DD297247A5 - Verbesserung der gewebediagnose mit hilfe der emission von fluoreszierndem licht - Google Patents

Abstract

Eine Probe (1) wird mit einem Impuls von einem Laser (2) bestrahlt, wodurch eine Fluoreszenzstrahlung entsteht, die in Bildform oder anderweitig zu einer Aufnahmevorrichtung (6) gebracht wird, die von derselben Probe (1) eine Vielzahl von Spektralintervallen (6 A bis 6 D) aufnimmt, um Intensitaetswerte zu erhalten. Die Strahlung kann in Bildform aufgenommen werden, wobei die Vielzahl noch vervielfacht wird. Die Spektralintervalle koennen Wellenlaengenintervalle (5 A bis 5 D), die durch spektrale Zeitintervalle festgelegt sind, die wiederum von einem Computer (7) gesteuert werden, der auch eine numerische Auswertung mit mindestens einer Division durchfuehrt. Die Gewebeeigenschaften koennen dann von der Auswertung abgeleitet werden. Fig. 12{Bestrahlung einer Probe mit einem Laserimpuls; Bringen entstehender Fluoreszenzstrahlung zu einer Aufnahmevorrichtung; Ermittlung der Gewebeeigenschaften}

Description

Hierzu 14 Seiten Zeichnungen

Anwendungsgebiet der Erfindung Die Erfindung bezieht sich auf eine verbesserte Bestimmung von Gewebeeigenschaften mit Hilfe von induzierter Fluoreszenz.

Charakteristik doi bekannten Standes der Technik

Aus US-A-4682 694 und US-A-4785806, die hier aus Bezugsgründen angegeben werden, Ist bekannt, daß man eine Lichtleitfaser In ein Blutgefäß, beispielsweise eine Arterie, mit Laserlicht bestrahlt und das induzierte fluoreszierende Licht aufnimmt. Hiermit ist es möglich, atherosklerotische Plaque festzustellen, die dann durch eine Bestrahlung mit Leistungslasern durch dioselbo Lichtleitfaser zerstört und beseitigt werden kann. Die erwähnten Patente beinhalten Mittel für die Erregung, Spektralanalyse und Leistungsbestrahlung, einschließlich Strahlenteilung, Koppelmittel und Lasergeräte.

In EP-A-85905342.3 Ist ein Fluoreszenzbild-Aufnahmegerät beschrieben, mit dem Bilder einer, mit einer Erregungswellenlänge bestrahlten Probe, die mittels eines Strahlenteilungsgeräts In eine Vielzahl von Bildern zerlegt worden Ist, aufgenommen wurde, wobei die Bilder vor dem Auftreffen auf einen Matrixdetektor (CCD-Detektor) gefiltert worden sind. Für jedes Bild erhielt man einen Satz der entsprechenden Pixelintensitätewerte, die arithmetisch bearbeitet werden können, um kombinierte Pixelwerte zu erhalten. Die kombinierten Pixelwerte werden zur Erstellung eines Bildes mit verbessertem Kontrast verwendet. Für eine Fluoreszenzuntersuchung des Gewebes wird das Fluoreszenzverhalten der verschiedenen Gewebearten ausgenutzt. In einigen Fällen kann der Kontrast durch Verabreichung von Substanzen, wie z. B. Hematoporphyrinderivate, verbessert werden. Ein Nachteil dabei Ist jedoch, daß der Patient dann für längore Zeiten überempfindlich gegenüber dem Sonnenlicht reagiert.

Ziel der Erfindung

Mit der Erfindung wird eine Methode zur Verbesserung der Gewebediagnose mit Hilfe der Emission von fluoreszierendem Licht, sowie ein Gerät zur Bestimmung der Gewebeeigenschaften mittels Fluoreszenz bereitgestellt.

Darlegung des Wesens der Erfindung

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Methode zur Verbesserung der Gewebediagnose mit Hilfe der Emission von fluoreszierendem Licht, sowie ein Gerät zur Bestimmung der Gewebeeigenschaften mittels Fluoreszenz bereitzustellen, wobei der Aufnahmekonstrast erhöht wird und die Fluoreszenzaufnahme einen maximalem Kontrast ermöglicht.

