DE19548913A1

DE19548913A1 - Vorrichtung zur photodynamischen Diagnose

Info

Publication number: DE19548913A1
Application number: DE1995148913
Authority: DE
Inventors: Klaus Dr Irion; Reinhold Dr Baumgartner; Herbert Dr Stepp; Andre Ehrhardt; Karlheinz Dr Strobl
Original assignee: Karl Storz SE and Co KG
Current assignee: Karl Storz SE and Co KG
Priority date: 1995-12-31
Filing date: 1995-12-31
Publication date: 1997-07-03

Description

Technisches Gebiet

Die Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zur in vivo-Diagnose mittels einer durch einen Photosensibili sator lichtinduzierten Reaktion in biologischem Gewebe.

Stand der Technik

Das mit einer derartigen Vorrichtung ausgeführte Diag nose-Verfahren wird in der medizinischen Fachsprache auch als photodynamische Diagnose (PDD) bezeichnet. Ferner ist auch bekannt, Photosensibilisatoren zur photodynamischen Therapie (PDT) einzusetzen. Hierzu wird auf die WO 93/20810 verwiesen, auf die im übrigen hinsichtlich der Erläuterung aller hier nicht näher beschriebenen Begriffe und Verfahrensschritte aus drücklich Bezug genommen wird.

Es ist vorgeschlagen worden, ob es möglich ist, eine endoskopische photodynamische Diagnose und Therapie mit einer Vorrichtung aus zuführen, bei der als Lichtquelle ein Kryptonlaser mit einer Wellenlänge von ca. 410 nm und einer Leistung von mehr als 200 mWatt verwendet wird. Das Licht dieses Lasers wird über einen Quarz lichtleiter mit geringer numerischer Apertur durch ein Endoskop an die zu bestrahlenden Stellen des mensch lichen Körpers geleitet.

Um eine lichtinduzierte Reaktion in biologischen Syste men auszulösen, wird dem Patienten ein Photosensibili sator, der entweder ein Hämatoporphyrin-Grundgerüst wie die Substanzen Photofrin und Photosan-3 aufweist, oder Delta-Aminolävulinsäure (ALA), die seit kurzem in der Urologie und Dermatologie Verwendung findet, in einer Konzentration von wenigen mg/kg Körpergewicht verabre icht. Die Hämatoporphyrin-Derivate werden intravenös verabreicht, Delta-Aminolävulinsäure kann hingegen lokal appliziert werden, d. h. sie wird als Lösung bei spielsweise in die Blase instilliert. Diese Substanzen reichern sich nun in Tumorgeweben in über 10-fach er höhter Konzentration an. Diese bevorzugte Anreicherung im Tumorgewebe stellt die entscheidende Grundlage für die photodynamische Diagnose und die photodynamische Therapie dar.

Zur Diagnose wird das zu untersuchende Gewebe ca. 2-12 Stunden nach Verabreichung des Photosensibilisators (ALA) endoskopisch mit violettem Laserlicht bestrahlt. Die Porphyrinderivate, die im Tumorgewebe in einer erhöhten Konzentration vorliegen, werden durch dieses Licht angeregt und weisen anschließend eine typische Rotfluoreszenz auf, durch die der Tumor lokalisiert werden kann.

Bei der photodynamischen Therapie wird eine Bestrahlung mit rotem Laserlicht durchgeführt, da dieses Licht mit einer Wellenlänge von mehr als 630 nm eine Eindring tiefe in das Gewebe von ca. 5 mm erreicht, im Gegensatz zu Licht kürzerer Wellenlängen, das eine eklatant nied rigere Eindringtiefe besitzt. Trotz Verwendung dieser optimalen Wellenlänge ist die Indikation für die photo dynamische Therapie derzeit auf flache oberflächlich gelegene Karzinome beschränkt. Der biophysikalische Ablauf der lichtinduzierten Reaktion kann wie folgt angenommen werden:
Der im Gewebe eingelagerte Photosensibilisator wird durch die Absorption eines Lichtquants mit definiertem Energiegehalt, das von der jeweiligen Lichtquelle aus gesandt wird, in einen angeregten Zustand überführt. Bei der Bestrahlung mit violettem Laserlicht im Rahmen der photodynamischen Diagnose wird nun beim Zurück fallen in den Grundzustand Fluoreszenzstrahlung emit tiert.

Im Falle der photodynamischen Therapie in Verbindung mit der Bestrahlung mit rotem Laserlicht hoher Lei stungsdichte findet der Übergang von der angeregten Form in einen metastabilen Zwischenzustand statt, von dem aus die Energie, die durch Rückgang in den Grund zustand frei wird, auf molekularen Sauerstoff über tragen wird, der diese Energie unter Bildung von ange regtem Singulett-Sauerstoff aufnimmt. Dieser aggressive Singulett-Sauerstoff zerstört im betreffenden Gewebe durch Photooxidation lebenswichtige Zellstrukturen. Diese zellulären Schäden führen zusammen mit einem gleichzeitig eintretenden Zusammenbruch des tumoralen Gefäßsystems zu einer kompletten Tumorzerstörung (pho totoxischer Effekt).

Dieses Verfahren ist jedoch in Abhängigkeit von den verwendeten Photosensibilisatoren mit gewissen Pro blemen behaftet. Bei dem Einsatz von Photofrin und Photosan-3 als Photosensibilisatoren bei der photodyna mischen Diagnose müssen für den Fluoreszenznachweis sehr aufwendige technische Vorrichtungen verwendet werden, da durch störende Eigenfluoreszenzanteile nur mit Hilfe sehr aufwendiger computergestützter Bildver arbeitungstechniken und hochempfindlichen Kameras mit Restlichtverstärker die Fluoreszenz des Tumorgewebes entsprechend nachgewiesen werden kann. Bei der Ver wendung von Delta-Aminolävulinsäure ist die induzierte Fluoreszenz stark genug, daß sie rein visuell erkannt werden kann.

Aber auch die durch Delta-Aminolävulinsäure erreichte Fluoreszenz führt nicht zu einer optimalen Qualität des endoskopischen Bildes, das im Rahmen der Diagnose auf gezeichnet werden soll. Der Einsatz eines Quarzlicht leiters mit geringer numerischer Apertur für die Licht übertragung des Laserstrahls hat eine sehr schlechte Ausleuchtung des produzierten Bildes zur Folge.

