DE1498824C3

DE1498824C3 - Vorrichtung zur maschinellen Krebsdiagnose

Info

Publication number: DE1498824C3
Application number: DE1498824A
Authority: DE
Inventors: Louis A. Westchester County N.Y. Kamentsky (V.St.A.)
Original assignee: International Business Machines Corp
Current assignee: International Business Machines Corp
Priority date: 1963-08-12
Filing date: 1964-08-04
Publication date: 1975-04-17
Also published as: US3327117A; DE1498824B2; SE321540B; DE1498824A1; BE651714A; CH424078A; GB1030846A

Description

ser Beschreibung vorgesehenen Literaturverzeichnisses behandelt. Weitere Informationen über diese diagnostische Technik findet man in (2).

Diese Methode ist allgemein bekannt als Papanicolaou-Technik. Krebszellen, welche sich in Körperflüssigkeiten abgesetzt haben, können mittels einer mikroskopischen Analyse gefärbter Abstriche von hochqualifiziertem Personal nachgewiesen werden. Diese Methode ermöglicht es, gewisse Krebsarten in einem frühzeitigen und heilbaren Stadium nachzuweisen. Entsprechend der Papanicolaou-Methode werden Krebszellen von normalen Zellen unterschieden, indem man mehrere zum Teil voneinander abhängige Parameter der folgenden Art beobachtet:

1. Den Kerndurchmesser, welcher im allgemeinen für Krebszellen größer ist als für gesunde Zellen.

2. Den Durchmesser des Kernplasmas, welcher im allgemeinen kleiner für Krebszellen ist.

3. Die Gestalt des Zellkerns, welche bei Krebszellen oft unregelmäßig ist.

4. Den Anteil des Zellfarbstoffs (nuclear chromatin), wovon krebsbefallene Zellkerne infolge der Anwesenheit von mehr Deoxyribonucleinsäure (DNS) sowie Ribonucleinsäure (RNS) einen höheren Anteil aufweisen.

5. Das Maß der Zeilplasmafarbstoffdichte, wobei das Zellplasma bei krebsbefallenen Zellen infolge der Anwesenheit von mehr RNS eine höhere Dichte besitzt.

6. Die Unregelmäßigkeit der Zellkerne, wobei in Krebszellen eine Anhäufung von Chromatin erfolgt.

7. Das Verhältnis der obengenannten Parameter im Vergleich zu ihren mittleren Werten innerhalb der Probe.

8. Die Isolierung der Zelle, da Krebszellen dazu neigen, sich abzusondern.

Diese diagnostische Technik bietet oft die Möglichkeit, den Krebs in einem frühen und heilbaren Stadium zu erkennen und es ist daher sehr wünschenswert, diese Technik auszudehnen und auf einen großen Kreis der menschlichen Bevölkerung anzuwenden. Die Brauchbarkeit der Technik ist jedoch begrenzt, da hochqualifiziertes Personal benötigt wird und die Diagnose eine sehr schwierige und zeitraubende Aufgabe darstellt. Eine eingehende Beschreibung dieser Technik findet man fernerhin auch in (3). Wegen der Komplexität der auf dieser Technik beruhenden Krebsdiagnose ist es fast unmöglich, ausgedehnte Testserien durchzuführen, es sei denn, es bestünde die Möglichkeit, durch ein gewisses Ausmaß an Automation zumindest die negativen Fälle erfassen zu können, so daß die Krebsspezialisten bzw. die Zytologen lediglich mit einem Bruchteil der Gesamtfälle konfrontiert würden.

Es wurde bereits der Versuch gemacht, diese Fallunterscheidungen automatisch durchzuführen. Hierbei stützte man sich auf Messungen der Größe und der Absorption der Zellkerne im sichtbaren Licht, zu welchem Zwecke diese in spezieller Weise isoliert und gefärbt wurden (4). Ein anderer Versuch der Automatisierung basiert auf der Fluoreszenz der mit einem Fluoreszenzfarbstoff gefärbten Zellen (5). Keiner dieser Versuche führte jedoch zu einer völlig befriedigenden automatischen diagnostischen Vorrichtung.

