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Gebiet der
Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung betrifft im Allgemeinen Abbildungssysteme
für medizinische
Endoskopien, und insbesondere endoskopische Abbildungssysteme für Fluoreszenz-
und Reflexionsendoskopien.
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Hintergrund
der Erfindung
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Ein
Diagnoseverfahren, das von Ärzten
häufig
zur Detektion von Krankheiten in einem Körperhohlraum eines Patienten
eingesetzt wird, ist Weißlicht-Glasfaserendoskopie.
Bei diesem Verfahren wird weißes
Licht über
einen nichtkohärenten
faseroptischen Lichtleiter eines Endoskops in den Körperhohlraum
geleitet. Das Licht beleuchtet das untersuchte Gewebe, und das reflektierte
Beleuchtungslicht wird gesammelt und durch einen kohärenten faseroptischen
Bildleiter des Endoskops geleitet. Die am Ende der Bildleitung durch
das reflektierte weiße Licht
gebildete Abbildung kann direkt durch das Okular des Endoskops betrachtet
werden oder durch eine am Okular angeschlossene Farbvideokamera
abgebildet werden. Durch die Kamera umgewandelte Abbildungen werden
dann typischerweise zu einer Bildverarbeitungs-/Speichervorrichtung
und zu einem Videomonitor übertragen,
wo sie vom Arzt geprüft
werden können.
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Um Ärzte, die
eine Endoskopie durchführen, bei
der Detektion der Anwesenheit von kanzerösem oder präkanzerösem Gewebe zu unterstützen, können die
Unterschiede im Spektrum der Eigenfluoreszenz (auch als native Fluoreszenz
bezeichnet) von normalem und anomalem Gewebe genutzt werden. Bei
der Fluoreszenz-Glasfaserendoskopie wird über den Lichtleiter des Endoskops
Fluoreszenzanregungslicht in den Körperhohlraum geleitet. Die
Wellenlängen
dieses Lichts entsprechen dem Absorptionsspektrum der natürlich vorkommenden
fluoreszierenden Moleküle
(oder Fluorophore) im Gewebe (d.h. blauem Licht). Das Fluoreszenzanregungslicht bringt
das Gewebe im Körperhohlraum
dazu, mit einem grünen
und roten Emissionsspektrum zu fluoreszieren, und das resultierende
Licht wird gesammelt und über
die faseroptische Bildleitung des Endoskops übertragen. Die resultierende
Abbildung wird durch eine Kamera umgewandelt, die reflektiertes blaues
Licht herausfiltert und die Eigenfluoreszenz in zwei breite Spektralbanden
(grün und
rot) teilt. Das durch das Licht der einzelnen Spektralbanden gebildete
Bild wird auf einen getrennten verstärkten CCD- (ICCD-) Wandler
projiziert, und das resultierende Signal wird zur Verarbeitung,
Speicherung und schließlich
Anzeige auf einem Videomonitor zu einem Steuerzentrum geleitet.
Der Unterschied im Eigenfluoreszenzemissionsspektrum von normalem
und anomalem Gewebe wird auf dem Videomonitor als Farbunterschied
dargestellt.
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Systeme
für Fluoreszenz-Faserendoskopie sind
in den US-Patenten Nr. 5.507.287; 5.590.660; 5.647.368 und 4.786.813
von Xillix Technologies Corp. in Richmond, BC, Kanada, dem Abtretungsempfänger der
vorliegenden Erfindung, umfassend beschrieben und werden von Xillix
als Xillix®, LIFE-Lung
Fluorescence Endoscopy SystemTM (das "LIFE-Lung-System") vertrieben. In
der US-A-5 647 368 ist ein System zur Detektion von kanzerösen oder
präkanzerösen Läsionen beschrieben,
die durch eine Quecksilberdampflampe erzeugtes Licht in einem Lichtleiter
eines Endoskops lenken. Durch das untersuchte Gewebe erzeugtes Eigenfluoreszenzlicht
wird durch einen Kaltlichtspiegel in rote und grüne Spektralbanden geteilt und
an ein Paar bildverstärkte
CCD-Kameras angelegt. Die Kameras sind an einen Videomonitor angeschlossen.
Die Systeme umfassen einen Satz Steuerungen, die es einem Arzt erlauben,
die Helligkeit oder das Farbgleichgewicht des produzierten Videobilds
einzustellen. Die Steuerungen können
durch Hardware- oder Software-Steuerung der Kameraverstärkung umgesetzt werden.
In mehreren Zentren durchgeführte
klinische Studien haben gezeigt, dass die Sensitivität der Ärzte bei
der Detektion von leichter Dysplasie oder schwererer Leiden unter
Verwendung des LIFE-Lung-Systems von Xillix als Teil der Weißlichtendoskopie 2,71-mal
größer ist
als die Sensitivität
von Ärzten,
die nur Weißlichtendoskopie
alleine einsetzen.
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Das
derzeitige LIFE-Lung-System weist jedoch eine Reihe von Einschränkungen
auf. Erstens muss bei der derzeitigen Ausführungsform des Systems der
Arzt die Verstärkung
des Systems manuell einstellen (d.h. die Empfindlichkeit der Kamera
gegenüber
der Eigenfluoreszenz des Gewebes erhöhen oder senken). Dies stellt
eine hinderliche Aufgabe für
den Arzt dar, wenn er gleichzeitig versucht, das Endoskop in den
Patienten einzuführen.
