DE60014702T2

DE60014702T2 - Tragbares system zur ermittlung von hautanomalien

Info

Publication number: DE60014702T2
Application number: DE60014702T
Authority: DE
Inventors: W. Richard Cline; J. Pierre LEDUC
Original assignee: Xillix Technologies Corp
Current assignee: Novadaq Technologies ULC
Priority date: 1999-12-22
Filing date: 2000-12-14
Publication date: 2006-02-02
Anticipated expiration: 2020-12-15
Also published as: JP4727886B2; EP1239771B1; DE60014702D1; WO2001045557A1; JP2004504072A; WO2001045557A8; EP1239771A1; AU2266101A

Description

Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft die Detektion von Hautanomalien, und insbesondere die Detektion von kanzerösem oder präkanzerösem Hautgewebe unter Verwendung von Autofluoreszenz.
Hintergrund der Erfindung
Unabhängig davon, ob es auf das erhöhte Bewusstsein oder eine Vielzahl von Umweltfaktoren zurückzuführen ist, die Häufigkeit nachgewiesener Fälle von Hautkrebs ist im Ansteigen begriffen. Da die meisten Fälle von Hautkrebs heilbar sind, sofern sie rechtzeitig behandelt werden, gewinnt die Detektion malignen oder prämalignen Hautgewebes an Bedeutung. Die Mehrheit von Hautkrebsfällen wird auf Grundlage einer visuellen Beobachtung der Haut eines Patienten unter weißem Licht seitens eines ausgebildeten Dermatologen nachgewiesen. Dennoch hängt der Erfolg solch eines Verfahrens großteils von der Fähigkeit des Arztes ab, gesunde Haut von einer möglicherweise malignen Läsion zu unterscheiden.
Ein Verfahren, das einem Arzt zur Detektion von kanzerösen oder präkanzerösen Läsionen helfen kann, beruht auf dem Unterschied zwischen autofluoreszierendem Licht, das von gesundem Gewebe produziert wird, und solchem, das von erkranktem Gewebe hervorgeht. Jedes Gewebe fluoresziert oder produziert Licht innerhalb eines genau definierten Wellenlängenbereichs, wenn es angeregt wird. Es ist bekannt, dass das autofluoreszierende Licht, das von gesundem Gewebe produziert wird, ein Spektralprofil aufweist, das sich von jenem unterscheidet, das Licht von erkranktem Gewebe aufweist. Zahlreiche Forschungsteams untersuchten diesen Unterschied hinsichtlich des Spektralprofils durch Aufzeichnen des Wellenlängenspektrums eines einzelnen Punktes. Obwohl diese Untersuchungen interessante Daten hervorbrachten, sind die Ergebnisse im Bereich der Medizin schwer anzuwenden.
Ein System zur Detektion kanzerösen Gewebes, das auf der unterschiedlichen Beschaffenheit autofluoreszierenden Lichts beruht, ist im US-Patent Nr. 5.507.287 beschrieben, das der Xillix Technologies Corporation of Richmond, B.C., Kanada, dem Anmelder dieser Erfindung, erteilt wurde. Dennoch erfordern dieses und ähnliche Systeme im Allgemeinen einen Computerbildschirm und eine bildverarbeitende Vorrichtung, um Bilder verdächtigen Gewebes zu produzieren, und sind nicht ausreichend mobil, um außerhalb von Krankenhäusern eingesetzt zu werden. Darüber hinaus sind diese Systeme relativ teuer und erfordern für ihren Betrieb bedeutende Energiemengen.
Ein leichtes, tragbares System zur Detektion von autofluoreszierendem Licht der Haut ist in der PCT-Anmeldung PCT/CA97/00919 unter dem Titel "Fluoresence Scope System for Dermatologic Diagnosis" beschrieben. Je nach Ausführungsform jedoch mangelt es entweder dieser Vorrichtung an Empfindlichkeit aufgrund fehlender Lichtverstärkung, oder der Einsatz ist schwierig, da an den Anwender die Anforderung gestellt wird, Bilder verschiedener Farben, die jedem Auge präsentiert werden, mental zu kombinieren.
Um die Fähigkeit medizinischen Personals zu erhöhen, Screening-Tests an zahlreicheren Patienten durchzuführen, gibt es einen Bedarf an einem kostengünstigen, leichten, tragbaren Karzinom-Detektionssystem, das Ärzten bei der Detektion von möglichen malignen Läsionen auf der Grundlage unterschiedlichen autofluoreszierenden Lichts, das von gesundem und verdächtigem Gewebe produziert wird, unterstützen kann.
Zusammenfassung der Erfindung
Die vorliegende Erfindung ist ein leichtes, tragbares, bilderzeugendes Detektionssystem für Hautanomalien, umfassend eine Anregungslichtquelle, die das untersuchte Gewebe dazu bringt, autofluoreszierendes Licht zu produzieren. Das vom untersuchten Gewebe produzierte autofluoreszierende Licht wird gemeinsam mit Referenzlicht auf ein Paar optische Kanäle geleitet, die ein Bild des untersuchten Gewebes erzeugen. Ein optischer Kombinierer, der vorzugsweise einen dichroitischen Spiegel umfasst, überlagert die Bilder des Gewebes zur Betrachtung durch einen Anwender.
In einer Ausführungsform der Erfindung weist das autofluoreszierende Licht, das in einem Kanal empfangen wird, eine Wellenlänge auf, die so ausgewählt wurde, dass sich die Intensität der Autofluoreszenz bei gesundem Gewebe von jener, die von erkranktem oder verdächtigem Gewebe erzeugt wird, unterscheidet. Das Referenzlicht umfasst autofluoreszierendes Licht, worin die Intensität der Autofluoreszenz für erkranktes Gewebe jener Autofluoreszenz-Intensität gesunden Gewebes im Wesentlichen ähnlich ist. In einer anderen Ausführungsform der Erfindung umfasst das Referenzlicht reflektiertes Anregungslicht. In wiederum einer anderen Ausführungsform der Erfindung umfasst das Referenzlicht Licht mit Wellenlängen, die sich von den Wellenlängen des Anregungslichts unterscheiden.
Die kombinierten, überlagerten Ausgangssignal-Bilder können vom Anwender betrachtet oder durch eine analoge oder digitale Kamera eingefangen werden. Im Falle einer Betrachtung durch den Anwender können diese Ausführungsformen mit monokularer oder binokularer Betrachtung umgesetzt werden.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Die obigen Aspekte und zahlreiche der damit verbundenen Vorteile dieser Erfindung werden anhand der folgenden detaillierten Beschreibungen in Verbindung mit den begleitenden Zeichnungen leichter ersichtlich und verständlich sein, worin:
1 ein schematisches Blockdiagramm für eine erste Ausführungsform eines Detektionssystems für Hautanomalien gemäß der vorliegenden Erfindung ist, das Anomalien durch Bereitstellen einer monokularen Fehlfarbenbetrachtung der Haut auf der Grundlage von zwei Detektions-Wellenlängen-Bandbreiten von autofluoreszierendem Licht nachweist;
2 ein Beispiel für eine kombinierte Farbbetrachtung ist, die durch die vorliegende Erfindung unter Verwendung eines blauen Anregungsfilters, eines ersten optischen Fluoreszenz-Kanals mit einem grünen Emissionsfilter und einem grünen Phosphorbildschirm und eines zweiten optischen Fluoreszenz-Kanals mit einem roten Emissionsfilter und einem roten Phosphorbildschirm erzeugt wird;
3 ein schematisches Blockdiagramm einer anderen Ausführungsform eines Detektionssystems für Hautanomalien gemäß der vorliegenden Erfindung ist, die Anomalien durch Bereitstellen einer binokularen Fehlfarbenbetrachtung der Haut auf der Grundlage von zwei Detektions-Wellenlängen fluoreszierenden Lichts nachweist; und
4 ein schematisches Blockdiagramm wiederum einer anderen Ausführungsform eines Detektionssystems für Hautanomalien gemäß der vorliegenden Erfindung ist, das Anomalien durch Bereitstellen einer Kamera nachweist, die ein Fehlfarbenbild der Haut auf der Grundlage von zwei Detektions-Wellenlängen von fluoreszierendem Licht einfängt.
Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform
Die vorliegende Erfindung ist ein leichtes, tragbares System zur Detektion von Hautanomalien auf der Grundlage der Unterschiede bei autofluoreszierendem Licht, das von gesundem und erkranktem Gewebe erzeugt wird.
Wie in 1 gezeigt wird, besteht ein Detektionssystem für Hautanomalien 5 gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung aus sieben Hauptteilsystemen: einer Lichtquelle 10, die Anregungslicht produziert, das eine untersuchte Gewebeprobe 12 dazu bringt, charakteristisches autofluoreszierendes Licht zu erzeugen. Ein optischer Teiler 13 teilt das von der Gewebeprobe 12 erhaltene, fluoreszierende Licht in zwei Strahlen von unterschiedlicher Wellenlänge. Der erste Strahl wird in einen ersten optischen Kanal 14 geleitet, der das Licht sammelt, verstärkt und in einer fluoreszierenden Wellenlängen-Bandbreite abbildet, und ein zweiter Strahl wird in einen zweiten optischen Kanal 15 geleitet, der das Licht sammelt, verstärkt und in einer zweiten fluoreszierenden Wellenlängen-Bandbreite abbildet. Ein optischer Kombinierer 16 kombiniert die Bilder der zwei optischen Kanäle 14 und 15 zu einem Bild und präsentiert das kombinierte Bild dem Auge des Anwenders 19. Weiters umfasst das System 10 ein Steuermodul 17 und eine Spannungsquelle 18. Das zuvor beschriebene System ist ein monokularer Projektor, der ein kombiniertes Fehlfarbenbild produziert, das aus Bildern aus den zwei fluoreszierenden Wellenlängen-Bandbreiten erhalten wird.
Die Spannungsquelle 18 kann aus Batterien gebildet oder eine Wechselstromleitung sein. In einer bevorzugten Ausführungsform wird zur besseren Mobilität des Systems Batteriestrom eingesetzt.
Die Lichtquelle 10 liefert Licht der erforderlichen Eigenschaften, um die Gewebefluoreszenz anzuregen. Sie besteht aus einer Stromversorgung 21, die durch das Steuermodul 27 gesteuert wird und die elektrischen Strom aus der Spannungsquelle 18 erhält. Die Stromversorgung gibt elektrischen Strom mit geeigneten Eigenschaften ab, um eine Lampe 22 zu betreiben. Die Lampe, die ein Xenon-Blitzlicht sein kann, produziert ein Ausgangssignal sichtbaren Lichts mit breitem Spektrum (z.B. weißes Licht). Das Licht wird zu einem Strahl gebildet, der das Gewebe 12 gleichförmig über einen Reflektor 23 und die Kombination aus bilderzeugenden Elementen 24 und 25 (z.B. Linsen) beleuchtet. Ein Bereich kollimierten Lichts entsteht zwischen den zwei Linsen. Der Bereich kollimierten Lichts sorgt für optimale Bedingungen für die Anordnung eines optischen Bandfilters, Anregungsfilters 26, der für senkrecht auf die Oberfläche des Filters einfallendes Licht vorgesehen ist. Die Eigenschaften des Anregungsfilters werden vorzugsweise so ausgewählt, dass der Filter Licht mit Wellenlängen durchlässt, die verwendet werden, um Fluoreszenz hervorzurufen (typischerweise 400 nm bis 450 nm), und Licht mit anderen Wellenlängen blockiert. Das Blockieren durch das Filter in den Wellenlängen-Bandbreiten, in denen Fluoreszenz nachgewiesen wird, muss sehr gut sein (d.h. dass in jenen Bandbreiten weniger als 1 von 10⁵ des Lichts der Lampe das Filter durchdringen können soll).
Typischerweise wird die Lampe 22 in Pulsbetrieb ähnlich einem Kamerablitz betrieben; das Licht könnte jedoch auch kontinuierlich sein. Die Vorteile des Betriebs in Pulsbetrieb sind, dass dies die Verwendung des Systems in einem nicht abgedunkelten Raum ermöglicht und der erforderliche Strom reduziert wird, sodass Batteriebetrieb möglich ist. Die Intensität und Dauer des Lichts (sofern gepulst) werden durch das Steuermodul 17 als ein Mittel zur Einstellung der Helligkeit des Bildes, wie es vom Auge des Anwenders 19 nachgewiesen wird, gesteuert.
Das Ergebnis des Beleuchtens des Gewebes 12 mit Anregungslicht ist die Emission von charakteristischem, autofluoreszierendem Licht 31 durch das Gewebe. Liegt das Anregungslicht im blauen Abschnitt des Spektrums, so erstrecken sich die Wellenlängen der Fluoreszenz typischerweise von Grün bis Rot (470 nm bis 700 nm). Das emittierte, autofluoreszierende Licht 31 wird gesammelt und durch den optischen Teiler 13 in zwei Wellenlängen-Bandbreiten geteilt. Ein bilderzeugendes Element (z.B. eine Linsenanordnung) 41 im optischen Teiler 13 sammelt das emittierte, fluoreszierende Licht und bildet ein auf unendlich eingestelltes Bild des Gewebes. Das Bild kann durch einen Fokusmechanismus 44 auf unendlich eingestellt werden. Das Licht wird auf einen dichroitischen Spiegel 42 geleitet, was dazu führt, dass das autofluoreszierende Licht in zwei Wellenlängen-Bandbreiten geteilt wird. Ein Teil des Lichts in einer Wellenlängen-Bandbreite tritt gerade durch den dichroitischen Spiegel 42 durch und in den ersten optischen Kanal 14 ein. Das restliche Licht in der zweiten Wellenlängen-Bandbreite wird durch den dichroitischen Spiegel 42 reflektiert. Typischerweise lässt der dichroitischer Spiegel 42 Licht mit Wellenlängen von weniger als 570 nm durch und reflektiert Licht mit Wellenlängen von mehr als 570 nm. Das durch den dichroitischen Spiegel reflektierte Licht wird wiederum durch einen Spiegel 43 im zweiten optischen Kanal 15 reflektiert.
Wie zuvor bereits erwähnt tritt das autofluoreszierende Licht, das gerade durch den dichroitischen Spiegel 42 tritt, in den ersten optischen Kanal 14 ein. In diesem optischen Kanal wird autofluoreszierendes Licht mit Wellenlängen innerhalb einer definierten Bandbreite verstärkt und zu einem Bild gebildet. Der optische Kanal 14 besteht aus einem Emissionsfilter 52, einer Linsenanordnung 53, einem Bildverstärker 54 mit Phosphorbildschirm 55 und Stromversorgung 56. Das Emissionsfilter 52 lässt nur das autofluoreszierende Licht in einer Wellenlängen-Bandbreite nahe dem Maximum der Gewebespektralemission (typischerweise von 490 nm bis 560 nm) durchdringen. Das Emissionsfilter 52 sollte besonders gute Blockierungseigenschaften für Licht in der Wellenlängen-Bandbreite aufweisen, die zur Anregung von Fluoreszenz verwendet wird – typischerweise durchdringt weniger als 1 von 10⁵ Anregungslicht das Emissionsfilter 52. Die Linse 53 bildet ein Bild mit dem autofluoreszierenden Licht am Ausgangssignal des Bildverstärkers 54. Der Bildverstärker ist eine Vorrichtung, die das Licht durch eine Verstärkung verstärkt, die durch eine durch die Stromversorgung 56 gelieferte Vorspannung bestimmt wird. Der Bildverstärker erzeugt ein Ausgangssignal-Bild auf einem Phosphorbildschirm 55 (im Grunde ein integriertes Element des Bildverstärkers). Die Stromversorgung 56 wird durch eine Steuerung 71 innerhalb des Steuermoduls 17 gesteuert. Die Steuerung 71 steuert das Ausgangssignal der Stromversorgung 56 auf solche Weise, dass der Verstärker die geeignete Verstärkung des Licht-Eingangssignals in das System aufweist und vor übermäßiger Belichtung geschützt ist. Der Bildverstärker-Phosphorbildschirm 55 weist vorzugsweise eine lange Nachleuchtdauer auf, sodass das amplifizierte Bild ein paar Sekunden lang sichtbar ist. Der Phosphorbildschirm 55 erzeugt Licht einer bestimmten Wellenlängen-Bandbreite, beispielsweise grünes Licht hauptsächlich in der Bandbreite 500 nm bis 560 nm. Das Licht des Bildes am Phosphorbildschirm 55 wird in den optischen Kombinierer 16 geleitet.
