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GEBIET DER
ERFINDUNG
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Die
vorliegende Erfindung betrifft allgemein eine diagnostische medizinische
Abbildungsvorrichtung, die einen Laser im nahen Infrarot als Strahlungsquelle
verwendet, und insbesondere ein Verfahren und eine Vorrichtung zur
Verwendung eines biochemischen Markers, der sich selektiv mit Krebszellen
verbindet bzw. sich an diese anlagert und, wenn er angeregt wird,
eine Strahlung emittiert, die von derjenigen des Laserstrahls der
Vorrichtung verschieden ist, so dass eine sichere Identifikation
der Krebsstelle in einem rekonstruierten Bild des abgetasteten Gewebes
ermöglicht
wird.
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HINTERGRUND
DER ERFINDUNG
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Brustkrebs
ist eine Haupttodesursache unter der weiblichen amerikanischen Bevölkerung.
Eine wirksame Behandlung dieser Krankheit lässt sich am besten nach einer
Früherkennung
bösartiger
Tumore erreichen. Gegenwärtig
werden erhebliche Anstrengungen unternommen, um eine Massenuntersuchung
der Bevölkerung
auf Symptome von Brusttumoren zu ermöglichen. Diese Untersuchungsanstrengungen
erfordern hoch entwickelte, automatisierte Geräte, um den Erkennungsprozess
zuverlässig
auszuführen.
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Die
Röntgenstrahl-Absorptionsdichteauflösung gegenwärtiger photographischer
Röntgenverfahren
ist ungenügend,
um eine zuverlässige
Früherkennung
bösartiger
Tumore zu ermöglichen.
Forschungen haben ergeben, dass die Wahrscheinlichkeit von Metastasen
bei Brusttumoren mit einer Größe von mehr
als 1 cm scharf ansteigt. Tumore dieser Größe erzeugen in einem Mammogramm
kaum einen ausreichenden Kontrast, um erkennbar zu sein. Zum Erzeugen
eines erkennbaren Kontrasts in einem photographischen Mammogramm
sind Abmessungen von 2–3
cm erforderlich. Kalziumablagerungen, die zur ableitenden Erkennung
von Tumoren bei der herkömmlichen
Mammographie verwendet werden, scheinen auch mit Tumoren hoher Größe verbunden
zu sein. Aus diesen Gründen
war die photographische Mammographie verhältnismäßig unwirksam bei der Erkennung
dieses Zustands.
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Die
meisten Mammographiegeräte,
die heute in Kliniken und Krankenhäusern verwendet werden, erfordern
Brustkompressionstechniken, die für die Patientin im besten Fall
unangenehm und in vielen Fällen
schmerzhaft sind. Zusätzlich
stellen Röntgenstrahlen
ionisierende Strahlung dar, woraus sich ein weiterer Risikofaktor
für die
Verwendung mammographischer Techniken ergibt, die am häufigsten eingesetzt
werden.
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Ultraschall
wurde auch beispielsweise in US-Patent Nr. 4,075,883 vorgeschlagen,
wofür erforderlich
ist, dass die Brust in eine flüssigkeitsgefüllte Abtastkammer
eingetaucht wird. US-Patent Nr. 3,973,126 macht es auch erforderlich,
dass die Brust für
eine Röntgenstrahl-Abtasttechnik in
eine flüssigkeitsgefüllte Kammer
eingetaucht wird.
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In
der letzten Zeit wurde die Verwendung von Licht und insbesondere
Laserlicht zum nichtinvasiven Blicken in den Körper, um die innere Struktur
offen zu legen, untersucht. Diese Technik wird auch als optische
Abbildung bzw. Bildgebung bezeichnet. Die optische Abbildung und
Spektroskopie sind Schlüsselkomponenten
der optischen Tomographie. Der schnelle Fortschritt im Laufe des
letzten Jahrzehnts hat die optische Tomographie an den Rand der
klinischen Verwendbarkeit gebracht. Photonen optischer Wellenlängen dringen
nicht in einer geraden Linie in lebendes Gewebe ein, wie es bei
Röntgenphotonen der
Fall ist. Dieses Phänomen
bewirkt, dass die Lichtphotonen innerhalb des Gewebes gestreut werden, bevor
sie aus der abgetasteten Probe austreten.
