes im Vergleich zur Fluoreszenz von normalem Gewebe verringert ist. Diese Abbildung ist viel einfacher zu deuten als die kombinierten rot/grünen, unbearbeiteten Fluoreszenzabbildungen, die von derzeitigen Systemen bereitgestellt werden, insbesondere für farbenblinde Mediziner.
Das System der vorliegenden Erfindung verwendet nur einen einzigen Bildaufnehmer am distalen Ende des Endoskops zur Aufnahme von normalen Farbbildern, fluoreszierenden Bildern und sichtbaren Referenzbildern. Die Verwendung einer Kamera am distalen Ende wird durch die Verwendung von fluoreszierendem Anregungslicht bei ultravioletten bis tiefvioletten Wellenlängen ermöglicht, gegenüber denen die CCD-Kamera unempfindlich ist oder durch die Verwendung eines feststehenden Filters unempfindlich gemacht werden kann. Dies ermöglicht eine breitbandige Erfassung der resultierenden Gewebeeigenfluoreszenz von blauen zu roten Wellenlängen, wobei genügend Licht für effektive Videosignale ohne die Notwendigkeit einer zusätzlichen Bildverstärkung entsteht. Fluoreszenzbildaufnahmen dieser Art am lebenden Objekt sind in der US-A-6,537,211 mit dem Titel „Fluorescence Imaging Endoscope" beschrieben.
Bisherige Eigenfluoreszenzabbildungssysteme beruhen auf der Abbildung einer sehr schwachen Fluoreszenz bei roten Wellenlängen, um eine Abbildung zum Vergleich mit der bei blaugrünen Wellenlängen aufgenommenen Fluoreszenzabbildung bereitzustellen. Eine zusätzliche Abbildungsverstärkung ist insbesondere notwendig, um eine verwertbare rote Fluoreszenzabbildung bereitzustellen. Das Eigenfluoreszenzabbildungssystem der vorliegenden Erfindung vermeidet diesen Aufwand und diese Schwierigkeit durch Zuführung zusätzlicher, sichtbarer, roter Lichtbestrahlung zum Gewebe zum Zweck des Erhalts einer Referenzabbildung. Um wirksam zu sein, müssen jedoch das UV-Anregungslicht und das sichtbare Referenzlicht dem Gewebe durch einen gemeinsamen optischen Pfad zugeführt werden und aus der selben Bestrahlungsöffnung mit der selben Winkelverteilung austreten. Dies erfordert eine sorgfältige Ausführung der Optik für die Anregungslichtquelle und die Referenzlichtquelle. Die Verarbeitung der Referenzabbildung umfasst andere Merkmale, wie z. B. die Histogrammanalyse, um Artefakte, wie z. B. sichtbare Spiegelreflexionen, die in Fluoreszenzabbildungen nicht auftreten, zu beseitigen.
Die Kombination der Systemmerkmale entsprechend der vorliegenden Erfindung kann auf verschiedene Weise abhängig vom Endoskop, mit dem das Eigenfluoreszenzabbildungssystem kombiniert wird, verwirklicht werden. Einige dieser Merkmale können auch in das Endoskop selbst stufenweise eingebaut werden, während die Technologie von Medizinern angenommen wird.
In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird die Anregungsbestrahlung und die Referenzbestrahlung von der selben Bogenlampenquelle erzeugt und dem Gewebe durch die selbe faseroptische Sonde, die durch einen Biopsiekanal des Endoskops geführt ist, zugeführt. In anderen Ausführungsformen der Erfindung kann das Anregungslicht mit einer autonomen Quelle erzeugt werden, aber dem Gewebe durch UV-durchlässige Bestrahlungsbündel zugeführt werden, die in den Endoskopen als Ersatz für die standardmäßigen, UV-absorbierenden Glasbündel eingebaut sind. Die Referenzbestrahlung wird von der normalen Weißlichtbestrahlungslichtquelle durch Einschalten eines Rotpassfilters abgeleitet, der Licht bei blauen und grünen Wellenlängen absorbiert, das mit der Aufnahme der überwiegend blauen Fluoreszenz interferieren kann. Eine tiefrote Lichtquelle oder nahes Infrarot (bspw. bei 670 nm oder darüber) kann ohne den Einfluss auf die normal sichtbare Bestrahlung verwendet und mit einem dichroitischen Element zur Zuführung entlang eines gemeinsamen optischen Pfades kombiniert werden. In weiteren Ausführungsformen der Erfindung kann die Anregungslichtquelle mit der standardmäßigen Weißlichtbestrahlungsquelle kombiniert und dem Gewebe durch ein Endoskop mit UV-durchlässigen faseroptischen Bestrahlungsbündeln zugeführt werden. Eine rotierende Scheibenlichtquelle kann auch zur Erzeugung der Farben ultraviolett, blau, grün und rot modifiziert werden, um sowohl die Fluoreszenzaufnahmen als auch die visuellen Aufnahmen durchzuführen.
Die 2a und 2b zeigen die Hauptkomponenten einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung, in der das Anregungslicht und das sichtbare Referenzlicht dem Gewebe durch eine separate faseroptische Sonde zugeführt werden. Die faseroptische Sonde 200 wird durch einen Biopsiekanal eines standardmäßigen Video-Endoskops 202 derart durchgeführt, dass die Spitze der Sonde bei oder nahe der distalen Spitze des Endoskops 204 angeordnet ist. Bei Betätigung eines Fußschalters 206 durch den Mediziner wird die normal weiße Lichtbestrahlung der Lichtquelle des Endoskops und der Videoprozessor 208 mittels eines Verschlusses ausgeschaltet. Dieses weiße Licht bestrahlt das Gewebe normalerweise durch die beiden faseroptischen Bestrahlungsöffnungen 210 und 212 an der distalen Spitze des Endoskops. Gleichzeitig wird ein komplementärer Verschluss in der Anregungs- und Referenzbestrahlungsquelle 214 geschaltet, so dass das Anregungs- und Referenzlicht durch die faseroptische Sonde 200 durchtreten kann. Das Anregungs- und Referenzlicht tritt aus der Spitze der faseroptischen Sonde 216 aus und bestrahlt das Gewebe 218. Das Videobilderkennungssystem 220 überträgt das resultierende fluoreszierende Bildsignal und das Referenzbildsignal durch das Endoskop 202 zurück zum Videoprozessor 208, wo die Signale in zwei verschiedenen Farbkanälen R und B in ein standardmäßiges Videoformat (R, G, B National Television Standards Committee (NTSC)) umgesetzt werden. Diese beiden Kanäle werden mit einem Videodatenerfassungsgerät bzw. Framegrabber im Computersystem 222 digitalisiert. Die digitalisierten Fluoreszenzen und Referenzaufnahmen werden zusammen in Echtzeit verarbeitet, um die Aufnahmebereiche mit gegenüber normalem Gewebe verringerter Fluoreszenz zu quantifizieren. Verringerte Fluoreszenz ist der Hauptindikator für Dysplasie. Gewebebereiche, die wahrscheinlich dysplastisch sind, werden mittels falscher Farben in einer verarbeiteten Aufnahme des Gewebes sichtbar gemacht, das auf einem Monitor 224 abgebildet und mit einer Rate von bis zu 10 Hz aktualisiert wird. Die in den 2a und 2b gezeigte bevorzugte Ausführungsform der Erfindung stellt daher eine Erweiterung zu einem existierenden Endoskop/Videoprozessorsystem dar, das lediglich den Zusatz eines internen Verschlusses zur weißen Lichtquelle des Videoprozessors des Endoskopsystems erfordert. Für Farbscheibenvideo endoskope (monochromes CCD) ist die Anregungslichtquelle 214 derart ausgeführt, dass die Anregungs- und Referenzbestrahlung, wie es nachfolgend detailliert beschrieben ist, sequenziell bereitgestellt werden. Für Farb-CCD-Videoendoskope stellt die Anregungslichtquelle 214 die Anregungs- und Referenzbestrahlung gleichzeitig bereit, was ebenfalls nachfolgend detailliert beschrieben wird.
Das in der US-A-6,537,211 beschriebene Eigenfluoreszenzabbildungssystem verwendet einen Argon-Ionen-Laser als UV-Anregungsquelle. Andere Laserquellen können verwendet werden einschließlich Halbleiterlaser, so zum Beispiel Galliumnitritlaserdioden, die bei Wellenlängen im Bereich von 380 nm bis 420 nm arbeiten, die kleinbauend sind und bei kleinen Leistungen arbeiten. Das System entsprechend der vorliegenden Erfindung verwendet eine Quecksilberdampflampe als Quelle für eine UV-Anregung mit einem Spektralband von ungefähr 365 nm. Die Quecksilberdampfquelle ist kleiner und günstiger als der Argon-Ionen-Laser, benötigt relativ wenig Energie und ist luftgekühlt. Bei den Eigenfluoreszenzabbildungssystemen, die mit Farbscheibenvideoendoskopen (monochromes CCD) verwendet werden, kann der Strom für die Bogenlampe gepulst werden. In den Farbscheibenvideosystemen liefert die normale Lichtquelle sequenziell rote, grüne und blaue Lichtimpulse während eines 33 ms Videobildes, die mit dem Videoprozessor verknüpft werden, um eine Farbabbildung bereit zu stellen. Im Eigenfluoreszenzabbildungsmodus ersetzen diese Systeme den normalen Blaulichtimpuls durch einen UV-Impuls und den Grünlichtimpuls durch einen (nominell roten) Referenzlichtimpuls, der durch dieselbe optische Faser wie der UV-Impuls übertragen wird. Durch Taktung des Bogenlampenstroms für die 8 ms Periode, in der das blaue Licht normalerweise eingeschaltet ist, kann die UV-Quelle so viel oder mehr Anregungsfluenz für das Gewebe liefern als sie es könnte, wenn die CW-Lampenintensität über die ganze 33 ms Videobildperiode integriert würde.