Obwohl zahlreiche automatische Verstärkungsregelkreise für Videosysteme
erhältlich
sind, stellen diese für
die komplexen Bedingungen im Zusammenhang mit der Abbildung von
Eigenfluoreszenz mit ICCDs keine adäquate Verstärkungsregelung dar. Wenn beispielsweise
die mittlere Helligkeit eines Bilds auf einen akzeptablen Wert erhöht wird,
können
helle Punkte auftreten, welche die ICCDs schädigen können. Wenn die Spitzenhelligkeit
eines Bilds verringert wird, um örtliche
Bildsättigung
zu verhindern, kann der Rest des Bilds wiederum zu dunkel werden,
um etwas darauf zu erkennen. Außerdem
ergeben im Handel erhältliche,
auf Mittel- und Spitzenwerten basierende automatische Verstärkungsregelkreise
unter unterschiedlichen Betrachtungsbedingungen keine Bilder mit
gutem Dynamikbereich, d.h. mit einem optimierten Kontrast. Bei der
Endoskopie umfassen diese Betrachtungsbedingungen Situationen, in
denen Fluoreszenzlichtintensitätsbereich
größer ist
als der Dynamikbereich von ICCDs, und die Bildszenen variieren von
komplexen Strukturen (d.h. viele Intensitätsschwankungen) bis zu flachen
Strukturen (d.h. homogene).
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Ein
weiteres Problem bei der Verwendung eines automatischen Verstärkungsregelkreises
basiert auf der Tatsache, dass die Verstärkungsbeziehung zwischen den
beiden Kanälen
(rot und grün)
des Abbildungssystems einer vorgegebenen Funktion folgen muss. Wenn
die Verstärkung
der einzelnen Kanäle
unabhängig
schwankt, reflektieren die Farben im resultierenden Videobild die
spektralen Unterschiede in der Eigenfluoreszenz des Gewebes nicht gleichmäßig.
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Eine
zweite Einschränkung
des derzeitigen LIFE-Lung-Systems wird offensichtlich, wenn ein
Arzt zwischen Weißlicht-
(Reflexions-) und Fluoreszenzabbildungsmodi wechseln will. Beim
derzeitigen System muss der Arzt Lichtquellen und Kameras manuell umschalten
(d.h. von einer Weißlichtbeleuchtungsquelle
zu einer Fluor eszenzanregungslichtquelle und von einer RGB-Farbkamera
zu einer Fluoreszenzkamera). Ein Verfahren, um dieses zeitaufwändige Aufgabe
zu umgehen, basiert darauf, alle Lichtquellen und Kameras gleichzeitig
an das Endoskop anzuschließen
und einen Modenschaltmechanismus zu verwenden, um von einem Abbildungsmodus
zum anderen umzuschalten. Bei der Umsetzung eines Schaltmechanismus
ist jedoch Vorsicht geboten, da die ICCDs beschädigt werden können, wenn
sie dem hellen reflektierten Beleuchtungslicht ausgesetzt werden.
Deshalb muss darauf geachtet werden, das die ICCDs nicht unter Strom
gesetzt werden, wenn keine geeigneten Beleuchtungsbedingungen vorherrschen.
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Eine
dritte Einschränkung
des derzeitigen LIFE-Lung-Systems besteht darin, dass ein Arzt,
der das vom System angezeigte Bild betrachtet, keine Möglichkeit
hat, das Ausmaß der
Anomalität,
die im untersuchten Gewebe vorhanden ist, objektiv zu quantifizieren.
Die effektive Verwendung des Systems hängt von solch subjektiven Faktoren
ab wie der Fähigkeit
des Arztes, Farben zu unterscheiden, und seiner Fähigkeit,
diese Farbinformationen im Zusammenhang mit anderen Bildmerkmalen
zu interpretieren. Ein Mittel, um die Unterschiede in den Eigenfluoreszenzspektren
von normalem und anomalem Gewebe objektiv zu quantifizieren, oder
sogar ein zusätzliches
Mittel, um diese Gewebe aufgrund ihrer unterschiedlichen Eigenfluoreszenzspektren subjektiv
zu unterscheiden, könnte
die klinische Einsetzbarkeit dieses Systems verbessern. Dies könnte mithilfe
von Rechenverfahren erreicht werden, bei denen die Spektralinformationen
der emittierten Fluoreszenz genutzt und die Ergebnisse zusammen
mit den Abbildungen auf dem Monitor angezeigt werden.
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Zusammengefasst
kann der Betrieb der derzeitigen Fluoreszenzendoskopiesysteme durch
folgende Maßnahmen
deutlich verbessert werden:
- a) einen automatischen
Verstärkungssteuerkreis, der
die Helligkeit von Eigenfluoreszenzabbildungen optimal einstellt
und eine vorgegebene Beziehung zwischen den beiden Kanälen des
Abbildungssystems aufrecht erhält;
- b) einen Mechanismus, der ein rasches Umschalten zwischen den
Weißlicht-
und Fluoreszenzabbildungsmodi ermöglicht und gleichzeitig verhindert,
dass unter Strom gesetzte ICCDs schädigenden Lichtintensitäten ausgesetzt
werden; und
- c) ein Mittel zur Nutzung der Unterschiede in den Eigenfluoreszenzemissionsspektren
von normalem und anomalem Gewebe, um den Grad der Anomalität des Gewebes
objektiv zu quantifizieren.
