DE10136145B4

DE10136145B4 - Vorrichtung zur bildgebenden und spektroskopischen Diagnose von Gewebe

Info

Publication number: DE10136145B4
Application number: DE2001136145
Authority: DE
Inventors: Bernd Claus Dipl.-Ing.Dr. Weber; Klaus Müller; Olaf Dipl.-Ing.(FH) Schmidt; Thomas Dipl.-Ing. Belikan; Stefan Dipl.-Ing.(FH) Müller; Reinhard Pomper
Original assignee: Richard Wolf GmbH
Current assignee: Richard Wolf GmbH
Priority date: 2001-07-25
Filing date: 2001-07-25
Publication date: 2005-09-29
Anticipated expiration: 2021-07-26
Also published as: DE10136145A1

Abstract

Vorrichtung zur bildgebenden und spektroskopischen Diagnose von Gewebe (1) unter alternativer oder kombinierter Anwendung von drei Diagnosemethoden, nämlich einem Modus A zur bildgebenden Weißlichtdiagnose, einem Modus B zur bildgebenden Fluoreszenzdiagnose und einem Modus C zur fluoreszenzspektroskopischen Diagnose, wobei die Vorrichtung eine Lampe (2) oder einen Array von kleinen Leuchtmitteln aufweist, deren Licht als Strahlenbündel über einen ersten Strahlengang (3) in einen zu einem Endoskop (5) führenden Lichtleiter (18) eingekoppelt wird, und wobei im Strahlengang (3) Mittel (6) angeordnet sind, mit denen das Lichtstrahlenbündel zeitweise freigegeben und unterbrochen werden kann, dadurch gekennzeichnet, dass die Mittel (6) in den Zeitintervallen, in denen das Lichtstrahlenbündel unterbrochen ist, dieses in einen weiteren Strahlengang (7) leiten, dass das Lichtstrahlenbündel von dort weiter in eine zweite Faser (22) eingekoppelt wird und dass im zweiten Strahlengang (7) ein die Bündelöffnung begrenzendes Element (9, 13) für das in die zweite Faser (22) eintretende Lichtstrahlenbündel angeordnet ist.