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Weil
die Ausbreitung von Röntgenphotonen im
Wesentlichen entlang einer geraden Linie verläuft, wurden verhältnismäßig einfache
Techniken auf der Grundlage der Radon-Transformation entwickelt, um berechnete
Tomographiebilder durch die Verwendung von Computeralgorithmen zu
erzeugen. Mehrere Messungen werden über 360° um das abgetastete Objekt vorgenommen.
Diese als Projektionen bekannten Messungen werden zum Rückprojizieren der
Daten verwendet, um ein Bild zu erzeugen, das für das Innere des abgetasteten
Objekts repräsentativ
ist.
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In
der optischen Tomographie wurden mathematische Formeln und Projektionstechniken
entwickelt, um eine Rekonstruktionsfunktion auszuführen, die
in gewisser Weise der Röntgentomographie ähnelt. Zum
Ausführen
einer genauen Rekonstruktion muss der Ort der Punkte auf dem abgetasteten Objekt,
an dem Daten gemessen werden, bekannt sein.
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Es
ist beim Betrachten eines rekonstruierten Bilds eines Gewebes, das
optisch abgetastet wurde, erforderlich, den Typ von Objekten zu
identifizieren, die sich innerhalb des Gewebes zeigen. Sobald das Objekt
identifiziert wurde und sein genauer Ort bestimmt wurde, wird eine
wirksame Therapie auf der Grundlage von Arzneimitteln zur photodynamischen Therapie
eingeleitet.
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In
US-Patent 5 865 754 ist das Einbringen von Anregungslicht in ein
Gewebe eines Patienten offenbart. Fluoreszenzlicht, das in Reaktion
auf das Anregungslicht emittiert wird, wird mit einem Sensor erfasst
und durch einen Prozessor ausgewertet, so dass die Messung von Anregungs-
und Fluoreszenzlicht verwendet werden kann, um die räumliche Änderung
von einer oder mehreren Fluoreszenzeigenschaften des Gewebes "zu kartographieren". Das bekannte System
weist eine Mehrzahl von Detektoren auf, die um eine Öffnung angeordnet
sind, in der ein abzutastendes Gewebe angeordnet ist, wobei die Detektoren
ein die optische Wellenlänge
beschränkendes
Filter aufweisen, das an die Emissionswellenlänge eines Fluorophors innerhalb
des Gewebes nach der Aktivierung durch Anregungslicht angepasst
ist.
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Überdies
sind in WO98/23208 sowohl eine Laserquelle als auch Detektoren dargelegt,
die konfiguriert sind, um ein Objekt zu umkreisen.
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AUFGABEN UND ZUSAMMENFASSUNG
DER ERFINDUNG
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Eine
Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Laserabbildungsvorrichtung
bereitzustellen, bei der ein biochemischer Marker verwendet wird,
um den genauen Ort von Krebszellen innerhalb eines abgetasteten
Gewebes bereit zustellen.
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Eine
weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Laserabbildungsvorrichtung bereitzustellen,
bei der ein Fluorophor verwendet wird, das sich mit Krebszellen
innerhalb eines abgetasteten Gewebes verbindet, um den genauen Ort der
Krebszellen durch Erfassen der vom Fluorophor emittierten Strahlungsintensität bei Bestrahlung durch
den Laserstrahl der Vorrichtung bereitzustellen.
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Eine
weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Laserabbildungsvorrichtung zum
Abbilden einer Läsion
innerhalb eines Gewebes und zum Bereitstellen der geeigneten Wellenlänge für einen
Laser zum Aktivieren eines Arzneimittels zur photodynamischen Therapie,
das durch einen biochemischen Marker zur Läsion gebracht wird, bereitzustellen.
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Eine
weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Laserabbildungsvorrichtung zum
Bestimmen der kürzesten
Weglänge
zwischen der Oberfläche
des Gewebes und dem Ort der Läsion,
um eine wirksame Bestrahlung durch Laserenergie eines Arzneimittels
zur photodynamischen Therapie, das an die Läsion angeheftet ist, zu ermöglichen, bereitzustellen.
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Eine
weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Laserabbildungsvorrichtung bereitzustellen,
die das Vorhandensein und den Ort einer Läsion innerhalb eines Gewebes
erkennen kann und gleichzeitig eine Therapie bereitstellen kann.