Sowohl bei den Farbscheibenvideosystemen als auch bei den Farb-CCD-Videosystemen wird der Eigenfluoreszenzabbildungsmodus mit einem Fußschalter ausgelöst, der die komplementären Verschlüsse an der Anregungs-/Referenzlichtquelle und der normalen Weißlichtquelle des Endoskops steuert. Zur Aufnahme der schwachen Fluoreszenz des Gewebes ist es erforderlich, die normale Endoskopbestrahlung abzuschalten. Es können zwei verschiedene Modi zur Abbildung der Eigenfluoreszenz verwendet werden. In einem Modus wird ein einzelnes Bild des Falschfarbenüberzugs des verarbeiteten Eigenfluoreszenzbildes mit dem unmittelbar folgenden Farbbild kombiniert und auf dem Computerbildschirm eingefroren. In dem zweiten Modus wird das verarbeitete Fluoreszenzbild kontinuierlich aktualisiert (bei ungefähr 7,5 Hz bis 10 Hz, unter Berücksichtigung der Bildaufnahmeverarbeitungszeit) solange der Fußschalter gedrückt ist. Im kontinuierlichen Bearbeitungsmodus wird das sichtbare Bild als Graustufe dargestellt (da es mit einer monochromen Referenzbestrahlung aufgenommen wird) mit Falschfarbenüberzügen, die Bereiche mit wahrscheinlich dysplastischem Gewebe zeigen.
3 zeigt eine schematische Gesamtdarstellung einer bevorzugten Ausführungsform des Fluoreszenzabbildungssystems zur Verwendung mit Farbscheibenvideoendoskopen (monochromes CCD). Bei der normalen Betriebsart des Farbscheibenvideoendoskops wird das distale Ende des Endoskops 300 in das Hohlorgan des Körpers zur Beobachtung einer Gewebefläche 302 eingeführt, die einen dysplastischen Bereich 304 enthalten kann. Die CCD Abbildungsvorrichtung und das Linsensubsystem (die Videokamera) 306 wird auf beiden Seiten von den normalen Bestrahlungsöffnungen 308 und 310 flankiert.
Das normale Bestrahlungslicht wird mittels eines faseroptischen Bündels 312 übertragen, das sich über die Länge des Endoskops erstreckt und nahe der distalen Spitze des Endoskops gabelförmig teilt, und in den Öffnungen 308 und 310 endet. Ein Verschluss 314 zwischen der Bestrahlungsquelle und dem faseroptischen Bündel, der durch ein digitales Signal 315 gesteuert wird, ermöglicht das Ausschalten der Weißlichtbestrahlung, ohne die Lampe 316 auszuschalten. In der dargestellten Art des Endoskops wird die normale Farbabbildung durch Kombination dreier aufeinander folgender Abbildungen mit roten, grünen und blauen Lichtimpulsen erhalten, die durch eine Rotation der Filterscheibe 318 gebildet werden. Der CCD-Detektor in dieser Art des Endoskops reagiert gegenüber allen Wellenlängen zwischen 400 nm und 700 nm empfindlich, wohingegen er gegenüber einer UV-Anregung bei Wellenlängen von rund 365 nm unempfindlich reagiert, die zur Erzeugung der Eigenfluoreszenz verwendet werden. Dies ist sowohl auf die Ausführung der Anordnung des Siliziumsensors als auch auf die Auswahl von optischen Materialien zurückzuführen, die zum Schutz der Oberfläche der Anordnung verwendet werden. Der CCD-Detektor integriert kontinuierlich all das Licht, das auf seine Oberfläche auftrifft, so dass die Bestrahlung abgestellt werden muss, während die CCD-Zeilen auf die Anzeigeelektronik umgeschaltet werden, da sonst Schliereneffekte auf der Abbildung sichtbar werden. Die roten, grünen und blauen Lichtimpulse haben eine Dauer von rund 6 ms, an die sich eine Periode von 5 ms anschließt, in der die Kamerapixel ausgelesen werden, woraus sich eine Gesamtvideobildperiode von rund 33 ms oder 29,97 Bildern pro Sekunde ergibt, um dem NTSC-Standard zu genügen. Das analoge Ausgabesignal der CCD-Kamera wird mittels eines Kabels 320 zum Videoprozessor 322 des Endoskops übertragen.
Die drei aufeinander folgenden monochromen Abbildungen werden digitalisiert und zu einem standardmäßigen Farbvideosignal am Ende des Videobildes zusammengeführt. Der Prozessor umfasst zwei Gruppen von standardmäßigen roten, grünen, blauen (RGB) zuzüglich Synchronisationsausgängen. Eine Gruppe von Ausgängen für Farbsignale 324 führt zu dem Videomonitor 326 des Endoskops, um die Normalfarbenabbildung des Gewebes 328 anzuzeigen. Eine andere Gruppe von Farbsignalen 330 führt zu einer Videobildfangschaltung 332 in dem Fluoreszenzabbildungscomputersystem 334, welche die Eigenfluoreszenz- und Referenzabbildungen erhalten und verarbeiten. Ein standardmäßig zusammengesetzter Farbsignalausgang 336 des Videoprozessors führt zu einem Synchronisationsschaltkreis 338, der auf einem Nationalen LM1881 Videoamplitudenfilter basiert. Dieser Synchronisationsschaltkreis 338 bestimmt, wann die verschachtelten geraden und ungeraden Felder in dem Videosignal auftreten und gibt ein binäres Signal 340 aus, das während der ungeraden Felder hoch und während der geraden Felder gering ist. Dieses Signal 340 wird in dem Fluoreszenzabbildungssystem durchweg verwendet, um dessen Funktionen mit der Zeitsteuerung des Videoprozessors des Endoskops zu synchronisieren.
Zum Einstellen der Betriebsart der Eigenfluoreszenzabbildung betätigt der Mediziner den Fußschalter 341, der ein Signal über das Kabel 342 zum Computer 334 sendet. Zu gegebener Zeit wird synchronisiert zur nächsten Gelegenheit, wie durch das Synchronisationssignal 340 bestimmt, ein Signal über die Verschlussträgerleitung 315 an den Verschluss 314 an der normalen Bestrahlungsquelle und den Verschluss 343 an der Anregungs- /Referenzlichtquelle 364 ausgegeben. Diese Verschlüsse sind komplementär, so dass das Signal auf Leitung 315 den Verschluss 343 öffnet und gleichzeitig den Verschluss 314 schließt. Die Anregungs- und Referenzlichtimpulse, die durch die rotierenden Verschlussscheiben in der optischen Gruppe 350 erzeugt werden, gehen sodann in die faseroptische Sonde 344 über. Die Sonde 344 wird in eine Biopsiekanalöffnung 345 eingeführt und entlang des Kanals geführt bis ihr Endfenster 346 entweder am distalen Ende des Endoskops 300 angelangt ist oder darüber hinaus ragt. Die Anregungs- und Referenzlichtimpulse bestrahlen den zentralen Teil des visuellen Feldes des Endoskops. Die Winkelausdehnung der Bestrahlung hängt von den optischen Elementen 350, der Faseröffnung und den optischen Eigenschaften des Endfensters 346 der faseroptischen Sonde 346 ab.
Die Anregungs- und Referenzlichtimpulse müssen sich während zweier von drei normalen Bestrahlungsimpulsperioden für die Eigenfluoreszenz- und Referenzabbildungen ereignen, um richtig erfasst zu werden. Diese Abbildungen erscheinen auf dem nächsten Videoausgangsbild auf zwei von drei Videoausgangskanälen des Videoprozessors des Endoskops. Die passende Zeitsteuerung wird durch Rotation der Blenden 352 und 354 in dem Anregungslichtpfad (UV) bzw. dem Referenzlichtpfad (RED) der optischen Gruppe 350 erreicht. Die Blenden werden mittels Gleichstrommotoren 356 und 358 angetrieben, die mit einer Geschwindigkeit rotieren, die durch Variation ihrer jeweiligen Versorgungsspannung geregelt werden kann. Je ein Bezugsloch nahe des Randbereiches der Blende kombiniert mit einer optischen Quelle und einem Detektor generiert einen Referenzimpuls, der ihre Phase beim Rotieren kennzeichnet. Ein Phasenregelkreis (PLL) 362 und 360 für jeden der beiden Motoren 358 und 356 stellt die Motorenspannungen derart ein, dass der Referenzimpuls jeweils mit der ansteigenden Flanke des Synchronisationsimpulses 340, der den Beginn des ungeraden Videofeldes markiert, übereinstimmt.