Weiterhin ist es ein Gegenstand der Erfindung, in der In-vlvo-Diagnose verschiedener Gewebezustände und -Variationen, z. B. zur Feststellung atherosklerotischer Plaque und verschiedener bösartiger Tumore, die Erkennungsmöglichkeiten zu verbessern. Ein weiterer Gegenstand ist die Verbesserung der Behandlungsmöglichkeiten bei der Entfernung bzw. Zerstörung von Gewebe durch Bestrahlung mittels verbesserter Untersuchungsmöglichkeiten vor, während und nach der Behandlung.

Die Vermeidung der Zerstörung von Gewebe, das unbeschädigt bleiben soll, zu ermöglichen, ist ein weiteres Ziel.

Ein spezieller Gegenstand der Erfindung ist die Erkennung selbst beim Vorhandensein von Blut. Das als Absorptionsmittel vorhandene Blut wirkt als differentielles Absorptionsmittel fluoreszierender Strahlung, verringert den sonst erreichbaren Kontrast und zerstört die diagnostischen Informationen in starkem Maße. Durch die Erfindung ist es möglich, den Einfluß dieses Zerstörungsfaktors im wesentlichen zu eliminieren.

Gemäß eines wichtigen Aspekts der Erfindung werden die erfindungsgemäßen Zielstellungen erreicht durch eine Kombination von Laserlichtquellen für eine Fluoreszenzerregung, einem Lichtdetektor, einem Lichtleiter, wie beispielsweise Lichtleitfasern, Koppeleinrichtungen für das Eintreten des Laserlichts in ein Ende des Lichtleiters und für die Herausnahme des Lichts für den Detektor, mit dem Detektor gekoppelte diagnostische Einrichtungen für die Untersuchung des Fluoreszenzlichts In einer Vielzahl von Spektralbereichskanälen und durch den Vergleich dieser Kanäle. Diese Kombination kann geeigneterweise durch Einrichtungen für die Leistungsbestrahlung über dieselbe Lichtleitung komplettiert werden, so daß beispielsweise die Zerstörung und Beseitigung mit darauffolgenden Untersuchungsschritten unter Kontrolle durchgeführt worden kann. Derselbe Laser kann sowohl für die Diagnose als auch Bestrahlung mit hoher Leistung verwendet werden, wenn die Lasorenergie entsprechend einstellbar ist.

Entsprechend eines weiteren Aspekts der Erfindung kann das System zu einem Bildsystem erweitert werden, wobei ein Vielfachpixelsystem eine zweidimensional Bildaufnahme ermöglicht, in der man für jedes Pixel ein Signal für die Vielfalt der spektralen Fluoreszenzintervalle erhält.

In dieser Offenbarung beinhalten die spektralen Fluoreszenzintervalle sowohl die Wellenlängen- als auch Zeitintervalle. Im letzteren Fall hat die fluoreszenzinduzierende Strahlung die Form von kurzen Impulsen oder zumindest eine Ausstrahlung, die innerhalb eines sehr kurzen Zeitintervalls gestoppt werden kann. Dann kann die zeitliche Verteilung der abnehmenden Fluoreszenzstrahlung aufgenommen werden, deren Abnahme durch die verschiedenen Lebensdauerwerte der angeregten Zustände verursacht wird, die wiederum charakteristisch für die verschiedenen Substanzen sind, die den verschiedenartigen Geweben eigen sind.

Ein besonderes Merkmal der Erfindung beruht im Einsatz von die Division einschließenden arithmetischen Operationen bei den Intensitätswerten. Durch die Division zweier, die Dimension der Intensität aufweisender Werte ist es möglich, bezogene oder dimensionslose Werte zu erhalten, die die Schwankungen der Intensität, des Abstands, des Winkels oder anderer Variabler kompensieren, die andererseits wiederum die Ergebnisse verfälschen könnten.