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur bildgebenden und spektroskopischen Diagnose von Gewebe unter alternativer oder kombinierter Anwendung von drei Diagnosemethoden, nämlich einem Modus A zur bildgebenden Weißlichtdiagnose, einem Modus B zur bildgebenden Fluoreszenzdiagnose und einem Modus C zur fluoreszenzspektroskopischen Diagnose, wobei die Vorrichtung eine Lampe oder einen Array von kleinen Leuchtmitteln aufweist, deren Licht als Lichtstrahlenbündel über einen Strahlengang in einen zu einem Endoskop führenden Lichtleiter eingekoppelt wird, und wobei im Strahlengang Mittel angeordnet sind, mit denen das Lichtstrahlenbündel zeitweise freigegeben bzw. unterbrochen werden kann.
Diagnosevorrichtungen der gattungsgemäßen Art werden zur großflächigen bildgebenden Weißlichtuntersuchung (Modus A), zur großflächigen bildgebenden Fluoreszenzdiagnose (Modus B) und zur punktuellen Fluoreszenzspektroskopie (Modus C), d.h. zur punktuellen spektroskopischen Untersuchung der Fluoreszenz von kleinsten Gewebebereichen (optische Biopsie), benötigt. Die spektroskopische Untersuchung bezieht sich dabei auf die Gewebebereiche, die vorab bei der bildgebenden Fluoreszenz- oder bei der bildgebenden Weißlichtdiagnose auffällig geworden sind.
Für den untersuchenden Arzt ist es wünschenswert, zunächst eine gewöhnliche großflächige Weißlichtdiagnose (erster Diagnosemodus A im Sinne der vorliegenden Erfindung) durchzuführen, um sich zunächst unter Weißlicht einen Überblick über das zu untersuchende Gewebe zu verschaffen und eine Vorabdiagnose zu erstellen. Hierbei wird, soweit dieses unter Weißlicht sichtbar ist, nach entzündetem, malignem und frühmalignem Gewebe gesucht. Die Untersuchung erfolgt dabei durch großflächiges Betrachten des Gewebes. Hierfür muss sichergestellt sein, dass der Objektfeldwinkel und dementsprechend auch der Beleuchtungswinkel groß genug sind.
Bei der konventionellen Weißlichtdiagnose ist jedoch häufig frühmalignes Gewebe nicht von benignem Gewebe zu unterscheiden, weshalb es nicht aufgefunden werden kann. Die Weißlichtdiagnose hat hierfür eine unzureichende Sensitivität. Dementsprechend kann eine lebensrettende oder zumindest deutlich lebensverlängernde Therapie nicht durchgeführt werden.
Hier stellt die bekannte bildgebende Fluoreszenzdiagnose (Modus B im Sinne der vorliegenden Erfindung) einen entscheidenden Vorteil dar. Bei entsprechendem Objektfeld- und Beleuchtungswinkel, die Idealerweise identisch mit denen bei der Weißlichtdiagnose, also ausreichend groß, sind, kann der Arzt im Modus der bildgebenden Fluoreszenzdiagnose das Gewebe großflächig einsehen, und er wird durch Intensitäts- und Farbunterschiede zwischen benignem und (früh-) malignem Gewebe schnell auf verdächtige Stellen aufmerksam.
In der Literatur ist nachgewiesen worden, dass die Sensitivität bei der Krebsfrüherkennung durch die zusätzliche bildgebende Fluoreszenzdiagnose gegenüber der alleinigen Weißlichtdiagnose erheblich gesteigert werden kann. Allerdings sind bei der Spezifität noch Defizite zu beobachten. So zeichnen sich beispielsweise bei der Autofluoreszenzdiagnose manche (früh-) maligne Läsionen lediglich durch einen Rückgang der Fluoreszenzintensität aus, die Farbverschiebung zum roten Spektralbereich hin kann aber aufgrund der unter Umständen gegenüber dem gesunden Gewebe stark reduzierten Fluoreszenz kaum noch oder gar nicht mehr wahrgenommen werden. Die verdächtige Stelle scheint lediglich dunkel, und Farben sind dadurch kaum mehr zu erkennen. Eine Helligkeitsanhebung führt lediglich dazu, dass das umgebende gesunde Gewebe überstrahlt wirkt und deshalb die Farbveränderungen, gerade bei kleinen verdächtigen Stellen, dann auch nicht wahrgenommen werden können.
Diese Läsionen können dementsprechend kaum bzw. nicht von gesundem Gewebe unterschieden werden, welches beispielsweise allein aufgrund einer veränderten Oberflächenstruktur (z.B. morphologisch stark strukturiertes Gewebe, welches als „Lichtfalle" wirkt und damit den gesunden Gewebebereich gleichfalls dunkel wirken läßt) ebenfalls weniger Fluoreszenzlicht als morphologisch normal strukturiertes gesundes Gewebe dem Beobachterzuführt.
Unsicherheiten bei der Beurteilung solchen Gewebes machen in all solchen Fällen eine Probeentnahme obligatorisch, um möglichst alle potentiellen frühmalignen und malignen Herde zu erfassen. Dadurch steigt aber die Falsch-Positiv-Rate, d.h. die Spezifität sinkt. In gleichem Maße steigen Zeitaufwand und die Kosten der Untersuchung durch den höheren Zeitaufwand und zusätzlich erforderliche Biopsien.
Eine Aufnahme und Darstellung des Fluoreszenzspektrums (Modus C im Sinne der vorliegenden Erfindung) gibt hier detailliertere Auskunft über den Zustand des betreffenden Gewebes durch Aufzeichnung und Aus- und Bewertung der spektralen Zusammensetzung der Fluoreszenzemission des zweifelhaften Gewebes, während die vorher durchgeführte bildgebende Fluoreszenzdiagnose neben den Informationen zur wechselnden Fluoreszenzintensität lediglich einen integralen Farbeindruck des betreffenden Gewebes als Ergebnis einer vom Auge durchgeführten Summierung aller Spektralanteile (unter Berücksichtigung der spektralen Augenempfindlichkeitskurve) wiedergeben konnte. Einzelheiten hierzu sind in der DE 196 12 536 A1 beschrieben.
Die sogenannte optische Biopsie in Form einer punktuellen fluoreszenzspektroskopischen Untersuchung des Gewebes erlaubt damit ohne eine Probeentnahme mit anschließender zytologischer Untersuchung eine genauere und bessere Beurteilung und Vorselektion des Gewebes als dies allein mit der großflächigen bildgebenden Fluoreszenzdiagnose möglich ist.
Durch diese Vorselektion müssen deshalb weniger Gewebestellen biopsiert und dem Pathologen zugeführt werden. Die Auswertung des Fluoreszenzspektrums und die Beurteilung des betrachteten, punktuell kleinen Gewebebereichs, d.h. die Auswertung und Beurteilung der Spektralkurve, kann entweder durch den Arzt selbst oder durch einen an das Spektrometer angeschlossenen Computer vorgenommen werden, der bestimmte Punkte des vom Gewebe emittierten Fluoreszenzspektrums mit den entsprechenden Punkten von zuvor aufgenommenem und abgespeichertem gesunden Gewebe des untersuchten Patienten vergleicht. Mit dieser optischen Biopsie können zum Teil auch Randbereiche von frühmalignem bzw. malignem Gewebe besser bzw. mit größerer Sicherheit vom umgebenden gesunden Gewebe abgegrenzt werden.
Bezüglich der Fluoreszenzspektroskopie ist aber Folgendes zu beachten. Das für die Auswertung und Bewertung erzeugte und ggf. auf einem Monitor dargestellte Spektrum ist das gemittelte Ergebnis des gesamten vom Spektrometer detektierten (Flächen-) Bereichs. Die Größe des Gewebebereichs, welcher dem Spektrometer Fluoreszenzsignale zuführt, wird im Wesentlichen durch zwei Komponenten bestimmt. Zum einen durch den Fluoreszenzanregungsstrahlenkegel, der wiederum nach oben durch die numerische Apertur der Anregungsfaser (Faserbündel) begrenzt ist, sofern auf zusätzliche optische Komponenten verzichtet wird, sowie auch durch die Größe des Einkoppelstrahlungskegels der Lichtquelle in die Faser (Faserbündel), zum anderen aber auch durch die numerische Apertur der detektierenden Faser (Faserbündel) bzw. durch sich eventuell daran anschließende aperturbegrenzende Vorrichtungen.
Soll nun das örtliche Auflösungsvermögen bei der Suche nach Frühkarzinomen möglichst groß sein, d. h., sollen also auch möglichst kleine Läsionen erkannt werden und spektroskopisch nicht im umgebenden gesunden Gewebe untergehen, muss auch der bei der Fluoreszenzspektroskopie angeregte Bereich und/oder der detektierte Bereich möglichst klein sein. Andernfalls, wenn der angeregte Gewebebereich und der detektierte Gewebebereich wesentlich größer sind als die verdächtige Stelle, kann es passieren, dass der Verlauf der auszuwertenden Spektralkurve im Wesentlichen durch das das kranke Gewebe umgebende gesunde Gewebe bestimmt wird, weil dies für die Erzeugung der Spektralkurve anteilsmäßig einen entsprechenden größeren Gewebeflächen- und damit Fluoreszenzbeitrag liefert. Die Fluoreszenzinformation der kranken Gewebestelle geht dann in der Fluoreszenzinformation des benachbarten gesunden Gewebes unter, und die kranke Stelle wird nicht als solche erkannt.
Diese Aspekte sind vor allen Dingen bei der spektroskopischen Autofluoreszenzdiagnose (Modus C) zu berücksichtigen, bei der die Fluoreszenz des gesunden Gewebes die Fluoreszenz des malignen Gewebes hinsichtlich der Intensität deutlich dominiert. Nur bei der medikamenteninduzierten Fluoreszenz spielen diese Überlegungen eine geringere Rolle, da sich dort im Idealfall nur das frühmaligne bzw. maligne Gewebe mit dem fluoreszierenden Medikament anreichert und so das das kranke Gewebe umgebende gesunde Gewebe relativ schwach oder gar nicht fluoresziert. Kritischer ist die Situation auch bei der medikamenteninduzierten Fluoreszenz dann, wenn beispielsweise für eine Kontraststeigerung vom Gewebe remittiertes Anregungslicht detektiert wird.
Insgesamt bedeutet dies, dass sowohl für die konventionelle Weißlichtdiagnose als auch für die bildgebende Fluoreszenzdiagnose distal große Beleuchtungs- bzw. Anregungsstrahlenkegel und gleichermaßen große Objektfeldwinkel des Bildkanals erstrebenswert sind. Bei der punktuellen Fluoreszenzspektroskopie hingegen Modus C im Aufbau der nachfolgend beschriebenen Erfindung) muss der Anregungslichtkegel am distalen Ende des Endoskops oder die numerische Apertur der Detektionsfaser oder eine eventuell zusätzlich vor dem Spektrometer eingebrachte aperturmanipulierbare Vorrichtung entsprechend dem gewünschten Ortsauflösungsvermögen bei der Krebsfrüherkennung ausreichend klein eingestellt werden können.
Soll aber dieser Gewebebereich, von welchem dem Spektrometer Fluoreszenzsignale zugeführt werden, dem untersuchenden Arzt auch sichtbar gemacht werden, was im Falle der Autofluoreszenz im Gegensatz zur medikamenteninduzierten Fluoreszenz aus oben genannten Gründen von eminenter Wichtigkeit ist, so kann dies nur durch einen diesem Gewebebereich entsprechenden kleinen Anregungslichtfleck erfolgen, der sich dann z.B. farblich vom umgebenden, konventionell weiß beleuchteten Gewebe abhebt. Beispielsweise kann sich der Anregungslichtfleck als „blauer Anregungspunkt" auf dem verdächtigen Gewebe vom umgebenden weiß beleuchteten Gewebe unterscheiden. Der Arzt kann also dadurch und nur so feststellen, von welchem Bereich bzw. Bereichsanteil des großflächig eingesehenen Gewebeareals, das weiß beleuchtet ist, die Spektrometerkurve gebildet wird.

Ein System, das die Anwendung aller drei genannten Diagnosemethoden ermöglicht, ist aus der DE 196 18 963 C2 bekannt. Die konventionelle Weißlichtuntersuchung (Modus A) und die bildgebende Fluoreszenzdiagnose (Modus B) erfolgen mit einem ersten apparativen Aufbau. Um noch zusätzlich punktuelle Fluoreszenzspektroskopie (Modus C) betreiben zu können, wird in der DE 196 18 963 C2 eine Zusatzvorrichtung vorgeschlagen, die als Aufsatz für das Endoskop ausgebildet ist. Die Zusatzvorrichtung enthält einen Strahlteiler, der dafür sorgt, dass nicht mehr das gesamte vom Endoskopbildleiter zur Verfügung gestellte Licht dem beobachtenden Auge bzw. der angeschlossenen Kamera zugeführt wird, sondern nun ein Teil dieses Lichts ausgekoppelt wird, um einem Spektrometer zugeführt zu werden.

Dieses Vorgehen bringt folgende Nachteile mit sich. Die auf das Endoskop aufgesteckte Zusatzvorrichtung erhöht sowohl das Gewicht als auch die geometrischen Abmessungen des aufgerüsteten Diagnoseinstruments und beeinträchtigt dadurch dessen Handhabbarkeit. Auf zusätzlich am Endoskop fixierte Elemente muss daher zwecks bequemer Handhabung möglichst verzichtet werden.