Wie zuvor erwähnt tritt das autofluoreszierende Licht, das durch den dichroitischen Spiegel 42 und Spiegel 43 im optischen Teiler 13 reflektiert wird, in den zweiten optischen Kanal 15 ein. Der zweite optische Kanal 15 besteht aus einem Emissionsfilter 62, einer Linse 63, einem Bildverstärker 64 mit Phosphorbildschirm 65 und einer Stromversorgung 66. Der zweite optische Kanal 15 ist mit dem ersten optischen Kanal 14 beinahe identisch, mit der Ausnahme, dass das Emissionsfilter 62 darin anders als das Emissionsfilter 52 beschaffen ist, dass das Filter 62 Licht unterschiedlicher Wellenlängen-Bandbreiten (z.B. rotes Licht in der Bandbreite 630-750 nm) durchlässt. Der Phosphorbildschirm 65 erzeugt Licht einer anderen Wellenlänge (z.B. rotes Licht in der Bandbreite 620 nm bis 700 nm) als der Phosphorbildschirm 55 mit langer Nachleuchtdauer, und die Verstärkung des Bildverstärkers 64, wie sie durch die Steuerung 71 und die Stromversorgung 66 bestimmt wird, kann sich von der Verstärkung durch den Bildverstärker 54 unterscheiden. Als Resultat dieser Unterschiede stammt das Bild, das auf Phosphorbildschirm 65 gebildet wird, von einer anderen Fluoreszenz-Bandbreite und kann unterschiedliche Helligkeit aufweisen. Das Licht des Bildes auf Phosphorbildschirm 65 wird als ein Eingangssignal für den optischen Kombinierer 16 geliefert.
Der optische Kombinierer 16 besteht aus einer Linse 81, einer Linse 82, einem dichroitischen Spiegel 84, einer Linse 85 und einem Lichtsensor 86. Die Linse 81 sammelt Licht vom Bild auf Phosphorbildschirm 55 und überträgt in Kombination mit Linse 85 das Bild vom Phosphorbildschirm in das Auge des Anwenders 19. Licht aus dem Bild vom Phosphorbildschirm 55 in einer Wellenlängen-Bandbreite (z.B. grünes Licht) durchdringt gerade den dichroitischen Spiegel 83. Der dichroitische Spiegel 83 hat beispielsweise Eigenschaften, wie dass er Licht bei Wellenlängen, die kürzer als 570 nm sind, gerade durchlässt und Licht bei Wellenlängen, die länger als 570 nm sind, reflektiert. Die Linse 82 sammelt Licht vom zweiten optischen Kanal in einer zweiten Wellenlängen-Bandbreite (z.B. rotes Licht) vom Bild am Phosphorbildschirm 65. Die Linse 82 überträgt in Kombination mit Linse 85 das Bild vom Phosphorbildschirm 65 in das Auge des Anwenders 19. Das Licht vom Phosphorbildschirm 65 wird sowohl durch den Spiegel 84 als auch durch den dichroitischen Spiegel 83 reflektiert. Dies führt in Kombination mit dem Bild vom Phosphorbildschirm 55, das gerade durch den dichroitschen Spiegel 83 durchging, zur Bildung eines kombinierten Bildes. das sich das Auge des Anwenders 19 aus den Bildern der Phosphorbildschirme 55 und 65 zusammengestellt hat. Die Vergrößerungen der Linsen 81 und 82 werden so gewählt, dass die Bilder der Phosphorbildschirme 55 und 65 dieselbe Größe aufweisen wie das Auge des Anwenders, wobei die optischen Weglängen unterschiedlich bleiben.
Zusätzlich zum geraden Durchdringen des dichroitischen Spiegels 83 wird ein geringer Anteil des Lichts vom Phosphorbildschirm 55 durch den dichroitischen Spiegel auf den Sensor 86 reflektiert (typischerweise 5 %). Dieses Licht wird proportional zur Lichtamplitude in ein elektrisches Signal umgewandelt, das durch das Steuermodul 17 gemessen wird.
Das Steuermodul 17 besteht aus der Steuerung 71, den Druckknopf zum Abrufen des Bildes 72, und den Drehknopf zur Einstellung der Helligkeit 73. Die Steuerung 71 enthält einen Schaltkreis, um die Lichtquellen-Stromversorgung 21 und die Bildverstärker-Stromversorgungen 56, 66 zu steuern, sowie einen Schaltkreis, der die Ausgangssignal-Spannung von Lichtsensor 86 misst. Der Druckknopf zum Abrufen des Bildes 72 wird seitens des Anwenders aktiviert, um der Steuerung zu signalisieren, dass die Bilderfassungssequenz zu starten ist, wenn die Vorrichtung in einem Pulsbetrieb betrieben wird.
Der Drehknopf zur Einstellung der Helligkeit 73 wird seitens des Anwenders verwendet, um der Steuerung einen einstellbaren Bezugspunkt für die Helligkeit des Bildes zu vermitteln. Die Helligkeit des Bildes, wie sie vom Anwender gesehen wird, wird automatisch durch die Steuerung 71 auf der Grundlage einer Kombination von Lichtintensitätsmessung durch den Lichtsensor 86, Referenz-Helligkeit vom Drehknopf zur Helligkeitseinstellung 73 und gespeicherten Kalibrierungseigenschaften des Bildverstärkers gesteuert. Die Steuerung 71 verwendet diese Informationen, um die Lichtquellenintensität und die Dauer sowie die Verstärkung durch die Bildverstärker 54 und 64 zu steuern. Um die bestmögliche Bildqualität zu erreichen, zielt der Steuerungsalgorithmus darauf ab, bei der maximal möglichen Lichtquellenintensität und Pulsdauer und bei minimalen Verstärkungen zu arbeiten. Der Steuerungsalgorithmus stellt zuerst die Lichtquellenintensität und die Dauer ein (sofern gepulst), um die erwünschte Helligkeit zu erzielen. Der Algorithmus stellt dann die Verstärkung des Bildverstärkers 54 ein, um die Zielhelligkeit zu erreichen, und stellt dann die Verstärkung des Bildverstärkers 64 ein, sodass das Verhältnis der Verstärkung von Verstärker 54 zur Verstärkung des Verstärkers 64 auf der Grundlage der Kalibrierungsparamter konstant ist. Auf diese Weise ist die Farbe des kombinierten Bildes zu beschaffen, dass sie von der Helligkeit des Bildes und der Distanz zwischen dem Gewebe und der Vorrichtung unabhängig ist.