Bei der Verwendung von Zeitintervallen ist der Einsatz eines Impulslasers oder mindestens eines Lasers mit schnellem Abschaltvermögen zu bevorzugen. Obwohl bei der Ermittlung ohne Einsatz von Zeitintervallfenstern auch ein kontinuierlicher Laser verwendet werden kann, kann der Einsatz eines Impulslasers In diesem Fall auch Interessant sein, um dio Eliminierung falscher Strahlung zu vereinfachen, die auf Ungenauigkeiten in der spektralen Auflösung beruht.

AusfQhrungsbelsplele

Die Erfindung wird nun unter Bezugnahme auf In den Zeichnungen dargestellte Beispiele und Aueführungsbeiepielon beschrieben, die zur besseren Veranschaulichung und nicht zur Einschränkung der Erfindung dienen sollen.

Fig. 1 a und Fig. 1 b: veranschaulichen den Mechanismus der Fluoreszenzstrahlung. Fig. 2: zeigt die Wellenlängenspektren für eine Anzahl von tumormarkierenden Reagenzien. Fig. 3: zeigt den Unterschied in den Wellenlängen-Fluoreszenzspektren zwischen einem krebsbefallenen und

einem gesunden Gewebe

Fig. 4: . zeigt den Unterschied in den Wellenlängen-Fluoreszenzspektren zwischen Blutgefäßen mit und ohne

Plaque

Fig. 5: zeigt den Unterschied in den Zeitspektren für eine bestimmte Wellenlänge für ein normales Gefäß und

ein Gefäß mit Plaque

Fig. 6: stellt die Ergebnisse der Divisionen zwischen Zelt-Spektrum-Signalen und bei gleicher Wellenlänge für

gesunde und Plaque aufweisende Gefäße dar.

Fig. 7: stellt die Ergebnisse der Divisionen für zwei Wellenlängen mit und ohne zeitspektraler Analyse dar. Fig. 8: veranschaulicht die Absorptionsspektren von Blut. Fig. 9: veranschaulicht den Wirkungsgrad der verschiedenen Wellenlängen beim Unterscheiden zwischen

normalem Gefäß (0) und vier steigend geschädigten, atherosklerotischen Klassen von Gefäßen

(IbIsIV).

Flg. 10: zeigt die Trennungsmöglichkeiten bei den Zeitspektren für eine bestimmte Wellenlänge. Fig. 11: zeigt die Eliminierung von Blutstörungen bei Verwendung einer zeitlichen Analyse (Verhältnis

zwischen spätor zu früher Fluoreszenz) bei einer bestimmten Wellenlänge.

Fig. 12: stellt ein erfindungsgemäßes Ausführungsbeispiel für die Bildaufnahme dar. Fig. 13 bis Fig. 15: demonstrieren die Krebserkennung über die Bildaufnahme. Fig. 16: zeigt das unterschiedliche zeitspektrale Verhalten von normalem Gewebe und bösartigem

Tumorgewebe

Fig. 1 a: zeigt das Prinzip des Fluoreszenzmechanismus in großen Molekülen. Eine bestrahlten Probe

absorbiert die Strahlung, und es werden verschiedene Ebenen erregt. Einige Zustände kehren

grundsätzlich in den alten Zustand (elastische Streuung) zurück, einige gehen bei der internen

Umwandlung, durch Kollisionen und andere Mechanismen verloren. Einige jedoch regen eine Fluoreszenzstrahlung an, die in Abhängigkeit von der Zustandsverteilung eine breite Wellenlängenverteilung ergibt, wie man es aus dem schematischen Intensitätsspektrum unter Fig. 1 a

ersehen kann.

Einige nützliche, tumormarkierende Reagenzien, wie beispielsweise Hematoporphyrinderivate, führen zu breiter strukturierten Fluoreszenzspektren, wie in Fig. 1 b, und zwar besonders dann, wenn sie im Scretband um 405nm erregt werden. Das Fluoreszenzspektrum zeigt typische Spitzenwerte bei 630nm und 690nm, die in der Praxis einer unstrukturierteren Eigenfluoreszenz des Gewebes überlagert sind. Es gibt noch mehr bekannte Beispiele solcher Reagenzien. Fig. 2 zeigt Fluoreszenzspektrogramme von Substanzen, die bei 337 nm (N₂-Laser) bestrahlt wurden, und zwar für OHE (Dihematoporphyrinether/Ester), HP (Hematoporphyrin) PHE (Polyhematoporphyrinester) und TSPC (tetrasulfatiertes Phthalozyanin).