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Zusammenfassung
der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Abbildungssystem für Weißlicht-
und Fluoreszenzendoskopie, das einen bestimmten automatischen Verstärkungsregel-
(AVR-) Kreis im Fluoreszenzabbildungsmodus umfasst. Der AVR-Kreis
stellt die Verstärkung des
Abbildungssystems ein, indem die Verstärkung von zwei hochempfindlichen
Abbildungsvorrichtungen, wie z.B. bildverstärkten CCD- (ICCD-) Wandlern in
einem Fluoreszenzkamerakopf, eingestellt wird und indem die Lichtintensität der Anregungslichtquelle
eingestellt wird. Die Videosignale von einem Kanälepaar (dem "grünen" und "roten" Kanal) einer Fluoreszenzkamera
werden einem Satz Zähler
zugeführt. Die
Zähler,
die aus an einen Taktoszillator angeschlossenen Zählern bestehen,
messen die Dauer, für
welche jedes einzelne Videosignal eine Stärke aufweist, die über einer
Bezugsschwelle liegt, die für jeden
Zähler
individuell eingestellt ist. So können durch eine geeignete Einstellung
der Schwellenwerte die Ausgaben der Zähler dazu gebracht werden,
die Verteilung von Videosignalamplituden in einem oder mehreren
Videofeldern anzugeben. Ausgehend von den Ausgaben der Zähler bestimmt
ein Entscheidungsbaumalgorithmus, ob die Verstärkung des Abbildungssystems
oder die Lichtquellenintensität
erhöht
oder gesenkt werden sollen. Eine Verstärkungssteuergleichung ergibt
den geeigneten Wert für
die Veränderung
der Lichtquellenintensität
und ordnet die resultierende Abbildungssystemverstärkungssteigerung
oder -verringerung einer einzelnen Verstärkungsänderung für jeden ICCD-Wandler zu, sodass
die relative Verstärkung
zwischen den beiden Kanälen
gleich bleibt.
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Die
vorliegende Erfindung umfasst außerdem einen Schaltmechanismus,
mit dem bequem zwischen dem Weißlicht-
und Fluoreszenzendoskopieabbildungsmodus umgeschaltet werden kann.
Die Umsetzung des Moduswechsels impliziert, dass Weißlicht-
und Fluoreszenzlichtquellen und -kameras gleichzeitig an das Endoskop
angeschlossen sind und dass die geeignete Kombination aus Kamera und
Lichtquelle aktiviert wird, wenn auf einen anderen Modus umgeschaltet
wird. Dazu ist ein zweiteiliger Modenschaltmechanismus erforderlich:
einer zum Umschalten der Kameras und einer zum Umschalten der Lichtquellen.
Der Kameramodusschaltmechanismus besteht aus einem Lichteitmechanismus,
wie beispielsweise einem Spiegel, der zwischen einer ersten Position,
in der das Bild vom Endoskop zu einer RGB-Videokamera reflektiert wird, und einer
zweiten Position, in der das Bild vom Endoskop zum Fluoreszenzkamerakopf
passieren gelassen wird, beweglich ist. Wenn ein Arzt den Modenschalter
verwendet, um von der Weißlichtabbildung zur
Fluoreszenzabbildung umzuschalten oder umgekehrt, übermittelt
ein Paar Näherungsschalter
Signale an das Steuerzentrum des Systems, welches die Position des
Spiegels überwacht,
um sicherzustellen, dass die ICCDs nicht unter Strom stehen, bis
die geeignete Lichtquelle gewählt
wurde. Der Lichtquellenmodenschaltmechanismus besteht aus einem
Filterantrieb, der blaue Fluoreszenzanregungsfilter oder Weißlichtfilter
ein einem Beleuchtungslichtweg positioniert, der sich zwischen der
Lichtquelle und einem Endoskop erstreckt.
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Die
vorliegende Erfindung stellt außerdem ein
Mittel zur objektiven Quantifizierung der spektralen Unterschiede
zwischen normalem und anomalem Gewebe bereit, bei dem die relative
Helligkeit der Eigenfluoreszenz in den abgebildeten Spektralbanden (rot
und grün)
genutzt wird. Ein Abschnitt der Eigenfluoreszenzabbildung wird analysiert,
und der durch eine bestimmte mathematische Funktion, wie z.B. das
Verhälfnis
zwischen der Helligkeit der Bilder der beiden Wellenbereiche, definierte
numerische Wert wird für
den Arzt angezeigt.
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Kurze Beschreibung
der Abbildungen
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Die
oben genannten Aspekte und zahlreiche weitere Vorteile dieser Erfindung
werden durch die folgende detaillierte Beschreibung und die beiliegenden
Abbildungen klarer ersichtlich werden, worin:
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1 ein
Blockdiagramm eines Abbildungssystems für Weißlicht- und Fluoreszenzendoskopie gemäß der vorliegenden
Erfindung ist;
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2 ein
Blockdiagramm einer Lichtquelle ist, die im Abbildungssystem für Weißlicht-
und Fluoreszenzendoskopie aus 1 verwendet
wird;
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3 ein
Blockdiagramm eine automatischen Verstärkungsregelkreises gemäß einem
ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung ist;
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4 ein
Bockdiagramm einer Reihe von Komparatoren und Zeit-über-dem-Schwellenwert-Zählern ist,
die im automatischen Verstärkungsregelkreis
aus 3 enthalten sind;
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5 ein
Ablaufdiagramm der Schritte ist, die gemäß vorliegender Erfindung zur Änderung
der Verstärkung
des Abbildungssystems aus 3 oder der
Intensität
von Licht durchgeführt
werden, das durch die in 2 dargestellte Lichtquelle erzeugt wird;
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6 ein
Blockdiagramm eines Abbildungsmodenschaltmechanismus ist, der sich
im Kombinationskamerakopf gemäß einem
weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung befindet; und
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7 eine
bildliche Darstellung einer Eigenfluoreszenzabbildung gemäß einem
wieteren Aspekt der vorliegenden Erfindung ist, die eine quantitative Angabe über die
relative Intensität
des Eigenfluoreszenzlichts umfasst, das in zwei Spektralbanden vorhanden
ist.