Zur Zeit bekannte Systeme zur Zeichenerkennung sind im allgemeinen ungeeignet zur Erkennung von Krebszellen entsprechend der Papanicolaou-Technik, weil die obengenannten Parameter nur sehr geringe Unterschiede zwischen krebsbefallenen und normalen Zellen aufweisen und die Diagnose in manchen Fällen fast intuitiv erfolgt. Es kann daher ein System, welches in der Lage ist, gedruckte Buchstaben und ähnliche Daten zuverlässig zu erkennen, die Muster biologischer Zellen nicht erkennen. Die zur Zeit verfügbare Technologie besitzt dahingegen gewisse Mittel, welche die Gegebenheiten der menschlichen visuellen Erkennungsmöglichkeiten übersteigen. Maschinen sind in der Lage, simultan zwei oder mehrere Eigenschaften zu prüfen und deren Unterschied sehr genau zu messen, wobei auch in Frequenzbereichen gearbeitet werden kann, die sich außerhalb des sichtbaren Spektrums befinden. Dabei können die Intensitäten kleinster Teile eines Strahlungsmusters genau mit einer beträchtlichen Geschwindigkeit ausgemessen werden. Daher kann das Problem der Automatisierung der Krebsdiagnose am besten dadurch gelöst werden, daß man sich einer weniger subtilen Unterscheidungsmöglichkeit zwischen Krebs- und normalen Zellen bedient, die selbst wiederum innerhalb der Gegebenheiten der maschinellen Erkennung fällt.

Für das zu lösende Problem und seine Grundlagen sind des weiteren die folgenden Literaturstellen von Bedeutung.

B ost rom erläutert in (12) die Verwendung der Mikrophotometrie zur Ermittlung des Nucleinsäuregehalts von Zellen unter Verwendung von UV-Licht, der Lichtbündelung auf die auszumessenden Objekte, eines Spiegels, einer Blende, einer Multiplierphotozelle und eines Differentialverstärkers. Noch nicht erwähnt in dieser Arbeit ist jedoch der weitere Weg bis zur Erreichung einer maschinellen Auswertbarkeit, wie er durch den Gegenstand der vorliegenden Erfindung beschritten wird.

Millikan beschreibt in (1.3) einen Sauerstoffmesser zur Untersuchung des sich ändernden Sauerstoffgehalts im Blut verschiedener Personen unter variierenden Bedingungen. Der jeweilige Sauerstoffgehalt des untersuchten Bluts wird dabei an einer Farbvariierung lichtdurchschienenen Körpergewebes festgestellt. An eine Konturenabtastung von Zellen oder Zellinhalt ist dabei nicht gedacht. Es wird lediglich die Farbvariierung lichtdurchschienenen Körpergewebes festgestellt und für die Messung ausgenutzt.

Canada beschreibt in (14) ein frequenzmoduliertes Photometer, bei dem die Wellenlänge des verwendeten Lichts innerhalb eines außerordentlich schmalen Frequenzbandes sehr schnell hin- und herverändert wird. Damit werden Absorptionsmessungen der stofflichen Zusammensetzung homogener Substanzen ermöglicht. An eine Konturenabtastung wie beim vorliegenden Erfindungsgegenstand ist ebenfalls nicht gedacht.

Hoffmann und Fischer beschreiben in (15) die Bestimmung kleiner Wassermengen in Folien und organischen Flüssigkeiten. Eine Konturenermittlung ist mit dem beschriebenen Verfahren weder beabsichtigt noch möglich.

Schließlich beschreibt K ort um in (16) eine Zweiwellenlängenmethode für die Mikrospektrometrie. Neben detaillierten Angaben über diese Zweiwellenlängenmethode ist dort aber nichts an-

gegeben, was einer maschinellen Krebsdiagnose mit automatischer Auswertung näher kommen könnte.

Als wirkliche Marksteine auf dem Wege, dieses Ziel zu erreichen, sind in erster Linie die Arbeiten von Mellors, Keane und Papanicolaou (8) und von Mellors und Silver (5) zu würdigen. Nachdem erkannt worden war, daß Krebszellen einen höheren Nucleinsäuregehalt und damit eine stärkere Absorption in einem bestimmten Wellenlängenbereich als normale Zellen aufweisen, wurden diese Erkenntnisse zur Krebsdiagnose herangezogen. Dies allerdings unter Verwendung normaler Mikrophotometer und unter Anwendung der Standardmethoden der photographischen Photometric An eine automatische Massenauswertung war dabei noch nicht zu denken. Ganz eindeutig tritt in der Arbeit (8) aber bereits die Ausmessung von Intensitätsprofilen hervor. Ein mechanischer Antrieb oder nichtmechanische Mittel zur flächenhaften Konturenabtastung, ein freier Signalausgang zur automatisierten Auswertung und Photovervielfacher sind dabei nicht erwähnt oder nahegelegt.

In (5) wurde von Mellors und Silver erstmals der Weg zu einer automatischen Auswertung mit Abtastung der flächenhaften Zellkonturen und Auswertung mit einer elektronischen Zählung angegeben. Eine vollautomatische Methode zur Massenauswertung von zytometrischen Proben war mit den dort beschriebenen Geräten und Verfahren jedoch noch nicht möglich.

Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist, davon ausgehend die Schaffung einer Vorrichtung zur maschinellen Krebsdiagnose durch Absorptionsmessungen im Ultravioletten, wobei mit dieser Vorrichtung erleichterte Massenauswertungen von Proben ermöglicht werden.

Zur Lösung dieser Aufgabe wird die in (5) beschriebene Vorrichtung erfindungsgemäß derart abgewandelt, daß entweder zwischen dem Ausgang des vorgesehenen Photovervielfachers und dem Eingang der verwendeten Schwellenwertschaltung ein elektrisches Filter angeordnet ist, welches die beim Abtasten von normalen Zellen entstehenden Signalkomponenten höherer Frequenz stärker dämpft als die beim Abtasten von Krebszellen entstehenden niederer frequenten Signalkomponenten der relativ flacher verlaufenden Abtastsignale, oder daß ein zweiter Photovervielfacher vorgesehen ist, daß das Selektionsmittel für die Strahlungswellenlänge so ausgebildet wird, daß die Abtastung mit zwei ausgewählten Strahlungswellenlängen möglich ist, daß die Ausgangsstrahlung des Selektionsmittels mit der gewählten ersten Wellenlänge auf den ersten Photovervielfacher und mit der gewählten zweiten Wellenlänge auf den zweiten Photovervielfacher gerichtet ist, daß mit dem Ausgang der beiden Photovervielfacher der Eingang je eines elektrischen Differenzierglieds verbunden ist, deren Ausgänge zu den beiden Eingängen eines DifFcrentialverstärkcrs führen, und daß der Ausgang dieses Differentialverstärkers mit dem Eingang der vorgesehenen Schwellenwertschaltung verbunden ist.

Vorteilhafte Ausgestaltungen dieser beiden Lösungen sind in den Unteransprüchen beschrieben.

Der technische Fortschritt der beschriebenen Lösungswege, mit denen zytomctrische Massenauswertungen von Präparaten möglich werden, ist darin begründet, daß bei einem vorgesehenen Photovcrvielfacher zwischen dessen Ausgang und dem Eingang der nachfolgenden Schwellenwertschaltung ein elektrisches Filter angeordnet ist, welches selbsttätig die logische Unterscheidung zwischen Signalkomponenten höherer Frequenz beim Abtasten von normalen, kleineren Zellen und Signalkomponenten niederer Frequenz beim Abtasten der in der Regel größeren Krebszellen ermöglicht. Beim zweiten Ausführungsbeispiel mit zwei Photovervielfachern ist ίο schließlich eine demgegenüber noch verfeinerte automatische Methode mit zwei elektrischen Differenziergliedern und einem gemeinsamen Differentialverstärker für deren beider Ausgangssignale verwirklicht.

Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in den Zeichnungen dargestellt und werden im folgenden näher beschrieben. In den Zeichnungen bedeutet

F i g. 1 ein Diagramm eines Ausführungsbeispiels einer erfindungsgemäßen Vorrichtung mit zwei Photovervielfachern,

Fig. 2 die Darstellung einer Teilvorrichtung eines Ausführungsbeispiels einer erfindungsgemäßen Vorrichtung mit nur einem Photovervielfacher,

Fig. 3 ein Diagramm zur Erläuterung idealisierter Signale, welche bei der Analyse normaler Zellen auftreten,

Fig. 4 ein Diagramm zur Erläuterung idealisierter Signale, weiche bei der Analyse von krebsbefallenen Zellen auftreten,

Fig. 5, oben: symbolische Darstellung der Abtastung einer gesunden Zelle,

Fig. 5, unten: ein typisches bei der Abtastung von normalen Zellen mit den in F i g. 1 und 2 dargestellten Vorrichtungen sich ergebendes Signal,

Fig. 6, oben: symbolische Darstellung der Abtastung einer kranken Zelle,

Fi g. 6, unten: ein typisches sich bei der Abtastung

von krebsbehafteten Zellen mit einer der in Fig. 1 und 2 dargestellten Vorrichtung einstellendes Signal.

Die Erfindung basiert auf zwei wesentlichen Unterschieden zwischen Krebs- und normalen Zellen.

Die Unterscheidung zwischen beiden Zellarten erfolgt durch Messungen des relativen Anteils der Nucleinsäuren (DNA und RNA), die. sich im Kern und im Plasma der Zelle befinden und durch Feststellung der Verteilung dieser Säuren über das Zellgebiet. Es handelt sich hierbei um Absorptionsmessungen für ultraviolettes Licht bestimmter Wellenlängen. Absorption ultravioletten Lichts durch Nucleinsäuren und Proteine und die Korrelation zwischen dem Anwachsen der Konzentration der Nucleinsäuren des Zellplasmas mit dem Anwachsen der Rate der Proteinsynthese ist beschrieben in (6).