Ein weiteres Beispiel für den Unterschied der Wellenlängenspektren verschiedener Gewebearten ist in Fig. 3 dargestellt, in dem sich das Spektrum für Tonsillenkrebs infolge des endogenen Porphyrins eindeutig von dem der normalen Schleimhaut unterscheidet.

Beispiel 1

Für das synchrone Pumpen eines Farblasers mit kohärenter Strahlung und Kavitätszwischenspeicherung wurde eir. modusverriegelter Argon-Ionen-Laser (kohärente Strahlung CK-12) verwendet. Der Farblaser lieferte 6pa lange Impulse bei 640nm mit einer Folgefrequenz von 3MHz. Die Durchschnittsleistung lag bei 10mW. Die roten Impulse wurden in einem KD'P-Kristall auf 320nm frequenzverdoppelt, wobei der Wirkungsgrad der Frequenzverdopplung bei ungefähr 0,5% lag. Gemeinsam mit Interferenzfiltern wurde in einem 0,5-m-Spektrometer das Fluoreszenzlicht nach der Wellenlänge selektiert und In einem Fotovervielfacher mit Mikrokanalplatte (Hamamatsu 1564 U) bestimmt. Die Elektronik enthielt einen Startimpulskanal, und es wurden geeignete Signalverstärker, Diskriminatoren konstanter Teilung und auch ein Zeit-Amplituden-Konverter angewendet. In einem Multikanalanalysator wurden die zeitlichen Histogramme erstellt, und die Datenanalyse wurde mittels eines Programmpakets auf einem IBM-kompatiblen Personalcomputer ausgeführt. Die zeitliche Reaktionsfunktion der Apparatur wurde mit Streulicht gemessen und ergab sich zu FWHM = 250 ps. Dieser Wert wurde in der Computer-Dekonvolutionsprozedur des Fluoreszenzsignals verwendet.

Die Daten wurden in den Abtastreihen aufgezeichnet, die r ι it einem normalen Blutgefäß begannen und zu einem atherosklerotischen Plaquebereich übergingen. Die Probet 'urde auf einem mikrometergesteuerten Schlitten bewegt, um eine reproduzierbare Positionierung der Probe in einer zeitauflösenden Abtastaufzeichnung bei verschiedenen Fluoreszenzwellenlängen zu ermöglichen. Bei einer Zählfrequenz von ungefähr 1000Hz wurde im Normalfall 2 min lang die Verfallskurven aufgezeichnet. Die charakteristischen, zeitintegrierten Fluoreszenzstrukturen von einer normalen Gefäßwand und von Plaque sind in Fig.4 dargestellt.

Für Plaque und eine normale Gewebewand sind die Aufzeichnungen der Probenfluoreszenz bei 400nm über der Zeit in Fig. 5 dargestellt. Es sind eindeutige Unterschiede im zeitlichen Verhalten feststellbar. Sowohl Plaque als auch normale Gefäße wurden drei verschiedene Lebensdauern von ungefähr 8ns, 2ns und eine kürzer als 200ps festgestellt.