Problematisch ist beim bekannten Stand der Technik weiterhin folgender Umstand. Generell gilt für die Autofluoreszenzdiagnose, dass die geringe Intensität des Autofluoreszenzlichts fast immer ein Problem darstellt, was, sofern auf unhandliche und insofern nachteilige Bildverstärker verzichtet wird, meist in der Notwendigkeit der Integration mehrerer Videohalbbilder resultiert. Das wiederum führt zu Qualitätseinbußen bei der Bildwiedergabe, die sich in einer reduzierten Bildwiederholrate äußern. Wird schließlich, wie im Falle des vorbekannten Geräts, auch noch Autofluoreszenzlicht abgekoppelt, um diesen Anteil dem Spektrometer zuzuführen, wird die Problematik der geringen Menge an Autofluoreszenzlicht im Direkteinblick bzw. Kamerakanal weiter verschärft, d.h., die ohnehin schon beeinträchtigte Bildqualität beim bildgebenden Fluoreszenzdiagnoseverfahren wird durch die in nun noch stärkerem Umfang erforderliche Bildintegration weiter verschlechtert.

Bei der Zusatzvorrichtung gemäß der DE 196 18 963 C2 wird der Durchmesser des sogenannten zentralen Spektraldetektionsfeldes, also der Durchmesser jenes Gewebebereichs, dessen Fluoreszenz dem Spektrometer zugeführt wird und welche damit die Basis für das erzeugte Spektrum bildet, durch die Brennweite der Linse in der Zusatzvorrichtung einerseits und durch den Durchmesser der angeschlossenen Faser bzw. des Faserbündels als Verbindung zwischen dem Endoskop und dem Spektrometer andererseits bestimmt. Dementsprechend ist eine Änderung dieses Durchmessers des Spektraldetektionsfeldes nicht ohne Aufwand realisierbar und während einer Untersuchung am Patienten praktisch nicht realisierbar, zumindest dann nicht, wenn die Möglichkeit bestehen soll, häufige Verstellungen vornehmen zu können.

Die Fluoreszenzspektroskopie erfolgt bei der Lösung gemäß der DE 196 18 963 C2 simultan zur bildgebenden Fluoreszenzdiagnose, da ja gerade während des bildgebenden Fluoreszenzdiagnoseverfahrens ein Teil des Fluoreszenzlichts abgekoppelt wird. Für die Lokalisierung bzw. Ortsauffindung der Fluoreszenzspektroskopiestelle bzw. der Region, in der sich diese Spektroskopiestelle befindet, dient das Bild, das durch die bildgebende Fluoreszenzdiagnose geliefert wird. Das Spektraldetektionsfeld befindet sich zentral, also in der Mitte des durch die bildgebende Fluoreszenzdiagnose gelieferten Bildes. Bei der Autofluoreszenzdiagnose sind jedoch, wie bereits dargestellt, die Fluoreszenzsignale relativ schwach, und aufgrund der daraus resultierenden Notwendigkeit der Integration mehrerer Videohalbbilder beim Kameraeinsatz ist die Bildqualität auf dem Monitor in keiner Weise vergleichbar mit derjenigen bei der Weißlichtdiagnose. Aus diesem Grund ist es vorteilhaft, sich bei der Durchführung der Fluoreszenzspektroskopie am Weißlichtbild statt am Bild, das durch die bildgebende Fluoreszenzdiagnose geliefert wird, zu orientieren. Der Gewebebereich, der die potentielle Läsion, bei der die punktuelle Fluoreszenzspektroskopie durchgeführt wird, umgibt, sollte für eine bestmögliche Orientierung des untersuchenden Arztes in gewohnt guter Weißlichtbildqualität dargestellt werden. Dies ist bei der aus der DE 196 18 963 C2 bekannten Vorrichtung nicht der Fall.

Nachteilig bei der vorbekannten Vorrichtung ist weiterhin die Tatsache, dass der untersuchende Arzt tatsächlich nicht über den exakten Ort und vor allem nicht über die exakte Größe der Gewebestelle (Durchmesser), die die Information für die punktuelle Fluoreszenzspektroskopie liefert, informiert ist. Der spektroskopisch untersuchte Ort liegt zwar aufgrund der Anordnung der Optik im Zentrum des am Okulareinblick einzusehenden Bildes, was der Arzt weiß, aber eben nicht explizit sieht. Dieses Zentrum ist jedoch aufgrund optischer Täuschungen, die aus dem Bildinhalt resultieren können, nicht immer leicht zu bestimmen. Ähnliches gilt für die Größe und den Durchmesser der spektroskopisch ausgewerteten Gewebestelle. Konfus wird die Situation diesbezüglich insbesondere dann, wenn noch oben beschriebene Maßnahmen zur Durchmesserveränderung vorgenommen werden.

Ein anderes System ist aus dem Buch „Bronchoscopy", U. B. S. Prakash, Mayo Foundation, Raven Press Ltd., New York, Chapter 15, bekannt. Auch hier ist wie in der nachfolgend beschriebenen Erfindung die Idee der Fluoreszenzdiagnose bei pseudosimultaner Weißlichtdiagnose verwirklicht. Hierfür ist ein Chopperrad vorgesehen, bei dem ein Kreissegment ein Fluoreszenzanregungsfilter enthält. Dieses sorgt dafür, dass für einen Bruchteil der Umdrehungszeit des Chopperrades das Gewebe mit dem entsprechend gefilterten Licht angeregt wird. Im gleichen Zeitabschnitt – und nur in diesem – wird auch das vom Gewebe abgegebene Signal einem Fluoreszenzdetektor zugeführt. Ein Bandpassfilter im Chopperrad sorgt dafür, dass das vom Gewebe remittierte Anregungslicht herausgefiltert wird und nur das Fluoreszenzlicht passieren kann. Während eines weiteren Bruchteils der Umdrehungszeit des Chopperrades erfolgt die Beleuchtung und Beobachtung des Gewebes unter ungefiltertem Beleuchtungslicht (Weißlicht), d. h., es befindet sich kein Fluoreszenzanregungsfilter im Beleuchtungsstrahlengang. Der Eingang des Fluoreszenzdetektors ist nun durch das Chopperrad blockiert und erhält dementsprechend kein Licht. Dieses Vorgehen mit Chopperrad und damit realisiertem „Time-Sharing-Verfahren" erlaubt eine Fluoreszenzdiagnose bildgebender oder spektralanalytischer Art bei pseudosimultaner Beobachtung des zu untersuchenden Gewebes unter ungefiltertem Beleuchtungslicht (Weißlicht) als Orientierungshilfe bzw. für die Lokalisierung des mit dem Fluoreszenzverfahren untersuchten Gewebebereichs.

Aber auch diese Vorrichtung ist für eine punktuelle Fluoreszenzspektroskopie mit hoher Ortsauflösung und mit Sichtbarmachung, d. h., optischer Abhebung, desjenigen Gewebebereichs, der die Signale für das Spektrometer liefert, bei pseudosimultaner großflächiger Umgebungsbeleuchtung als Orientierungshilfe und Lokalisierung des punktuell spektroskopisch untersuchten Gewebebereichs ungeeignet. Wie in der DE 196 18 963 C2 besteht auch bei dieser Vorrichtung die Problematik darin, dass unter der Voraussetzung, dass aus Gründen der Kompaktheit und der bequemen Handhabbarkeit nur ein Lichtprojektor verwendet werden soll, nur eine Faser/Faserbündel verwendet werden kann, welche/welches für die Beleuchtung und für die Fluoreszenzanregung dienen muss. Der Fluoreszenzanregungslichtkegel und der Beleuchtungslichtkegel sind demnach gleich groß. Soll das Gewebe großflächig eingesehen werden können und aber dennoch eine punktuelle Fluoreszenzspektroskopie durchgeführt werden, muss die Einstellung der örtlichen Auflösung, d.h. die Einstellung der Größe des detektierten Gewebebereichs, über die Detektionsfaser/Detektionsfaserbündel vorgenommen werden, z.B. in der Art, wie in DE 196 18 963 C2 beschrieben.