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Detaillierte
Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform
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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Abbildungssystem für Weißlicht-
und Fluoreszenzendoskopie, das einen automatischen Verstärkungsregel- (AVR-)
Kreis im Fluoreszenzabbildungsmodus umfasst. Der AVR-Kreis regelt
die Bildhelligkeit auf zwei Arten: a) durch Einstellung der Verstärkung der
beiden bildverstärkten
CCD- (ICCD-) Wandler in einem Fluoreszenzkamerakopf und b) durch
Einstellung der Intensität
einer Anregungslichtquelle. Der Eingang in den AVR-Kreis besteht
aus den zwei Videosignalen (grüner
und roter Kanal), die von der Fluoreszenzkamera erzeugt werden.
Die Videosignale werden zu einer Reihe von Zählern geleitet, welche die
Dauer bestimmen, für
welche das Videosignal eine Stärke aufweist,
die über
einer Bezugsschwelle liegt (für
jeden Zähler
individuell eingestellt). Die Ausgaben der Zähler geben die Verteilung der
Videosignalamplituden in einem oder mehreren Videofeldern an. Ausgehend
von den Ausgaben der Zähler
bestimmt ein Entscheidungsbaumalgorithmus, ob die Verstärkung des Abbildungssystems
oder die Lichtquellenintensität erhöht oder
gesenkt werden sollen. Eine Verstärkungssteuergleichung ergibt
den geeigneten Wert für die
Veränderung
der Lichtquellenintensität
und ordnet die Verstärkungssteigerung
oder -verringerung einer einzelnen Verstärkungsänderung für jede ICCD zu, sodass die
relative Verstärkung
zwischen den beiden Kanälen
gleich bleibt.
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1 ist
ein Blockdiagramm eines Abbildungssystems 10 für Weißlicht-
und Fluoreszenzendoskopie gemäß vorliegender
Erfindung. Das Herz des Abbildungssystems ist ein Steuerzentrum 20, das
eine zentrale Rechnereinheit 22 umfasst, die programmiert
ist, den Betrieb des eine Kombinationslichtquelle 36 und
einen Kombinationskamerakopf 42 umfassenden Systems zu
steuern. Ein interner Arbeitsspeicher (RAM), eine Festplatte und
ein Festspeicher (ROM) 24 speichern ein Computer-Softwareprogramm,
das den Betrieb der zentralen Rechnereinheit 22 steuert.
Der Speicher ermöglicht
außerdem
die Speicherung von Daten, wie etwa erhaltenen Abbildungen, Parametern
und Protokolldateien. Eine Reihe von Steuerungen 26 auf
der Frontplatte des Steuerzentrums 20 erlaubt es dem Bediener,
den Betrieb des Abbildungssystems einzustellen.
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Das
Steuerzentrum 20 umfasst außerdem eine Bildkarte 28,
die analoge Videosignale von verschiedenen Quellen, einschließlich eines
Fluoreszenzkamerakopfes 44 und eines RGB-Kamerakopfes 46,
die in einem Kombinationskamerakopf 42 enthalten sind,
empfängt.
Ein Videoschalter, der Teil einer Digital- und Video-E/A 32 ist,
empfängt
und selektiert die Fluoreszenz oder RGB-Videosignale, die als Eingangssignal
für die
Bildkarte zugeführt
werden. Die Bildkarte 28 digitalisiert das gewählte Videosignal,
wonach sie die digitalisierten Signale verarbeitet und in Signale
umwandelt, die auf einem Videomonitor 54 dargestellt werden
können.
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Ein
automatischer Verstärkungsregelkreis 30,
der im Steuerzentrum 20 enthalten ist, stellt die Verstärkung des
Eigenfluoreszenzkamerakopfes 44 und die Intensität des Fluoreszenzanregungslichts von
der Kombinationslichtquelle 36 automatisch ein.
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Die
Kombinationslichtquelle 36 stellt weißes Licht und Fluoreszenzanregungslicht
bereit. Das Steuerzentrum 20 ist über Status- und Steuerleitungen 102, 106 und 108 mit
der Lichtquelle 36 verbunden. Weißes Breitbandbeleuchtungslicht
oder Fluoreszenzanregungslicht (typischerweise 437 nm ± 10 nm)
wird von der Kombinationslichtquelle 36 zu einem Lichtleiter 38 eines
faseroptischen Endoskops 40 geleitet. Das Licht vom Lichtleiter 38 leuchtet
den internen Körperhohlraum
eines Patienten aus. Reflektiertes weißes Licht oder Eigenfluoreszenzlicht vom
untersuchten Gewebe wird von einem Bildleiter des faseroptischen
Endoskops 40 übertragen
und auf den Kombinationskamerakopf 42 projiziert. Der Kombinationskamerakopf 42 umfasst
außerdem
einen Modenschaltmechanismus 67, der das vom Endoskop 40 empfangene
Licht entweder zum RGB-Videokamerakopf 46 oder zum Fluoreszenzkamerakopf 44 leitet.