Absorptionsmessungen im Ultravioletten und Vergleich der Ergebnisse für Krebs- und normale schuppige Zellen findet man in (8).

Die vorliegende Erfindung beruht auf der Ausnutzung von Entdeckungen, die in der zuletzt genannten Literatur behandelt werden und die im Zusammenhang stehen mit den folgenden Tatsachen:
1. Die Nucleinsäuren RNA und DNA absorbieren Lichtenergie im Ultravioletten mit einem Absorptionsmaximum bei etwa 2600 Ä.

2. Gewisse Proteine absorbieren im ultravioletten .. Bereich mit einem Absorptionsmaximum bei

" etwa 2800 Λ.

3. Der mittlere Anteil von DNA im Zellkern und das Volumen des Zellkerns sind in einer Krebszelle größer als in einer normalen Zelle.

7 8

4. Die vergrößerte Geschwindigkeit der Protein- wogegen der Bereich bei 5460 Ä (grün) zwar außer-

synthese in einer Krebszelle zieht eine im Ver- halb dieser Reichweite, jedoch innerhalb des Absorp-

gleich zur normalen Zelle größere Konzentra- tionsgebiets der Färbung liegt. Der Spektralbereich,

tion der RNA im Zellplasma nach sich. welcher nicht von Nucleinsäuren absorbiert wird, ist

Die vorliegende Erfindung basiert ferner auf der 5 nicht kritisch. Die Erfindung wurde ebenfalls erfolg-

Ausnutzung zweier zusätzlicher Tatsachen, welche reich angewandt mit Licht der Wellenlänge von

im Zusammenhang mit Abstrichen von gefärbten 2976 Ä. Dies liegt innerhalb des Absorptionsgebiets

oder ungefärbten Zellfiüssigkeiten, entsprechend der der Zellenproteine.

Papanicolaou-Technik, entdeckt wurden. Zunächst Das Licht der Quelle 7 wird von der Linse 9 kolliwurde festgestellt, daß die Absorptionsprofile über io miert und mittels eines Mikroskopobjektivs 11 auf einen Zellenquerschnitt für Licht zweier verschiede- die Probe gerichtet. Nach Durchstrahlung der Probe ner Wellenlängen wesentlich verschieden sind für wird das Licht durch ein anderes Mikroskopobjektiv Krebszellen und für normale Zellen (Fig. 4). Von 13 auf das Prisma 15 gerichtet. In diesem wird die den genannten Wellenlängen wird die eine von den Lichtenergie durch Dispersion in verschiedene WeI-Nucleinsäuren wesentlich absorbiert. Für die andere 15 lenlängen aufgespalten. Eine Linse 17 sammelt das trifft dies nicht zu, jedoch wird diese von den ande- Licht in der Ebene 19. Das Licht der kurzen Wellenren Zellkonstituenden bzw. von dem Farbstoff ab- längen bei 2652 Ä (im Absorptionsband der Nucleinsorbiert. Im besonderen weisen normale Zellen säure) geht durch eine erste Öffnung 21 in eine in Absorptionsprofile auf, die für beide Wellenlängen der Ebene 19 liegende Abdeckung und wird von ähnlich sind, wogegen krebsbefallene Zellen Absorp- 20 dem Spiegel 23 zu dem Photovervielfacher 25 getionsprofile besitzen, die einander weniger ähnlich lenkt. Das Licht bei 5460 Ä (außerhalb des Absorpsind (Fig. 3, Fig. 4). Zweitens hat sich gezeigt, daß tionsbandes der Nucleinsäure) durchläuft eine zweite das Absorptionsprofil bei einer Lichtwellenlänge, die Öffnung 27 in der Abdeckung und wird von einem von Nucleinsäuren wesentlich absorbiert wird, über Spiegel 29 auf den Photovervielfacher 31 gelenkt, dem Querschnitt einer Krebszelle einen relativ glat- 25 Das beschriebene optische System besteht aus beten und abgerundeten Verlauf aufweisen, wohingegen kannten Komponenten, die im Handel leicht zu erdas entsprechende Absorptionsprofil bei normalen halten sind. Das in F i g. 1 gezeigte optische System Zellen eine unregelmäßige Kurve mit wesentlich kann in vielerlei Arten abgeändert werden. Das höheren Frequenzkomponenten ergibt. Jede dieser Prisma kann beispielsweise ersetzt werden durch Unterscheidungsmöglichkeiten ist so ausgeprägt, daß 30 einen Dichroidspiegel oder eine Filteranordnung und relativ einfache und wenig kostspielige Apparaturen einer oder beide Spiegel 23 und 29 können entfernt zuverlässig einen gefärbten Abstrich auf die An- werden. Außerdem kann man, an Stelle die Probe Wesenheit von Krebszellen zu diagnostizieren ver- mit dem Antriebsmechanismus zu bewegen, diese mögen. Obwohl diese Unterschiede auch von sehr festhalten und von einem beweglichen Lichtstrahl gut qualifizierten Technikern mit nicht automati- 35 abtasten lassen. Dazu kann man eine Nipkowscheibe sierten Mitteln beobachtet werden können, so sind oder ein Kathodenstrahlabtastgerät benutzen. Es die genannten Unterschiede ganz besonders brauch- kann eine Lichtquelle mit einer anderen spektralen bar als Ausgangspunkt für die Erstellung einer auto- Verteilung verwendet werden, da die Abdeckung in matisierten Diagnostiziervorrichtung, weil die Unter- der Ebene 19 das unbenutzte Licht vor dem Erscheidungsmöglichkeiten auf Messungen beruhen, für 40 reichen des Photo vervielfachers blockiert. Weiterhin die eine maschinelle Funktion mit höherem Wir- kann das Licht an der Probe reflektiert werden, so kungsgrad arbeitet als menschliche Untersuchungen daß keine Durchstrahlung der Probe wie in dem in dies zu erreichen vermögen. F i g. 1 gezeigten System stattfindet.