In Flg. 6 sind die Daten von Plaque, verkalkter Plaque und einer normalen Gefäßwand dargestellt. Entsprechend der r elden charakteristischen Wellenlängen wurde der Monochromator f>uf 400nm und 480nm eingestellt. Die Fluoreszenzintensitäten bei 400nm und 480nm wurden mit a bzw. c bezeichnet. Hler wuro.. je von 5ns bis 15ns integrierte Signal durch das In den ersten 5 ns des Verfalls erhaltene dividiert. Bei einem schnellen Verfall hat dieses Verhältnis offensichtlich einen niedrigen Wen, dagegen weisen höhere Werte auf einen langsameren Verfall hin. Bei der Messung des a-Slgnals erhält man ein Plaque-Grenzverhältnis von 1,6:1, wogegen beim c-Slgnal das Grenzverhältnis niedriger ist. Diese Eigenschaft kann in ein geeignetes Grenzkriterium eingebunden werden. Wenn dieses zeitliche Verhalten zur Bildung der dimensionslosen Grenzfunktion a(5 bis 15ns)/c(0 bis 5ns) anstelle derzeitintegrierten Größen verwendet wird, erhält man eine Grenzwertverbesserung von 1,6. Eine Abtastung durch einen Plaquebereich ist in Flg.7 sowohl für das zeltintegrierte als auch zeltauflösende Grenzkriterium dargestellt und zeigt eine Grenzwertverbesserung von 2,8 bis 4,5.

Dieses Beispiel zeigt den Wert einer Auflösung in zwei Dimensionen (Wellenlänge und Zeit) der Fluoreszenzermittlung, um die Auflösung der Gewebeunterschiede zu verbessern.

Fig. 8 zeigt das Übertragungsspektrum durch eine 0,2 mm dicke Schicht von arteriellem (oben) und venösem (unten) Blut, boide wurden mit einer Salzlösung auf eine Konzentration von 20% verdünnt. Die Ausführung der Fluoreszenzspektroskopie über einen derartigen Absorber, der bei In-vlvo-Untersuchungen immer vorhanden ist (ausgenommen bei einem zeitweiligen Ersatz durch andere Flüssigkeiten), bringt große Schwierigkeiten mit sich. Deshalb wird gemäß eines Aspekts der Erfindung mindestens ein Paar verschiedener Wellenlängen ausgewählt, die denselben Absorptionsfaktor besitzen, der für dio Ermittlung der Probe verwendet worden ist. In den Zeichnungen sind zwei solcher Paare dargestellt.

Beispiel 2

Fünf Klassen von als pathologisch bewertete Proben von Plaque, bei denen 0 eine normale Arterienwar.d und I bis IV in steigendem Maße fortgeschrittene Erkrankungen kennzeichnen, wurden hinsichtlich der Fluoreszenz auf verschiedenen Wellenlängen gemessen. Wie in Fig. 9 dargestellt, wurden die Intensitäten paarweise unterteilt. Wie aus dieser Figur hervorgeht, schwankte der Korrelationsgrad in Abhängigkeit von der gewählten Wellenlänge sehr stark. F1 bis F4 werden durch die Blutreabsorption beeinflußt, F5 und F6 werden dies nicht. F5 und Fß belegen, daß es zwischen diesen Gewebearten echte Spektraldifferenzen und nicht nur Schwankungen in der Blutmenge gibt. Weiterhin sind auch die relativen Unsicherheiten (bezeichnet an der Standardabweichung) für die blutkompensierten Paare F5 und F6 kleiner.