Durch die Verwendung eines zusätzlichen Lichtleiters, der die Ausleuchtung verbessern könnte, wird das für weitere Kanäle im Endoskop zur Verfügung stehende Lumen derart reduziert, daß die Verwendung anderer endoskopi scher Instrumente stark eingeschränkt wird.

Darüberhinaus sind bei oben beschriebenen Verfahren für Diagnose und Therapie unterschiedliche Laser bzw. La serquellen notwendig, was einerseits die Kosten anstei gen läßt, und andererseits die Handhabung des endosko pischen Systems erschwert.

Ähnliche Probleme treten auch bei der Durchführung der photodynamischen Diagnose mittels eines Mikroskops und insbesondere eines Operationsmikroskops auf.

Darstellung der Erfindung

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Vor richtung zur Diagnose mittels einer durch einen Photo sensibilisator lichtinduzierten Reaktion in biologi schem Gewebe derart weiterzubilden, daß die induzierte Fluoreszenz bei gleichzeitiger für eine Beobachtung des Gewebebereichs ausreichender Ausleuchtung - ohne den Einsatz von Lasern - kontraststark erkannt werden kann.

Eine erfindungsgemäße Lösung dieser Aufgabe ist im Patentanspruch 1 angegeben. Weiterbildungen der Er findung sind Gegenstand der Ansprüche 2 folgende.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung zur Diagnose mittels einer durch einen Photosensibilisator lichtinduzierten Reaktion in biologischem Gewebe weist ein Beleuchtungs system mit mindestens einer Lichtquelle, eine lichtzu führende Einheit, die das Licht des Beleuchtungssystems auf den zu diagnostizierenden Gewebebereich richtet, und eine bildgebende Einheit auf, die das von dem Ge webebereich kommende Licht in eine proximale Bildebene abbildet. Vorrichtungen zur Diagnose mit den vorge nannten Merkmalen sind allgemein bekannt und werden beispielsweise in der Endoskopie oder Mikroskopie ein gesetzt.

Erfindungsgemäß wird nun - in an sich bekannter Weise - eine breitbandige Lichtquelle verwendet, die inkohären tes Licht im Wellenlängenbereich von wenigstens 380 bis 660 nm erzeugt. Diese breitbandige Lichtquelle kann eine andere Spektralverteilung wie herkömmliche, in der Endoskopie verwendete Lichtquellen haben. Wenn die Lichtquelle aber auch zu einer herkömmlichen Unter suchung des - auch - mit photodynamischer Diagnose untersuchten Bereichs verwendet werden soll, ist es bevorzugt, wenn die Lichtquelle eine herkömmliche Hochleistungslichtquelle ist, wie sie in der medizini schen Endoskopie verwendet wird. Die Leistungsaufnahme der Lichtquelle beträgt bevorzugt wenigstens 300 Watt.

Bei der Verwendung von "breitbandigen" Lichtquellen ist in der Vergangenheit das Problem aufgetreten, daß das an dem zu untersuchenden Gewebebereich reflektierte Licht der Lichtquelle das Fluoreszenzlicht überstrahlt.

Deshalb ist erfindungsgemäß nicht nur der Reintrans missionsgrad Ti₁(λ) der lichtzuführenden Einheit dem Fluoreszenzanregungsspektrum des Photosensibilisators und der Reintransmissionsgrad Ti_b(λ) der bildgebenden Einheit dem Fluoreszenzspektrum des Photosensibilisa tors angepaßt. Vor allem aber weist der Reintrans missionsgrad des aus lichtzuführender Einheit und aus bildgebender Einheit bestehenden Gesamtsystems, der sich durch die Mulitiplikation der Reintransmissions grade Ti₁(λ) und Ti_b(λ) ergibt, nur in einem Bereich von maximal 50 nm einen spektralen Transmissionsgrad von mehr als 5% auf und ist ansonsten kleiner als 5%.

Durch diese Ausbildung der spektralen Durchlässigkeiten der lichtzuführenden Einheit und der bildgebenden Ein heit wird erreicht, daß das Fluoreszenzlicht auf dem durch das Beleuchtungslicht erzeugten Bild beispiels weise der Umgebung eines Tumors klar und kontrastreich wahrgenommen werden kann.

Zur Anpassung an die verschiedenen Photosensibilatoren und/oder unterschiedliche diagnostische Bedingungen oder zur Umstellung der erfindungsgemäßen Vorrichtung auf ein therapeutisches Verfahren ist es weiterhin bevorzugt, wenn die Transmissionseigenschaften der lichtübertragenden und der bildgebenden Einheit mittels eines oder mehrerer optischer Elemente einstellbar sind.

Dabei ist es bevorzugt, wenn die Einstellung derart erfolgt, daß die Intensität des induzierten Fluores zenzlichtes in der gleichen Größenordnung wie die Ge samtintensität des reflektierenden Anteils des Lichtes des Beleuchtungssystems liegt. Besonders vorteilhafter Weise erfolgt die Einstellung derart, daß die beiden Intensitäten in etwa gleich sind.

In jedem Falle hat die erfindungsgemäße Vorrichtung den Vorteil, daß es zur Durchführung der photodynamischen Diagnose bei gleichzeitiger Beleuchtung des beobachte ten Feldes sowie zur vorgehenden und/oder anschließen den visuellen Beobachtung des untersuchten Bereichs ausreicht, eine einzige Lichtquelle zu verwenden. Dar überhinaus kann mit der erfindungsgemäßen Vorrichtung auch die photodynamische Therapie ohne Änderung der Lichtquelle ausgeführt werden, wobei in diesem Falle - wie bereits erwähnt - die Transmissionseigenschaften der lichtübertragenden Einheit dem Fluoreszenzspektrum des Photosensibilisators angepaßt sind.