Die vorliegende Erfindung wird speziell im Zu- Die Photovervielfacher 25, 31 erzeugen elektrische

sammenhang mit der Diagnose von Krebs des Ge- 45 Signale 51 und 5 2, deren Amplituden eine Funktion

bärmutterhalses erläutert, sie ist jedoch ebenfalls von der Lichtintensität sind, die nach der Durchstrahlung

Nutzen für die Diagnose vieler anderer Krebsarten. der Probe noch verfügbar ist. F i g. 3 zeigt die ideali-

Abstriche werden entsprechend der Papanicolaou- sierten Spannungskurven 51 und 52, welche man an

Technik gemacht, befestigt und gefärbt, man benutzt den Ausgängen der Photovervielfacher 25 und 31

jedoch an Stelle normaler Glasobjektträger solche 50 beim Abtasten einer normalen Zelle (F i g. 5, oben)

aus Quarz sowie Abdeckstreifen aus dem gleichen erhält. Die Signale 51 und S 2 besitzen im allgemei-

Material. Die Färbung hebt die Morphologie der nen eine ähnliche Form; sie zeigen an, daß die

Zelle hervor. Die Probe wird auf den Objektträger 1 Konzentration der Nucleinsäure (bezogen auf 51) in

der in F i g. 1 dargestellten Vorrichtung gebracht, einer normalen Zelle der Konzentration von Protein

welcher von einem Rahmen 3 gehalten wird. Dieser 55 und anderer Materie ähnlich ist (bezogen auf 5 2).

wird von einem Antriebsmechanismus 5 mechanisch Beim Abtasten einer Krebszelle erhaltene Signale

bewegt. Der Objektträger wird einer Reihe von ver- nach Fig. 6 sind in idealisierter Form in Fig. 4

hältnismäßig raschen vertikalen Bewegungen ausge- dargestellt. Hier besitzt das Signal 5 2, bezogen auf

setzt, in horizontaler Richtung erfolgt die Bewegung das außerhalb des Absorptionsbandes der Nuclein-

jedoch relativ langsam. Auf diese Weise tastet ein 60 säure durchgelassene Licht dieselbe Form wie das

feststehendes optisches System die Probe wirksam Signal, welches für eine normale Zelle erhalten wird

mit einem Raster benachbarter vertikaler Linien (Fig. 3). Das 51-Signal für eine Krebszelle (Fig. 4)

^ab· zeigt, daß Nucleinsäuren nicht nur im Kern konzen-

Eine Quecksilberdampflampe 7 liefert Lichtener- triert sind, sondern sich auch im Cytoplasma ausbrei-

gie verschiedener Wellenlängen, insbesondere jedoch 65 ten. Das in F i g. 1 gezeigte System unterscheidet

bei 2652 A und bei 5460 Ä. Der ultraviolette Bereich Krebszellen von gesunden Zellen durch die Analyse

bei 2652 A liegt innerhalb des Spektralbereichs, der der relativen Formen der Signale 51, 5 2, wobei eine

zum großen Teil von Nucleinsäure absorbiert wird, Krebszelle gegenüber einer gesunden Zelle einen

wesentlichen Unterschied der relativen Form der beiden Signale zeigt.