Unter Verwendung des zuvor beschriebenen Systems 5 werden zwei Bilder unterschiedlicher Farbe und Helligkeit, die von zwei autofluoreszierenden Wellenlängen-Bandbreiten herrühren, zur Interpretation seitens eines Anwenders, wie in 2 veranschaulicht, übereinander gelegt. Die Farbe des resultierenden kombinierten Bildes hängt vom Grad der Anomalie des Gewebes ab. Die spektralen Eigenschaften autofluoreszierenden Lichts, das vom Gewebe emittiert wird, hängt vom Grad der Anomalie ab. Typischerweise ist die Emission autofluoreszierenden Lichts von anormalem Gewebe im grünen Abschnitt des Spektrums im Vergleich zu normalem Gewebe unterschiedlich. Im Gegensatz dazu ist die Emission autofluoreszierenden Lichts im roten Abschnitt des Spektrums im Vergleich von anormalem und normalem Gewebe im Wesentlichen unverändert. So variiert die Helligkeit der grünen Komponente des kombinierten Bildes je nach Grad der Gewebeanomalie. Gewebe mit einem bestimmten Grad an Anomalie erscheint in einer anderen Schattierung (rötlicher oder grünlicher) als normales Gewebe. Typischerweise können Anwender subtile Farbunterschiede, die ein Indiz für anormales Gewebe sind, leicht erkennen, insbesondere, wenn ein Bereich im Sichtfeld anders als der übrige Bereich ist.
Eine zweite Ausführungsform des Detektionssystems für Hautanomalien beruht auch auf 1. Der Aufbau des Systems ist derselbe wie in der ersten Ausführungsform, und es wird eine kombinierte Betrachtung erzeugt, die jener in 2 gezeigten ähnlich ist, wobei jedoch ein anderes Betriebsprinzip verwendet wird, das unterschiedliche Details zur Umsetzung erfordert. In der ersten Ausführungsform wird ein Bild durch Übereinanderlegen von Bildern zweier verschiedener Wellenlängen-Bandbreiten autofluoreszierenden Lichts erzeugt. Die Farbe des zusammengesetzten Bildes, das aus der ersten Ausführungsform entsteht, hängt vom Gesundheitszustand des Gewebes ab, da die Intensität des autofluoreszierenden Lichts, das eines der Bilder bildet (grün), dafür bekannt ist, in enger Verbindung mit dem Gesundheitszustand des Gewebes zu stehen, während die Intensität des autofluoreszierenden Lichts, das das zweite Bild bildet (rot), nur schwach vom Gesundheitszustand des Gewebes abhängt. In der zweiten Ausführungsform wird ein zusammengesetztes Bild auf der Grundlage eines Bildes aus der Wellenlängen-Bandbreite autofluoreszierenden Lichts, das in enger Verbindung mit dem Gesundheitszustand des Gewebes steht (grün), und eines Bildes, das aus reflektiertem Anregungslicht geformt ist (blau), gebildet. Wie in der ersten Ausführungsform hängt die Farbe des kombinierten Bildes vom Gesundheitszustand des Gewebes ab, da die Intensität des autofluoreszierenden Lichts, das ein Bild aus der Zusammensetzung bildet, stark vom Gesundheitszustand des Gewebes abhängt, während die Intensität des reflektierten Lichts, das das zweite Bild der Zusammensetzung bildet, nur schwach vom Gesundheitszustand des Gewebes abhängt.
Die Details zur Umsetzung der zweiten Ausführungsform unterscheiden sich von jenen der ersten Ausführungsform in folgender Hinsicht: Das Emissionsfilter 62 für den zweiten optischen Kanal 15 überträgt vom Gewebe reflektiertes Licht derselben Wellenlängen-Bandbreite wie des von der Lichtquelle emittierten Lichts (z.B. 400 nm bis 450 nm). Da das reflektierte Licht eine sehr höhere Intensität aufweist als das in der ersten Ausführungsform verwendete fluoreszierende Licht, benötigt der Bildverstärker 64 im zweiten optischen Kanal 15 der zweiten Ausführungsform darüber hinaus keine so starke Amplifikation des Lichts und kann geringere Qualität aufweisen. Es gilt anzumerken, dass es, obwohl der dichroitische Spiegel 42 dafür gedacht ist, Licht mit kürzeren Wellenlängen durchzulassen, beispielsweise < 570 nm in der ersten Ausführungsform, nicht notwendig ist, einen anderen dichroitischen Spiegel für die zweite Ausführungsform zu verwenden. Dies begründet sich darauf, dass dichroitische Spiegel typischerweise 5 % des einfallenden Lichts in dem Bereich, in dem sie durchlassen, reflektieren, sodass der dichroitische Spiegel 42, wie er in der ersten Ausführungsform spezifiziert ist, verwendet werden kann, um die Intensität des vom Gewebe reflektierten Lichts, das in den zweiten optischen Kanal 15 eintritt, zu reduzieren. Alternativ dazu kann in Verbindung mit einem neutralen Filter oder einem Bildverstärker mit geringer Verstärkung ein dichroitischer Spiegel verwendet werden, der in das Grüne überträgt und in das Blaue reflektiert (z.B. Wellenlängen von < 470 nm reflektiert und Wellenlängen von > 470 nm durchlässt).
Wie die zweite Ausführungsform beruht eine dritte Ausführungsform des Detektionssystems für Hautanomalien auch auf dem Aufbau aus 1 und erzeugt eine kombinierte Betrachtung, die der in 2 gezeigten ähnlich ist. Die dritte Ausführungsform verwendet dasselbe Betriebsprinzip wie die zweite Ausführungsform, unterscheidet sich jedoch hinsichtlich bestimmter Details zur Umsetzung. Wie in der zweiten Ausführungsform wird ein kombiniertes Bild aus der Kombination eines fluoreszierenden Bildes und eines reflektierten Bildes gebildet. Der Unterschied liegt darin, dass anstelle der Verwendung des Anregungslichts als Lichtquelle für das reflektierte Bild die Lichtquelle 10 Licht speziell für den Zweck der Erzeugung eines reflektierten Bilds bei einer Wellenlänge entsendet, die länger ist als jene, die zur Detektion von Fluoreszenz eingesetzt wird. Um Licht mit einer Wellenlänge zu erzeugen, die für die Anregung von Fluoreszenz und für den Zweck der Erzeugung eines reflektierten Langwellen-Bildes erforderlich ist, weist das Anregungsfilter 26 in der dritten Ausführungsform zwei Durchlassbereiche auf, wobei die eine kurze Wellenlängen für die Fluoreszenz-Anregung (beispielsweise 400 nm bis 450 nm) und eine lange Wellenlängen für das reflektierte Bild (beispielsweise 630 nm bis 700 nm) durchlässt. Das Filter weist vorzugsweise sehr gute Blockierungseigenschaften in der Wellenlängenregion auf, in der Fluoreszenz nachgewiesen wird (z.B. weniger als 10^–5 des eingefallen Lichts sollte zwischen 470 nm und 600 nm übertragen werden). Das Emissionsfilter 62 lässt Licht in der Langwellen-Bandbreite durch, die für das reflektierte Bild verwendet wird (beispielsweise 630 nm bis 700 nm). Dieses Filter 62 sollte Licht in der Anregungs-Wellenlängen-Bandbreite (400 nm bis 450 nm in diesem Beispiel) gut blockieren. Das Emissionsfilter 52 muss zusätzlich zu den für die erste Ausführungsform beschriebenen Eigenschaften auch Licht in der Bandbreite gut blockieren, die für das reflektierte Bild verwendet wird (beispielsweise sollten in der Bandbreite 630 nm bis 700 nm weniger als 10^–5 des Lichts durch das Filter durchdringen). Das Gleichgewicht des Systems ist dem der zweiten Ausführungsform ähnlich.