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Die
vorliegende Erfindung sieht eine Vorrichtung zum Abbilden eines
Objekts nach Anspruch 1 vor.
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KURZBESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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1 ist
eine schematische seitliche Aufrissansicht einer Abtastvorrichtung
mit einer Abtastkammer, die gemäß der vorliegenden
Erfindung hergestellt ist, worin eine Patientin dargestellt ist,
die auf einer Trägerplattform
positioniert ist, wobei ihre Brust für eine optische Tomographieuntersuchung
in die Abtastkammer hängt.
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2 ist
eine schematische Draufsicht der Abtastkammer aus 1,
worin die eingeschränkten Gesichtsfelder
der jeweiligen Detektoren und die optischen Sehnenlängen des
Laserstrahls durch das Objekt dargestellt sind.
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3 ist
ein schematisches Blockdiagramm einer Schaltung zum Erfassen von
Daten von jedem Detektor.
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4 ist
ein schematisches Diagramm der Abtastkammer aus 2.
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5 ist
eine Ansprech- bzw. Antwortkurve, in der die Datenpunkte für jeden
der Detektoren an jeder Winkelposition auf der Umlaufbahn der Abtasteinrichtung
dargestellt sind.
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6 ist
eine vergrößerte Schnittansicht
einer Detektorbaugruppe, worin ein vor einem Photodetektor angeordnetes
optisches Filter dargestellt ist.
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7A zeigt
einen biochemischen Marker, der mit einer bösartigen Zelle verbunden ist.
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7B ist
eine schematische Ansicht einer Kolonie von Krebszellen, womit ein
biochemischer Marker verbunden wurde, und es ist darin der biochemische
Marker dargestellt, der Strahlung nach der Anregung durch den Laser
aussendet.
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8 zeigt
die durch einen Detektor gesehenen Anregungs- und Emissionsspektren eines Fluorophors.
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9 ähnelt 8,
wobei das Emissionsspektrum durch ein Ausschlussfilter bzw. ein
Kantenfilter modifiziert wurde.
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10 ähnelt 8,
wobei das Emissionsspektrum durch ein Bandpassfilter modifiziert
wurde.
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11A zeigt einen biochemischen Marker mit einem
begleitenden Arzneimittel zur photodynamischen Therapie, der mit
einer bösartigen
Zelle verbunden ist.
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11B ist eine schematische Ansicht einer Kolonie
von Krebszellen, womit ein biochemischer Marker verbunden wurde,
der ein Arzneimittel zur photodynamischen Therapie trägt, und
es ist darin der auf das Arzneimittel fallende aktivierende Laserstrahl
dargestellt.
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12 ist
eine schematische Draufsicht der Abtastkammer aus 1,
worin die Positionierung des Laserstrahls zum Bereitstellen der
minimalen Weglänge
zu einer Krebszelle, die ein Arzneimittel zur photodynamischen Therapie
trägt,
welches von einem biochemischen Marker transportiert wurde, dargestellt
ist.
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DETAILLIERTE
BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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Eine
Abtastvorrichtung 2 in der Art derjenigen, die in US-Patent Nr. 5,692,511
beschrieben ist, ist in 1 schematisch dargestellt. Eine
Patientin 4 ist auf dem Bauch liegend auf der oberen Fläche der Vorrichtung 2 positioniert,
wobei ihre Brust 6 innerhalb einer Abtastkammer 8 herunterhängt. Ein
Laserstrahl von der Laserquelle 10 ist der Abtastkammer 8 wirkungsmäßig zugeordnet,
um die Brust 6 zu beleuchten.