Dieser Formunterschied zwischen den Signalen 51 und 52 bei einer Krebszelle wird noch größer, wenn man die Ableitung des Signals zur Analyse heranzieht. Die ersten Ableitungen des Signals entstehen durch die Differenzierglieder 33, 35. Hier bedeuten ^₁ die erste zeitliche Ableitung d S l/dt von Sl, R 2 die erste zeitliche Ableitung d S If dt von S 2. Die Signale R₁ und R., werden durch einen Differentialverstärker 37 verglichen, welcher das Signal R₂-R₁ liefert. Dieses Signal wird mittels der Schwellenwertschaltung 39 mit einer Schwelle Θ verglichen. Übersteigt die Differenz R^-R₁ diese Schwelle, so wird ein Ausgangssignal ausgelöst, welches anzeigt, daß die abgetastete Zelle wahrscheinlich eine Krebszelle ist. Das Ausgangssignal kann einer Anzeigevorrichtung zugeführt werden, die dem Techniker die Lokalisierung der krebsverdächtigen Zelle ermöglicht.

Die Morphologie gesunder und Krebszellen wird ausführlicher erkennbar durch die typischen, nicht . idealisierten Signale, die in F i g. 5 und 6 dargestellt sind. Das Abtasten von normalen Zellen liefert die Signale 51 und S 2 vom in F i g. 5 gezeigten Typ. Es ist hervorzuheben, daß die Signale dieselbe allgemeine Form aufweisen. Eine abgetastete Krebszelle liefert die Signale 51 und S 2 vom in F i g. 6 gezeigten Typ. Hier ist zu beobachten, daß die Signale eine deutlich unterschiedliche Form zeigen. Das Vorhandensein einer wesentlich größeren Menge von Nucleinsäure in einer Krebszelle im Vergleich zu einer gesunden Zelle zeigt sich durch das regelmäßige, gleichförmige Signal S1 in F i g. 6.

In dem zweiten in F i g. 2 teilweise dargestellten Ausführungsbeispiel wird das Licht nur bei einer Wellenlänge analysiert. Zwischen dem Ausgang des Photovervielfachers 25 und dem Eingang der Schwellenwertschaltung 45 ist ein elektrisches Filter 43 angeordnet. Wie in F i g. 3, 4, 5 und 6 gezeigt, unterscheidet sich das Signal 51 im Falle einer Krebszelle wesentlich von dem einer normalen Zelle. Da im Cytoplasma einer Krebszelle Nucleinsäuren in großen Mengen auftreten, zeigen sich die 51-Signale in F i g. 4 und 6 als eine gleichförmige ziemlich glatte Kurve. In einer gesunden Zelle ist die Kernsäurenkonzentration vorwiegend im Kern lokalisiert und das entsprechende Signal 51 in F i g. 3 und 5 zeigt daher eine weniger glatte Form mit höheren Frequenzkomponenten. Die Unregelmäßigkeit 41 im 51-Signal für eine normale Zelle (F i g. 5) erscheint nahe der Kerngrenze. Das elektrische Filter 43 erzeugt ein Signal, das die Lichtintensität im 51-Signal anzeigt, welches innerhalb des Frequenzbereichs liegt, der dem Unregelmäßigkeitsbereich 41 in F i g. 5 entspricht. Der Frequenzbereich ist eine Funktion der Abtastgeschwindigkeit, und er ist nicht kritisch, da die 51-Signale, die von einer Krebszelle hervorgebracht werden, sich in ihrer Form wesentlich von denen einer normalen Zelle unterscheiden. Der Ausgang des Filters 43 wird verglichen mit einer Schwelle Θ in der Schaltung 45, und ein Ausgangssignal wird ausgelöst, wenn die abgetastete Zelle eine gesunde Zelle ist.

Da im zweiten Ausführungsbeispiel nur eine einzige Lichtwellenlänge in der von dem Nucleinsäure absorbierten Bereich, z. B. 2652 Ä, erforderlich ist, kann das in Fig. 1 gezeigte optische System entweder direkt verwendet oder vereinfacht werden. Das von der Probe durchgelassene Licht kann durch ein Filter auf einen einzigen Photovervielfacher gerichtet und somit auf die Verwendung von Prisma, Linse, Abdeckung und Spiegel verzichtet werden.

Literatur

(1) Diagnosis of Uterine Cancer by the Vaginal Smear by G. N. Papanicolaou and H. F. Trout, Commonwealth Fund, New York, 1943.