Dementsprechend können aber Ort und Durchmesser des detektierten Gewebebereichs für den untersuchenden Arzt vom größerflächigen, die suspekte Stelle umgebenden und mit weißem Beleuchtungslicht angestrahlten Gewebe optisch nicht abgehoben und damit nicht sichtbar gemacht werden.

Dies gilt auch für die in der DE 198 54 291 C2 beschriebene endoskopische Anordnung zum Untersuchen von biologischem Gewebe, bei der in einem metallischen Zylinder ein Faserbildleiter und Lichtleitfasern angeordnet sind und damit mehrere Messmöglichkeiten in einer Punktionskanüle vereint sind. Der dort beschriebene Aufbau ist für eine punktuelle Fluoreszenzspektroskopie in der oben beschriebenen Weise ebenfalls nicht geeignet.

Das aus „Bronchoscopy" bekannte System wurde auch für die medikamenteninduzierte Fluoreszenzdiagnose entwickelt, bei der – wie bereits erwähnt – bei entsprechender Vorgehensweise auf die Sichtbarmachung des detektierten Gewebebereichs verzichtet werden kann, da bei der medikamenteninduzierten Fluoreszenz ohnehin nur krankes Gewebe fluoresziert.

Demgemäß liegt der vorliegenden Erfindung die Aufgabe zugrunde, eine Diagnosevorrichtung zu schaffen, mit der eine schnelle und einfache Umschaltung zwischen den einzelnen Modi möglich ist. Die Vorrichtung soll also kompakt ausgebildet sein, und die drei Diagnosemethoden sollen mit nur einem Lichtprojektor, welcher eine Lampe (oder alternativ einen Array von kleinen Leuchtmitteln) enthält, durchgeführt werden können. Dadurch soll die Vorrichtung auch preiswert hergestellt werden können.

Die Lösung dieser Aufgabe ist ausgehend von einer Vorrichtung der eingangs genannten Art dadurch gekennzeichnet, dass die Mittel in den Zeitintervallen, in denen das Lichtstrahlenbündel unterbrochen ist, dieses in einen zweiten Strahlengang leiten, dass das Lichtstrahlenbündel von dort weiter in eine zweite Faser geleitet wird und dass im zweiten Strahlengang ein die Bündelöffnung begrenzendes Element für das in die zweite Faser eintretende Lichtstrahlenbündel angeordnet ist.

Zweckmäßigerweise weist das die Anregungsfaser (zweite Faser) enthaltende Faserbündel zusätzlich noch eine Detektionsfaser auf, über die einem Spektrometer das am Gewebe erzeugte Fluoreszenzlicht zugeführt wird. Weiterhin können zwischen der Detektionsfaser und dem Spektrometer Mittel, wie beispielsweise ein Chopperrad, angeordnet sein, mit denen das Lichtstrahlenbündel zwischen Detektionsfaser und Spektrometer zeitweise freigegeben bzw. unterbrochen werden kann. Zur Erzeugung einer relativ kleinen Bündelöffnung am Ort der Einkopplung in die Anregungsfaser kommen alternativ oder additiv eine kurzbrennweitige Linse am Beginn des zweiten Strahlengangs, eine langbrennweitige Linse am Ende des zweiten Strahlengangs, also vor der Einkopplung in die zweite Faser, ein strahldurchmesserreduzierendes Teleskop mit entsprechendem Brennweitenverhältnis seiner beiden Linsen oder eine aperturbegrenzende Blende im zweiten Strahlengang in Frage. Letztere kann beispielsweise auch durch die Größe oder die Fassung eines oder mehrerer sich im Strahlengang befindlicher Elemente realisiert sein. Zum Zweck der Verstellung der Bündelöffnungsbegrenzung und damit zum Zweck der Verstellung der Bündelöffnung am Ort der Einkopplung in die Anregungsfaser (zweite Faser) kann ein Blendenrad mit mehreren, unterschiedliche Durchmesser aufweisenden Blenden vorgesehen werden oder aber auch eine Irisblende. Das zusätzlich vorgesehene erste Chopperrad besteht aus einer verspiegelten Scheibe; die Scheibe des zweiten Chopperrades ist opak ausgeführt.

Die Chopperräder weisen jeweils über einen definierten Winkelbereich eine Ausnehmung auf. Die Winkelbereiche der Ausnehmungen der beiden synchron antreibbaren Chopperräder sind komplementär so ausgebildet, dass dem ausgenommenen Bereich des ersten Chopperrades ein abdeckender bzw. opaker Bereich des zweiten Chopperrades entspricht und dass dem ausgenommenen Bereich des zweiten Chopperrades ein reflektierender Bereich des ersten Chopperrades entspricht. Dabei stehen die beiden Chopperräder sowohl im ruhenden als auch im drehenden Zustand bezüglich der jeweils eintreffenden Lichtstrahlenbündel in einer definierten Phasenbeziehung zueinander, nämlich so, dass wenn das eine Chopperrad sperrt, das andere nicht sperrt, und umgekehrt.

In den Instrumentenkanal des Endoskops kann ein Y-Faserkatheter mit einer Anregungsfaser (zweite Faser) und einer Detektionsfaser eingeführt werden. Sowohl die Anregungsfaser und die Detektionsfaser des Y-Faserkatheters als auch die erste Faser und der Lichtleiter, in welchen das Lichtstrahlenbündel des ersten Strahlengangs eingekoppelt wird, können auch als Faserbündel ausgeführt sein.

Die erste Faser und der Lichtleiter, in welchen das Lichtstrahlenbündel des ersten Strahlengangs eingekoppelt wird, können auch aus einer bis zum distalen Ende des Endoskops durchgehenden Faser oder einem durchgehenden Faserbündel oder einem Fluid-Lichtleiter bestehen. Der Lichtleiter, die erste Faser und die zweite Faser bestehen aus einem Material mit einer hohen Transmission im Fluoreszenzanregungsband.

Durch die erfindungsgemäße Lösung ergeben sich insbesondere folgende Vorteile. Es wird erreicht, dass eine Änderung des Durchmessers des sogenannten zentralen Spektraldetektionsfeldes, also des Durchmessers jenes Gewebebereichs, dessen Fluoreszenz dem Spektrometer zugeführt wird und damit die Basis für das erzeugte Spektrum bildet, einfach durch Verstellen eines mehrere den Strahldurchmesser reduzierende Blenden aufweisendes Blendenrades oder durch Verstellen einer Irisblende oder dergleichen in der Lichtquelle im Anregungskanal für die Fluoreszenzspektroskopie (zweiter Strahlengang) bewerkstelligt werden kann. Dabei ist jegliche Art der Aperturverstellung denkbar. Das wird möglich, weil der Anregungskanal für die punktuelle Fluoreszenzspektroskopie und derjenige für die bildgebende Autofluoreszenzdiagnose nicht dieselben sind und auch die beiden Diagnosemethoden nicht simultan durchgeführt werden.

Weiterhin erlaubt ein schnelles und einfaches Hin- und Herschalten zwischen den Diagnosemethoden der einzelnen Modi A, B und C das Auffinden der verdächtigen Stellen im konventionellen Weißlichtmodus (Modus A) oder im großflächigen bildgebenden Fluoreszenzdiagnosemodus (Modus B) und ein anschließendes schnelles Umschalten in den Modus der punktuellen Fluoreszenzspektroskopie (Modus C). Hierdurch wird mit der sogenannten optischen Biopsie eine detaillierte Bewertung des scheinbar verdächtigen Gewebes anhand des Fluoreszenzspektrums möglich.