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Die
Abtastkammer 8 ist in 2 in einer Draufsicht
schematisch dargestellt. Die Abtastkammer weist eine Mehrzahl von
in einem Bogen angeordneten Detektorbaugruppen 12 auf,
um eine Öffnung
zu definieren, in der ein abzutastendes Objekt 14 in der
Art der Brust positioniert ist. Ein Laserstrahl 16 trifft
an einem Punkt 18 auf das Objekt. Aus dem Objekt 18 austretendes
Licht in der Art der Strahlen 20 wird von der jeweiligen
Detektorbaugruppe 12 erfasst und dann verwendet, um ein
Bild des abgetasteten Objekts bereitzustellen. Die Strahlen 20 sind
als Sehnen dargestellt, die vom Eintrittspunkt 18 des Laserstrahls 16 ausgehen
und an verschiedenen Punkten am Umfang des abgetasteten Objekts
austreten. Die Detektorbaugruppen 12 werden digital um
ein Umlaufzentrum 22 in gleichen Winkelinkrementen mit
einer Gesamtwinkelverschiebung von 360° um das Objekt 14 herumgeführt. Das
Objekt wird an jeder Winkelposition auf der Umlaufbahn 23 mit
dem Laserstrahl 16 bestrahlt, und das aus dem Objekt austretende
Licht, das durch die Sehnen 20 am Umkreis des abgetasteten
Objekts dargestellt ist, wird zu einem Zeitpunkt oder in einem Zeitraum
mit gleichzeitiger Aufnahme von den jeweiligen Detektorbaugruppen 12 erfasst.
Die Längsachse
jeder Detektorbaugruppe ist auf das Umlaufzentrum 22 gerichtet. Die
Detektorbaugruppen 12 sind an einem Träger 36 befestigt,
der auf der Umlaufbahn 23 um das abgetastete Objekt 14 umläuft. Nach
jedem vollständigen Umlauf
werden die Anordnung von Detektorbaugruppen 12 und der
Laserstrahl 16 vertikal in eine neue Position bewegt, um
eine andere Ebene des Objekts abzutasten. Dies wird wiederholt,
bis alle Schnittebenen des Objekts abgetastet worden sind.
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Jede
Detektorbaugruppe 12 weist ein lichtundurchlässiges Gehäuse 24 mit
einem offenen vorderen Ende 26 und einem hinteren Ende 28,
worin ein Detektor 30 angeordnet ist, auf. Ein faseroptisches
Kabel (nicht dargestellt) kann verwendet werden, um das hintere
Ende 28 der Röhre
mit einem fernen Detektor 30 zu verbinden, um die Detektoren vorteilhafterweise
voneinander zu beabstanden, um Rauschsignale zu minimieren. Die
Innenfläche
des Gehäuses 24 kann
rohrförmig,
rund oder quadratisch sein oder eine andere Querschnittsform aufweisen. Das
Gehäuse 24 ist
dafür ausgelegt,
das Gesichtsfeld des jeweiligen Detektors 30 zu beschränken, so dass
jeder Detektor nur seinen eigenen kleinen Bereich des abgetasteten
Objekts betrachtet. Das Gesichtsfeld jeder Detektorbaugruppe 12 ist
bei 32 schematisch angegeben. Ein Stück oder die Fläche, das
oder die von der jeweiligen Detektorbaugruppe auf dem abgetasteten
Objekt gesehen wird, ist bei 34 schematisch angegeben.
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Das
Gesichtsfeld 32 und das jeweilige Stück der Oberfläche 34 sind
so konfiguriert, dass benachbarte Stücke der Oberfläche einander
nicht überlappen.
Auf diese Weise wird jede Detektorbaugruppe einem Stück der Oberfläche an jeder
Winkelposition der Umlaufbahn eindeutig zugeordnet, so dass Licht, das
von einem Stück
der Oberfläche
kommt, nur von dem jeweiligen Detektor erfasst werden kann, dessen
Gesichtsfeld dieses jeweilige Stück
der Oberfläche
abdeckt. Jeder Detektor 30 ist aktiv, um jedes Licht zu
erfassen, das aus seinem jeweiligen Stück der Oberfläche austritt,
weil der Lichtstrahl 16 in beliebigen Wegen, wie jenen,
die durch die Sehnen 20 dargestellt sind, durch das Objekt
laufen kann. Jedes Gehäuse 24 ist
in US-A-6 100 520 weiter beschrieben.