Durch die Anordnung der Löcher in den Blenden kann der Anregungslichtimpuls und der Referenzlichtimpuls näherungsweise zur Belichtungszeit der Kamera zeitlich festgelegt werden. Der Anregungsimpuls ist zeitlich derart festgelegt, dass dieser mit der normal blauen Belichtung übereinstimmt, da diese Belichtungszeit etwas länger (8,1 ms) als die anderen ist. Der Referenzlichtimpuls ist derart zeitig festgelegt, dass dieser mit der normal grünen Belichtungszeit (5 ms) übereinstimmt, da diese die nächst längere der normalen Belichtungszeiten ist. Die normal rote Belichtungszeit, die sogleich der normal grünen Belichtungszeit folgt, wird gegenwärtig nicht genutzt, wobei diese jedoch verwendet werden kann, um zusätzliche Eigenfluoreszenz- oder Referenzabbildungen oder eine zusätzliche sichtbare Reflexionsabbildungen für andere spektroskopische Analysen zu erhalten. Während der Anregungsbelichtung kann der Strom der Quecksilberlampe auf ein höheres Niveau gehoben werden, um den Anregungslichtausgang zu erhöhen. Die Lampenenergieversorgung verwendet einen Gleichstromabschnitt 366, um den idealen Strom aufrecht zu erhalten und die Lampe einzuschalten.
Ein rechnergestützter pulsierender Stromabschnitt 368, der zum Gleichstromabschnitt 366 parallel geschaltet ist, kann schnell in mehrfach parallel gekoppelte konstante Stromquellen umgeschaltet werden, um die Ausgangsleistung der Lampe, wie es das Abbildungssystem erfordert, zu variieren. Die Stromimpulse werden mit dem Videosystem synchronisiert, das denselben Synchronisationsimpuls 340 verwendet, der die rotierenden Blenden sperrt. Der digitale Eingangs-/Ausgangsabschnitt (I/O) 370 des Rechners gibt einen digitalen Impuls 372 aus, der mit dem Zeitsteuerimpuls 340 verknüpft wird, um den Lampenstrom während der Anregungsbelichtung zu verstärken. Die Anzahl der konstanten Stromabschnitte, die parallel angesteuert werden, kann bei Bedarf durch eine Reihe von digitalen Steuerleitungen 374 verändert werden. Sofern das Gewebe ausreichend nahe an dem Sondenfenster 346 liegt, dürfte keine Verstärkung erforderlich sein. Sofern der Spitzenwert der Eigenfluoreszenzabbildung auf einen akzeptablen Mindestwert abfällt, wie von dem Computerabbildungsanalyseprogramm 376 bestimmt und von dem Gesamtsteuerprogramm 378 überwacht, werden bei Bedarf für die nächste Belichtung zusätzliche stromverstärkende Abschnitte aktiviert.
Sind die Eigenfluoreszenzabbildung und die Referenzabbildung von der digitalen Bildfangschaltung im Computer einmal erfasst worden, kann die Analyse beginnen. Eine Reflexionsabbildung (nicht fluoreszierend), die mit einem Endoskopkamerasystem aufgenommen wird, erfasst die Helligkeit der Gewebeoberfläche in dessen Sichtfeld. Sofern die Gewebeoberfläche einen Lambertian (nicht spiegelnden) Reflektor darstellt, ist das Reflexionsabbildungssignal (wie von der Videobildfangschaltung für jedes diskrete Pixel in der Videoaufnahme digitalisiert) proportional zum Abstand des Gewebes von einer einzelnen Bestrahlungsquelle (oder einem gewichteten Abstand von Mehrfachquellen) und zur integrierten Energie der Anregungsbestrahlung während dieses Videobildes. Das Endfester 346 der Anregungs-/Referenzzuführungssonde ist nicht in der direkten Sichtlinie von der Kameralinse zum Gewebe, so dass sichtbare Schatten entstehen. Eine Reflexionsabbildung kann daher zur Messung der für die Kamera sichtbaren Anregungsbestrahlung an der Gewebeoberfläche verwendet werden einschließlich der in der Eigenfluoreszenzabbildung gegenwärtigen Schatten. Es sei bemerkt, dass dies nur für den Fall gilt, dass die Anregungsbestrahlung und die sichtbare Bestrahlung von derselben Öffnung mit dem selben Querintensitätsprofil und derselben Winkeldivergenz ausgehen, wie von der obigen Ausführung der Quelle bereitgestellt. Eine sichtbare Reflexionsabbildung, die mit dem Licht der Bestrahlungsbündel eines standardmäßigen Endoskops aufgenommen wird, ist beispielsweise zur Bestimmung der Anregungsbestrahlung einer einzelnen optischen Faser, die durch einen Biopsiekanal dieses Endoskops geführt wird, unzulässig. Es sei allerdings auch bemerkt, dass derselben Öffnung/denselben Divergenzbedingungen genügt ist, wenn sowohl die Anregungslichtimpulse als auch die Referenzlichtimpulse durch die Bestrahlungsbündel des Endoskops geführt werden.
Die Folge von Schritten zur Erlangung einer Falschfarbenanzeige von wahrscheinlicher Dysplasie unter Verwendung der sichtbaren Referenzabbildung zusammen mit der Eigenfluoreszenzabbildung läuft wie folgt ab.
Die zwei Abbildungen werden zunächst durch den Gammafaktor korrigiert, der auf das Videosignal von dem Videoprozessor angewendet wird, der im allgemeinen eher mit einem Videomonitor als mit einer Bildfangschaltung verbunden ist. Dadurch wird sichergestellt, dass die von der Bildfangschaltung im Computer erfassten digitalisierten Abbildungen lineare Funktionen der Bestrahlungsfluenz (zeitintegrierte Intensität) darstellen. Die beiden Abbildungen werden dann auf ihre Spitzenwerte normiert, was im allgemeinen einen Bereich von nicht-dysplastischem Gewebe irgendwo in dem sichtbaren Feld darstellt. Es gibt einige Pixel in der Referenzabbildung, die aufgrund der Spiegelreflexionen der Referenzbestrahlung gesättigt sind. Diese werden durch die Erstellung eines Histogramms der Referenzabbildung und die Normierung der Abbildung auf einen Spitzenwert effektiv beseitigt. Dies umfasst im allgemeinen rund 99% der Pixel.
Alle normierten Referenzabbildungspixel über einem Wert von 1 (die Spiegelreflexionen) werden dann auf einen Wert von 1 zurückgesetzt. In der Eigenfluoreszenzabbildung gibt es keine Spiegelreflexionen, so dass eine auf einem Histogramm basierende Normierung nicht erforderlich ist. Auf einer Pixel zu Pixel Basis wird der Eigenfluoreszenzabbildungswert dann durch den korrigierten Referenzabbildungswert zur Erzeugung einer Verhältnisabbildung geteilt. Diese Teilung wird nur dann durchgeführt, wenn die Eigenfluoreszenz- und die Referenzabbildungspixelwerte oberhalb einer Minimalschwelle sind, so dass sichergestellt wird, dass die Analyse nicht mit zu wenig Bestrahlung versucht wird, um eine zuverlässige Messung bereitzustellen.
Sofern ein Abbildungsverhältnispixelwert unter einen bestimmten Wert fällt (typischerweise 1/2–1/3), repräsentiert dieses Pixel einen Bereich mit verringerter Fluoreszenz auf der Gewebeoberfläche, die Indikativ für Dysplasie ist. Das entsprechende Pixel in der verarbeiteten, ausgegebenen Abbildung kann dann auf einen Falschfarbenzustand gesetzt werden, um die relative Wahrscheinlichkeit von Dysplasie anzuzeigen. Ist der Wert des V Abbildungsverhältnispixelwertes kleiner 1/3, wird der rote Wert des entsprechenden verarbeiteten, ausgegebenen Abbildungspixels auf den Wert der Referenzabbildung und der grüne und blaue Wert dieses Pixels auf 0 gesetzt (es ist ein schattiertes Rot, das eine hohe Wahrscheinlichkeit für Dysplasie anzeigt). Sofern der Abbildungsverhältnispixelwert 1/2–1/3 beträgt, wird der grüne Wert des verarbeiteten, ausgegebenen Abbildungspixels auf den Referenzabbildungswert und der rote und blaue Wert auf 0 gesetzt (es ist ein schattiertes Grün, das eine moderate Wahrscheinlichkeit für Dysplasie anzeigt). Sofern der Abbildungsverhältnispixelwert größer 1/2 ist, werden die roten, grünen und blauen Werte der verarbeiteten, ausgegebenen Abbildungspixel alle auf den Referenzabbildungswert gesetzt (es ist ein schattiertes Grau, das die Wahrscheinlichkeit für normales Gewebe anzeigt). Diese verarbeitete und ausgegebene Abbildung 386 wird auf einem LCD-Monitor 384 angezeigt, der an das Computersystem 334 angeschlossen ist.