Die optischen Elemente, die zur Einstellung der Trans missionseigenschaften der lichtübertragenden und der bildgebenden Einheit verwendet werden, sind bevorzugt Filtersysteme, die in den Beleuchtungs- und den Beo bachtungs-Strahlengang einbringbar sind. Dabei wird unter Beleuchtungsstrahlengang der Strahlengang von der Lampe der Lichtquelle zur lichtzuführenden Einheit, durch diese Einheit, und von dieser Einheit zum diagno stizierenden Gewebebereich verstanden. Die optischen Elemente und insbesondere die Filtersysteme könne prin zipiell an jeder Stelle dieses Strahlengangs angeordnet sein. Besonders bevorzugt ist jedoch die Anordnung zwischen Beleuchtungssystem und lichtzuführender Ein heit, also beispielsweise einem Lichtleiter-Faserbün del. (Ohne Filtersystem wird der Reintransmissionsgrad als 100% angenommen.)

Entsprechend wird unter Beobachtungs-Strahlengang der Strahlengang von dem beleuchteten Gewebebereich zur bildgebenden Einheit und von dieser zur proximalen Bildebene verstanden. (Ohne Filtersystem wird auch hier der Reintransmissionsgrad als 100% angenommen.)

Wenn die erfindungsgemäße Vorrichtung in ein Endoskop integriert ist, kann sich die proximale Bildebene so wohl in dem Endoskop - beispielsweise bei Verwendung eines distal angeordneten Videochips - als auch außer halb des menschlichen Körpers befinden. Im letzteren Falle weist die bildgebende Einheit neben einem Objek tiv beispielsweise ein Relaislinsensystem oder ein Faserbündel auf. Bei Verwendung eines Relaislinsen- Systems oder eines Faserbündels als bildgebende Einheit werden die in dem Beobachtungsstrahlengang eingebrach ten Filtersysteme bevorzugt zwischen der "letzten Flä che" des Relais-linsensystems bzw. der Austrittsfläche des Faserbündels und der proximalen Bildebene ange ordnet. Bei Integration der erfindungsgemäßen Vor richtung in ein Operationsmikroskop ist Bestandteil der bildgebenden Einheit das Mikroskop-Linsensystem, dem beispielsweise ein Videoaufnehmer nachgeordnet sein kann.

Wie bereits ausgeführt, wird erfindungsgemäß erreicht, daß das an dem zu diagnostizierenden Gewebebereich und des sen Umgebungsbereich zurückreflektierte Beleuch tungslicht das Fluoreszenzlicht nicht überstrahlt. Zur Realisierung dieses erfindungsgemäßen Grundgedankens ist es bevorzugt, wenn das in den Beleuchtungs-Strah lengang und das in den Beobachtungs-Strahlengang je weils einbringbare Filtersystem nahezu komplementäre Filtercharakteristiken haben. Die Kurven, die die Transmission der beiden komplementären Filter in Ab hängigkeit von der Wellenlänge angeben, schneiden sich dabei bevorzugt bei einer Transmission der Einzel systeme, die kleiner als 50% ist.

Bei einer weiteren Ausgestaltung der Erfindung weist das in den Beleuchtungs-Strahlengang einbringbare Fil ter mindestens zwei getrennte Filter auf, von denen ein Filter ein thermostabiles Interferenzfilter und das andere Filter ein thermostabiles Wärmeschutzfilter ist. Im folgenden sollen die Eigenschaften dieser beiden Filter unter der Voraussetzung erläutert werden, daß als Photosensibilisator Delta-Aminolävulinsäure ver wendet wird. Bei Verwendung eines anderen Photosensibi lisators sind die Filtereigenschaften entsprechend anzupassen:

Bei Verwendung von Delta-Aminolävulinsäure (ALA) ist es bevorzugt, wenn die Transmission des Beleuchtungs- Strahlengangs durch ein Kurzpaß-Filter im Bereich zwi schen 380 und 430 nm wenigstens 50% beträgt. Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsform beträgt die Transmission zwischen 370 und 440 nm wenigstens 95%.

Bei einer Wellenlänge von 447 ± 2 nm erreicht die Transmission 50%. Bei größeren Wellenlängen ist die Transmission sehr viel kleiner und liegt typischerweise unter 1%.

Bei einer bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung liegt die Transmission sowohl im Wellenlängenbereich zwischen 460 und 600 nm als auch zwischen 660 und 780 nm unter 1 %. In dem Wellenlängenbereich, in dem hauptsächlich Fluoreszenzlicht angeregt wird, also bei Delta-Aminolä vulinsäure in dem Wellenlängenbereich zwischen 600 und 660 nm, beträgt die Transmission weniger als 0,1%.

Durch diese Charakteristik des Filtersystems ergibt sich eine Lichtverteilung des Beleuchtungslichtes, die gewährleistet, daß von dem zu untersuchenden Gewebebe reich in dem Wellenlängenbereich, in dem hauptsächlich Fluoreszenzlicht auftritt, praktisch kein "Nicht-Fluo reszenzlicht" zurückgestrahlt wird.

Entsprechend hat das Filter im Beobachtungs-Strahlen gang (Langpaßfilter) folgende Charakteristik:
T₁ (λ = 370-430 nm) < 0,1%
T₁ (λ = 453 ± 2 nm) = 50%
T₁ (λ = 500-1100 nm) 95, bevorzugt 98%

Die Toleranz für die Wellenlängen beider Filter, bei der die jeweilige Transmission 50% beträgt, ist bevor zugt ± 2 nm. Durch diese Ausbildung der Filter ist ge währleistet, daß die Reintransmission des Gesamtsystems lediglich im Bereich zwischen 430 und 460 nm größer als 5% ist. Der in diesem Bereich erreichte Maximalwert sollte nicht mehr als 15% betragen.

Die Verwendung von optischen Elementen und insbesondere Filtern zur Beeinflussung der Strahlengang-Transmis sionscharakteristik hat den Vorteil, daß beispielsweise durch Ausschwenken der Filter eine normale Weißlicht- Beleuchtung und -Beobachtung erfolgen kann, so daß die Untersuchungsperson, also beispielsweise ein Arzt den auch mit Fluoreszenzdiagnose untersuchten Gewebebereich u. a. nach der Farbe beurteilen kann.