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Jeder
Detektor oder Sensor 30 ist mit seinem jeweiligen Abtast-und-Halte-Integrator 40 wirkungsmäßig verbunden,
wie am besten in 3 dargestellt ist. Ein Multiplexer 42 wird
verwendet, um die jeweiligen Integratorausgänge mit einem Analog-Digital-Wandler 44 zu
verbinden. Das digitalisierte individuelle Ansprechen des Detektors
oder Sensors ist zur späteren
Verwendung bei der Bildrekonstruktion durch einen Computer 47 im
Speicher 46 gespeichert. Die Schaltung ermöglicht eine
gleichzeitige Datenerfassung von allen Detektoren 30 in
jeder Winkelposition in der Umlaufbahn der Abtastkammer 8.
Der Abtast-und-Halte-Integrator 40 ist weiter in US-Patent
Nr. 6,150,649 beschrieben.
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Umkreisdaten
des abgetasteten Objekts werden bei jeder Winkelposition der Umlaufbahn
der Abtastkammer 8 erhalten. Mehrere Verfahren sind in US-Patent
Nr. 6,044,288 und in US-Patent
Nr. 6,029,077 offenbart. Ein Verfahren besteht in der Verwendung
einer Sensoranordnung 49, die auf der gleichen Seite wie
der Laserstrahl 16 angeordnet ist, wie am besten in 2 dargestellt
ist. Der Laserstrahl 16 fällt durch das Zentrum der Umlaufbahn
auf das abgetastete Objekt. Ein heller Fleck wird am Punkt 18 erzeugt.
In jedem Abstand vom Umlaufzentrum erfasst ein spezifisches Element
in der Sensoranordnung 49 den hellen Fleck. Weil der Laserstrahl 16 und
der Rest der Abtasteinrichtung um das Zentrum herum um das abgetastete
Objekt geführt
werden, steht das Ausgangssignal der Sensoranordnung 49 in
direkter Beziehung zum Umfang des abgetasteten Objekts. Durch Erfassen
von Daten unter Verwendung von einem oder mehreren bekannten Durchmessern
abgetasteter Objekte kann der Pegel des Sensorsignals in Bezug auf
die Durchmesser des abgetasteten Objekts kalibriert werden. Nach
der Kalibrierung kann das Sensorsignal elektronisch decodiert werden,
um die Koordinaten für
den Umfang des abgetasteten Objekts aufzutragen, während die
Abtasteinrichtung um das abgetastete Objekt geführt wird.
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Es
ist vorteilhaft, die Umfangsdaten während der Datenaufnahme jedes
Schnitts zu erhalten, um Fehler infolge des Verschiebens des Objekts
zwischen Schnittpositionen zu minimieren. Umfangsdaten und die entsprechenden
Detektordaten werden gemeinsam verwendet, um das Bild des Objekts
zu rekonstruieren. Umfangsdaten bestehen aus Abständen vom
Zentrum der Umlaufbahn an jeder Winkelposition der Umlaufbahn.
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Die
Abtastkammer 8 ist in 4 schematisch
dargestellt. Die Detektoren 30 sind als AA, BB, ..., KK
dargestellt, wodurch ihre jeweiligen Positionen entlang dem Bogen
angegeben sind. Die optischen Weglängen des durch das Objekt laufenden
Laserstahls sind als Sehnen 18-A, 18-B, ..., 18-K dargestellt.
An jeder Winkelposition der Umlaufbahn 23 sind die von
den Detektoren AA, BB, ..., KK erfassten Daten allgemein durch die
in 5 angegebene Ansprechkurve 48 dargestellt.
Die Signale, die die Detektoren AA und KK sehen, sind wegen der
kürzeren Sehnenlängen 18-A und 18-K am
stärksten.
Das vom Detektor FF gesehene Signal ist wegen seiner entsprechend
größeren Sehnenlänge 18-F kleiner. Es
ist daher ersichtlich, dass das Signal im Allgemeinen von den Detektoren
AA bis FF abnimmt und von den Detektoren FF bis KK zunimmt.
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Die
von der Kurve 48 dargestellten Daten und die Umfangsdaten
an jeder Winkelposition der Umlaufbahn werden gleichzeitig aufgenommen,
bis der Umlauf einen vollständigen
Kreis beschrieben hat. Während
jedes Umlaufs der Abtasteinrichtung 8 aufgenommene Daten
werden zum Rekonstruieren eines Bilds des abgetasteten Objekts unter
Verwendung von Computertomographietechniken verwendet. In US-Patent
Nr. 6,130,958 ist ein Verfahren zur Bildrekonstruktion offenbart.