4 zeigt eine Prozesssequenz 400, nachdem ein Patient vorbereitet, das Endoskop in den Hohlraum des Körpers eingeführt und das distale Ende davon zur Abbildung eines interessierenden Bereiches positioniert worden ist. In diesem speziellen Beispiel wird eine sichtbare Referenzabbildung 402 erhalten. Diese Referenzdaten werden korrigiert 404, ein Histogramm wird erzeugt 406, die Daten werden normiert 408, ausgewählte Pixel werden zurückgesetzt 410 und ein Schwellwert wird angewendet 412. Nachdem eine Fluoreszenzabbildung erhalten worden ist 420, wird die Abbildung korrigiert 422, normiert 424, ein Schwellwert angewendet 426 und eine Abbildungsverhältnis gebildet 430. Die resultierende Ausgangsabbildung oder -darstellung wird sodann mit einer Referenz verglichen 432 und ein gegebener Bereich als normal 440 oder dysplastisch 450 ermittelt.
5 zeigt ein Zeitsteuerungsdiagramm für einen Zyklus des Abbildungsprozesses. Die maximale Videoausgangsrate beträgt 29,97 Hz, wie durch den NTSC-Standard vorgegeben ist. Das Diagramm zeigt ein System, das ein Zeitfenster zum Erfassen, zwischen 2 und 3 Zeitfenstern zum Analysieren und einen Teil eines Zeitfensters zum Übertragen des Ergebnisses an den Bildausgabepuffer benötigt. Die resultierende Aktualisierungsrate für die Analyseabbildung beträgt 7,5 Bilder/sec. Mit einem einzelnen schnellen Prozessor kann die Analysezeit reduziert und die Aktualisierungsrate entsprechend erhöht werden zu 10 oder 15 Bildern sec. Die Abbildungsanalyse kann auch bei Ausgangsraten von bis zu 30 Bildern/sec bei Verwendung von beispielsweise zwei Prozessoren durchgeführt werden, die parallel mit einer Verzögerung von nur wenigen Zeitfenstern zwischen der Erfassung und der Anzeige arbeiten. Erhöhte Aktualisierungsraten erfordern jedoch eine reduzierte Obergrenze für den gepulsten Strom der Lampe, um eine mittlere Lampenverlustleistung von nicht mehr als 100 W aufrechtzuerhalten. 5 zeigt auch wie der Quecksilberlampenstrom nur während der blauen Belichtungsperioden verstärkt wird, die zu einer Eigenfluoreszenzabbildung führen. Zu anderen Zeiten läuft die Lampe mit einer verringerten Leistung.
6a und 6b zeigen, dass die UV-Ausgangsleistung einer 100 W HG-Bogenlampe, die für 8 ms oberhalb eines 70% Blindstroms gepulst wird, im wesentlichen eine lineare Funktion ihrer Eingangsleistung bis zu einem Faktor von mindestens 5 über ihrer Nennleistung ist. Die Verstärkung des Lampenstroms während der UV-Belichtungsperiode erhöht die Lampenausgangsleistung, was wiederum die Abtastung einer größeren Gewebefläche nach dysplastischen Bereichen erlaubt. Dies liefert auch ein Mittel zum Einstellen des Ausgangs der Lampe für eine optimale Videobelichtung auf einer Puls- zu Puls-Basis. Da die Entladung der Lampe einen nahezu konstanten Spannungsabfall über dem Bogen ungeachtet des Stroms aufrechterhält, ist die Lampenausgangsleistung im wesentlichen proportional zum Strom. Um die 70% der Lampenleistung müssen stets beibehalten werden, um das Quecksilber dampfförmig zu halten. 6c zeigt, dass das Pulsen des Stroms bis zu einem Faktor von 5 oberhalb des Nennstroms kontinuierlich bei einer Rate von 7,5 Hz wiederholt werden kann.
7 zeigt ein Blockdiagramm der Lampenenergieversorgung für die Quecksilberdampflampe 700. Der mit Gleichstrom betriebene Stromschaltkreis 702 und der Hochspannungsstartimpulsschaltkreis 704 werden mittels einer einzigen handelsüblichen Energieversorgung für CW 100 W Quecksilberdampflampen versorgt. Der mit konstantem Strom getriggerte Impulsschaltkreis 706 ist auf die spezifischen Anforderungen des Fluoreszenzabbildungsendoskops abgestimmt. Vier von diesen Schaltkreisen sind parallel geschaltet, so dass der Ausgang der Bogenlampe digital auf eine von fünf verschiedenen Leistungsstufen (einschließlich Leerlauf) gesetzt werden kann. Jeder Schaltkreis besteht aus einem Power MOSFET-Schalter, der seinen Widerstand einstellt, um den Strom auf einem festen Niveau zu halten, wobei der Strom typischerweise äquivalent zum normalen Gleichstrom von 4 A ist. Diese Schaltkreise können individuell von einem Computer getriggert werden, wann immer ihre Stromverstärkung benötigt wird, um das Gewebe richtig zu bestrahlen. Jeder Schaltkreis zieht seinen Strom von einem Speicherkondensator 708, der von einer Energieversorgung 710 über einen Strombegrenzer 712 geladen wird. Diese Strombegrenzung minimiert die Möglichkeit von falschen Bedingungen, welche die Leistungsaufnahme der Bogenlampe überlasten könnten.
8a, 8b, 8c und 8d zeigen Details einer Anregungs-/Referenzbestrahlungsquellenoptik. In 8a wird als Quelle beider Wellenlängen eine einzige Quecksilberdampflampe 800 verwendet, da sowohl das UV/violette Anregungslicht als auch das rote/infrarotnahe Referenzlicht dasselbe Quellvolumen 802 am distalen Ende des Endoskops benötigen. Kleine 100 W Quecksilberdampflampen weisen Bogenabmessungen von 0,5 bis 1 mm auf, die klein genug sind, um effizient in die optischen Fasern einzukoppeln, die dazu verwendet werden, das Licht bis zur Spitze des Endoskops zu liefern. Separate Lampen können für Anregungs- und Referenzstrahlen verwendet werden, wobei dann die Toleranzen für die Quelloptik und die Ausrichtung der Quellbögen kritischer sind. In der bevorzugten Einzellampenquellenausführung, wie in 8a gezeigt, ist die lichtsammelnde Optik 804 als eine einzelne UV-durchlässige Linse aus geschmolzenem Silika schematisch abgebildet. In der Praxis wird entweder eine Mehrfachlinsenausführung oder ein spiegelbasierendes Schwarzschildobjektiv verwendet, um optische Abberationen auf dem Sammelstrahl zu verringern. Derartige Sammeloptiken könnten auch das Licht einer handelsüblichen Quecksilberdampflampe mit einem feststehenden, vorausgerichteten, elliptischen Reflektor als alternative Quelle kollimieren. Die Sammeloptik 804 kollimiert das Licht der Lampe, so dass dieses mittels eines dichroitischen Spiegels 806 in UV und sichtbare Komponenten wirksam gefiltert werden kann, wobei der dichroitische Spiegel 806 UV und/oder tief-violette Wellenlängen reflektiert und sichtbare Wellenlängen hindurchlässt.
Die Trennung in zwei Pfade wird benötigt, so dass die beiden rotierenden Blenden 808 und 810 die UV Anregungs- und sichtbaren Referenzimpulse zu verschiedenen Zeiten während des Videozeitfensters, wie zuvor beschrieben, erzeugen können. Kurz nachdem der dichroitische Spiegel nahezu 100% des gewünschten UV-Lichts in den UV-Pfad reflektiert hat, trifft dieses auf den Spiegel 812 auf, der mit einer UV-reflektierenden Oberflächenbeschichtung versehen ist, die dazu dient, viel vom ungewünschten sichtbaren Licht, das durch den dichroitischen Spiegel reflektiert wird, zu absorbieren. Zusätzliche UV Filter, die durch das Element 814 dargestellt sind, könnten absorptionsfähige Filter, wie beispielsweise sowohl Schott UG-1-Glas als auch mehrschichtige dielektrische Bandpassfilter, die auf die 365 nm-Linie von Quecksilber ausgerichtet sind, umfassen. Der UV-Pfad verwirft sichtbares Licht zu einem hohen Grad, da die Effizienz der 460 nm Gewebefluoreszenz nur rund 0,1% beträgt. Das Durchsickern von sichtbarem Quelllicht während der UV-Belichtungsperiode verringert den Kontrast der Eigenfluoreszenzabbildung. Eine gewisse Korrektur für ein derartiges Durchsickern ist während der digitalen Abbildungsverarbeitung möglich, jedoch bewirken Korrekturen immer ein kleines Rauschen im Ergebnis.