Der bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung weiterhin verwendete thermostabile Wärmeschutzfilter kann folgende Charakteristik aufweisen:
T₁ (λ = 370-440 nm) < 95%
T₁ (λ = 440-700 nm) ≈ 90%
T₁ (λ = 700 nm) = 50%
T₁ (λ = 720-1100 nm) < 1%

Die Verwendung eines thermostabilen Wärmeschutzfilters hat den Vorteil, daß der Interferenzfilter während der Diagnose nicht durch Infrarotlicht aufgeheizt wird. Diese Aufheizung könnte gegebenenfalls die Filtercha rakteristik verändern, die Empfindlichkeit eines Kameraaufnahmeelements reduzieren und die lichtüber tragende Einheit aufgrund der hohen Intensität zer stören.

In jedem Falle ist es bevorzugt, wenn die einzelnen Filter nur bei Bedarf in die jeweiligen Strahlengänge eingebracht werden, wobei ihr Entfernen aus dem Strah lengang gegebenenfalls durch ein Überwachungssignal ermöglicht bzw. verhindert wird.

Als Filter können handelsübliche Filter mit der er findungsgemäß vorgesehenen "nahezu stufenförmigen" Charakteristik verwendet werden, also beispielsweise Interferenzfilter, deren Trägermaterial Quarz ist.

Als Lichtquellen können ebenfalls bekannte Lichtquellen und insbesondere aus der Endoskopie bekannte Lichtquel len verwendet werden, die breitbandig in dem genannten Wellenlängenbereichlicht emittieren. Eine derartige Lichtquelle, die Licht in ausreichender Intensität emittiert, ist beispielsweise eine Gasentladungslampe und insbesondere eine Xenon-Gasentladungs-Hochdruck lampe. Sollte im Einzelfall die Lichtleistung der Lichtquelle nicht ausreichend sein, kann zusätzlich zu einer "kontinuierlich arbeitenden" Lichtquelle eine "gepulste" Lichtquelle, wie ein Blitzgerät eingesetzt werden.

Als lichtzuführende Einheiten können - insbesondere bei endoskopischen Anwendungen - handelsübliche Lichtleiter mit wenigstens einer Faser eingesetzt, die vorteilhaf ter Weise eine numerische Apertur von mehr als 0,45 besitzen, da dann ein effizienter Lichttransport zu dem zu diagnostizierenden Bereich möglich wird.

Derartige Fasern weisen beispielsweise einen Kern aus Quarz und einen Mantel aus einem thermostabilen Mate rial auf.

Im Falle der Verwendung einer Lichtleitfaser ist es bevorzugt, wenn die Lichtquelle, d. h. also beispiels weise die Gasentladungslampe, einen Brennfleck mit einem Durchmesser von weniger als 2 mm hat, der durch einen elliptischen Reflektor erzeugt wird, der eine numerische Apertur für den Lichtaustritt von mehr als 0,45 aufweist. In diesem Falle erhält man eine hoch effiziente Ankopplung zwischen Beleuchtungssystem und lichtzuführender Einheit, also dem Faser-Lichtleiter.

Ferner kann auch eine Gasentladungslampe verwendet werden, deren Brennfleck auf einen Durchmesser von weniger als 2 mm mittels eines parabolischen Reflektors und einer Fokussiereinheit fokussiert wird. Die Fokus siereinheit ist in diesem Falle bevorzugt ein Linsen system, das wenigstens ein Element mit einer asphäri schen Fläche aufweist.

Bei einer weiteren bevorzugten Ausgestaltung der Er findung ist das Beleuchtungssystem, also die Licht quelle und die der Lichtquelle vorgeschalteten opti schen Elemente, wie Filter etc., so ausgebildet, daß die Anregungswellenlängen entsprechend dem jeweils eingesetzten Photosensibilisator und dem jeweils zu diagnostizierenden Gewebe durchstimmbar sind. Diese Durchstimmung kann entweder durch eine entsprechende Beeinflussung der Lichtquelle oder mittels vorgeschal teter Filter, wie z. B. Verlaufsfilter oder Prismen erfolgen.

Damit ist es möglich, gezielt unterschiedliche Gewebe bereiche zur Fluoreszenz anzuregen.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung ermöglicht sowohl eine visuelle Beobachtung der Fluoreszenz als auch die Auf nahme des Fluoreszenzbildes mit einer Videokamera oder dgl.

Diese Videokamera bzw. -einheit wird in der Bildebene der bildgebenden Einheit angeordnet. Im Falle einer distalen Anordnung der Videoeinheit wird diese in der Bildebene des Objektivs des Endoskops angeordnet. Im Falle einer proximalen Anordnung der Videoeinheit wird diese in der Bildebene der Bildweiterleitereinheit, also des Relaislinsen-systems oder des Faserbündels angeordnet. Alternativ kann die Videoeinheit so ausge bildet sein, daß sie das Okularbild aufnimmt. Bei Ver wendung eines Mikroskops als bildgebende Einheit wird die Videoeinheit so angeordnet, daß sie das Okularbild aufnimmt.

Die Videoeinheit kann insbesondere (wenigstens) einen CCD-Aufnehmer aufweisen. In diesem Falle ist es bevor zugt, wenn die Gasentladungslampe eine periodisch ar beitende Blitzentladungslampe ist, die von einer Steu er- und Auswerteeinheit so angesteuert wird, daß die Blitzbelichtung ausschließlich in die Lichtintegra tionsphase des oder der CCD-Aufnehmer fällt. Damit wird eine hocheffektive Beleuchtung des zu untersuchenden Bereichs erreicht, ohne daß das Beleuchtungssystem und die Umgebung mit einer zu hohen Lichtenergie beauf schlagt würden.

Soll gleichzeitig eine visuelle Beobachtung des zu untersuchenden Bereichs erfolgen oder die Lichtleistung gesteigert werden, ist es von Vorteil, wenn zusätzlich eine kontinuierlich arbeitende Lichtquelle vorgesehen ist.

Zur Steuerung des Videosignals ist es weiterhin bevor zugt, wenn die Videoeinheit eine variable Belichtungs einstellung aufweist; damit können Überstrahlungen im Videobild verhindert werden und man erhält immer ein kontrastreiches Bild, das die Fluoreszenzstrahlungsgut erkennen läßt. Darüberhinaus ist es bevorzugt, wenn die Videoeinheit einen Integrationsmodus enthält, mit dem mehrere Videobilder integriert werden können.