Wenn der Fluoreszenzabbildungsmodus eingestellt ist, erzeugt der
Fluoreszenzkamerakopf 44 elektronische Signale, die zu
einer Zweikanal-Fluoreszenzkamera-Steuereinheit im Steuerzentrum 20 (nicht
dargestellt) geleitet werden, welches die elektronischen Signale
in Standardvideosignale umwandelt. Die Videosignale werden dann
durch die Video-E/A 32 zur Bildkarte 28 geleitet,
wo sie verarbeitet werden, bevor sie auf dem RGB-Videomonitor 54 angezeigt
werden. Alternativ dazu kann, wenn der Arzt eine Weißlichtreflexionsabbildung
sehen will, die Position des Modenschaltmechanismus 67 so
gewählt
werden, dass das reflektierte Beleuchtungslicht auf einen RGB-Videokamerakopf 46 reflektiert
wird. Die vom Kamerakopf 46 erzeugten elektronischen Signale
werden zu einer RGB-Kamerasteuereinheit 48 geleitet, die
sich außerhalb
des Steuerzentrums 29 befindet, wo sie in RGB-Videosignale
umgewandelt werden. Die Weißlicht-RGB-Videosignale
werden ebenfalls durch die Video-E/A 32 zur Bildkarte 28 geleitet
und verarbeitet, bevor sie auf dem RGB-Videomonitor 54 angezeigt
werden. Die RGB-Videokamerasteuereinheit 48 umfasst einen
automatischen Verstärkungssteuerkreis,
der auch die Fähigkeit
aufweist, die Intensität
des von der Kombinationslichtquelle 36 erzeugten Lichts
einzustellen, wenn das System im Weißlichtmodus läuft. Die
automatischen Verstärkungssteuersignale
für den
Weißlichtmodus werden über eine
Leitung 110 zur Kombinationslichtquelle übertragen.
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Eine
Tastatur 52 ist über
die Digital-E/A 32 auf dem Computer-Motherboard mit dem
Steuerzentrum 20 verbunden und ermöglicht es dem Bediener, Patientendaten
einzugeben oder die Betriebsparameter des Abbildungssystems zu ändern.
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Um
die Weißlicht-
und Fluoreszenzabbildungen anzuzeigen, wird der RGB-Videomonitor 54 über die
Video-E/A 32 mit dem Steuerzentrum 20 verbunden.
Ein Videorekorder 56 kann angeschlossen werden, um die
Videobilder für
eine spätere
nochmalige Wiedergabe und Analyse aufzuzeichnen. Mithilfe eines
Videodruckers 58 kann ein Arzt ein Einzelbild ausdrucken.
Abbildungen können
auch mithilfe einer Filmaufzeichnungsvorrichtung 60 aufgezeichnet
oder auf einer magneto-optischen Platte 62 gespeichert werden.
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Damit
ein Bediener den Betrieb des Abbildungssystems steuern kann, werden
mehrere programmierbare Bedienungseingabevorrichtungen bereitgestellt.
Ein Fußschalter 64 und
drei Handsteuerschalter 65 auf dem Kamerakopf 42 erlauben
es dem Bediener, verschiedene Funktionen des Steuerzentrums 20,
wie beispielsweise das Einfrieren oder Speichern von Bildern, das
Auswählen
verschiedener AVR-Modi oder das Steuern von Peripheriegeräten, wie
z.B. des Videodruckers 58, der Filmaufzeichnungsvorrichtung 60 oder
der magneto-optischen Platte 62, fernzubetätigen.
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2 zeigt
die Kombinationslichtquelle 36 aus 1 in größerem Detail.
Die Lichtquelle umfasst eine Metallhalogenidlampe 80, die
Breitbandweißlicht
mit Quecksilber- (Hg-) Peaks. Das von der Lampe 80 erzeugte
Licht wird durch eine Reihe von Filtern 82 geschickt. Je
nach gewählten
Abbildungsmodus wird das Licht beispielsweise durch einen Breitbandweißlichtfilter übertragen
(d.h. Dreifach-Sperrfilter, um die Hg-Peaks zu entfernen), der die
Hg-Peaks entfernt und das Spektrum der Metallhalogenidlampe formt,
sodass es dem einer Xenonlampe ähnelt.
Alternativ dazu kann, wenn Fluoreszenzabbildung gewählt ist,
Licht von der Lampe durch einen blauen Fluoreszenzanregungslichtfilter geschickt
werden, der einen blauen Durchlässigkeitsbereich
mit einer Mittenfrequenz nahe dem Quecksilber-Peak aufweist, der
bei 437 Nanometer auftritt.
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Licht,
dass die Filter 82 passiert, tritt auch durch einen einstellbaren
Intensitätssteuermechanismus 84 hindurch,
der die Intensität
des an ein Endoskop weitergeleiteten Lichts steuert. Die Intensitätssteuerung 84 ist
vorzugsweise eine Metallplatte mit einer geeigneten Gestalt, um
eine variable Menge Licht zu blockieren, wenn sie in den Lichtweg
und aus ihm heraus bewegt wird.
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Nachdem
das Licht den Intensitätssteuermechanismus 84 passiert
hat, durchläuft
es einen Verschlussmechanismus 86, der sich öffnet, damit
Licht in den Lichtleiter des Endoskops eintreten kann, wenn dieses
angeschlossen ist.