Das erste Element im Referenzpfad ist eine schwache Linse 816 zur Korrektur des geringeren Brechungskoeffizienten der kollimierenden Linse 804 aus geschmolzenem Silika bei sichtbaren Wellenlängen im Vergleich zum UV-Pfad. Es sei bemerkt, dass die Linse 816 nicht notwendig wäre, wenn man ein Schwarzschildobjektiv an der Position 804 verwenden würde, da eine derartige Ausführung nur Spiegel verwendet und daher völlig achromatisch ist. Ein Dämpfer kann optional im Referenzpfad auf der Position 817 positioniert werden, um die Sättigung der Referenzabbildung bei nahen Inspektionsabständen zu vermeiden. Dieser Dämpfer muss über die Fläche, durch die der Referenzstrahl hindurchtritt, gleichförmig ausgeführt sein, um die für die Referenzbestrahlung erforderliche gleichförmige Winkelintensitätsverteilung aufrecht zu erhalten. Diese Dämpfung kann mit Variablen, gekreuzten Polarisatoren, differentiell gleitenden, linearen Dämpfungskeilen oder elektromechanisch geschalteten Festwertdämpfern erreicht werden. Der sichtbare Filter 818 im Referenzstrahlpfad ist gegenüber dem UV-Filter weniger kritisch, wenn sequentielle Anregungs-/Referenzstrahlen, wie in dem gezeigten System, verwendet werden. Die Referenzstrahlwellenlänge wird derart ausgewählt, dass Hämoglobinabsorptionsbereiche vermieden werden, da eine signifikante Absorption einen Fehler in der Analyse bewirkt, der vermuten lässt, dass die Referenzabbildung äquivalent zu einer Messung der Anregungsbestrahlungsintensität ist. Die beiden rotierenden Blenden 808 und 810 folgen auf die Filter.
Entlang des sichtbaren Pfades folgt auf die Blende 808 ein Umlenkspiegel 820 mit einer breitbandigen sichtbaren Reflexionsbeschichtung. Ein zweiter dichroitischer Spiegel 822, der zu dem dichroitischen Spiegel 806 identisch ist, koppelt den UV-Anregungsstrahl und den sichtbaren Referenzstrahl in einen gemeinsamen Pfad. Ein zusätzlicher Umlenkspiegel 824, der sowohl das UV- als auch das sichtbare Licht reflektiert, leitet die beiden Strahlen zu einer fokussierenden Linse 826 um, die diese in die Zuführungsfaser 828 einkoppelt. Der den beiden Strahlen gemeine Umlenkspiegel 824 reflektiert die Strahlen der beiden Pfade des Systems gleichermaßen. Eine Änderung der Position der Quecksilberdampflampe 802 relativ zur Position der Sammellinse 804 führt zu derselben Winkelabweichung für die Anregungs- und Referenzstrahlen. Die gleichen Abweichungswinkel vermeiden eine Überlappung der Anregungs- und Referenzstrahlen auf dem Gewebe. Bei dem in den 8a bis 8c gezeigten System entspricht die Richtung der aus der optischen Anordnung austretenden Strahlen der Richtung der Eingangsstrahlen, weswegen die Richtung der Ausgangsstrahlen von Translationsbewegungen und kleinen Rotationen der optischen Anordnung als Ganzes unabhängig ist.
Die Aperturblende 830 in 8a stellt sicher, dass die UV Anregungs- und sichtbaren Referenzstrahlen beim Eintritt in die Zuführungsfaser 828 die gleiche Winkelkonvergenz aufweisen. Die Querabmessungen der beiden Strahlen an der Position der Sammellinse 826 werden aufgrund von kleinen Fehlern in der Positionierung der optischen Elemente in den beiden Pfaden und geringen Unterschieden im effektiven Strahlungsvolumen des Bogens bei den beiden Wellenlängen immer geringfügig verschieden sein. Die Aperturblende 830 ist derart angeordnet, dass beide Strahlen geringfügig an ihren Außenkanten abgeschnitten werden, wodurch sichergestellt wird, dass der maximale Winkeleingang in die optische Faser für beide Strahlen derselbe ist. 8b zeigt, dass der Eingangswinkel in eine optische Faser relativ zur Faserachse in hohem Maße aufgrund von Reflexionen innerhalb der Faser erhalten bleibt. Die Bestrahlung einer Faser mit einem kollimiertem Strahl aus einer einzigen Richtung führt im allgemeinen zu kegelförmig abgestrahltem Licht am anderen Ende der Faser, wobei der Kegel bezüglich der Achse symmetrisch ist. Das Licht wird über der Ausgangsöffnung der Faser räumlich gemittelt, wobei die Winkel aufgrund von Krümmungen in der Faser nur langsam verteilt werden. Die gezeigte Ausführungsform der Erfindung stellt sicher, dass die normierte Winkelintensitätsverteilung der Anregungsbestrahlung und der Referenzbestrahlung, wie es das Eigenfluoreszenznormierungsverfahren erfordert, nahezu übereinstimmen. Sofern beispielsweise die normierte Referenzbestrahlung die normierte Anregungsbestrahlung in einem Bereich 831, wie in 8c gezeigt, lokal überschreitet, zeigt die Analyse fälschlicherweise eine verringerte Eigenfluoreszenz in diesem Bereich an. Sofern die normierte Referenzbestrahlung um einen Faktor von zwei größer ist als die normierte Anregungsbestrahlung, liefert die Analyse eine falsche positive Anzeige für Dysplasie, wo die Schwellwertbedingung auf 50% gesetzt ist. Gleichermaßen verhält es sich, wenn die normierte Referenzbestrahlung in einem Bereich um den Faktor von zwei unterhalb der normierten Anregungsbestrahlung liegt, wobei dann die Analyse normales Gewebe anzeigt, selbst wenn die Eigenfluoreszenz tatsächlich um den gleichen Faktor von zwei in diesem Bereich verringert war. Derartig große Fehler sind im Zentrum des Bestrahlungsfeldes unwahrscheinlich, wohingegen sie sich an den Rändern des Feldes, wo die Bestrahlung auf den Rauschpegel abfällt, ereignen können. Die Schwellwertbedingungen, die sowohl den Referenz abbildungen als auch den Eigenfluoreszenzabbildungen vorgehalten werden, stellen sicher, dass die Analyse nicht durchgeführt wird, wenn sie zu einfach vom Rauschen oder von Randeffekten beeinflusst wird. Im Allgemeinen wird jegliche Variation in der Intensitätsverteilung des Referenzlichts aufrecht erhalten, wie in 860 gezeigt (normiert), die weniger als 20% relativ zur Intensitätsverteilung des Anregungslichts an irgendeinem Punkt entlang des optischen Pfades zwischen dem Kombinierer und der Gewebeoberfläche beträgt. Es ist äußerst wichtig kleinstmögliche Variationen der Intensität auf der Gewebeoberfläche zu erzielen. Dadurch bleibt das aus der Faser 862 austretende Licht innerhalb des Konus, der durch den Winkel θ bestimmt ist, und Variationen der Intensität entlang der Wellenfront 864 sollten weniger als 20% betragen, um das Risiko von Falschabbildungen zu minimieren.
8d zeigt eine detailliertere Ansicht der rotierenden Blende in der Anregungs-/Referenzquelle. Die Scheiben machen jeweils in 33,3 ms, der Periode des Videozeitfensters, eine vollständige Umdrehung. Der Winkel der Öffnung 832 an der Anregungsscheibenblende 810 entspricht der 8,1 ms Periode für die normal blaue Belichtung. Der Takt der UV Belichtung relativ zum Videozeitfenster wird durch den Phasenregelkreis gesetzt, der die ansteigende Flanke des optischen Impulses mittels des Bezugspunktes 834 der Anregungsscheibe mit der ansteigenden Flanke der ungeraden Feldmarkierung auf das Synchronisationssignal 340 hin, das in 3 gezeigt ist, zusammenfallen lässt. Die Position des Anregungsstrahls in der optischen Anordnung wird durch den gepunkteten Kreis 836 angezeigt. Nach den relativen Abmessungen des Strahldurchmessers zum Durchmesser der gezeigten Blende beträgt die gesamte Anregelzeit des Impulses 1,7 ms, die im Vergleich zur Gesamtlänge des Impulses annehmbar ist. Die Scheibe 810 ist dünn, leicht an Gewicht, undurchsichtig und aus rostfreiem Stahl oder glasfaserverstärktem Epoxidharz gefertigt.
Die Verringerung des Trägheitsmomentes vereinfacht die Abbremsung der Rotation der Blenden mit dem Phasenregelkreis (PLL). Die Undurchsichtigkeit der Blenden ist wichtig, um Lichtdurchdringungen zu vermeiden. Die Aussparungen 838 um die zentrale Nabe 840 der Scheiben hinterlassen dünne Biegestege 842, die es der Scheibe ermöglichen, sich beim Rotieren geringfügig durchbiegen, um rechtwinklig zur Rotationsachse des Motors zu verbleiben, wodurch die Vibrationen und die Belastung der Motorlager klein gehalten wird.
Die kontinuierliche äußere Kante der Blende dient dazu, den Zeitsteuerungsbezugspunkt in einem weitest möglichen Abstand von der Achse zu tragen, bei dem dieser äußerst empfindlich ist und eine Sicherungsfunktion sowohl für den Fall einer versehentlichen Berührung während des Zusammenbauens als auch Testens liefert. Die Öffnung in der sichtbaren Referenzblende 844 ist derart positioniert, dass sie mit der normal grünen oder roten Periode der Videozeitsteuerungssequenz übereinstimmt. Dieses Instrument kann entweder eine einzelne Falschfarbenabbildung für jedes Fußschaltersignal oder eine Serie von verarbeiteten Abbildungen bei einem Teil der 30 Hz Videozeitfensterrate bereitstellen.