Eine erfindungsgemäße Vorrichtung, die die vorstehend beschriebenen Merkmale aufweist, ermöglicht die visuel le Beobachtung des Fluoreszenzbildes mittels des bloßen Auges oder einer Videoeinheit. Ein besonderer Vorteil der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist jedoch, daß das von ihr erzeugte Bild eine weitgehend automatisierte Auswertung erlaubt:
Hierzu ist das Ausgangssignal der Videoeinheit an ein Bildverarbeitungssystem angelegt. Dieses Bildverarbei tungssystem kann eine Reihe von Manipulationen in dem von der Videoeinheit gelieferten Bild ausführen:
Die Farbbilder werden über die RGB-Eingangskanäle erfaßt und in den HSI-Farbraum transformiert
(H = Hue (Farbton)
(S = Saturation)
(I = Intensität).

So ist es möglich, daß das Bildverarbeitungssystem elektronisch einen Farbtonbereich im dargestellten Farbbild ausblendet, um den Kontrast zwischen unter schiedlichen Bereichen anzuheben. Wenn das Bildverar beitungssystem eine RGB-Erfassung ausführt, so kann beispielsweise zudem der Blau- und/oder Grünkanal an- und abgeschaltet werden. Diese Vorgehensweise hat den Vorteil, daß bei Abschaltung des Blau-und/oder Grün kanals das Fluoreszenzbild besonders deutlich hervor tritt.

Diese Hervorhebung wird dadurch verstärkt, daß das Bildverarbeitungssystem den ausgeblendeten Farbkanal shutterartig in das beispielsweise auf einem Monitor dargestellte Farbbild einblendet. Hierdurch ergibt sich für den Betrachter eine besonders "ins Auge stechende" Darstellung, die insbesondere die Erkennung von Tumoren vereinfacht.

Ein Untersuchungsvorgang kann dabei etwa wie folgt ablaufen:
Zunächst wird der zu untersuchende Gewebebereich vi suell untersucht. Damit ist gemeint, daß ein Arzt den mit "weitem" Licht beleuchteten Bereich mit dem Okular oder auf einem Monitor betrachtet. Zur Umschaltung auf photodynamische Diagnose wird beispielsweise mittels eines Fußschalters oder eines Schalters an der Video kamera der Kurzpaßfilter und gegebenenfalls der thermo stabile Wärmeschutzfilter in den Beleuchtungsstrahlengang eingeschwenkt. Gleichzeitig wird der Grünkanal und/oder der Blaukanal periodisch abgeschaltet. Damit sieht der Arzt auf dem Monitor einmal nur das Fluoreszenzbild und dann die Überlagerung des Fluoreszenzbildes mit dem "normalen" Bild, das durch Licht aus dem kleinen Bereich, in dem die Transmission des Gesamtsystems ungleich 0 ist, erzeugt wird.

Weiterhin kann das Bildverarbeitungssystem zur Bestim mung eventueller Tumore den Kontrastwert an den ein zelnen Stellen des Bildes für die maximale Fluoreszenz wellenlänge berechnen. Im Falle der Verwendung von Delta-Aminolävulinsäure (ALA) als Photosensibilisator kann das Kontrastverhältnis für die Wellenlänge 630 nm zur Intensität in dem Bereich von maximal 50 nm berech net, in dem das Gesamtsystem einen spektralen Trans missionsgrad von mehr als 5% aufweist.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung kann für die verschie densten medizinischen Untersuchungen eingesetzt werden.

Neben dem besonders bevorzugten Einsatz in endoskopi schen Anwendungen kann die erfindungsgemäße Vorrichtung auch in Verbindung mit einem Operationsmikroskop bei spielweise in der Neurochirurigie, der Kolposkopie oder der Ophthalmologie eingesetzt werden.

Kurze Beschreibung der Zeichnung

Die Erfindung wird nachstehend anhand eines Ausfüh rungsbeispiels unter Bezugnahme auf die Zeichnung näher beschrieben, in der zeigen:

Fig. 1 schematisch eine erfindungsgemäße Vorrichtung für endoskopische Anwendungen,

Fig. 2a die Filtercharakteristik der in den einzelnen Strahlengängen eingesetzten Filter, und

Fig. 2b die "Gesamttransmission".

Darstellung eines Ausführungsbeispiels

In Fig. 1 ist schematisch ein Ausführungsbeispiel einer erfindungsgemäßen Vorrichtung für endoskopische Anwen dungen dargestellt. Das Bezugszeichen 1 bezeichnet ein Endoskop, das in bekannter Weise einen Lichtleiteran schlag 2, einen stabförmigen Teil 3, der in einen (nicht dargestellten) menschlichen Körper einsetzbar ist, und ein Okular 4 aufweist.

Der Lichtleiteranschluß 2 ist über ein Lichtleitkabel 5 mit einer Lichtquelle 6 verbundenen, die beispielsweise eine Xenon-Entladungslampe aufweisen kann. Ein z. B. aus einem Faserbündel bestehender Lichtleiter 21 in dem Endoskop 1 leitet das in den Lichtleiteranschluß 2 ein gekoppelte Licht der Lichtquelle 6 zum distalen Ende 11 des Endoskops 1. Das aus dem distalen Ende 11 austre tende Licht beleuchtet den zu untersuchenden Gewebebe reich 7.

Das von dem Gewebebereich 7 kommende Licht tritt in ein nur schematisch dargestelltes Objektiv 31 des Endoskops 1 ein. Das Bild des Objektivs 31 wird durch einen Bild weiterleiter 32, der Stablinsen aufweisende Relaislin sen-Systeme oder ein Faser-Abbildungssystem aufweisen kann, zum proximalen Ende 12 des Endoskops 1 geleitet. Das in der proximalen Bildebene 13 erzeugte Bild des Gewebebereichs 7 kann durch das Okular 4 mit dem Auge betrachtet werden. Alternativ oder über einen Strahl teiler zusätzlich zur Betrachtung mit dem Auge kann das Bild mit einer Videokamera 8 aufgenommen werden. In Fig. 1 ist die Alternative dargestellt, daß die Video kamera 8 direkt am Okular 4 angebracht ist.