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Jede
Detektorbaugruppe 12 ist mit einem optischen Filter 50 versehen,
um das spektrale Ansprechen des Detektors 30 innerhalb
des eingeschränkten
Gesichtsfelds zu beschränken.
Das Filter 50 kann ein Bandpassfilter oder ein Ausschlussfilter
bzw. Kantenfilter sein. Der Zweck des Filters 50 wird anhand
der folgenden Offenbarung verständlich
werden.
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Ein
biochemischer Marker wird vorteilhafterweise verwendet, um in der
Ansprechkurve 48 ein hohes Signal-Rausch-Verhältnis bereitzustellen
und eine genaue Lokalisierung der bösartigen Zellen innerhalb der
Brust bereitzustellen. Der biochemische Marker 51 verbindet
sich mit bösartigen
Zellen 52 innerhalb einer Kolonie normaler Zellen 54,
wie am besten in 7A dargestellt ist. Der biochemische Marker 50 hat
eine charakteristische Fluoreszenzstrahlung 55, wenn er
mit einem Strahl monochromatischen Lichts 16 bestrahlt wird,
wie am besten in 7B dargestellt ist. Die Wellenlänge der
Fluoreszenzstrahlung liegt weit genug, in der Größenordnung von 5–35 nm,
von der Wellenlänge
des Anregungsstrahls entfernt, um eine Detektion der Fluoreszenzstrahlung
durch den Detektor 30 zu ermöglichen. Der Anregungsstrahl 16 ist
durch die Kurve 56 dargestellt, und die Fluoreszenzstrahlung
ist durch die Kurve 58 dargestellt, wie am besten in 8 ersichtlich
ist. Das optische Filter 50 ist bereitgestellt, um die
Fähigkeit
des Detektors 30 weiter zu erhöhen, nur auf jene Wellenlängen anzusprechen,
die dem Emissionsspektrum 58 der fluoreszierenden Verbindung
entsprechen.
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Mit
Bezug auf 9 sei bemerkt, dass das Filter 50 ein
optisches Kantenfilter einschließt. Das Emissionsspektrum 58 der
fluoreszierenden Verbindung oder des Fluorophors wurde durch das
Kantenfilter modifiziert, wie durch den Bereich 60 dargestellt ist,
um den vom Detektor 30 gesehenen spektralen Bereich zu
beschränken.
Das Kantenfilter schwächt Wellenlängen erheblich
ab, die kürzer
als die Abschneidegrenze sind, und isoliert den Detektor 30 weiter
von dem Anregungsspektrum 56, während ermöglicht wird, dass die Emissionswellenlängen durch das
Filter hindurchtreten und den Detektor 30 erreichen.
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Mit
Bezug auf 10 sei bemerkt, dass das Filter 50 ein
Bandpassfilter zum Begrenzen des vom Detektor 30 gesehenen
spektralen Bereichs aufweist. Das Bandpassfilter modifiziert das
Emissionsspektrum 58 durch Abschneiden von Wellenlängen, die
kürzer
und länger
als die Bandpassgrenzen sind, wie durch Bereiche 62 in 10 dargestellt
ist.
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Wenn
die fluoreszierende Verbindung in den Körper ein gebracht wird, verbindet
sie sich mit bösartigen
Zellen. Bei der Brustabbildung führt
das Einbringen der fluoreszierenden Verbindung in den Körper zu
einer spezifischen Markierung von bösartigen Zellen in der Brust.
Wenn die Brust mit einem intensiven Lichtstrahl bei der geeigneten
Wellenlänge
bestrahlt wird, emittiert die fluoreszierende Verbindung Licht bei
ihrer natürlichen
Frequenz. Die Detektoren 30 in der Abtasteinrichtung, die
mit optischen Kanten- oder Bandpassfiltern versehen sind, ermöglichen
es nur dem Fluoreszenzspektrum, den Detektor zu stimulieren. Der
optische Rekonstruktionsalgorithmus zeigt die Position der Fluoreszenz
innerhalb der Grenzen der abgetasteten Brust. Weil nur die fluoreszierende Verbindung
ein schmales Lichtspektrum emittiert und die Detektoren mit geeigneten
Filtern versehen sind, so dass sie nur dieses Spektrum sehen, lässt sich
der Vorteil eines hohen Signal-Rausch-Verhältnisses
erhalten und ist eine präzise
Lokalisierung der bösartigen
Zellen innerhalb der Brust möglich.