Beispiel 3

Es konnte gezeigt werden, daß die Fluoreszenz langlebig genaug ist, um einen Stickstoff-Laser mit kurzem Impuls (PRA Modell LN 250, tp = 3 ns) in Verbindung mit einem zweikanaligen Boxcar-Integrator (Stanford Instruments, Modell SK 250) zur Unterscheidung zwischen „früher" und „später" Fluoreszenz bei 400nm einsetzen zu können. Die Erregung wurde bei 337 nm vorgenommen. Es wurde ein Fotovervielfacher von Hamamats·..·, Modell R105, verwendet. Der eine Ermittlungskanal wurde auf 0 bis 5ns abgeglichen und der zweite Überstrich 5ns bis 15ns, was in Fig. 10 wiedergegeben ist, wo auch eine mit dem Pikoeekundensystem erhaltene Verfallskurve eingefügt ist. In dem Boxcar-System wird das Verhältnis von „später" zu „früher" Fluoreszenz gebildet (das alle Eigenschaften einer dimensionslosen Größe besitzt) und auf einem Streifendiagrammschreiber angezeigt. In Fig. 10 wird das Signal dargestellt, wenn die schematisch wiedergegebene Glasfasorsonde punktweise über eine Arterienprobe geführt wird und die Plnquebereiche bestimmt. Wie man sehen kann, läßt sich ein Schwellenwert festlegen, oberhalb dessen das Plaquekriterium erfüllt ist und Steuersignale für einen Plaqueablationslaser bereitgestellt werden können. Die Daten von Fig. 10 ergab ein Prüfling, der vom Blut freigespült wurde, um eine eindeutige Sichtkontrolle der atherosklerotischen und normalen Wandbereiche zu ermöglichen. Eine zweite Untersuchung wurde an zwei ausgesuchten, typischen Stellen durchgeführt, an denen die Aufzeichnungen durch ein Blutfeld vorgenommen worden sind. Die Ergebnisse sind in Fig. 11 dargestellt. Wiederum wurde das Spät-Früh-Fluoreszenzverhältnis aufgenommen. Wie man ersieht, bleiben die Verhältnisse konstant und bis zu einer Blutschichtdicke von 0,3mm voneinander getrennt (60Mm von unverdünntem Blut). Bei dickeren Schichten werden die einzelnen Signale so klein, daß man kein brauchbares Signal-Rausch-Verhältnis mehr erhalten kann. Im rechten Teil des Bildes sind auch noch die einzelnen Signale des Boxcar-Kanals für eine blutfreie normale Gefäßwand dargestellt. Aus Fig. 8 ergibt sich eindeutig, daß diese Signale bei 400 nm sehr schwach werden, wenn die Schicht dos unverdünnten Blutes dicker ist als einige Zehntel eines Mikrometers. Somit muß sich die optische Diagnose auf die Faser verlassen, die dicht an die Probe gehalten wird, oder das Beobachtungsfeld muß in einer geschlossenen perlpheren Arterie mit Salz überzogen werden. In beiden Fällen muß das diagnostische System eindeutig anzeigen, wenn das Signal zu gering ist. Andererseits bietet ein auf dem oben gegebenen Prinzip aufgebautes System unabhängig vom Blut eine zuverlässige Richtlinie, wenn die Faserspitze erst in eine ausreichende Nähe der Arterienwand gebracht worden ist, und das System schaltet sich selbst in den Datenaufzeichnungsmodus.

Die obigen Beispiele belegen, daß eine zuverlässige Arterlendiagnostik auch beim Vorhandensein von Blut möglich Ist, wenn man eine Vielzahl von spektralen Fluoreszenzintervallen, (1) ein Wellenlängenpaar mit Nulldifferenz-Absorption und/oder (2) zwei seitliche Spektrenintervalle verwendet.

Die Lehren der Erfindung sind bis jetzt in einkanaligen Anwendungsformen, wie dem Abstand - man kann sagen in Ein-Pixel-Anwendungsformen, dargestellt worden. Die gleichen Prinzipien können jedoch auch in Mehrfach-Pixel-Anwendungsformen, d. h. bei räumlicher Auflösung, angewendet werden.

Beispiel 4 Fig. 12 zeigt eine schematische Übersicht der Apparatur, wie sie im Prinzip von EP-A 85905342.3 her bekannt ist. Eine Probe in

einer Objektebene 1 wird mittels einer UV-Impulsquelle 2 bestrahlt. Die Probe wird durch einen Spiegel 3 abgebildet, derunterteilt und verschieden angewinkelt ist, um nach der Reflexion an einem Cassegrain-Spiegel 4 vier separate Bilder, 6A bis 6D,auf einer mit dem Computer 7 gekoppelten CCD-Bildverstärker-Kamera 6 zu erzeugen. Die Strahlung zu jedem der

Spiegelsegmente 3 wird durch vier Filter, 5 A bis 5D, geleitet. Somit stellen die Bilder 6A bis 6 D Bilder in vier verschiedenen Wellenlängenbereichen dar.

- Der Detektor ist ein moderner Mikrokanal-Plattenbildverstärker. Der Verstärker kann bis auf 5ns hinunter getriggert werden.