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Der
Betrieb der Kombinationslichtquelle 36 wird von einem Lichtquellenregler 90 auf
Mikroprozessorbasis gesteuert. Der Lichtquellenregler 90 steuert
den Betrieb eines Metallhalogenidlampenvorschaltgeräts 92,
das die Betriebsspannung für
die Metallhalogenidlampe 80 bereitstellt. Außerdem stellt der
Lichtquellenregler Steuersignale für einen Filterantrieb 94 bereit,
der einen der Filter 82 in Übereinstimmung mit dem gewählten Abbildungsmodus
physikalisch in den Lichtweg bewegt.
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Ein
Intentsitätssteuerantrieb 96 empfängt Steuersignale
vom Lichtquellenregler 90, um die Intensitätssteuerung 84 in
den Lichtweg und aus ihm heraus zu bewegen, wodurch die Intensität des Lichts
geändert
wird, die den Lichtleiter des Endoskops erreicht. Der Lichtquellenregler 90 sendet
außerdem
Steuersignale an einen Verschlussantrieb/-motor 98, die
den Verschlussmechanismus 86 öffnen und schließen.
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Neben
der Steuerung der Komponenten, welche die Intensität und Wellenlänge von
Licht einstellen, das in den Lichtleiter des Endoskops geleitet wird,
ist der Lichtquellenregler 90 auch mit einer Reihe von
Fronplattenschaltern 100 verbunden, die es einem Arzt erlauben,
den Betrieb der Lichtquelle manuell einzustellen. alternativ dazu
kann der Lichtquellenregler 90 Befehle zur Steuerung der
Lichtquelle auch von einer Verbindung mit den Status- und Steuerleitungen 102 erhalten,
die an das Steuerzentrum 20 angeschlossen ist, welches
den Gesamtbetrieb des Abbildungssystems steuert, wie in 1 zu
sehen ist.
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Um
das Ausgangssignal der Kombinationslichtquelle 36 von weißem Beleuchtungslicht
zu blauem Anregungslicht oder umgekehrt zu ändern sowie um die Intensität des produzierten
Lichts zu steuern, empfängt
der Lichtquellenregler 90 außerdem über die Leitung 106 Steuersignale
vom Steuerzentrum, die übermitteln,
welcher der Filter 82 im Lichtweg platziert werden soll,
um das weiße
Beleuchtungslicht oder das blaue Anregungslicht zu erzeugen. Über die
Status- und Steuerleitung 108 empfängt der Lichtquellenregler 90 Signale
vom Steuerzentrum, die angeben, ob die Intensität des produzierten Anregungslichts
erhöht
oder verringert werden soll. Und schließlich empfängt der Lichtquellenregler 90 über die
Leitung 110 Signale von der RGB-Videokamerasteuereinheit 48,
welche die Intensität
des produzierten weißen
Beleuchtungslichts einstellen.
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Damit
der Arzt die Verstärkung
im Fluoreszenzabbildungsmodus nicht mehr manuell einstellen muss,
umfasst das Abbildungssystem der vorliegenden Erfindung einen automatischen
Verstärkungsregel-
(AVR-) Kreis 30 für
den Fluoreszenzmodus, wie in 3 dargestellt
ist. Das Abbildungssystem kann aber auch, wie das derzeitige Xillix
LIFE-Lung Fluorescence Endoscopy SystemTM,
manuell gesteuert werden. Die Ausführung des Fluoreszenzmodus-AVR
sieht wie folgt aus: Wie oben beschrieben wird durch das untersuchte
Gewebe erzeugtes Eigenfluoreszenzlicht in zwei Spektralbanden geteilt und
auf ein Paar hochempfindlicher Abbildungsvorrichtungen, wie z.B.
ein Paar CCDs unter Elektronenbeschuss oder bildverstärkter CCD-Wandler 44a und 44b,
projiziert. Der Wandler 44a empfängt das Licht in einem Wellenlängenband Δλ1,
das sich im grünen Bereich
des sichtbaren Spektrums befindet, während der Wandler 44b Licht
in einem Wellenlängenband Δλ2 empfängt, der
sich im roten Bereich des sichtbaren Spektrums befindet. Die von
den verstärkten CCD-Wandlern 44a und 44a erzeugten
elektronischen Signale werden zu Kamerasteuereinheiten (CCUs) 45a und 45b im
Steuerzentrum 20 geleitet, wo sie in Videosignale umgewandelt
und durch die Video-E/A 32 zur Bildkarte 28 und
zum AVR-Kreis geleitet werden.
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Die
zum AVR-Kreis geleiteten Videosignale werden zu einer Zeit-über-dem-Schwellenwert-Zählerschaltung 112 geleitet.