Soweit wie vorstehend beschrieben ist der Aufbau bei spielsweise durch mit einer Videokamera versehene Endo skope der Karl Storz GmbH & Co., Tuttlingen, Deutsch land bekannt. Zum Detailaufbau wird deshalb auf die be kannten Endoskope dieses Herstellers Bezug genommen.

Zur Durchführung sogenannter photoynamischer Diagnosen können in den Beleuchtungsstrahlengang und in den Beob achtungsstrahlengang Filtersysteme eingebracht werden.

Hierzu ist bei dem in Fig. 1 dargestellten Ausführungs beispiel an dem Licht-Ausgangsanschluß 61 der Licht quelle 6 ein Filtersystem 9 angebracht, an dem wiederum das Lichtleitkabel 5 angeflanscht ist. Das Filtersystem 9 weist einen thermostabilen Interferenzfilter 91 und einen thermostabilen Wärmeschutzfilter 92 auf, der im we sentlichen die Wärmebeaufschlagung des Interferenzfil ters 91 reduzieren soll. Auch vor der Videokamera 8 ist ein Filter 93 angebracht.

Die Belichtungseinstellung der Videokamera 8 und die Lichtabgabe der Lichtquelle 6 werden von einer Steuer- und Auswerteeinheit 10 gesteuert. Beispielsweise kann die Steuer- und Auswerteeinheit 10 eine Blitz-Licht quelle mit der Lichtintegrationsphase eines CCD-Chips in der Videokamera 8 synchronisieren. Ferner kann die Steuer- und Auswerteeinheit 10 die von der Lichtquelle 6 abgegebene Lichtleistung und/oder die Belichtungs einstellung der Videokamera regeln.

An der Steuer- und Auswerteeinheit 10 liegt ferner das Ausgangssignal der Videokamera 8 an. Die Auswerteein heit kann insbesondere ein Bildverarbeitungssystem aufweisen, das das Ausgangssignal der Videokamera in der einleitend beschriebenen Weise weiterverarbeitet und das bildverarbeitete Ausgangssignal auf einem Moni tor darstellt. Selbstverständlich kann das unmittelbar von der Videokamera abgegebene und/oder das bildverar beitete Ausgangssignal auch z. B. mittels eines Recor ders gespeichert werden und/oder in einer Bilddatenbank abgelegt oder in sonstiger Weise mittels elektronischer Datenverarbeitung weiterverarbeitet werden.

Bei Verwendung eines Photosensibilisators geht von dem Gewebebereich 7 sowohl reflektiertes Beleuchtungslicht als auch Fluoreszenzlicht aus, das durch die von dem Photosensibilisator lichtinduzierte Reaktion in biolo gischen Systemen hervorgerufen wird. Um den verglichen mit dem reflektierten Licht geringen Anteil an Fluores zenzlicht nachweisen und insbesondere bei einer nach folgenden Bildverarbeitung sicher von dem "Nicht- Fluoreszenzlicht" trennen zu können, ist eine geeignet gewählte Transmissionscharakteristik des Beleuchtungs- und des Beobachtungsstrahlengangs erforderlich. Zur Einstellung der Transmissionscharakteristik während photodynamischen Diagnose dienen die in den Strahlen gang eingbringbaren Filter 91 und 93. Da die Filter beispielsweise durch Ausschwenken aus den Strahlengän gen wieder entfernt werden können, ist auch eine nor male Beobachtung des Gewebebereichs 7 möglich, ohne daß es beispielsweise zu einer Farbverfälschung kommen würde.

Nachfolgend soll unter Bezugnahme auf Fig. 2 die Cha rakteristik der Filter 91 und 93 für den Fall erläutert werden, daß Delta-Aminolävulinsäure als Photosensibili sator verwendet wird. Bei Verwendung anderer Photosen sibilisatoren ist die Filtercharakteristik entsprechend anzupassen.

In Fig. 2a stellt die dick ausgezogene Kurve die Trans mission (in Prozent) des Filters 91 als Funktion der Wellenlänge (in nm), also den sog. Reintransmissions grad Ti(λ) dar, während die dünn ausgezogenen Kurve den Reintransmissionsgrad Ti(λ) für das Filter 93 wieder gibt.

Fig. 2a ist zu entnehmen, daß die Reintransmission des Filters 91 bei Wellenlängen, die kleiner als etwa 440 nm sind, größer als 90% ist. Bei Wellenlängen, die größer als etwa 460 nm sind, ist die Transmission klei ner als 1%. Etwa bei 445 nm ist die Transmission 50%. Ferner ist bei dem Ausführungsbeispiel für einen Inter ferenzfilter 91, das in Fig. 2a dargestellt ist, die Transmission im Bereich zwischen 600 und 660 nm, in dem Fluoreszenzlicht verstärkt auftritt, besonders niedrig und ist insbesondere kleiner als 0,1%. Das Filter 91 ist also ein Kurzpaßfilter.

Das Filter 93 hat eine nahezu komplementäre Charakte ristik:
Die Transmission T₁ ist bei Wellenlängen zwischen 370 und 430 nm kleiner als 0,1%. Bei einer Wellenlänge von 455 nm ist die Transmission 50%. Bei Wellenlängen zwischen 500 und 1100 nm erreicht die Transmission 99% oder mehr.

Die Transmissionskurven der Filter 91 und 93 schneiden sich ca. zwischen 25 und 30%.

Fig. 2b zeigt die Transmissionscharakteristik des Ge samtsystems, die man durch Multiplikation der Kurven der einzelnen Filter 91 und 93 erhält. Wie man sieht, liegt die Transmission nur im Bereich zwischen 440 und 460 nm über 1% und erreicht einen Maximalwert von etwa 12,5%. Dies bedeutet, daß nur ein kleiner Teil des Beleuchtungslichtes, das an dem Gewebebereich 7 re flektiert wird, die proximale Bildebene 13 "erreicht". Das Fluoreszenzlicht, das typischerweise bei Wellen längen zwischen 500 und 780 nm, meist zwischen 600 und 660 nm emittiert wird, erreicht die Bildebene 13 unge hindert, da es nur das Langpaßfilter 93, nicht jedoch das Kurzpaßfilter 91 passieren muß. Damit ist zwar noch eine visuelle Beobachtung des Gewebebereichs 7 möglich, der Fluoreszenzanteil des nachgewiesenen Lichtes kann aber sicher von dem reflektierten, kürzerwelligen Licht getrennt werden.