Außerdem wird es mit der erfindungsgemäßen Vorrichtung möglich, dass alle drei genannten Diagnoseverfahren mit einer Lichtquelle, die eine inkohärente Quelle sein kann und damit relativ preiswert ist, durchgeführt werden können. Hierfür sind die beiden separaten Fasern bzw. Faserbündel vorgesehen, nämlich eines für die konventionelle Weißlichtbeleuchtung, die bildgebende Fluoreszenzdiagnose und die großflächige weiße Umgebungsbeleuchtung bei der punktuellen Fluoreszenzspektroskopie und eines für die punktuelle Anregung bei der punktuellen Fluoreszenzspektroskopie, die durch jeweils unterschiedliche Einkoppellichtkegel bzw. unterschiedliche Bündelöffnungen gekennzeichnet sind. Die proximalseitige Einkopplung von Licht mit einer großen Bündelöffnung bewirkt beim beschriebenen Aufbau distal eine großflächige Ausleuchtung bzw. Fluoreszenzanregung; eine proximalseitige Einkopplung von Licht mit einer kleinen Bündelöffnung hingegen bringt beim erläuterten Aufbau distal eine kleinflächige oder punktuelle Ausleuchtung bzw. Fluoreszenzanregung. Dadurch wird es im Modus C möglich, durch einen großen Beleuchtungslichtkegel eine großflächige weiße Umgebungsbeleuchtung zur Orientierung für den untersuchenden Arzt zu erzeugen und durch einen kleinen Anregungslichtkegel eine entsprechend hohe Ortsauflösung für die spektrometrische Untersuchung zu erzeugen und außerdem den Gewebebereich, der das dem Spektrometer zugeführte Fluoreszenzlicht liefert, als entsprechend kleinen und im Falle der Autofluoreszenzanregung blauen Fleck dem Weißlicht zu überlagern und damit Ort und Durchmesser des spektroskopisch untersuchten Bereichs sichtbar zu machen.

Durch eine hohe Drehfrequenz der beiden Chopperräder (beispielsweise Videofrequenz) gelingt es im Modus C die punktuelle Anregung und die spektrometrische Detektion einerseits und die großflächige Ausleuchtung der Umgebung des punktuell angeregten kleinen Gewebebereichs mit Weißlicht pseudosimultan, d.h. für den Betrachter scheinbar gleichzeitig, zu erzeugen.

Die Vorrichtung zeichnet sich auch durch einen sehr kompakten Aufbau aus. Alle drei Untersuchungsmodi (A, B bzw. C) können mit nur einem Lichtprojektor mit einem Leuchtmittel (oder einem Array von kleinen Leuchtmitteln) durchgeführt werden, d.h. die großflächige Beleuchtung mit Weißlicht für die konventionelle Weißlichtdiagnose und für die Umgebungsbeleuchtung bei der punktuellen Fluoreszenzspektroskopie, die großflächige Fluoreszenzanregung für die großflächige bildgebende Fluoreszenzdiagnose und die punktuelle Fluoreszenzanregung bei der punktuellen Fluoreszenzspektroskopie werden mit einer Lichtquelle ausgeführt.

Die spezielle Art des Lichtquellenaufbaus ermöglicht, obwohl nur ein Leuchtmittel verwendet wird, im Diagnosemodus der punktuellen Fluoreszenzspektroskopie die Untersuchung an einem konventionellen großflächigen Weißlichtbild. Der Ort und der Durchmesser des punktuell spektroskopisch untersuchten verdächtigen Gewebebereiches lassen sich dabei klar erkennen und unterscheiden vom lediglich zur besseren Orientierung und Lokalisierung weiß beleuchteten umgebenden Gewebe. Der punktuell spektroskopisch untersuchte verdächtige Gewebebereich, also derjenige, dessen Fluoreszenzlicht für die Erzeugung der Spektrometerkurve herangezogen wird, hebt sich deutlich als blauer Fleck vom großflächig umgebenden, weißes Beleuchtungslicht remittierenden und nicht verdächtigen Gewebe ab.

Es besteht vor allem die Möglichkeit einer einfachen Durchmesserveränderung des punktuell spektroskopisch untersuchten Gewebebereichs und damit die Möglichkeit der Größenanpassung der spektroskopisch detektierten Stelle an die Größe der verdächtigen Stelle. Dabei ist dann die Durchmesserveränderung, also die veränderte Größe des spektroskopisch untersuchten Gewebebereichs, direkt sichtbar, nämlich als die Größenänderung des „blauen Anregungslichtflecks" vor dem Hintergrund des weiß beleuchteten Gewebes.

Schließlich ergibt sich eine einfache Handhabung beim Wechsel zwischen den einzelnen Diagnosemodi. Der Wechsel zwischen den unterschiedlichen Diagnosemethoden erfordert lediglich die Betätigung eines Schalters, einer Taste oder dergleichen, und es ist nicht notwendig, Lichtleiter umzustecken, eine Zusatzvorrichtung auf das Endoskop zu montieren oder gar das Endoskop zu wechseln.

In der Zeichnung ist ein Ausführungsbeispiel der Erfindung schematisch dargestellt. Es zeigen:

1 den Aufbau einer erfindungsgemäßen Diagnosevorrichtung,

2 den Schnitt durch ein Endoskop,

3 den optischen Aufbau der Lichtquelle der Diagnosevorrichtung,

4 die Verbindung des Endoskops zu den weiteren Elementen der Diagnosevorrichtung,

5 die Draufsicht auf die Scheibe eines ersten Chopperrades

6 die Draufsicht auf die Scheibe eines zweiten Chopperrades und

7 die Draufsicht auf eine Scheibe mit unterschiedliche Durchmesser aufweisenden Blenden.

Die Diagnosevorrichtung in 1 besteht aus einem Lichtprojektor 17, der durch das eingezeichnete Rechteck umrandet ist. Der Lichtprojektor 17 hat eine Lampe 2, welche das fokussierte Licht in einen ersten Strahlengang 3 abgibt. Über einen Lichtleiter 18 gelangt das Licht aus dem ersten Strahlengang 3 in die Beleuchtungs- bzw. Anregungsfaser/ bzw. -faserbündel 4 eines Endoskops 5.

Das distale Ende des Endoskops 5 ist auf das zu untersuchende Gewebe 1 gerichtet. Über das nicht näher dargestellte Okular 19 kann das Gewebe 1 betrachtet werden. Die Optik im ersten Strahlengang, beispielsweise die vergleichsweise kurzbrennweitige Linse 27, die für eine vergleichsweise große Bündelöffnung am Ort der Einkopplung in den Lichtleiter 18 sorgt, sowie eventuell weitere, bündelöffnungsvergrössernde optische Elemente in der weiteren Lichtleitung über den Lichtleiter 18 und die Beleuchtungs- bzw. Anregungsfaser bzw. das Faserbündel 4 (z.B. Faserkegel, distal angebrachte Konkavlinse o.ä.) bewirken, dass das von der Lampe 2 über den ersten Strahlengang 3 bis zum Gewebe 1 geleitete Licht dort einen relativ großen Bereich 20 ausleuchtet. Der untersuchende Arzt kann also den relativ großen Gewebebereich 20 über das von der Lampe 2 stammende Weißlicht einsehen und großflächig beurteilen.