(2) Atlas of »In Situ« Cytology by S. Charles Kasdon and Sophia B. Bamford, Little, Brown and Co., Boston, 1962.

(3) A Manual of Cytotechnology, National Commitee for Careers in Medical Technology, 1962.

(4) Exfoliated Cell Studies and the Cytoanalyzer by E. G. Diacumakos, Emerson Day and M. J. Kopac, Annals of the New York Academy of Sciences, colume 97, article 2, June 5, 1962, pages 498—513.

(5) A Microfluorometric Scanner for the Differential Detection of Cells, Robert C. Mellors and Reuben Silver, Science, volume 114, October 5, 1951, pages 356—360.

(6) Microspectrometry of Living and Fixed Cells, H. G. Davies and P. M. B. Walker, in Progress in Biophysics and Biophysical Chemistry, J. A. V. Butler and J. T. Randall, Vol. 3, 1953, Academic Press, New York, Chapter 7, pages 195—236.

(7) The Ultraviolet Spectrum of Deoxyribonucleic Acids and Their Constituents, E. Fredericq, A. Oth and F. Fontaine, Journal of Molecular Biology, volume 3, 1961, pages 11—17.

(8) Nucleic Acid Content of the Squamous Cancer Cell, Robert C. Mellors, John F. Keane, Jr., and G. N. Papanicolaou in Science, volume 116, September 12, 1952, pages 265—269.

(9) The Reflecting Microscope, Robert C. Mellors in Science, volume 112, October 6, 1950, pages 381—388.

(10) The Use of Television and Scanning Techniques for Ultraviolet Irradiation Studies of Living Cells, O'B. Montgomery and L. L. Hundley, in the Institute of Radio Engineers (now Institute of Electrical and Electronics Engineers) Transactions on Medical Electronics, July I960, pages 135—138.

(11) Ultraviolet Televison Color — Translating Microscope, V. K. Zworykin and Fred L. Hatke, in Science, volume 126, October 25, 1957, pages 805—810.

(12) A Projection Microphotometer for Quantitavive Microscopy, R. C. Bostrom, in IRE Transactions on Medical-Electronics, 7. December 1956, pages 20—28.

(13) US-PS 2 358 992, Oxygen Meter, G. A. MiI-likan, 1941.

(14) US-PS 2 648 249, Frequency Modulated Photometer, A. H. Canada, 1948.

(15) Bestimmung kleiner Wassermengen in Folien und organischen Flüssigkeiten, Hoffmann und Fischer, Chemie-Ing.-Techn., 1955, Heft 10, Seiten 604—607.

(16) Kolorimetrie, Photometric und Spektrometrie, G. Kortüm, 4. Auflage, 1962, Seiten 320 bis 324.

Hierzu 3 Blatt Zeichnungen

Claims

Patentansprüche:

1. Vorrichtung zur maschinellen Krebsdiagnose eines auf einem Objektträger angeordneten Ab-Strichs mit gesunden und/oder kranken Zellen mit Hilfe der auf den Abstrich punktförmig fokussierten Strahlung einer UV enthaltenden Quelle und eines die vom jeweils abgetasteten Punkt des Abstrichs weitergegebene Strahlung in elektrische Signale umsetzenden Photovervielfachers mit einem Selektionsmittel für die zur Abtastung gewählte Strahlungswellenlänge, mit entweder einer automatisch-mechanischen Rasterabtasteinrichtung für den Objektträger in der fokussierten Strahlung oder einer einen Flying-Spot-Generator enthaltenden elektronisch-automatischen Rasterabtasteinrichtung für den Objektträger, und mit einer Schwellenwertschaltung, deren Eingang die Ausgangssignale des Photovervielfachers zügeführt werden und an deren Ausgang eine Folge von den vorgegebenen Schwellenwert überschreitenden Signalen zur Auswertung abnehmbar ist, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen dem Ausgang des Photovervielfachers (25) und dem Eingang der Schwellenwertschaltung (45) ein elektrisches Filter (43) angeordnet ist, welches die beim Abtasten von normalen Zellen entstehenden Signalkomponenten höherer Frequenz stärker dämpft als die beim Abtasten von Krebszellen entstehenden niederer frequentcn Signalkomponcnten der relativ flacher verlaufenden Abtastsignale (S 1 in Fig. 4 gegenüber Fig. 3).