Eine vierte Ausführungsform des Detektionssystems für Hautanomalien gemäß der vorliegenden Erfindung ist in 3 dargestellt. Die vierte Ausführungsform ist ein Betrachtungsgerät, das ein kombiniertes, binokulares Bild auf der Grundlage von Bildern entweder aus zwei Wellenlängen-Bandbreiten emittierten autofluoreszierenden Lichts oder aus einer Wellenlängen-Bandbreite emittierten autofluoreszierenden Lichts und einer Wellenlängen-Bandbreite reflektierten Lichts erzeugt. Das in der vierten Ausführungsform beschriebene System kann durch Kombinieren zwei der in einer der ersten drei Ausführungsformen beschriebenen Systeme (d.h. eines für jedes Auge) erhalten werden, um ein binokulare Betrachtung zu erzeugen. In dem in 3 dargestellten Beispiel umfasst das Bilderzeugungs-System 100 eine Stromquelle 102, ein Steuermodul 104 und eine Lichtquelle 106, die Licht liefert, um eine Gewebeprobe 108 anzuregen, um autofluoreszierendes Licht zu erzeugen. Ein linkes Bilderzeugungs-System 5L liefert dem linken Auge des Betrachters auf dieselbe Weise wie im in 1 dargestellten und zuvor beschriebenen System ein überlagertes, autofluoreszierendes Bild. Ein Bilderzeugungs-System 5R liefert dem rechten Auge des Betrachters auf dieselbe Weise wie im in 1 dargestellten System 5 ein überlagertes, autofluoreszierendes Bild.
Eine fünfte Ausführungsform des Detektionssystems für Hautanomalien ist in 4 dargestellt. Die fünfte Ausführungsform ist ein optisches System, das ein kombiniertes Bild auf der Grundlage von Bildern von zwei Wellenlängen-Bandbreiten emittierten autofluoreszierenden Lichts erzeugt. Die fünfte Ausführungsform ist der ersten Ausführungsform ähnlich, mit der Ausnahme, dass sie darauf abzielt, mit einer Sofortbildkamera oder einer Digitalkamera anstelle des Auges des Anwenders verwendet zu werden. Eine kombiniert Betrachtung, jener ähnlich, die in 2 abgebildet ist, wird aufgezeichnet und mittels der Kamera dargestellt.
Wie in 4 gezeigt wird, umfasst die fünfte Ausführungsform eines Detektionssystems für Hautanomalien gemäß der vorliegenden Erfindung acht Hauptteilsysteme: eine Lichtquelle 10, die Anregungslicht erzeugt, das das untersuchte Gewebe 12 dazu veranlasst, charakteristisches autofluoreszierendes Licht zu erzeugen, einen optischen Teiler 13, der das vom Gewebe erhaltene, fluoreszierende Licht in zwei Strahlen teilt, einen ersten optischen Kanal 14, der das Licht in einer fluoreszierenden Wellenlängen-Bandbreite sammelt, verstärkt und in einem Bild abbildet, einen zweiten optischen Kanal 15, der das Licht in einer zweiten fluoreszierenden Wellenlängen-Bandbreite sammelt, amplifiziert und als Bild abbildet, einen optischen Kombinierer 16, der die Bilder der zwei fluoreszierenden optischen Kanäle zu einem kombiniert und das kombinierte Bild einer digitalen oder Sofortbildkamera 120 präsentiert, die das Bild zur Betrachtung aufzeichnet, ein Steuermodul 17 und eine Spannungsquelle 18.
Die Spannungsquelle 18 könnten Batterien oder eine Wechselstromleitung sein. In der bevorzugten Ausführungsform wird im Sinne besserer Mobilität Batterienstrom verwendet.
Die Lichtquelle 10 liefert Licht der erforderlichen Eigenschaften, um die Gewebefluoreszenz anzuregen. Sie besteht aus einer Stromversorgung 21, die durch das Steuermodul 17 gesteuert wird und die elektrischen Strom von der Stromquelle 18 erhält. Die Stromversorgung liefert elektrischen Strom mit geeigneten Eigenschaften, um die Lampe 22 in Betrieb zu setzen. Die Lampe, die eine Xenon-Blitzlicht sein kann, erzeugt ein Ausgangssignal sichtbaren Lichts mit breitem Spektrum (z.B. weißes Licht). Das Licht wird zu einem Strahl, der auf das Gewebe 12 gerichtet ist, durch einen Reflektor 23 und die Kombination der bilderzeugenden Elemente 24 und 25 (z.B. Linsen) gebündelt. Zusätzlich zur Bildung eines Strahls wird ein Bereich kollimierten Lichts zwischen den zwei Linsen erzeugt, die optimale Bedingungen für die Anordnung eines optischen Bandfilters; des Anregungsfilters 26, bereitstellt. Dieses Filter 26 zielt darauf ab, senkrecht auf die Filteroberfläche einfallendes Licht zu filtrieren. Die Eigenschaften des Anregungsfilters 16 sind so beschaffen, dass das Filter Licht mit Wellenlängen, die zur Anregung von Fluoreszenz eingesetzt werden (typischerweise 400 nm bis 450 nm), durchlässt und Licht anderer Wellenlängen blockiert. Es ist wichtig, dass das Filter Licht in den Wellenlängen-Bandbreiten blockiert, in denen Fluoreszenz nachgewiesen wird (d.h. in jenen Bandbreiten können nicht mehr als 1 von 10⁵ des Lichts der Lampe das Filter durchdringen).
Typischerweise wird die Lampe 22 in Pulsbetrieb ähnlich einem Kamerablitz betrieben. Die Vorteile einer solchen Verwendung in Pulsbetrieb sind, dass sie ermöglichen, das System in einem nicht abgedunkelten Raum zu verwenden, und dass der erforderliche Strom so gering ist, dass Batteriebetrieb möglich ist. Die Intensität und Dauer des Lichts (sofern gepulst) werden durch das Steuermodul 17 als ein Mittel zur Einstellung der Helligkeit des Bildes, wie es durch die Kamera 120 nachgewiesen wird, gesteuert.
Resultat des Beleuchtens des Gewebes 12 mit Anregungslicht ist die Emission von charakteristischen autofluoreszierenden Lichts 31 durch das Gewebe. Liegt das Anregungslicht im Blaubereich, so erstreckt sich die emittierende Fluoreszenz typischerweise über einen Wellenlängenbereich von Grün bis Rot (470 nm bis 700 nm). Das emittierte autofluoreszierende Licht 31 wird gesammelt und durch den optischen Teiler 13 in zwei Wellenlängen-Bandbreiten geteilt. Ein bilderzeugendes Element (z.B. Linsen) 41 im optischen Teiler sammelt das emittierte fluoreszierende Licht und bildet ein Bild des Gewebes. Die Position der Linse 41 kann durch den Fokusmechanismus 44 bewegt werden, um das Bild zu fokussieren. Das Licht wird auf einen dichroitischen Spiegel 42 gerichtet, was dazu führt, dass das autofluoreszierende Licht in zwei Wellenlängen-Bandbreiten geteilt wird. Ein Anteil des Lichts in einer Wellenlängen-Bandbreite geht direkt durch den dichroitischen Spiegel und tritt in den ersten optischen Kanal 14 ein. Das verbleibende Licht in der zweiten Wellenlängen-Bandbreite wird durch den dichroitischen Spiegel 42 reflektiert. Typischerweise lässt der dichroitische Spiegel 42 Licht mit Wellenlängen unter 570 nm durch und reflektiert Licht mit Wellenlängen über 570 nm. Das durch den dichroitischen Spiegel reflektierte Licht wird wiederum durch einen Spiegel 43 in den zweiten optischen Kanal 15 reflektiert.