In diesem Untersuchungsmodus A der bildgebenden Weißlichtdiagnose liefert die Lampe 2 permanent und ununterbrochen Licht an das Gewebe 1. Ein sich im ersten Strahlengang 3 befindliches erstes Chopperrad 6 ist ausgebildet, um steuerbar das Lichtstrahlenbündel von der Lampe 2 bis zum Gewebe 1 entweder zu blockieren oder freizugeben. Daher ist das Chopperrad im Modus A stillstehend so gedreht bzw. positioniert, dass eine Ausnehmung 15 in der Chopperrad-Scheibe 14 (5) permanenten Lichtdurchgang sicherstellt.

Die Chopperrad-Scheibe 14 ist verspiegelt, so dass das von der Lampe 2 kommende Licht dann, wenn die Scheibe so gedreht ist, dass sich die Ausnehmung 15 nicht im Strahlengang befindet, in einen zweiten Strahlengang 7 geleitet bzw. reflektiert wird. Über einen Spiegel 21 wird das zunächst senkrecht zum ersten Strahlengang 3 reflektierte Licht im weiteren Verlauf des zweiten Strahlengangs 7 parallel zum ersten Strahlengang 3 geführt. Hier ist eine langbrennweitige Linse 9 angeordnet, wobei anstelle der langbrennweitigen Linse eine beliebige andere bündelnde und aperturbegrenzende Vorrichtung, beispielsweise eine kurzbrennweitige Linse 9 mit davor positioniertem, mehrere Blenden mit unterschiedlichen Durchmessern aufweisendes Blendenrad 13 oder eine Irisblende, vorgesehen werden kann. Alternativ kann auch Linse 31 kurzbrennweitig ausgeführt sein. Die aperturbegrenzende Wirkung einer der Blenden des Blendenrades 13 kann auch durch eine entsprechend begrenzte Ausdehnung/Fassung von wenigstens einem der sich im Strahlengang befindlichen Elemente erzielt werden. Wesentlich ist lediglich, dass die Größe der Bündelöffnung des Lichtstrahlenbündels im zweiten Strahlengang 7 an der Stelle der Einkopplung in die Faser bzw. das Faserbündel 22 verringert ist oder verstellbar verringert werden kann bzw. im Vergleich zur Bündelöffnung des Lichtstrahlenbündels des ersten Strahlengangs 3 an der Stelle der Einkopplung in den Lichtleiter 18 klein ist oder verstellbar verkleinert werden kann.

Das Strahlenbündel aus dem Strahlengang 7 wird mit einer relativ kleinen Bündelöffnung in die Anregungsfaser 22 eingekoppelt, welche als Teil des Y-Faserkatheters in den Instrumentenkanal des Endoskops 5 eingeführt werden kann. Über diese strahlt das Licht auf das Gewebe 1, jedoch aufgrund der relativ geringen Bündelöffnung des Lichtstrahlenbündels an der Stelle der Einkopplung in die Faser bzw. das Faserbündel 22 auf einen wesentlich kleineren Bereich 23 als das Licht aus dem ersten Strahlengang, welches den größeren Gewebebereich 20 ausleuchtet.

Der Y-Faserkatheter 10 besteht außerdem aus einer Detektionsfaser 8, über die das vom Gewebe abgegebene Licht (Fluoreszenzlicht) zwecks Spektralanalyse zu einem Spektrometer 11 gelangt. Auf einem Monitor 34 kann das Ergebnis der Spektralanalyse als Spektrometerkurve dargestellt werden.

Bei der punktuellen Fluoreszenzspektroskopie (Modus C) muß sichergestellt sein, dass zum Spektrometer 11 nur Fluoreszenzlicht aus dem angeregten kleinen Bereich 23 und nicht remittiertes Licht oder Fluoreszenzlicht von dem diesen umgebenden Bereich 20 zugeführt wird. Hierzu ist ein zweites Chopperrad 12 zwischen dem Y-Faserkatheter 10 und dem Spektrometer 11 angeordnet, das analog dem Chopperrad 6 aufgebaut ist. Die Scheibe dieses Chopperrades 12 (5) weist eine über einen definierten Umfangsbereich reichende Ausnehmung 16 auf, die insofern komplementär zu der Ausnehmung 15 der Scheibe 14 des ersten Chopperrades 6 ist, als dass im Modus C bei simultaner Drehung beider Chopperräder 6 und 12 niemals remittiertes Licht vom Gewebebereich 20, welcher mit weißem Licht der Lampe 2 über den ersten Strahlengang 3, den Lichtleiter 18 und die Beleuchtungs- bzw. Anregungsfaser 4 beleuchtet wird, über die Detektionsfaser 8 zum Spektrometer 11 gelangen kann.

In 2 ist das Endoskop 5 schematisch mit seinen Kanälen wiedergegeben. Die Beleuchtungs- bzw. Anregungsfaser 4 ist in einem ersten Kanal geführt. Über sie gelangt Licht von der Lampe 2 über den ersten Strahlengang 3 und den Lichtleiter 18 zum Gewebe 1, um eine großflächige Ausleuchtung zu erreichen. Das Okular 19 befindet sich am proximalen Ende des Bildkanals 24. Im Instrumentenkanal wird der Y-Faserkatheter 10 eingeführt, der aus einer Anregungsfaser 22 und einer Detektionsfaser 8 besteht. Aus der Anregungsfaser 22 gelangt Licht aus dem zweiten Strahlengang 7 zum Gewebe 1. Fluoreszenzlicht vom Gewebe 1 bzw. dessen punktuell angeregten Bereiches 23 gelangt indes zurück über die Detektionsfaser 8 zum Spektrometer 11.

3 zeigt nochmals vergrößert den optischen Aufbau der Lichtquelle 17. Die Lampe 2 ist eine Weißlichtquelle, wobei bevorzugt eine Bogenlampe mit Spiegelreflektor (Paraboloid oder Ellipsoid) eingesetzt wird. Denkbar ist jedoch auch ein Kondensorsystem. Als Alternative kommt auch eine Glühwendellampe (z.B. eine Halogenlampe) in Frage. Ein Filter 25 wirkt als Bandpaß, der IR- und UV-Strahlung herausfiltert. Unter Umständen wird dies zum Teil aber auch schon von der Reflektorbeschichtung der Lampe 2 vorgenommen. Die Linse 26 erzeugt einen ersten Fokus, an dem sich das bevorzugt in einem Winkel von 45 Grad zur von der Lampe vorgegebenen optischen Achse das Chopperrad 6 mit seiner verspiegelten Scheibe 14 befindet. Wird ein elliptischer Reflektor verwendet, kann auf die Linse 26 verzichtet werden, und das Chopperrad 6 wird im zweiten Brennpunkt des Ellipsoids positioniert.

Das Chopperrad 6 befindet sich bei der konventionellen Weißlichtdiagnose (Modus A) und bei der bildgebenden Fluoreszenzdiagnose (Modus B) in Ruhestellung und auf Durchlaß (Ausnehmung 15 im Strahlengang). Die Linse 25 erzeugt ein kollimiertes Strahlenbündel, in dessen Verlauf bei der bildgebenden Fluoreszenzdiagnose (Modus B) ein Filter 28 eingeschwenkt wird, dessen Transmissionseigenschaften auf eine optimale Fluoreszenzanregung des zu untersuchenden biologischen Gewebes 1 abgestimmt sind, also ein Blaufilter bei der Autofluoreszenzanregung menschlichen Gewebes beispielsweise im Bronchialtrakt oder im Ösophagus.