2. Vorrichtung zur maschinellen Krebsdiagnose eines auf einem Objektträger angeordneten Ab-Strichs mit gesunden und/oder kranken Zellen mit Hilfe der auf den Abstrich punktförmig fokussierten Strahlung einer UV enthaltenden Quelle und eines die vom jeweils abgetasteten Punkt des Abstrichs weitergegebene Strahlung in elektrische Signale umsetzenden Photovervielfachers, mit einem Selektionsmittel für die zur Abtastung gewählte Strahlungswellenlänge, mit entweder einer automatisch-mechanischen Rasterabtasteinrichtung für den Objektträger in der fokussierten Strahlung oder einer einen Flying-Spot-Generator enthaltenden elektronisch-automatischen Rasterabtasteinrichtung für den Objektträger und mit einer Schwellenwertschaltung, an deren Ausgang eine Folge von den vorgegebenen Schwellenwert überschreitenden Signalen zur Auswertung abnehmbar ist, dadurch gekennzeichnet, daß außer dem genannten ersten Photovervielfacher (25) ein zweiter Photovervielfacher (31) vorgesehen ist, daß das Selektionsmittel (15) für die Strahlungswellenlänge so ausgebildet ist, daß die Abtastung mit zwei ausgewählten Strahlungswellenlängen möglich ist, daß die Ausgangsstrahlung des Selektionsmittels (15) mit der gewählten ersten Wellenlänge auf den ersten Photovervielfacher (25) und mit der gewählten zweiten Wellenlänge auf den zweiten Photovervielfacher (31) gerichtet ist, daß mit dem Ausgang der beiden Photovervielfacher (25, 31) der Eingang je eines elektrischen Differenzierglieds (33, 35) verbunden ist, deren Ausgänge zu den beiden Eingängen eines Differentialverstärkers (37) führen, und daß der Ausgang dieses Differential Verstärkers Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur maschinellen Krebsdiagnose eines auf einem Objektträger angeordneten Abstrichs mit gesunden und/ oder kranken Zellen mit Hilfe der auf den Abstrich punktförmig fokussierten Strahlung einer UV enthaltenden Quelle und eines die vom jeweils abgetasteten Punkt des Abstrichs weitergegebene Strahlung in elektrische Signale umsetzenden Photovervielfachers, mit einem Selektionsmittel für die zur Abtastung gewählte Strahlungswellenlänge, mit entweder einer automatisch-mechanischen Rasterabtasteinrichtung für den Objektträger in der fokussierten Strahlung oder einer einen Flying-Spot-Generator enthaltenden elektronisch-automatischen Rasterabtasteinrichtung für den Objektträger, und mit einer Schwellenwertschaltung, deren Eingang die Ausgangssignale des Photovervielfachers zugeführt werden und an deren Ausgang eine Folge von den vorgegebenen Schwellenwert überschreitenden Signalen zur Auswertung abnehmbar ist.

Eine vielbenützte Technik zur Analyse von Abstrichen von Körperflüssigkeiten ist in der medizinischen Literatur entsprechend (1) des am Ende die-

(37) mit dem Eingang der vorgesehenen Schwellenwertschaltung (39) verbunden ist.

3. Vorrichtung nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß das Selektionsmittel (15) eine UV-Wellenlänge von 2652 Ä oder von 2976 Ä auswählt.

4. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß das Selektionsmittel (15) eine | zweite Wellenlänge von 5460 Ä auswählt. j

5. Vorrichtung nach einem der vorgenannten Ansprüche, gekennzeichnet durch eine Blende (19) im Strahlengang zwischen dem Selektionsmittel (15) und dem bzw. den Photovcrvielfacher(n) (25 bzw. 25 und 31) mit einer bzw. zwei Öffnungen (21 bzw. 21 und 27) zum Schutz der Photovervielfacheranordnung gegen Streustrahlung und/oder Strahlung unerwünschter Wellenlänge(n).

6. Vorrichtung nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß im Strahlengang zwischen dem Selektionsmittel (15) und der Photovervielfacheranordnung bei der Anordnung mit nur einem Photovervielfachcr (25) ein die UV-Strahlung reflektierender Spiegel (23) angeordnet ist und bei der Anordnung mit zwei Photovcrvielfachcrn (25, 31) zwei Spiegel (23. 29) angeordnet sind, die nicht in einer gleichen Ebene liegen und die Strahlung der beiden verwendeten Wellenlängen, denen sie zugeordnet sind, in verschiedenen Richtungen reflektieren.

7. Vorrichtung nach einem der vorgenannten Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die den Zellabstrich durchdringende Strahlung (diaskopisch) der Photovervielfacheranordnung zugeführt wird.

8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß die vom Zellabstrich zurückgeworfene Strahlung (episkopisch) der Photovervielfacheranordnung zugeführt wird.