Ein standardmäßiges Rechnersystem kann die erfassten Daten verarbeiten und die Falschfarbenabbildungen bei 10 Zeitfenstern pro Sekunde aktualisieren, was schnell genug ist, um den Eindruck einer ruhigen Bewegung zu erwecken, und langsam genug ist, um einen signifikanten Anstieg im gepulsten Lampenstrom zu ermöglichen. Der Betrieb bei einer kleineren Frequenzen als 30 Hz (7,5 oder 6 Hz) liefert noch geeignete Echtzeitrückmeldungen und erlaubt höher gepulste Ströme (und daher hellere UV Bestrahlung), ohne dabei die nominelle 100 W Durchschnittsverlustleistung in der Lampe zu überschreiten.
9a bis 9c zeigen Details der optischen Fasersonde, welche die UV und Referenzlichtimpulse von der zuvor beschriebenen Quelle über einen Biopsiekanal im Endoskop bis zum Gewebe an der distalen Spitze des Endoskops liefert. Die Zuführungsfaser 900 muss sowohl UV als auch Referenzlichtwellenlängen übertragen, effizient mit der Lichtquelle zusammenkoppeln und genügend flexibel sein, um die Flexibilität der Endoskopspitze nicht maßgeblich zu beeinflussen.
Die Fasern können aus mehreren, kleine Durchmesser aufweisenden Fasern aus geschmolzenem Silica gefertigt sein, wobei das bevorzugte System eine einzelne, UV durchlässige Acrylfaser mit einem Durchmesser von 1,5 bis 2 mm verwendet. Eine bestimmte Acrylfaser, die sich hierfür eignet, ist die von Toray Industries, Inc. gefertigte optische Polymerfaser namens „Raytela Polymer Optical Fiber". Das Einzelfasersystem erhöht die Kopplungseffizienz durch Beseitigung der Verdichtungsteilverluste von Mehrfachfaserbündeln. Die Beseitigung der Vielzahl von internen Hohlräumen erhöht auch die Zuverlässigkeit des Desinfizierungsprozesses zwischen den Vorgängen.
Ein Fenster 902 an der Spitze der Sonde wird mittels einer Hülse 904 und gering fluoreszierendem Epoxidharz in den Fugen 906, 908 und 910 festgehalten, wie in 9b gezeigt. Eine dünne biologisch verträgliche Hülle aus einer wärmeschrumpfenden Schlauchleitung schützt die Beschichtung der optischen Faser. Ein Band aus Epoxidharz an der Stelle 914 in der Fuge zwischen der Faser 900, der Hülle 912 und der Hülse 904 versiegelt die Sonde zur Desinfektion und hält die Hülle fest. Diese Art von Faser hat eine numerische Öffnung von 0,5, was bedeutet, dass das Licht über einen Öffnungswinkel von 60° ausgestrahlt wird. Sonden mit einem ebenen Fenster bestrahlen lediglich die Hälfte des 120° Maximalsichtfeldes eines typischen Endoskops.
9c zeigt eine negative Linse 916, die an Stelle eines ebenen Fensters 902 verwendet wird, mit einer Luftfuge 918 zwischen der Linse und dem Ende der optischen Faser. Die negative Linse vergrößert das bestrahlte Sichtfeld auf Kosten der Anregungsbestrahlungsintensität. Zusätzliche negative Linsen würden das Sichtfeld zusätzlich vergrößern. Sondenausführungen, beispielsweise entsprechend der 9c, werden zum Zweck der Abtastung großer Flächen optimiert, während die Ausführung mit der planen Scheibe in 9b zur Abtastung örtlich beschränkter, dysplastischer Bereiche optimiert wird. Diese Fenster oder Linsen können aus geschmolzenen Silica oder UBK-7 gefertigt werden, um die UV Durchlässigkeit zu optimieren. Millimeter dicke herkömmliche Gläser, beispielsweise aus BK7, absorbieren allerdings keinen signifikanten Teil der Anregungsbestrahlung. Die Linsen und Fenster können auch aus einem UV durchlässigen, blau sperrenden, rot durchlässigen Glas, beispielsweise als Schott UG-1, gefertigt werden, sofern der Grad an blauer Fluoreszenz in einer bestimmten Art von Zuführungsfaser die Fluoreszenzabbildung abschwächt. Eine derartige zusätzliche Filtration wurde bei einer Sondenausführung, die eine Raytela-Faser verwendet, nicht benötigt.
In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung, bei der die obige Sonde aus einer UV durchlässigen Plastik ausgeführt wird, werden die Kosten im Vergleich zu einer Konstruktion aus geschmolzenem Silica derart reduziert, dass die ganze Sonde nach einmaliger Benutzung entsorgt werden kann.
10a und 10b zeigen, wie das in 3 gezeigte Eigenfluoreszenzabbildungssystem mit einem standardmäßigen Farb-CCD-Videoendoskop 1000 modifiziert werden kann. In dieser Art von Endoskop detektiert das Abbildungs detektionssystem 1002 rotes, grünes und blaues Licht gleichzeitig mit diskret gefilterten Pixeln auf einem CCD Detektor. Die Bestrahlungsquelle 1008 für diese An von Videosystem strahlt ein kontinuierliches, breitbandiges, weißes Licht aus, das nach wie vor zur Verwendung im dem modifizierten Eigenfluoreszenz abbildungssystem mittels eines Verschlusses 1010 ein- und ausgeschaltet werden muss. In dieser Ausführungsform erzeugt die Anregungs-/Referenzlichtquelle 1018 die beiden Wellenlängen gleichzeitig mit der optischen Anordnung 1020, mit einer hohen Verwerfung von Licht bei blauen und grünen Wellenlängen (größer als 1000:1) bei den Eigenfluoreszenzspitzenwerten. Das Spektrum der kontinuierlichen Bestrahlung ist in 10b abgebildet.
Zur Eigenfluoreszenzdetektion werden die komplementären Verschlüsse 1010 und 1024 wie zuvor getriggert, wobei das Gewebe mit Anregungslicht und Referenzlicht gleichzeitig bestrahlt wird. Die UV induzierte Eigenfluoreszenz (vor allem bei 460 nm) wird dann von den blau empfänglichen Pixeln in der CCD Kamera detektiert. Die rote Referenzreflexionsabbildung wird gleichzeitig von den rot empfänglichen Pixeln detektiert. Farb CCD Kameras verwenden typischerweise elektronische Verschlüsse, so dass sie keine Totzeit für ihr Auslesen benötigen. In dieser Ausführungsform werden die rotierenden Blenden in der Anregungs-/Referenzlichtquelle 1018 entweder in einer offenen Position mit einer Arretierung angehalten oder vollkommen entfernt, sofern das Eigenfluoreszenzsystem nur mit Farbvideoendoskopen verwendet werden soll. Die UV Bestrahlung dauert dadurch ganze 33 ms des Zeitfensters an, wodurch die integrierten sichtbaren Fluoreszenz- und Referenzsignale verstärkt werden und die Notwendigkeit für eine gepulste Stromversorgung beseitigt wird. Die Lampenstromversorgung 1022 könnte nach wie vor gelegentlich für einzelne Abbildungen gepulst werden, ohne die Lampe zu überhitzen. Die Analyse würde wie zuvor ablaufen, wobei die Referenzabbildung auf dem roten Kanal des RGB NTSC-Signals und die Eigenfluoreszenzabbildung auf dem blauen Kanal erscheint.
Im Fluoreszenzabbildungsendoskop entsprechend der vorliegenden Erfindung werden sowohl die UV Anregungslichtimpulse als auch die sichtbaren Referenzlichtimpulse bis zum Gewebe mittels einer optischen Sonde, die in einen Biopsiekanal eines standardmäßigen Endoskops eingeführt ist, geliefert. Das Anregungs- und Referenzlicht könnte alternativ durch das Bestrahlungsbündel eines Endoskops geführt werden, sofern das Bündel derart abgeändert wäre, dass es sowohl UV als auch sichtbare Wellenlängen überträgt. Die Anforderung, dass das Anregungslicht und das Referenzlicht, selbst wenn von verschiedenen Quellen erzeugt, dieselbe Winkelverteilung beim Austritt an der distalen Spitze des Endoskops aufweisen müssen, bliebe bestehen.
11a bis 11d zeigen eine Ausführungsform des Eigenfluoreszenzabbildungssystems, das ein UV durchlässiges Endoskop, eine standardmäßige weiße Lichtquelle zur normalen Abbildung, eine separate Anregungslichtquelle und einen Koppelkasten verwendet. Dieses System wird verwendet, sofern ein modifiziertes Endoskop vor einer geeigneten Lichtquelle, die weißes Licht, Anregungs- und Referenzfunktionen in einer Einheit kombiniert, zu entwickeln wäre. Bei dieser Zwischenvorrichtung würde der Adapterkasten 1100 zwischen den standardmäßigen Weißlichtstrahler 1102 und den elektrisch/optischen Verbindungsstecker 1104 des UV durchlässigen Videoendoskops passen. Der optische Verbindungsstecker 1106 passt normalerweise direkt in die sichtbare Lichtquelle 1102, um das Bestrahlungslicht aufzunehmen und es in die Bestrahlungsbündel des Endoskops einzukoppeln. In dieser Ausführungsform würde der optische Verbindungsstecker 1106 stattdessen in den Adapter 1100 passen, während ein identischer optischer Verbindungsstecker 1108 am anderen Ende des Adapters in die sichtbare Lichtquelle 1102 passen würde. Ein Satz von Abbildungselementen 1110 würde das an der Austrittsöffnung des Steckers 1108 ausgestrahlte Licht zur Eingangsöffnung des Steckers 1106 übertragen. Dieser Satz von Abbildungselementen würde ebenfalls das Anregungslicht einer separaten Lichtquelle, das aus der optischen Faser 1112 austritt, zur Eingangsöffnung des Steckers 1106 übertragen.