Wie zuvor erwähnt tritt das autofluoreszierende Licht, das gerade durch den dichroitischen Spiegel 42 tritt, in den ersten optischen Kanal 14 ein. In diesem optischen Kanal wird autofluoreszierendes Licht mit Wellenlängen innerhalb einer definierten Bandbreite verstärkt und zu einem Bild gebildet. Der optische Kanal 14 besteht aus einer Linse 53, einem Emissionsfilter 52, einem Bildverstärker 54 mit Phosphorbildschirm 55 und Stromversorgung 56. Die Linse 53 bildet ein Bild in unendlicher Distanz, um das Licht zu bündeln. Dies führt zu einer optimalen Anordnung des Emissionsfilters 52, dessen Aufgabe es ist, Licht, das senkrecht auf die Filteroberfläche fällt, zu filtrieren. Das Emissionsfilter 52 lässt nur autofluoreszierendes Licht in einer Bandbreite von Wellenlängen nahe dem Maximum der Gewebespektralemission (typischerweise 490 nm bis 560 nm) durch. Das Emissionsfilter weist vorzugsweise gute Blockierungseigenschaften für Licht in der Wellenlängen-Bandbreite auf, die für Fluoreszenz-Anregung verwendet wird. Typischerweise weniger als 1 von 10⁵ des Anregungslichts durchdringt das Emissionsfilter. Die Linse 53 bildet ein Bild mit dem autofluoreszierenden Licht als Reaktion auf das Signals des Bildverstärkers 54. Der Bildverstärker verstärkt das eintretende Licht um einen durch eine Vorspannung, die von der Stromversorgung 56 geliefert wird, bestimmten Wert. Der Bildverstärker erzeugt ein Ausgangssignal- Bild am Phosphorbildschirm 55. Die Stromversorgung 56 wird durch das Steuermodul 17 gesteuert. Das Steuermodul steuert das Ausgangssignal der Stromversorgung auf solche Weise, dass der Verstärker die passende Verstärkung für das Licht-Eingangssignal im System bereitstellt. Der Bildverstärker-Phosphorbildschirm 55 weist eine Nachleuchtdauer von zumindest ein paar Millisekunden auf und erzeugt Licht einer bestimmten Wellenlänge, beispielsweise grünes Licht hauptsächlich in der Bandbreite von 500 nm bis 560 nm. Das Licht vom Bild am Phosphorbildschirm wird in den optischen Kombinierer 16 weitergeleitet.
Wie zuvor erwähnt tritt autofluoreszierendes Licht, das durch den dichroitischen Spiegel reflektiert wird, in den zweiten optischen Kanal 15 ein. Der zweite optische Kanal 15 besteht aus einer Linse 63, einem Emissionsfilter 62, einem Bildverstärker 64 mit Phosphorbildschirm 65 und Stromversorgung 66. Der zweite optische Kanal 15 ist mit dem ersten optischen Kanal 14 beinahe identisch, wobei sich das Emissionsfilter 62 vom Emissionsfilter 52 darin unterscheidet, dass das Filter 62 Licht einer unterschiedlichen Wellenlängen-Bandbreite (z.B. rotes Licht in der Bandbreite von 630 bis 750 nm) durchlässt, der Phosphorbildschirm 65 Licht anderer Wellenlänge als Phosphorbildschirm 55 erzeugt (z.B. rotes Licht in der Bandbreite von 620 nm bis 700 nm) und sich auch die Verstärkung durch den Bildverstärker 64, wie sie durch die Steuerung 71 und die Stromversorgung 66 festgelegt wird, von jener des Bildverstärkers 54 unterscheiden kann. Durch diese Unterschiede liegt das auf Phosphorbildschirm 65 gebildete Bild in einer anderen autofluoreszierenden Bandbreite und kann auch unterschiedliche Helligkeit aufweisen. Das Licht des Bildes auf Phosphorbildschirm 65 wird in den optischen Kombinierer 16 übergeleitet.
Der optische Kombinierer 16 besteht aus Linse 81, Linse 82, dichroitischem Spiegel 83, Spiegel 84 und Linse 85. Linse 81 sammelt Licht vom Bild auf Phosphorbildschirm 55 und überträgt in Kombination mit Linse 85 das Bild vom Phosphorbildschirm auf das optische System der Kamera 120. Licht aus dem Bild vom Phosphorbildschirm 55 in einer Wellenlängen-Bandbreite (z.B. grünes Licht) durchdringt gerade den dichroitischen Spiegel 83. Der dichroitische Spiegel 83 hat beispielsweise Eigenschaften, wie dass er Licht bei Wellenlängen, die kürzer als 570 nm sind, gerade durchlässt und Licht bei Wellenlängen, die länger als 570 nm sind, reflektiert. Linse 82 sammelt Licht vom zweiten optischen Kanal in einer zweiten Wellenlängen-Bandbreite (z.B. rotes Licht) vom Bild am Phosphorbildschirm 55. Linse 82 überträgt in Kombination mit Linse 85 das Bild vom Phosphorbildschirm 65 auf das optische System der Kamera 120. Das Licht vom Phosphorbildschirm 65 wird sowohl durch den Spiegel 84 als auch durch den dichroitischen Spiegel 83 reflektiert. Dies führt in Kombination mit dem Bild vom Phosphorbildschirm 55, das gerade durch den dichroitschen Spiegel 83 durchging, zur Bildung eines kombinierten Bildes, das an das optische System der Kamera 120 angepasst ist, das aus den Bildern der Phosphorbildschirme 55 und 65 aufgebaut wurde. Die Vergrößerungen der Linsen 81 und 82 werden so gewählt, dass die Bilder der Phosphorbildschirme 55 und 65 dieselbe Größe aufweisen wie das optische System der Kamera, wobei die optischen Weglängen unterschiedlich bleiben.
In der fünften Ausführungsform ist ein Detektionssystems für Hautanomalien an eine digitale oder Sofortbildkamera 120 mittels der Kameralinsenbefestigung 122 oder mittels einer Schraube an der Filterbefestigung an der Kameralinse befestigt.
Das Steuermodul 17 besteht aus einer Steuerung 71 und einem Drehknopf zur Einstellung der Helligkeit 72. Die Steuerung 71 enthält einen Schaltkreis, um die Stromversorgung der Lichtquelle und die Stromversorgungsquellen des Bildverstärkers zu steuern. Der Auslöser 123 an der Kamera wird vom Anwender aktiviert, um die Bilderfassungssequenz zu starten. Die Kamera sendet der Steuerung 71 über die Blitzsynchronisations-Ausgangsbuchse 121 ein Signal, um zu vermitteln, dass die Bilderfassung in Verbindung mit der Bildhelligkeit aufzunehmen ist. Die Steuerung verwendet dieses Signal zur Steuerung der Stromversorgung der Lichtquelle und die Stromversorgungsquellen des Bildverstärkers, wie nachstehend beschrieben wird. Der Drehknopf zur Einstellung der Helligkeit 72 wird vom Anwender verwendet, um der Steuerung einen einstellbaren Bezugspunkt für die Helligkeit des Bildes zu vermitteln.
Die Helligkeit des Bildes, wie sie vom Anwender wahrgenommen wird, wird durch die Steuerung 71 auf der Grundlage einer Kombination der Messung der Lichtintensität durch den Kamerabelichtungsmesser, der Bezugshelligkeit vom Drehknopf zur Einstellung der Helligkeit 72 und der gespeicherten Kalibrierungseigenschaften des Bildverstärkers automatisch gesteuert. Die Steuerung 71 verwendet diese Information, um Intensität und Dauer der Lichtquelle sowie das Verstärkungsmaß der Bildverstärker 54 und 64 zu steuern. Die Bildverstärker, die durch deren Stromversorgungsquellen gesteuert werden, werden von der Steuerung 71 nur während der Phase aktiviert, in der die Lichtquelle Licht entsendet, und zusätzlich in der Phase, in der die Fluoreszenz abnimmt (typischerweise 100 μs). Der Verschluss der Kamera ist für eine viel längere Zeitspanne geöffnet als die Lichtquelle Licht entsendet (typischerweise 1/125 einer Sekunde). Um die bestmögliche Bildqualität zu erlangen, ist der Steueralgorithmus dafür bestimmt, am möglichen Maximum der Lichtquellenintensität und der Pulsdauer und mit minimalen Verstärkungsmaßen zu arbeiten. Der Steueralgorithmus stellt zuerst die Lichtquellenintensität und die Dauer ein, um die erwünschte Helligkeit, wie sie vom Kamerabeleuchtungsmesser angegeben wird, zu erreichen. Hiernach stellt der Steueralgorithmus das Verstärkungsmaß des Bildverstärkers 54 gemäß dem Bedarf ein, der für die erwünschte Helligkeit notwendig ist, und stellt dann das Verstärkungsmaß des Bildverstärkers 64 so ein, dass das Verhältnis des Verstärkungsmaßes von Verstärker 54 zum Verstärkungsmaß des Verstärkers 64 auf Grundlage der Kalibrierungsparametern konstant ist. Auf diese Weise ist die Farbe des kombinierten Bildes unabhängig von der Helligkeit des Bildes und unabhängig von der Distanz zwischen dem Gewebe und der Vorrichtung.