Das Filter 28 selektiert also aus dem breitbandigen Weißlicht der Lampe 2 den erforderlichen optimalen Spektralbereich für die Fluoreszenzanregung. Bei der konventionellen Weißlichtdiagnose (Modus A) ist dieses Filter aus dem kollimierten Strahlengang herausgeschwenkt. Die Linse 29 fokussiert das (blaue) Anregungslicht im Modus B der Fluoreszenzdiagnose bzw. das weiße Beleuchtungslicht im Modus A der konventionellen Weißlichtdiagnose und im Modus C der punktuellen Fluoreszenzspektroskopie so stark, dass am distalen Ende des an die Lichtquelle 17 über den Lichtleiter 18 angeschlossenen Endoskops 5 der Anregungs- bzw. Beleuchtungsstrahlenkegel ausreichend groß ist, ausreichend groß in dem Sinne, dass bei entsprechendem Abstand zwischen Endoskopspitze und Gewebe ein genügend großer Gewebebereich 20 ausgeleuchtet wird und überblickend eingesehen werden kann.

Eine weitere Vergrösserung des beleuchteten Gewebebereichs 20 kann aber auch alternativ oder additiv durch andere Massnahmen erreicht werden, beispielsweise durch Schrägeinkopplung in den Lichtleiter 18 und/oder durch Anbringen einer Konkavlinse am distalen Ende der Faser 4.

Das Fluoreszenzanregungslicht bei der bildgebenden Fluoreszenzdiagnose (Modus B) bzw. das weiße Beleuchtungslicht bei der konventionellen Weißlichtdiagnose (Modus A) und die weiße Umgebungsbeleuchtung bei der punktuellen Fluoreszenzspektroskopie (Modus C) werden in den Lichtleiter 18 eingekoppelt. Eine nichtaperturbegrenzende Blende 30 erlaubt eine Steuerung der an das Gewebe herangeführten Lichtstrommenge.

Im Arbeitsmodus C der punktuellen Fluoreszenzspektroskopie beginnt sich das Chopperrad 6 mit hoher Frequenz, wie beispielsweise mit der Videofrequenz, zu drehen. Das Filter 28 für die Fluoreszenzanregung im Modus B ist in diesem Betriebsmodus aus dem Strahlengang ausgeschwenkt. Steht das Chopperrad 6 in der Stellung „Durchlass", erreicht den Lichtleiter 18 für den der Größe des offenen Kreissegments 15 (5) entsprechenden Bruchteil der Umdrehungsdauer Weißlicht, für den verbleibenden Bruchteil der Umdrehungsdauer, also während das Chopperrad 6 reflektierend im Strahlengang steht, erreicht kein Weißlicht den Lichtleiter 18 und damit das zu untersuchende Gewebe 1. Statt dessen wird das von der Lampe 2 emittierte Licht am Chopperrad 6 in den zweiten Strahlengang 7 reflektiert, durch eine Linse 31 kollimiert und am Spiegel 21 reflektiert.

Ein Filter 32, das sich permanent im Strahlengang 7 befindet, selektiert aus dem Weißlicht der Lampe 2 das für die Fluoreszenzspektroskopie ideale Anregungslicht.

Die Fluoreszenzspektroskopie soll, wie oben eingehend erläutert wurde, mit Vorteil punktuell erfolgen, d.h. ein möglichst schlanker Anregungslichtkegel 23 am distalen Ende der Anregungsfaser 22 soll eine bezüglich des Ortes entsprechend hochaufgelöste Fluoreszenzspektroskopie und damit die Aufnahme und Beurteilung von entsprechend kleinen Läsionen erlauben. Dementsprechend gering muß die Bündelöffnung des Strahlenbündels des zweiten Strahlengangs 7 am Ort der Einkopplung in die Faser 22 sein, d.h. dementsprechend groß wird die Brennweite der Linse 9 gewählt und/oder dementsprechend klein wird die Brennweite der Linse 31 gewählt. Eine nicht aperturbegrenzende Blende 33 erlaubt eine Regulierung der Intensität des die Fluoreszenz erzeugenden Anregungslichts.

In einer weiteren Ausführungsform ist ein eine Vielzahl von aperturbegrenzenden Blenden mit unterschiedlichen Durchmessern aufweisendes Blendenrad (7) in den Strahlengang eingebracht, wobei aber auch andere aperturverstellbare Einrichtungen, wie z.B. eine Irisblende, denkbar sind. In dieser Ausführungsform ist die Linse 31 langbrennweitig mit vergleichsweise grossem Durchmesser, die Linse 9 kurzbrennweitig und mit vergleichsweise grossem Durchmesser und die numerische Apertur der Anregungsfaser 22 und der Detektionsfaser entsprechend groß zu wählen. Diese Ausführungsform ermöglicht, dass die Größe des Anregungslichtkegels 23 und damit das Auflösungsvermögen veränderbar sind. Durch Verdrehen des Blendenrades 13 sind der Anregungslichtkegel und damit das (örtliche) Auflösungsvermögen bei der Fluoreszenzspektroskopie nahezu beliebig einstellbar. Ist die suspekte Stelle großflächig, kann das Blendenrad 13 so eingestellt werden, dass sich im Strahlengang eine Blende mit großem Durchmesser befindet, um nahezu die gesamte verdächtige Gewebefläche anzuregen. Falls ein höheres Auflösungsvermögen gefordert ist, weil der suspekte Gewebebereich nur einen relativ kleinen Durchmesser aufweist und das Endoskop bzw. der Faserkatheter nicht beliebig nahe an das Gewebe herangeführt werden kann, muß eine kleine Blendenöffnung gewählt werden. Damit ist gewährleistet, dass im Falle einer Autofluoreszenzdiagnose der Verlauf der ermittelten Spektralkurven nicht durch die Fluoreszenz von dem der verdächtigen Stelle benachbarten Gewebe bestimmt bzw. mitbestimmt wird.

Synchron, d.h. mit der gleichen (vergleichsweisen hohen) Drehfrequenz und in einer festgelegten Phase zur Bewegung des Chopperrades 6 dreht sich im Diagnosemodus C der punktuellen Fluoreszenzspektroskopie vor dem Spektrometer 11 das zweite Chopperrad 12. Die Größe der Ausnehmungen 15 und 16 (5 und 6) zeigen lediglich ein Beispiel für deren Ausgestaltung. Ist jedoch bei einem Chopperrad 6 die Ausnehmung 15 festgelegt, ergibt sich die andere Ausnehmung 16 am anderen Chopperrad 12 automatisch. Während der Beleuchtung des Gewebes mit Weißlicht, das erste Chopperrad 6 befindet sich also gerade für diesen Augenblick auf Durchlass, ist der Eingang zum Spektrometer 11 verdeckt, während in der Anregungsphase des Gewebes, das Chopperrad 6 sperrt und reflektiert das Licht in den zweiten Strahlengang 7, der Eingang des Spektrometers 11 unverdeckt ist. Durch die vorzugsweise hohe Drehfrequenz der beiden Chopperräder, beispielsweise Videofrequenz, erscheint die punktuelle Fluoreszenzanregung und die Beleuchtung des die verdächtige Stelle umgebenden Gewebes mit Weißlicht quasi simultan. Desweiteren kann vor dem Spektrometer 11 ein Filter angeordnet sein (in 1 nicht eingezeichnet), welches nur das Fluoreszenzlicht transmittiert, das Licht jenseits dieses Spektralbereichs jedoch blockt. Das Spektrometer 11 kann also nur Fluoreszenzlicht empfangen, niemals aber vom Gewebe remittiertes weißes Beleuchtungs- oder Anregungslicht.