Die Zählerschaltung
empfängt
außerdem
ein Taktsignal, das durch die horizontalen und vertikalen Synchronsignale
von den CCUs torgesteuert ist. Der Zähler 112 erzeugt eine Reihe
von Ausgaben #T1, #T2, ... #Tn, die alle einen Wert enthalten, der
proportional zu dem Bereich in einem oder mehreren Videofeldern
ist, der einen Intensitätsbereich über einem
zugeordneten vorgegebenen Schwellenintensitätswert aufweist. Jeder der Ausgabewerte
#T1, ... #Tn kann durch eine Funktion a1,
... an 114 gewichtet werden, bevor
sie einem Entscheidungsbaumalgorithmus 116 zugeführt werden. Der
Entscheidungsbaumalgorithmus 116 bestimmt, ob die Verstärkung des
Abbildungssystems und/oder die Intensität des durch die Kombinationslichtquelle 36 produzierten
Lichts erhöht
oder verringert werden sollen. Die Ausgabe des Entscheidungsbaumalgorithmus 116 gibt
das Ausmaß an,
um welches die Verstärkung
erhöht/verringert
werden sollte, und dieses Signal wird einer Verstärkungssteuergleichung 120 zugeführt. Bei
der Verstärkungssteuerung
wird die Menge berechnet, um welche die Lichtquellenintensität und/oder
die Verstärkung
der einzeln verstärkten
CCD-Wandler 44a und 44b des
Abbildungssystems geändert
werden sollte, um die Verstärkungsänderung
zu erreichen, die durch den Entscheidungsbaumalgorithmus bestimmt
wurde, wobei eine vorgegebene Verstärkungsbeziehung zwischen den
beiden Kanälen
aufrecht erhalten wird.
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Wenn
die Kameraverstärkung
erhöht
oder verringert werden soll, ergibt die Verstärkungssteuergleichung 120 zwei
Binärzahlen,
deren Größe zu einer
proportionalen Verstärkungsänderung
in den beiden ICCDs führt.
Ein Erhöhungs-/Verringerungs-Verstärkungssteuerkreis 122 empfängt die
Binärzahlen von
der Verstärkungssteuergleichung 120 und
wandelt die empfangenen Binärzahlen
in ein Paar Spannungspegel um, das einem Paar von Wandlerverstärkungsreglern 124 und 126 zugeführt wird.
Die Wandlerverstärkungsregler 124 und 126 stellen
die Gesamtverstärkung
der verstärkten
CCD-Wandler 44a bzw. 44b ein.
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4 zeigt
den oben beschriebenen Zeit-über-dem-Schwellenwert-Zähler 112 in
größerem Detail.
Der Zähler 112 führt numerische
Zählungen
durch, die angeben, wie lange eine Schwellenintensität in einem
oder mehreren Einzelbildern überschritten
wird. Diese numerischen Zählungen
entsprechen dem Bereich in einem Bild mit einer Intensität über einem
vorbestimmten Wert. Eine Anordnung von unabhängig programmierbaren Referenzschwellen-Digital-Analog-Wandler 140 wird
durch das Steuerzentrum 20 programmiert, eine Reihe von Referenzschwellenpegeln
festzulegen, mit denen die Videosignale von den CCUs verglichen
werden. Die jeweiligen Referenzschwellenpegel werden so gewählt, dass
sie einen Prozentsatz des Null- bis
Vollvideosignals darstellen, der von den CCUs erzeugt wird, und
ihre gewählten
Werte hängen
im Allgemeinen von der Art des untersuchten Gewebes ab, wie nachstehend
beschrieben ist.
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Die
Referenzschwellen werden auf die Umkehreingänge einer Reihe von Komparatoren 144 angewandt.
Beispielsweise wird eine Spannung von 45% des Vollbereichs des Videosignals
des grünen Kanals über eine
Leitung 142a an einem Umkehreingang eines Komparators 144a angelegt.
Auf ähnliche Weise
wird eine Spannung von 75% des Vollbereichs über eine Leitung 142b auf
einen Umkehreingang eines Komparators 144b angelegt. Eine
weitere Gruppe von Referenzschwellenspannungen wird an eine Reihe
von Komparatoren angelegt, die das von der Rotkanal-CCU erzeugte
Videosignal empfangen. In der derzeit bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung wird für
jeden Kanal ein Referenzschwellenwert mit einem gewünschten Spitzenwert
festgesetzt, während
der andere Referenzschwellenwert auf einen gewünschten mittleren Intensitätswert eingestellt wird.
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Die
von den Zweikanal-Fluoreszenz-CCUs erzeugten Videosignale werden
an die nicht umkehrenden Eingänge
der Komparatorschaltungen 144 angelegt. Wenn der Spannungspegel
der Videosignale die von den Digital-Analog-Wandlern 140 festgesetzten
Referenzschwellenwerte überschreitet, produzieren
die Komparatoren 144 logische High-Signale. Jeder Komparator 144 weist
einen zugehörigen
24-Bit-Zähler 146 auf.
Jeder Zähler
weist einen Zählerfreigabeanschluss
auf, der an den Ausgang des zugehörigen Komparators angeschlossen
ist, sodass der Zähler
eingeschaltet wird, wenn der Komparator das logische High-Signal
erzeugt.
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Wie
oben angeführt
umfasst der automatische Verstärkungsregelkreis 30 einen
freilaufenden Taktgeber 150 mit einer Frequenz, die im
Wesentlichen gleich dem Pixeltakt der CCUs ist. Ein Synchronisationsverzögerungs-
und Torschaltung 152 empfängt die horizontalen und vertikalen
Synchronisationssignale, die von den CCUs erzeugt werden, und passiert
nur den freilaufenden Taktgeber 150 während der aktiven Abschnitte
der Videosignale. Die Synchronisationsverzögerungs- und Torschaltung 152 erzeugt
außerdem
einen Feldtaktimpuls für
jedes Feld der empfangenen Videosignale. Die Impulse werden von
einem Kurz-Zähler 154 gezählt, um die
Anzahl an Feldperioden zu verfolgen, die mit den in den Zeit-über-dem-Schwellenwert-Zählern enthaltenen
Werten zusammenhängen.