Eine sechste Ausführungsform des Detektionssystems für Hautanomalien basiert auch auf der in 4 gezeigten Ausführungsform. Der Aufbau des Systems ist derselbe wie jener der fünften Ausführungsform, und es wird eine kombinierte Betrachtung, die jener in 2 ähnlich ist, erzeugt, wobei jedoch ein anderes Betriebsprinzip verwendet wird, das unterschiedliche Details zur Umsetzung erfordert. Die sechste Ausführungsform ist der zweiten Ausführungsform ähnlich, mit dem Unterschied, dass die sechste Ausführungsform eine Kamera verwendet, um das Bild zu speichern, während die zweite Ausführungsform einen Projektor einbindet. In der fünften Ausführungsform wird ein Bild durch übereinandergelegte Bilder aus zwei verschiedenen Wellenlängen-Bandbreiten autofluoreszierenden Lichts erzeugt. Die Farbe des zusammengesetzten Bilds, das aus der ersten Ausführungsform entsteht, hängt vom Gesundheitszustand des Gewebes ab, da die Intensität des autofluoreszierenden Lichts, das eines der Bilder bildet (grün), bekanntlicherweise in enger Verbindung mit dem Gesundheitszustand des Gewebes steht, während die Intensität autofluoreszierenden Lichts, das das zweite Bild bildet (rot) nur in schwachem Zusammenhang mit dem Gesundheitszustand des Gewebes steht. Im Vergleich dazu wird in der sechsten Ausführungsform ein zusammengesetztes Bild auf der Grundlage eines Bildes aus der Wellenlängen-Bandbreite autofluoreszierenden Lichts, das in enger Verbindung mit dem Gesundheitszustand des Gewebes steht (grün), und eines Bildes, das aus dem reflektierten Anregungslicht (blau) gebildet wird, gebildet. Wie in der fünften Ausführungsform hängt die Farbe des kombinierten Bildes vom Gesundheitszustand des Gewebes ab, da die Intensität des autofluoreszierenden Lichts, das ein Bild bildet und in die Bildzusammensetzung eingebunden ist, je nach Gesundheitszustand des Gewebes variiert, wobei die Intensität des reflektierten Lichts, das das zweite Bild der Zusammensetzung bildet, nur schwach vom Gesundheitszustand des Gewebes abhängt.
Die Details zur Umsetzung der sechsten Ausführungsform unterscheiden sich von jenen der fünften Ausführungsform in den folgenden Punkten: Das Emissionsfilter 62 für den zweiten optischen Kanal überträgt Licht, das vom Gewebe reflektiert wird und dieselbe Wellenlängen-Bandbreite wie das Licht aufweist, das von der Lichtquelle emittiert wird (z.B. 400 nm bis 450 nm). Da das reflektierte Licht eine viel stärkere Intensität aufweist als das fluoreszierende Licht, das in der ersten Ausführungsform verwendet wurde, ist es darüber hinaus nicht notwendig, dass der Bildverstärker 64 im zweiten optischen Kanal 15 der zweiten Ausführungsform das Licht allzu stark verstärkt, wodurch er von geringerer Qualität sein kann. Es gilt anzumerken, dass, obwohl der dichroitische Spiegel 42 dafür konzipiert ist, Licht mit kürzeren Wellenlängen zu übertragen, beispielsweise < 570 nm in der ersten Ausführungsform, keine Notwendigkeit besteht, in dieser Ausführungsform einen anderen dichroitischen Spiegel zu verwenden. Dies begründet sich darauf, dass typisch dichroitische Spiegel 5 % des einfallenden Lichts in der Region, in der sie durchlassen, reflektieren, sodass der dichroitische Spiegel, wie er in der fünften Ausführungsform spezifiziert ist, verwendet werden kann, um die Intensität des vom Gewebe reflektierten Lichts zu reduzieren, das im weiteren Verlauf in den zweiten optischen Kanal 15 übertragen wird. Alternativ dazu kann ein dichroitischer Spiegel, der im Bereich von grün überträgt und im Bereich von blau reflektiert (z.B. reflektiert er Wellenlängen < 470 nm und lässt Wellenlängen > 470 nm durch), in Verbindung mit einem Neutralfilter oder einem Bildverstärker mit geringer Verstärkung verwendet werden.
Wie in der sechsten Ausführungsform basiert das Detektionssystem für Hautanomalien einer siebenten Ausführungsform auch auf dem in 4 dargestellten Aufbau und erzeugt eine kombinierte Betrachtung, die jener aus 2 ähnlich ist. Die siebente Ausführungsform verwendet dasselbe Betriebsprinzip wie die sechste Ausführungsform, unterscheidet sich jedoch hinsichtlich der Details zur Umsetzung. Die siebente Ausführungsform ist der dritten Ausführungsform ähnlich, mit der Ausnahme, dass die siebente Ausführungsform eine Kamera verwendet, um das Bild zu speichern, während die dritte Ausführungsform mit einem Projektor arbeitet. Wie in der sechsten Ausführungsform wird ein kombiniertes Bild aus der Kombination eines fluoreszierenden Bilds und eines reflektierten Bilds erzeugt. Der Unterschied liegt darin, dass anstelle der Verwendung des Anregungslichts als Lichtquelle für das reflektierte Bild die Lichtquelle 10 Licht speziell zur Erzeugung eines reflektierten Bildes entsendet, und dies bei einer Wellenlänge, die länger als jene ist, die zur Detektion von Fluoreszenz verwendet wird. Um Licht mit einer Wellenlänge zu erzeugen, die sowohl für die Anregung von Fluoreszenz und zur Erzeugung eines reflektierten Langwellen-Bildes geeignet ist, weist das Anregungsfilter 26 der Lichtquelle in der siebenten Ausführungsform zwei Durchlassbereiche auf, einen, der kurze Wellenlängen zur Fluoreszenz-Anregung durchlässt (z.B. 400 nm bis 450 nm) und einen, der längere Wellenlängen für das reflektierte Bild durchlässt (z.B. 630 nm bis 700 nm). Das Filter weist vorzugsweise gute Blockierungseigenschaften in der Wellenlängen-Region auf, in der Fluoreszenz nachgewiesen wird (z.B. sollten weniger als 10^–5 des Lichts das Filter durchdringen). Das Emissionsfilter 62 muss zusätzlich zu den für die fünfte Ausführungsform beschriebenen Eigenschaften auch gut Licht in der Bandbreite blockieren, die für das reflektierte Bild verwendet wird (beispielsweise sollten in der Bandbreite 630 nm bis 700 nm weniger als 10^–5 des Lichts das Filter durchdringen). Das Gleichgewicht des Systems ist dem der sechsten Ausführungsform ähnlich.