In Fig. 13 bis Fig. 15 wird ein exemplarisches Ergebnis für einen bösartigen Rattentumor gezeigt. Fig. 13 zeigt vier „Schwarz/ weiß '-Bilder der Wellenlänge 470nm, 600nm, 630nm und 890nm. Die Bedeutung dieser Wellenlängen hinsichtlich der Fluoreszenz dieser Art von Tumor Ist aus dem Spektrum vor) Flg. 15 ersichtlich. Die vier Farben wurden auf einem Monitor (nicht dargestellt) zu einem Falschfarbbild zusammengestellt. In Fig. 14 ist eine Skizze des Bildes, wie man ee sieht, dargestellt. Die wirkliche Größe des aufgenommenen Bereichs war ungefähr 10mm.

In diesem Beispiel wurden ein CCD-Kameresystem mit Delll-Delti-Bildveretärkung und ein iSM-kompatibler Computer mit einem Vektorprozessor, Modell DT 7020, für die Datenübertragung verwendet.

Es konnte experimentell beobachtet werden, daß das 630-nm-Fluoreszenzband in Tumorgewebe (infolge der Porphyrine) viel langlebiger als die Hintergrundfluoreszenz bei derselben Wellenlänge ist, was in Fig. 16 dargestellt ist. Die zeitlichen Unterschiede bei Plaque und normalen Gefäßen wurden bereits im Zusammenhang mit Fig. B und Fig. 10 diskutiert. Es ist eindeutig möglich, den Aufnahmewirkungsgrad auch bei der Bildaufnahmeeinrichtung noch weiter zu verbessern, indem man eine getriggerte Aufnahmebildröhre, wie bereits bemerkt, verwendet und die „späten" Fluoreszenzbilder durch die „frühen" teilt.

Zeichnungen

Fig. 1: Energy = Energie; Intensity = Intensität; Wavelength = Wellenlänge; Absorption = Absorption; Elastic scattering = Elastische Streuung; Internal conversion = Innere Umwandlung; and colllslans = und Kollisionen; Vibrational relaxation = Schwingungsrelaxation; Fluorescence radiation = Fluoreszenzstrahlung; HPD -Hemathoporphyrinderivat.

Fig. 2: Fluorescence intensity = Fluoreszenzintensität; Wavelength, nm - Wellenlänge in nm.

Fig.3: Fluorescence Intensity (rol. units) = Fluoreszenzintensität (rel.); Wavelength (nm) = Wellenlänge (nm); Tonsil cancer = Tonsillenkrebs; Normal Mucosa = Normale Schleimhaut.

Flg. 4: Intensity (rel. units)" Intensität (rel.); Wavelength (nm) = Wellenlänge (nm); Plaque = Plaque; Normal vessel = Normales Gefäß.

Flg. 5: Intensity (rel. units) = Intensität (rel.); Time (ns) = Zeit (ns); Plaque = Plaque; Normal vessel = Normales Gefäß. Fig. 6: Calcified plaque = Verkalkte Plaque; Normal vessel = Normales Gefäß; Plaque = Plaque. Fig.7: Normalized unite = Bezogene Einheiten; Calcified Plaque = Verkalkte Plaque, Thin plaque - Dünne Plaque. Fig.8: Transmission = Übertragung; Arterial blood = Arterielles Blut; Venous blood = Venöses Blut. Fig. 10: Time = Zeit; Plaque = Plaque, Threshold = Schwelle; Intensity = Intensität. Fig. 11: Intensity = Intensität; Blood-fres = Blutlos; Blood = Blut, Plaque = Plaque. Fig. 12: False colour image = Falschfarbenbild; Imageintensified CCD camera = CCD-Bildverstärkungskamera; Plotter =

Plotter; Split mirror Cassegrainian arrangement = Cassegrain-Anordnung mit geteiltem Spiegel; Individually adjustable mirror Segments = Einzeln einstellbare Spiegelsegmente; Pulsed UV source = UV-Strahlen-lmpulsquelle; Quartz lenses = Quirzglasoptik; Dichroic beam splitter = Dichromatischer Strahlenteiler; Fibre bundle or microscope adaptor = Glasfaserbündel oder Mirkoskopadapter; Object plane = Objektebene; Passband filters = Bandpässe.