Dieser Satz von Abbildungselementen ist detailliert in 11b dargestellt. Die Kombination der Anregungsbestrahlung auf einer gemeinsamen Achse mit der sichtbaren Bestrahlung wird mittels eines dichroitischen Strahlenteilerrohres 1114 erreicht. Ein Achromat 1118 kollimiert sichtbares Licht, das an einem Punkt 1118 an der Ausgangsöffnung des Steckers 1108 austritt. Ein zweiter Achromat 1120 bündelt dieses Licht auf einen Punkt 1122 an der Eingangsöffnung des Steckers 1106. Eine Reihe von Linsen 1124 und 1126 aus geschmolzenem Silica kollimieren das Licht vom Punkt 1128 an der Ausgangsöffnung der Anregungszuführungsfaser 1112. Die Position dieser Linsen wird tatsächlich eingestellt, um die bestmögliche Abbildung des Punktes 1128 auf den Punkt 1122 sicherzustellen, da der Achromat 1120 für UV Wellenlängen nicht korrigiert wird.
In dieser Ausführungsform wird die Referenzbestrahlung vom normal roten Bestrahlungslicht der sichtbaren Lichtquelle abgeleitet. Filter 1130 ist aus rot absorbierendem Glas gefertigt, das UV Wellenlängen, blaue und grüne Wellenlängen, stark abschwächt. Filter 1130 ist auf einer gleitenden Grundplatte 1134 montiert, wie in 11c gezeigt, und wird in den optischen Pfad elektromechanisch verschoben, sobald die Eigenfluoreszenzabbildung verwendet wird. Der Verschluss in der UV Lichtquelle wird zur gleichen Zeit geöffnet. Das Gewebe wird sodann sowohl von der UV als auch der Referenzlichtquelle entweder gleichzeitig, sofern ein Farbvideoendoskop verwendet wird, oder sequentiell, sofern ein Farbscheibenvideoendoskop verwendet wird, bestrahlt. Filter 1132 ist ein klares Glas, das alle normalen sichtbaren Wellenlängen durchlässt. Dieser Filter 1132 wird elektromechanisch in den optischen Pfad verschoben, wenn normale Bestrahlung verwendet werden soll, so dass der Brennpunkt der Linse 1116 konstant bleibt.
Um das Bestrahlungsbündel 1136 des Endoskops sowohl UV durchlässig als auch flexibel und langlebig auszuführen, muss es eher aus optischen Fasern aus geschmolzenem Silica als aus regulären Glasfasern gefertigt werden. Der optische Hauptunterschied zwischen diesen beiden Materialien liegt, außer bei der Durchlässigkeit, darin begründet, dass Fasern aus geschmolzenem Silica gegenüber Glasfasern eine kleinere numerische Öffnung aufweisen. Dies bedeutet, dass das Licht bezogen auf die Achse der Silicafasern bei kleineren Winkeln erfasst und abgestrahlt wird. Das Bestrahlungsbündel gabelt sich im Punkt 1138 und tritt aus den optischen Öffnungen 1140 und 1142 an der distalen Spitze des Endoskops aus. Die Linsenelemente in den Öffnungen 1140 und 1142 müssen ebenfalls modifiziert werden (negativer ausgebildet sein), um denselben Bestrahlungswinkel für bestehende glasfaserbasierende Endoskope beizubehalten.
Das Videoabbildungsdetektionssystem 1144 an der distalen Spitze des Endoskops überträgt seine Signale mittels der elektrischen Leitungen 1146 innerhalb des Endoskops zurück zum elektrischen Anschluss 1147 am Steckverbinder 1104. Ein Anschlussverbinder im Adapterkasten 1100 erfasst diese Signale, die entlang des Adapters 1100 zu einem Steckverbinder 1148 übertragen werden, der zum Steckverbinder 1147 identisch ist und die elektrischen Verbindungen zum Videoprozessor vervollständigt. Die Analyse der Eigenfluoreszenz- und der Referenzabbildung läuft sodann wie zuvor beschrieben ab.
Sobald das UV fähige Endoskop verfügbar ist, kann die Anregungsquelle in die Lichtquelle des Endoskops und den Videoprozessor eingebaut werden, so dass die gesamte Eigenfluoreszenzabbildungsfähigkeit vom Endoskopsystem selbst umfasst wird. Diese bevorzugte Ausführungsform der Erfindung ist schematisch in 12 abgebildet. Der elektrische/optische Verbindungsstecker 1200 ist direkt mit der Anregungs-/Referenz-/Weißlichtquelle und dem Videoprozessor 1202 verbunden. Dieses System arbeitet genau so wie die in den 11a bis 11d gezeigte Ausführungsform, wobei ein dichroitisches Strahlwürfelkombiniersystem 1204 und ein Referenzlichtfiltersystem 1206 ohne die Notwendigkeit eines externen Adapters verwendet wird.
Bezüglich der bis zu diesem Punkt beschriebenen Abbildungssysteme stellt die Gesamtverringerung der sichtbaren blau-grünen Eigenfluoreszenz den Hauptindikator für dysplastisches Gewebe dar. Diese Abbildungssysteme charakterisieren die Verringerung der Eigenfluoreszenz mit einem einzelnen Parameter für jedes Pixel in der Gewebeabbildung. Die spezifischen Ursachen für diese Verringerung wurden von Zonios et al. beschrieben in „Morphological Model of Human Colon Tissue Fluorescence", IEEE Trans. Biomed. Eng., 43(2), 113–122, 1996. Der Hauptfluoreszenzträger ist Kollagen, ein Protein im Bindegewebe, das innerhalb der dünnen Schleimhautschicht anzufinden ist und die dominante Komponente der submukösen Schicht darstellt. Die Eigenfluoreszenz von dysplastischem Gewebe verringert sich, wenn sich die Zellen in der Schleimhautschicht vergrößern und das Kollagen verdrängen, und Hämoglobin im Gewebe aufgrund von verstärkter Vaskularisation angereichert wird. Das Hämoglobin absorbiert die Eigenfluoreszenz teilweise. Die Fähigkeit, sowohl die intrinsische Fluoreszenz des Gewebes (bei Fernbleiben der Absorption) als auch das Niveau von Hämoglobin im Gewebe zu charakterisieren, verbessert die Fähigkeit des Abbildungssystems die Wahrscheinlichkeit für Dysplasie richtig zu bestimmen.
Das oben beschriebene Abbildungssystem verwendet zwei von den drei verfügbaren Abbildungsperioden in der 33 ms Erfassungsperiode eines standardmäßigen Farbscheibenvideokolonoskops (monochromes CCD). Während einer Periode wird das Gewebe mit ultraviolettem Anregungslicht bestrahlt und eine Eigenfluoreszenzabbildung, F, erfasst. Während einer zweiten Periode wird das Gewebe mit sichtbarem, rotem Licht bestrahlt und eine Referenzabbildung, R, erfasst, welche die Intensitätsverteilung der ultravioletten Bestrahlung des Gewebes bestimmt. Das Verhältnis dieser beiden Abbildungen erzeugt einen einzigen Parameter, F/R, für jedes Pixel in der Abbildung, die das Niveau der Gesamteigenfluoreszenz in dem entsprechenden Punkt darstellt. Der Algorithmus zur Sichtbarmachung von Bereichen in der Abbildung, in denen dysplastisches Gewebe wahrscheinlich ist, beinhaltet vor allem die Zuordnung geeigneter Schwellwerte zu den F/R-Parametern für jedes Pixel.