Die vorstehenden Wellenlängenangaben beziehen sich auf die Verwendung von Delta-Aminolävulinsäure als Photo sensibilisator. Bei der Verwendung von anderer Photo sensibilisatoren sind die Wellenlängen, bei denen die einzelnen Filter ihre Paß-Charakteristik ändern, ent sprechend anzupassen. Unverändert bleibt jedoch im wesentlichen die Eigenschaft, daß sich die beiden kom plementären Filterkurven bei einem Reintransmissions grad von weniger als 50% schneiden. Ebenfalls unver ändert bleibt, daß das Gesamtsystem nur in einem schma len Bereich, der typischerweise 50 nm, gegebenenfalls aber mehr oder weniger, beträgt, deutlich von Null verschieden und insbesondere größer als 1% ist.

Soll die erfindungsgemäße Vorrichtung auch für die Therapie verwendet werden, so muß das Filtersystem 9 ein weiteres Filter aufweisen, das keine Kurzpaß- Charakteristik, sondern eine Mittelpaß- bis Langpaß charakteristik aufweist.

Die vorstehende Beschreibung eines Ausführungsbei spiels, das sich auf die Verwendung von Verwendung von Delta-Aminolävulinsäure als Photosensibilisator be zieht, beschränkt den den Ansprüchen und der Beschrei bung entnehmbaren allgemeinen Erfindungsgedanken nicht.

Claims

1. Vorrichtung zur Diagnose mittels einer durch einen Photosensibilisator lichtinduzierten Reaktion in biolo gischem Gewebe in vivo, mit

- einem Beleuchtungssystem, das mindestens eine Licht quelle mit Lampensystem (6) aufweist, das inkohärentes Licht im Wellenlängenbereich von wenigstens 380 bis 680 nm erzeugt,
- einer lichtzuführenden Einheit (2, 5, 21), die das Licht des Beleuchtungssystems auf den zu diagnosti zierenden und/oder zu therapierenden Gewebebereich (7) richtet, und
- einer bildgebenden, bilderfassenden und bildüber tragenden Einheit (31, 32, 4, 8), die das von dem Gewebebereich (7) kommende Licht in eine proximale Bildebene (13) abbildet,

wobei der Reintransmissionsgrad Ti₁(λ) der lichtzu führenden Einheit dem Fluoreszenzanregungsspektrum des Photosensibilisators und der Reintransmissionsgrad Ti_b(λ) der bildgebenden Einheit dem Fluoreszenzspektrum des Photosensibilisators angepaßt ist, und der Reintransmissionsgrad des aus lichtzuführender Einheit und aus bildgebender Einheit bestehenden Ge samtsystems nur in einem Bereich von maximal 50 nm einen spektralen Transmissionsgrad von mehr als 5% aufweist und ansonsten kleiner als 5% ist, bezogen auf obigen Wellenlängenbereich.

2. Vorrichtung gemäß Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Transmissionseigen schaften der lichtübertragenden und der bildgebenden Einheit mittels eines oder mehrerer optischer Elemente einstellbar sind.

3. Vorrichtung gemäß Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Transmissionseigen schaften derart eingestellt sind, daß die Gesamtinten sität des induzierten Fluoreszenzlichtes in der glei chen Größenordnung wie die Gesamtintensität des re flektierten Anteils des Lichtes des Beleuchtungssystems liegt.

4. Vorrichtung nach Anspruch 2 oder 3. dadurch gekennzeichnet, daß die optischen Elemente Filtersysteme (9, 91, 92, 93) sind, die in den Beleuch tungs- und den Beobachtungs-Strahlengang einbringbar sind.

5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß das in den Beleuchtungs- Strahlengang einbringbare Filtersystem und das in den Beobachtungs-Strahlengang einbringbare Filtersystem eine nahezu komplementäre Filtercharakteristik haben.

6. Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß sich die beiden komplemen tären Filterkurven bei einem Reintransmissionsgrad der Einzelsysteme von weniger als 50% schneiden.

7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 4 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß das Filtersystem im Be leuchtungsstrahlengang mindestens zwei in den Strahlen gang einbringbare Filter aufweist, von denen ein Filter ein thermostabiles Interferenzfilter (91) und das ande re Filter ein thermostabiles Wärmeschutzfilter (92) ist.

8. Vorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß bei Verwendung von Delta- Aminolävulinsäure als Photosensibilisator das thermo stabile Interferenzfilter (91) folgende Transmissions eigenschaften im sichtbaren Bereich aufweist:
T₁ (λ = 380-430 nm) < 50%
T₁ (λ = 610-650 nm) < 1%.

9. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß der Blockungsfaktor des Filters (91) bei einer Wellenlänge von 630 nm bezogen auf das Transmissionsmaximum im Durchlaßbereich bei einer Wellenlänge von ca. 407 nm größer als 1000 ist.

10. Vorrichtung nach Anspruch 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, daß das thermostabile Interfe renzfilter (Kurzpaßfilter 91) folgende Charakteristik aufweist:
T₁ (λ = 370 - 440 nm) < 95%
T₁ (λ = 447 nm) = 50%
T₁ (λ = 460-600 nm) < 1%
T₁ (λ = 600-660 nm) < 0,1%
T₁ (λ = 660-680 nm) < 1%.

11. Vorrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Toleranz für die Wel lenlänge, bei der die Transmission 50% beträgt, ± 2 nm beträgt.

12. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 11, dadurch gekennzeichnet, daß das thermostabile Wärme schutzfilter (92) folgende Charakteristik aufweist:
T₁ (λ = 380-440 nm) < 95%
T₁ (λ = 440-700 nm) ≈ 90%
T₁ (λ = 700) = 50%
T₁ (λ = 720-1100 nm) < 1%.

13. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 5 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß das thermostabile Inter ferenzfilter (91) nur für die Durchführung des Diagno sevorgangs in den Beleuchtungs-Strahlengang eingebracht wird.

14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 13, dadurch gekennzeichnet, daß das Filter im Beobachtungs strahlengang (Langpaßfilter 93) folgende Charakteristik aufweist:
T₁ (λ = 370-430 nm) < 0,1%
T₁ (λ = 453 nm) ± 2 nm = 50%
T₁ (λ = 500-1100 nm) < 90%.

15. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 14, dadurch gekennzeichnet, daß die Reintransmission des Gesamtsystems lediglich im Bereich zwischen 430 und 460 nm größer als 5% ist, und in diesem Bereich einen Maxi malwert von nicht mehr als 15% erreicht.

16. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 4 bis 15, dadurch gekennzeichnet, daß das Entfernen der Filter (91, 92, 93) aus den Strahlengängen nur möglich ist, wenn ein Überwachungssignal dies freigibt.

17. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 4 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß das Trägermaterial der Filter des Filtersystems Quarz ist.

18. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 17, dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtquelle (6) wenig stens eine Gasentladungslampe aufweist.

19. Vorrichtung nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß die Gasentladungslampe eine Xenon-Gasentladungslampe ist.

20. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 19, dadurch gekennzeichnet, daß die lichtzuführende Einheit einen Lichtleiter (21) mit wenigstens einer Faser auf weist, der eine numerische Apertur von mehr als 0,45 besitzt.

21. Vorrichtung nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, daß das Kernmaterial der Faser aus Quarz und der Mantel aus einem thermostabilen Mate rial besteht.

22. Vorrichtung nach Anspruch 20 oder 21, dadurch gekennzeichnet, daß die Gasentladungslampe des Beleuchtungssystems einen Brennfleck mit einem Durch messer von weniger als 2mm und einen elliptischen Re flektor aufweist, der eine numerische Apertur für den Lichtaustritt von mehr als 0,45 aufweist.

23. Vorrichtung nach Anspruche 20 oder 21, dadurch gekennzeichnet, daß die Gasentladungslampe des Beleuchtungssystems einen Brennfleck mit einem Durch messer von weniger als 2mm und einen parabolischen Reflektor sowie als Fokussiereinheit ein Linsensystem mit mindestens einer asphärischen Fläche aufweist.

24. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 23, dadurch gekennzeichnet, daß das Beleuchtungssystem so ausgebildet ist, daß die Anregungswellenlängen durch stimmbar sind.

25. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 24, dadurch gekennzeichnet, daß in der Bildebene eine Vi deoeinheit (8) angeordnet ist.

26. Vorrichtung nach Anspruch 25, dadurch gekennzeichnet, daß die Videoeinheit (8) einen CCD-Aufnehmer aufweist, und daß die Gasentladungslampe (6) eine periodisch arbei tende Blitzentladungslampe ist, deren Blitzbelichtungs phase eine Steuer- und Auswerteeinheit (10) so steuert, daß die Blitzbelichtung ausschließlich in die Lichtin tegrationsphase des CCD-Aufnehmers fällt.

27. Vorrichtung nach Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, daß das Beleuchtungssystem zu sätzlich eine kontinuierlich arbeitende Lichtquelle aufweist.

28. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 23 bis 27, dadurch gekennzeichnet, daß die Videoeinheit eine vari able Belichtungseinstellung aufweist.

29. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 23 bis 28, dadurch gekennzeichnet, daß das Ausgangssignal der Videoeinheit an ein Bildverarbeitungssystem (10) ange legt ist.

30. Vorrichtung nach Anspruch 29, dadurch gekennzeichnet, daß das Bildverarbeitungssystem einen Farbtonbereich im dargestellten Farbbild aus blendet.

31. Vorrichtung nach Anspruch 30, dadurch gekennzeichnet, daß das Bildverarbeitungssystem bei einer RGB-Verarbeitung den Blau- und/oder Grünkanal zur Kontrastanhebung an- und abschaltet.

32. Vorrichtung nach Anspruch 30 oder 31, dadurch gekennzeichnet, daß das Bildverarbeitungssystem den ausgeblendeten Farbtonbereich shutterartig in das dargestellte Farbbild einblendet.

33. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 30 bis 32, dadurch gekennzeichnet, daß das Bildverarbeitungssystem eine HSI-Transformation durchführt.

34. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 30 bis 33, dadurch gekennzeichnet, daß das Bildverarbeitungssystem zur Bestimmung eventueller Tumore den Kontrastwert an den einzelnen Stellen des Bildes für die maximale Fluo reszenzwellenlänge berechnet.

35. Vorrichtung nach Anspruch 34, dadurch gekennzeichnet, daß das Bildverarbeitungssystem bei Verwendung von Delta-Aminolävulinsäure als Photo sensibilisator das Kontrastverhältnis für die Wellen länge 630 nm zur Intensität in dem Bereich von maximal 50 nm berechnet, in dem das Gesamtsystem einen spek tralen Transmissionsgrad von mehr als 5% aufweist.

36. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 35, dadurch gekennzeichnet, daß die lichtzuführende Einheit und die bildgebende Einheit in ein Mikroskop integriert sind.

37. Vorrichtung nach Anspruch 36, dadurch gekennzeichnet, daß das Mikroskop ein Mikroskop für neurochirurgische oder ophthalmologische Unter suchungen ist.

38. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 35, dadurch gekennzeichnet, daß die lichtzuführende Einheit und die bildgebende Einheit in ein Endoskop integriert sind.

39. Vorrichtung nach Anspruch 38, dadurch gekennzeichnet, daß die aktive lichtdurch lässige Gesamtquerschnittsfläche der lichtzuführenden Einheit 4 mm² nicht überschreitet.

40. Vorrichtung nach Anspruch 38 oder 39, dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtquelle eine an sich bekannte endoskopische Lichtquelle ist.

41. Vorrichtung nach Anspruch 40, dadurch gekennzeichnet, daß die Leistungsaufnahme der Lichtquelle wenigstens 300 Watt beträgt.