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Kollagen
ist ein Fluorophor mit einer Absorptionsband-(Anregungsband)-Wellenlänge von
488 nm und einer Autofluoreszenzwellenlänge von 500+ nm. Peridinin-Chlorophyll,
das in US-Patent Nr. 4,876,190 offenbart ist, ist ein anderer biochemischer Marker
mit einer Absorptionsband-(Anregungsband)-Wellenlänge von
440 nm und einer Autofluoreszenzwellenlänge von 660 nm.
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Bestimmte
Arzneimittel, die als Arzneimittel für eine photodynamische Therapie
(PDT) bezeichnet werden, können
durch ausgewählte
Lichtwellenlängen
aktiviert werden. Es ist wünschenswert,
den Aktivierungsbereich des PDT-Arzneimittels nur auf die Krebsstellen
zu beschränken.
Die Fähigkeit,
die Brust abzubilden, um darin verdächtige Bereiche zu lokalisieren,
und die Fähigkeit
zum Lokalisieren der Fluoreszenz innerhalb der Brust bilden die
Basis für die
Therapieplanung für
die PDT. In 11A ist dargestellt, dass sich
ein biochemischer Marker 51 mit einem begleitenden Arzneimittel 64 zur
photodynamischen Therapie mit bösartigen
Zellen 52 innerhalb einer Kolonie normaler Zellen 54 verbindet.
Die selektive Natur des biochemischen Markers 51 gewährleistet
die Übertragung
des Arzneimittels 62 zur photodynamischen Therapie auf
die Krebszellen 52. Die Laserquelle 16 wird abgestimmt,
um eine spezifische Wellenlänge
für die
Aktivierung des PDT-Arzneimittels bereitzustellen, wie am besten
in 11B dargestellt ist. Ein solcher abstimmbarer
Laser ist auf dem Fachgebiet wohlbekannt. Durch die Kenntnis des Orts
der Fluoreszenz und demgemäß des Orts
des Krebses wird daher die Bestimmung des kürzesten Wegs für das Richten
des Laserstrahls 16 auf die Krebsstelle zum Erzielen einer
wirksamen Therapie ermöglicht.
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Lutetium
Texaphyrin PCI-0123 (Lu-Tex) ist ein Beispiel für ein PDT-Arzneimittel. Es
hat eine Absorptionsband-Wellenlänge
von 732 nm und eine Lichtabsorption von 90% im Wellenlängenbereich von
723 bis 741 nm. Es ist von Pharmacyclics, Inc. erhältlich.
Photofrin ist ein anderes Beispiel. Es hat eine Absorptionswellenlänge von
632 nm und ist von QTL Photo Therapeutics, Inc., Toronto, Kanada,
erhältlich.
Ein weiteres Beispiel sind wasserlösliche Chlorphotosensibilisierer
langer Wellenlänge,
die für die
photodynamische Therapie und die Diagnose von Tumoren verwendbar
sind, wie in US-Patent Nr. 5,330,741 offenbart ist, und die eine
Absorptionswellenlänge
von 600–800
nm aufweisen.
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Mit
Bezug auf 12 sei bemerkt, dass die Brust 6 mit
einer Krebsstelle 66 durch die Abtasteinrichtung 8 abgetastet
wurde, wodurch der genaue Ort der Krebszellen durch die Fluoreszenz
des biochemischen Markers, der an die Krebszellen angeheftet wurde,
bereitgestellt wurde. Die optischen Filter 50 sind bei 68 schematisch
dargestellt. Die Abtasteinrichtung wird dann repositioniert, um
den Weg mit der kürzesten
Länge für den Laserstrahl 16 zur
Krebsstelle 64 bereitzustellen. Die Wellenlänge des
Laserstrahls 16 wird ausgewählt, um das PDT-Arzneimittel zu
aktivieren.
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Wenngleich
die Erkennung von Brustkrebs der Hauptzweck der vorliegenden Erfindung
ist, werden Durchschnittsfachleute verstehen, dass sie auch auf
andere Körperteile
angewendet werden könnte.