Während die bevorzugte Ausführungsform der Erfindung veranschaulicht und beschrieben wurde, versteht es sich, dass darin verschiedene Änderungen vorgenommen werden können, ohne den Schutzumfang der Erfindung, wie er im beiliegenden Anspruchsatz definiert ist, zu überschreiten. Beispielsweise ist die vorliegende Erfindung nicht auf die Detektion von Hautkarzinomen beschränkt, sondern kann verwendet werden, um andere Arten an Läsionen nachzuweisen, die unterschiedliche Intensitäten der Autofluoreszenz aufweisen. Die Erfindung kann auch für Körperteile im Inneren des Körpers, wie den Mund, oder während chirurgischer Verfahren verwendet werden. Weiters kann die Anomaliendetektion auch mit einer Vorrichtung wie ein Endoskop oder Laparoskop verbunden werden, die auf dem Gebiet der Medizin eingesetzt werden, um innere Gewebe und Organe zu untersuchen. Die beschriebenen Ausführungsformen können auch bei Geweben verwendet werden, in die photodynamische Substanzen, die die Fluoreszenz-Reaktion verstärken, eingeführt wurden. Schließlich kann das Detektionssystem nicht nur auf der Haut, sondern auch auf anderen Oberflächen verwendet werden, wie beispielsweise zur Detektion von Anomalien bei Pflanzen und zur Detektion von Kontaminanten an unbelebten Oberflächen wie chirurgischen Instrumenten oder Nahrungsmitteln. Daher wird beabsichtigt, dass der Schutzumfang der Erfindung durch die folgenden Patentansprüche und Äquivalente davon bestimmt wird.

Claims

Detektionssystem für Gewebeanomalien, umfassend: eine Lichtquelle (10) zur Erzeugung eines konzentrierten Beleuchtungslichtstrahls; ein optisches Anregungsfilter (26), das das Beleuchtungslicht empfängt und Anregungslicht durch Hindurchtretenlassen von Licht mit ausgewählten Wellenlängen erzeugt, wobei das Beleuchtungslicht reflektiertes und fluoreszierendes Licht (31) erzeugt, wenn es auf eine betreffende Oberfläche (12) gerichtet wird; eine Bilderzeugungsvorrichtung, umfassend: zumindest eine bilderzeugende optische Anordnung (41), einen optischen Teiler (13), der das reflektierte und fluoreszierende Licht von der betreffenden Oberfläche empfängt und das fluoreszierende Licht in zwei unterschiedliche Wellenlängen-Bandbreiten teilt; ein Paar optische Kanäle (14, 15), die das Licht vom optischen Teiler empfangen, wobei jeder Kanal Folgendes umfasst: ein optisches Emissionsfilter (52, 62) zum Durchlassen von Licht mit ausgewählten Wellenlängen; und eine Bildverstärkerröhre (54, 64), die das vom optischen Emissionsfilter durchgelassene Licht verstärkt und mit dem durchgelassenen Licht ein Ausgangssignal-Bild erzeugt; einen passiven optischen Kombinierer (83), der das in jedem optischen Kanal erzeugte Ausgangssignal-Bild empfängt und die Ausgangssignal-Bilder übereinanderlegt, um ein kombiniertes Bild zu erzeugen, das von einem Anwender betrachtet wird; und ein Steuermodul (17), das den Betrieb der Lichtquelle (10) und der Bildverstärkerröhren (54, 64) steuert.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 1, worin der optische Kombinierer (83) einen dichroitischen Spiegel umfasst, der angeordnet ist, um das Ausgangssignal-Bild eines jeden optischen Kanals in das Auge eines Anwenders zu leiten.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 1, worin die Bildverstärkerröhren (54, 64) Phosphorbildschirme mit langer Nachleuchtdauer aufweisen.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 1, weiters umfassend eine Kamera (120), die angeordnet ist, um das kombinierte Ausgangssignal-Bild auf einem Bildsensor aufzunehmen.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 4, worin der Bildsensor ein fotografischer Film ist.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 4, worin der Bildsensor ein digitaler bilderzeugender Sensor ist.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 1, worin das System ein Paar optische Teiler umfasst, die das Licht in mehrere optische Kanäle leitet und ein Paar kombinierte Ausgangssignal-Bilder für eine binokulare Betrachtung erzeugt.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 1, worin die Lichtquelle (10) und die Bildverstärkerröhren (54, 64) in Pulsbetrieb betätigt werden, der vom Steuermodul (17) synchronisiert und gesteuert ist.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 1, worin das Steuermodul (17) ein konstantes Verstärkungsverhältnis zwischen den Bildverstärkern (54, 64) aufrechterhält.
Detektionssystem für Gewebeanomalien, umfassend: eine Lichtquelle (10) zur Erzeugung eines konzentrierten Beleuchtungslichtstrahls; ein optisches Anregungsfilter (26), das das Beleuchtungslicht empfängt und Anregungslicht und Referenzlicht erzeugt, wobei das Anregungslicht fluoreszierendes Licht erzeugt, wenn es auf eine betreffende Oberfläche (12) gerichtet wird; eine Bilderzeugungsvorrichtung, umfassend: zumindest eine bilderzeugende optische Anordnung (41), einen optischen Teiler (42), der das fluoreszierende Licht und das reflektierte Referenzlicht empfängt und das fluoreszierende Licht und das reflektierte Referenzlicht in einen optischen Fluoreszenz-Kanal und einen optischen Reflexions-Kanal leitet, wobei der optische Fluoreszenz-Kanal Folgendes umfasst: ein optisches Emissionsfilter (52) zum Durchlassen von Licht mit ausgewählten Wellenlängen; und eine Bildverstärkerröhre (54), die das vom optischen Emissionsfilter durchgelassene Licht verstärkt und mit dem durchgelassenen Licht ein Ausgangssignal-Bild erzeugt; wobei der optische Reflexions-Kanal Folgendes umfasst: eine Bildverstärkerröhre (64), die das im optischen Reflexions-Kanal empfangene Licht verstärkt und mit dem durchgelassenen Licht ein Ausgangssignal-Bild erzeugt; einen passiven optischen Kombinierer (83), der die mit dem Fluoreszenzlicht und dem Reflexionslicht erzeugten Bilder des Gewebes zu einem einzigen Bild kombiniert, das von einem Anwender betrachtet werden kann; und ein Steuermodul (17), das den Betrieb der Lichtquelle (10) und der Bildverstärkerröhren (54, 64) steuert.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 10, worin das Referenzlicht das Anregungslicht umfasst.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 10, worin die Lichtquelle (10) sowohl das Anregungslicht als auch das Referenzlicht erzeugt und das Referenzlicht Licht mit einer anderen Wellenlänge als das Anregungslicht und mit einer anderen Wellenlänge als die der Fluoreszenzemission umfasst, die sich bei Erkrankung verändert.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 1, worin der optische Kombinierer (83) einen dichroitischen Spiegel umfasst, der angeordnet ist, um das Ausgangssignal-Bild eines jeden optischen Kanals in das Auge eines Anwenders zu leiten.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 10, worin das System ein Paar optische Teiler umfasst, die das Licht in mehrere optische Kanäle leitet und ein Paar kombinierte Ausgangssignal-Bilder für eine binokulare Betrachtung erzeugt.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 10, worin die Bildverstärkerröhren (54, 64) Phosphorbildschirme mit langer Nachleuchtdauer aufweisen.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 10, weiters umfassend eine Kamera (120), die angeordnet ist, um das kombinierte Ausgangssignal-Bild auf einem Bildsensor aufzunehmen.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 10, worin der Bildsensor ein fotografischer Film ist.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 10, worin der Bildsensor ein digitaler bilderzeugender Sensor ist.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 10, worin die Lichtquelle (10) und die Bildverstärkerröhren (54, 64) in Pulsbetrieb betätigt werden, der vom Steuermodul (17) synchronisiert und gesteuert wird.
Detektionssystem für Gewebeanomalien nach Anspruch 10, worin das Steuermodul (17) ein konstantes Verstärkungsverhältnis zwischen den Bildverstärkern (54, 64) aufrechterhält.