Fig. 13: Tumor fluorescence images = Fluoreszenz-Tumorbilder. Fig. 14: Sketch = Skizze; muscle tumor = Muskeltumor; Needle = Nadel. Fig. 15; Spectrum = Spektrum. Fig. 16: Intensity = Intensität; Malignant tumor = Bösartiger Tumor; Normal tissue - Normales Gewebe; Time = Zeit.

Claims (11)

1. Eine Methode zur Bestimmung der Gewebeeigenschaften mittels Fluoreszenz, dadurch gekennzeichnet, daß sie folgende Schritte enthält:

I. Erregung des Gewebes mit einer Laserwellenlänge von unter 500 nm und hier speziell unteMOOnm,

II. Aufnahme der Fluoreszenzintensität innerhalb einer Vielzahl von vorher festgelegten Spektralintervallen, um eine Vielzahl von numerischen Intensitätswerten zu erhalten,

III. Ausführung einer arithmetischen Operation mit diesen numerischen Intensitätswerten einschließlich mindestestens einer Divisionsoperation,

2. Methode nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die vorher festgelegten Spektralintervalle Wellenlängenintervalle enthalten.

3. Methode nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die vorher festgelegten Spektralintervalle Zeitintervalle enthalten, die In einem vorher festgelegten Verhältnis zum Ende der Periodendauer eines Impulses des Lasers beginnen und aufhören.

4. Methode nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die vorher festgelegten Spektralintervalle eine Vielzahl von Wellenlängenintervallen enthalten, wobei jedes Wellenlängenintervall in einem vorher festgelegten Zeitintervall aufgenommen wird, das in einem vorher festgelegten Verhältnis zum Ende der Periodendauer eines Impulses des Lasers beginnt und aufhört.

5. Methode nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens zwei der vorher festgelegten Spektralintervalle Spektralintervalle um Wellenlängen herum enthalten, die für Blut im wesentlichen gleiche Absorptionswerte besitzen.

6. Methode nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Ermittlungsschritt auch gleichzeitig die Ermittlung der Fluoreszenzintensität für die Vielzahl der Spektralintervalle der vielen Oberflächenelemente in einer Probe enthält, die mit dem Laserimpuls bestrahlt worden ist.

7. Gerät zur Bestimmung der Gewebeeigenschaften mittels Fluoreszenz, dadurch gekennzeichnet, daß es enthält:

I. eine Laserlichtquelle,

II. Aufnahmeeinrichtungen für die Aufnahme des Fluoreszenzlichts von einer Probe, die mit der Quelle in einer Vielzahl von vorher festgelegten, spektralen Fluoreszenzintervallen, zwecks Erhaltung einer Vielzahl von Intensitätswerten, bestrahlt worden ist,

III. arithmetische und/oder logische Mittel zur Durchführung einer Operation mit der Vielzahl von Intensitätswerten, in der mindestens eine Divisionsoperation enthalten ist, um numerische, für die Gewebeeigenschaften der Probe charakteristische Werte zu erhalten.

8. Gerät nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß es Mittel zur spektralen Auflösung für die vorher festzulegenden Aufnahmewellenlängenintervalle für die Vielzahl der spektralen Intervalle enthält.

9. Gerät nach Anspruch 7 oder 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Laserlichtquelle eine Impulsquelle ist und zeitliche Auflösungsmittel für die vorher festgelegten zeitlichen Spektralintervalle der Fluoreszenz besitzt, die im vorher festgelegten Verhältnis zu den Impulsen der Quelle beginnen und aufhören.

10. Quelle nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Wellenlänge von mindestens zwei der vorher festgelegten Spektralintervalle um ein Wellenlängenwertepaar gelagert ist, die grundsätzlich gleiche Absorptionswerte bei Blut besitzen.

11. Gerät nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Aufnahmeeinrichtungen Multikanalcharakter für eine gleichzeitige Aufnahme der Fluoreszenzintensitäten der Vielzahl von Spektralintervallen der vielen Oberflächenelemente in einer Probe besitzen, die mit der Laserlichtquelle bestrahlt worden ist.