Die Vorrichtung enthält eine zentrale Steuereinheit, die bei Umschaltvorgängen zwischen den einzelnen Untersuchungsmodi folgende Abläufe in der Lichtquelle 17 und am Spektrometer 11 koordiniert. Wird die Vorrichtung bzw. die Lichtquelle in den Modus A der konventionellen und daher großflächigen Weißlichtdiagnose geschaltet wird, wird das Chopperrad 6 abgebremst (sofern es vorher in Drehbewegung war, d.h. sofern die Vorrichtung vorher im Modus C arbeitete) und bleibt während dieses Arbeitsmodus in Ruhestellung, und zwar in Durchlaßstellung bezüglich des von der Lampe 2 kommenden Lichtes. Gleichzeitig wird dafür gesorgt, dass das Filter 28 ausgeschwenkt ist. Das gesamte Weißlicht wird in den Lichtleiter 18 eingekoppelt. Das zweite Chopperrad 12, das vor dem Eingang des Spektrometers 11 positioniert ist, wird, sofern es vorher in Drehbewegung war, ebenfalls abgebremst und bleibt während der gesamten Zeit in diesem Arbeitsmodus in Ruhestellung, und zwar in Sperrstellung. Dadurch wird verhindert, dass vom Gewebe remittiertes Beleuchtungslicht in das Spektrometer gelangt.

Beim Umschalten in den Modus B der bildgebenden Fluoreszenzdiagnose bleiben die Stellungen der Chopperräder unverändert, d.h., das Chopperrad 6 bleibt in Ruhe und auf Durchlass, und das Chopperrad 12 bleibt ebenfalls in Ruhe und sperrend. Gleichzeitig wird das Filter 28 in den Strahlengang 3 eingeschwenkt.

Wird in den Arbeitsmodus C der punktuellen Fluoreszenzspektroskopie geschaltet, sorgt die zentrale Steuereinheit dafür, dass das Filter 28 aus dem Strahlengang 3 ausgeschwenkt wird, wodurch Weißlicht in den Lichtleiter 18 eingekoppelt werden kann. Beide Chopperräder 6 und 12 fangen an, sich mit hoher Frequenz, wie beispielsweise mit der Videofrequenz, zu drehen, und zwar in der Art, dass in der Durchlaßstellung des Chopperrades 6 das Chopperrad 12 vor dem Spektrometer 11 sperrt, d.h. in der Phase der großflächigen Weißlichtbeleuchtung des Gewebes 1 kann das Spektrometer 11 kein Licht empfangen und das Gewebe 1 wird auch nicht punktuell angeregt mit Licht aus dem Strahlengang 7. In der Sperrstellung des Chopperrades 6, wenn es Licht in den zweiten Strahlengang 7 reflektiert, läßt das Chopperrad 12 vor dem Spektrometer 11 Licht durch, d.h., in der Phase der punktuellen Gewebeanregung über die Anregungsfaser 22 mit entsprechend über das Filter 32 gefiltertem Licht – und nur in dieser Phase – kann das Spektrometer 11 Licht empfangen.

Durch die Verspiegelung der Scheibe 14 des Chopperrades 6 erhält dieses neben der konventionellen Aufgabe des Durch- und Sperrschaltens (Blockierens) des Lichtstrahls die weitere Aufgabe, das auftreffende Licht in der Sperrschaltung in den zweiten Strahlengang 7 zu reflektieren.

Die Scheibe des Chopperrades 12 muss lediglich opak ausgeführt sein, damit in den sperrenden Phasen das Spektrometer kein Licht erreichen kann.

In 4 ist der modulartige Aufbau der Diagnosevorrichtung zu sehen. Die Lichtquelle 17 ist in einer ersten Einheit untergebracht. Von dieser wird der Lichtleiter 18 mit Licht versorgt, der dieses zum Endoskop 5 leitet. Die Anregungsfaser 22 ist Teil des in den Instrumentenkanal des Endoskops 5 eingeführten Y-Katheters 10 und leitet das Anregungslicht der Lichtquelle 17 direkt zum Gewebe. Die Detektionsfaser 8, die gleichfalls Teil des Y-Katheters 10 ist, leitet das Fluoreszenzlicht zum Spektrometer 11, das mit einem Monitor 34 in Verbindung steht, auf dem die Spektrometerkurve 35 dargestellt werden kann.

Das Spektrometer kann, wie in 1 abgebildet, außerhalb des Lichtprojektors positioniert sein oder – dadurch wird das Gesamtsystem noch kompakter- im Lichtprojektorgehäuse untergebracht sein.

Claims

Vorrichtung zur bildgebenden und spektroskopischen Diagnose von Gewebe (1) unter alternativer oder kombinierter Anwendung von drei Diagnosemethoden, nämlich einem Modus A zur bildgebenden Weißlichtdiagnose, einem Modus B zur bildgebenden Fluoreszenzdiagnose und einem Modus C zur fluoreszenzspektroskopischen Diagnose, wobei die Vorrichtung eine Lampe (2) oder einen Array von kleinen Leuchtmitteln aufweist, deren Licht als Strahlenbündel über einen ersten Strahlengang (3) in einen zu einem Endoskop (5) führenden Lichtleiter (18) eingekoppelt wird, und wobei im Strahlengang (3) Mittel (6) angeordnet sind, mit denen das Lichtstrahlenbündel zeitweise freigegeben und unterbrochen werden kann, dadurch gekennzeichnet, dass die Mittel (6) in den Zeitintervallen, in denen das Lichtstrahlenbündel unterbrochen ist, dieses in einen weiteren Strahlengang (7) leiten, dass das Lichtstrahlenbündel von dort weiter in eine zweite Faser (22) eingekoppelt wird und dass im zweiten Strahlengang (7) ein die Bündelöffnung begrenzendes Element (9, 13) für das in die zweite Faser (22) eintretende Lichtstrahlenbündel angeordnet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass parallel zur zweiten Faser (22) eine weitere Faser (8) zur optischen Kopplung mit einem Spektrometer (11) angeordnet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen der weiteren Faser (8) und dem Spektrometer (11) Mittel (12) angeordnet sind, mit denen das Lichtstrahlenbündel zeitweise freigegeben bzw. unterbrochen werden kann.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass das die Bündelöffnung begrenzende Element für das in die zweite Faser (22) eintretende Lichtstrahlenbündel eine kurzbrennweitige Linse (31), eine langbrennweitige Linse (9), ein strahldurchmesserreduzierendes Teleskop oder eine aperturbegrenzende Blende im zweiten Strahlengang ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass das die Bündelöffnung verstellbar begrenzende Element ein mehrere Blenden mit unterschiedlichen Durchmessern aufweisendes Blendenrad (13) oder eine Irisblende ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Mittel (6, 12) zum zeitweisen Freigeben und Unterbrechen der Lichtstrahlenbündel aus einem ersten (6) und einem zweiten Chopperrad (12) bestehen, die synchron antreibbar sind und die bezüglich der jeweils eintreffenden Lichtstrahlenbündel in einer definierten Phasenbeziehung zueinander stehen.
Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass das erste Chopperrad (6) eine verspiegelte Scheibe (14) ist, die über einen definierten Winkelbereich eine Ausnehmung (15) aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass das zweite Chopperrad (12) eine opake Scheibe (12) ist, die über einen definierten Winkelbereich eine Ausnehmung (16) aufweist.
Vorrichtung nach Anspruch 7 und 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Ausnehmungen (15, 16) der beiden Chopperräder (6, 12) zueinander komplementär so ausgebildet sind, dass dem ausgenommenen Bereich (15) des ersten Chopperrades (6) ein abdeckender bzw. opaker Bereich des zweiten Chopperrades (12) entspricht und dass dem ausgenommenen Bereich (16) des zweiten Chopperrades (12) ein verspiegelter Bereich des ersten Chopperrades (6) entspricht.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Faser (4), der Lichtleiter (18) und die zweite Faser (22) jeweils aus einem Material mit hoher Transmission im Fluoreszenzanregungsband bestehen.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Faser (4) und der Lichtleiter (18) aus einer bis zum distalen Ende des Endoskops (5) durchgehenden Faser oder einem durchgehenden Faserbündel oder einem Fluid-Lichtleiter bestehen.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die zweite Faser (22) und die weitere Faser (8) jeweils aus einem Faserbündel bestehen.