Das nachfolgend beschriebene, verbesserte und in den 13a und 13b abgebildete Abbildungssystem verwendet die dritte Abbildungsperiode, um eine zusätzliche sichtbare Reflexionsabbildung zu erfassen, um eine vollständigere spektroskopische Analyse zu ermöglichen. In diesem System wird hauptsächlich blaues Licht mit einer zentralen Wellenlänge und Bandbreite, die das vom UV Anregungslicht induzierte Fluoreszenzspektrum approximiert, auf das Gewebe gerichtet. Wie zuvor tritt dieses blaue Licht aus denselben Bestrahlungsöffnungen mit derselben Winkelintensitätsverteilung wie die UV Anregungsbestrahlung und die sichtbare roten Referenzbestrahlung aus. Die resultierende blaue Reflexionsabbildung, B, zeigt Bereiche des Gewebes an, in denen chemische Verbindungen das Licht bei diesen blauen Wellenlängen absorbieren, und daher Gewebeflächen, in denen die intrinsische Eigenfluoreszenz aufgrund von Absorptionsvorgängen verringert ist. Wie zuvor wird die rote Referenzabbildung, R, als Maß für die Bestrahlungsintensität aller drei Wellenlängen an der Gewebeoberfläche verwendet. Der spezifische die Absorption auf einer Pixel-zu-Pixel-Basis anzeigende Parameter (hauptsächlich Hämoglobin) ist daher das Verhältnis B/R. Die beiden Parameter F/R und B/R sind auf einer Pixel-zu-Pixel-Basis zur Bestimmung dafür, dass die abgebildete Gewebefläche dysplastische Bereiche anzeigt, verfügbar. Zwei grundlegende Verfahren können verwendet werden. In einem kann das F/R-Verhältnis durch den B/R-Parameter korrigiert werden, um den wahren Wert der intrinsischen Fluoreszenz genauer anzuzeigen, was einen einzigen modifizierten F/R-Parameter erzeugt, auf den ein Schwellwert wie zuvor angewendet wird. Ein zweites Verfahren verwendet eine zweidimensionale Fläche, die durch die Parameter F/R und B/R definiert wird und die Wahrscheinlichkeit für Dysplasie anzeigt. In beiden Fällen werden die Schwellwerte zur Bestimmung dafür, welcher der beiden Parameter hervorzuheben ist, dadurch bestimmt, dass die während klinischer Tests gemessenen Werte für F/R und B/R mit den Ergebnissen pathologischer Berichte zu Biopsieproben, die diesen Stellen entnommen wurden, verglichen werden.
Das System in den 13a und 13b verwendet, wie zuvor, eine Quecksilberdampflampe 1300 als Quelle. Dieselben optischen Elemente 1302 und 1304 werden verwendet, um das erzeugte Licht zu sammeln und zu kollimieren, das sowohl ultraviolette Wellenlängen als auch den kompletten Bereich sichtbarer Wellenlängen umfasst. Der optische Pfad der ultravioletten Bestrahlung bleibt derselbe. Ein dichroitischer Spiegel 1306 reflektiert den größten Teil des UV-Lichts und etwas sichtbares Licht zu einem UV reflektierenden Umlenkspiegel 1308. Wiederum wird das meiste UV Licht reflektiert, während das sichtbare Licht größtenteils vom Substrat des Spiegels 1308 absorbiert wird. Ein UV Bandpassfilter 1310 beseitigt nahezu all das verbleibende sichtbare Licht, so dass lediglich UV Licht die Zeitsteuerscheibe 1312 erreicht. Die Zeitsteuerscheibe 1312 stellt sicher, dass das UV-Licht nur während einer Belichtungsperiode für das Videocolonoskop durchgelassen wird. Ein anderer dichroitischer Spiegel 1314 und ein total reflektierender Spiegel 1318 (sowohl UV als auch sichtbares Licht) richten den UV Strahl auf die fokussierende Linse 1318. Eine Blende 1320 bestimmt die Winkelausdehnung des UV Lichts, das in die Zuführungsfaser 1322 eintritt. Die Zuführungsfaser 1322 überträgt alle Bestrahlungswellenlängen zum Ende des Kolonoskops, um das Gewebe zu bestrahlen.
Der Unterschied zwischen dem verbesserten Eigenfluoreszenzabbildungssystem und dem vorhergehend beschriebenen System liegt in dem Pfad, den die sichtbaren Wellenlängen durchlaufen. Sowohl blaue als auch rote Wellenlängen nähern sich der sichtbaren Zeitsteuerscheibe 1324. Diese Scheibe besitzt zwei Öffnungen, durch die das Licht während der beiden verbleibenden Belichtungsperioden für das Videokolonoskop hindurchtritt. Eine der beiden Scheibenöffnungen ist von einem roten Filter 1326 bedeckt, der für die Referenzabbildung, R, geeignete Wellenlängen durchlässt. Diese Wellenlängen werden gewählt, um sowohl Hämoglobinabsorptionsbänder im Gewebe als auch Absorptionsbänder in der optischen Faser, die zur Zuführung des Lichts bis zum Gewebe verwendet wird, zu vermeiden. Das zu filternde Licht ist gut kollimiert, so dass mehrschichtige dichroitische Beschichtungen verwendet werden können, wobei einfache Absorptionsfilter aus farbigem Glas oder Plastik geeignet sind. Die zweite Öffnung an der Zeitsteuerscheibe 1324 ist mit einem breitbandigen Blaufilter bedeckt, der das Spektrum der intrinsischen Fluoreszenz, die vom Anregungslicht erzeugt wird, approximiert. Das spezifische Bandpassspektrum dieses Filters kann Wellenlängen beinhalten, die von Hämoglobin absorbiert werden, und ausreichend reproduzierbar sein, so dass das resultierende Analyseprogramm von anderen Geräten verwendet werden kann. Die zweite Öffnung stimmt mit der dritten Belichtungsperiode des Videokolonoskops überein. Fotoelektrische Detektoren, die auf das Licht reagieren, das durch die Zeitsteueröffnungen 1330 und 1332 auf den beiden Scheiben, wie in der 13b gezeigt, hindurch tritt, liefern elektrische Impulse für die Phasenregelkreise, welche die Zeitsteuerscheiben synchron zum Videoerfassungssystem des Videokolonoskops halten.
Die verbleibenden Unterschiede zwischen dem verbesserten Dreifarbendiagnosesystem und dem Zweifarbensystem umfassen einen breitbandigen Reflexionsspiegel 1334, der sowohl blaue als auch rote sichtbare Wellenlängen reflektieren muss, und ein achromatisches, langbrennweitiges Objektiv 1336, das längere Brennweiten der Sammellinse 1306 aus geschmolzenem Silica bei sichtbaren Wellenlängen korrigiert.
Obwohl diese Erfindung unter Bezugnahme auf bevorzugte Ausführungsformen eingehend beschrieben wird, versteht es sich für den Durchschnittsfachmann, dass verschiedene formale und detaillierte Änderungen durchgeführt werden können, ohne den Schutzbereich der Erfindung, der Gegenstand der beigefügten Patentansprüche ist, zu verlassen.

Claims

Fluoreszenz-Abbildungssystem mit einer Lichtquelle (350) zum Erzeugen von Anregungslicht zur Induktion von sichtbarer Fluoreszenz in Gewebe (302) und einem Referenzlicht; einem optischen Kombinator zum Zusammenführen des Anregungslichts und des Referenzlichts in einen gemeinsamen optischen Pfad, wobei das zusammengeführte Licht in einen optischen Leiter (344) eingekoppelt wird; einem Bildaufnehmer (306) zum Detektieren eines Fluoreszenzbildes und eines Referenzbildes des Gewebes; und einem Datenprozessor (334) zum Verarbeiten des Fluoreszenzbildes und des Referenzbildes, um ein bearbeitetes Ausgangsbild des Gewebes zu erzeugen; dadurch gekennzeichnet, dass der optische Leiter (344) das zusammengeführte Licht derart dem Gewebe zuführt, dass eine Variation einer genormten Intensität des Referenzlichtes und einer genormten Intensität des Anregungslichts weniger als 20% an irgendeinem Punkt in einer Wellenfront entlang des optischen Pfades zwischen dem Kombinator und einer Gewebeoberfläche beträgt.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtquelle eine Bogenlampe ist.
System nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Stromquelle der Bogenlampe eine gepulste Quelle ist.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der optische Leiter (344) eine austauschbare Glasfaser ist, die sich durch einen Biopsiekanal eines Endoskops erstreckt.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Bildaufnehmer (306) an einem distalen Ende des Endoskops angeordnet ist.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das System derart angeordnet ist, dass das Anregungslicht und das Referenzlicht sequentiell und derart abgestrahlt wird, dass ein monochromatischer Bildaufnehmer ein Fluoreszenzbild während einer ersten Zeitperiode und ein reflektiertes Bild während einer zweiten Zeitperiode detektiert.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das System derart angeordnet ist, dass das Anregungslicht und das Referenzlicht gleichzeitig und derart abgestrahlt wird, dass entsprechende Bilder durch einen lichtempfindlichen Bildaufnehmer detektiert werden, wobei ein blauer Kanal das Fluoreszenzbild und ein roter Kanal das Referenzbild detektiert.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Anregungslicht in einem Bereich von 300 bis 420 nm liegt.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Lichtquelle ferner eine Referenzlichtquelle mit einer Wellenlänge eines roten oder infraroten Bereiches aufweist.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der optische Leiter (344) eine optische Faser mit einer distal montierten Linse aufweist.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Anregungslicht eine winklige Orientierung aufweist, die einer winkligen Orientierung des Referenzlichts entspricht.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das System ferner eine Referenzbelichtung einer ausgewählten Wellenlänge aufweist, um eine zweites Referenzbild bereitzustellen.
System nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass das System ferner ein erstes Filterrad aufweist, das Licht von der Lichtquelle filtert, um eine erste Referenzbelichtungswellenlänge und eine zweite Belichtungswellenlänge bereitzustellen.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das System ferner ein Filterrad mit einem Filter aufweist, das Licht von der Lichtquelle filtert, um eine Fluoreszenzbelichtung bereitzustellen.