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Wenn
die Zähler 146 durch
ihre entsprechenden Komparatorschaltungen 144 eingeschaltet werden,
zählen
die Zähler 146 die
Anzahl an synchronisationstorgesteuerten Taktimpulsen, die während der
Zeit auftreten, in der die durch die Rot- oder Grünkanal-CCUs
erzeugten Videosignale den Referenzschwellenwert für den Komparator,
der an den Freigabeanschluss des Zählers angeschlossen ist, überschreiten.
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Die
Werte in den Zählern 146 werden
mithilfe eines Zählerabfrageregelkreises 160 abgelesen,
welcher die Zähler 146 mit
dem Datenbus 130 des Abbildungssystems verbindet, der sich
auf einem Motherboard im Steuerzentrum 20 befindet. Der Zählerabfrageregelkreis
empfängt
auch die Zählung
des Kurz-Zählers 154.
Der Kurz-Zähler 154 ermöglicht die
Programmierung der Software, sodass sie die Zähler 146 in periodischen
Abständen,
wie beispielsweise alle zehn Felder usw., ausliest.
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Obwohl
die derzeit bevorzugte Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung zwei Referenzschwellenwerte für den grünen und
roten Kanal verwendet, können
auf die oben beschriebene Weise zusätzliche Schwellenwertzähler zum
automatischen Verstärkungsregelkreis
hinzugefügt
werden, wenn genauere Informationen über die Verteilung der Videosignalamplituden
erwünscht
sind.
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5 zeigt
die Schritte des Entscheidungsbaumalgorithmus 116 und die
Verstärkungssteuergleichung 120 aus 3 zur
Einstellung der Verstärkung
der ICCDs und der Lichtquellenintensität. 5 zeigt
die beiden grundlegenden Prozesse zur Umsetzung der automatischen
Verstärkungsregelung,
nämlich
i) den Schritt der Festlegung von Parametern in Schritt 162 und 164 und
ii) die Durchführung
des Entscheidungsbaumalgorithmus und der Verstärkungssteuergleichung in Schritt 166 bis 172.
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Beginnend
mit Schritt 162 werden die maximalen und mittleren Referenzschwellenwerte
festgelegt. Diese Werte werden vom Bediener der Systemsoftware gewählt. Die
gewählten
Werte hängen
von der Art des betrachteten Bildes ab. Bei einem Bild, das viele
strukturelle Merkmale aufweist, werden die Schwellenwerte so gewählt, dass
sichergestellt wird, dass alle Details sichtbar bleiben. Wenn beispielsweise
ein Körperhohlraum
mit einer detaillierten Struktur, wie z.B. die Bronchien, betrachtet
werden, kann der maximale Referenzschwellenwert auf 90% des Vollbereichswerts
eingestellt werden, und der mittlere Referenzschwellenwert kann
auf 50% des Vollbereichswerts eingestellt werden. Alternativ dazu können, wenn
der untersuchte Körperhohlraum
relativ homogen ist, wie dies etwa beim Magen der Fall ist, die
Referenzschwellenwerte so eingestellt werden, dass die mittlere
Intensität
des Bildes ein relativ helles Bild ergibt. Der maximale Referenzschwellenwert
kann beispielsweise auf 80% des Vollbereichs eingestellt werden,
und der mittlere Referenzschwellenwert auf 60% des Vollbereichs.
Es können
vorprogrammierte Schwellen werte für häufig untersuchte Gewebeproben
oder fallspezifische Werte eingegeben werden.
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In
Schritt 164 wählt
der automatische Verstärkungsregelkreis
eine Reihe von AVR-Bildfüllzielwerten
aus. Diese Werte repräsentieren
den nominalen Bildbereich, für
den die Videosignalamplitude größer als
oder gleich wie ein bestimmter Schwellenwert sein muss. Beispielsweise
können
Füllzielwerte
gewählt
werden, sodass 2% des Bildbereichs Videosignalamplituden aufweisen,
die größer sind
als der maximale Schwellenwert, und 55% des Bildbereichs Videosignalamplituden
aufweisen, die größer als
der mittlere Schwellenwert sind. Der automatische Verstärkungsregelkreis
stellt die Verstärkung
der ICCDs und/oder der Intensität
der Lichtquelle ein, sodass die Bildintensitätsverteilung, die vom Zeit-über-dem-Schwellenwert-Zähler 112 berechnet wurde,
so gut wie möglich
mit den gewünschten
Bildfüllzielwerten übereinstimmt.
Wie die Schwellenwerte werden auch die Füllzielwerte vom Bediener des Systems
bestimmt.
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Schritt 166 ist
der erste Schritt des tatsächlichen
AVR-Entscheidungsbaumalgorithmus. In Schritt 166 wartet
der automatische Verstärkungsregelkreis
darauf, dass die letzte Verstärkungsänderung
stattfindet, und misst dann die Bildintensitätsverteilung für eine vorgegebene
Anzahl an Feldern. Nach der vorgegebenen Anzahl an Feldern werden die
Werte von den Zählern 146 in
der Zeit-über-dem-Schwellenwert-Zählerschaltung 112 ausgelesen
und die Bildbereiche analysiert.
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Der
Bildbereich mit Videosignalamplituden über dem höheren oder "maximalen" Schwellenwert und der Bildbereich mit
Videosignalamplituden über dem
niedrigeren oder "mittleren" Schwellenwert werden
in Schritt 168 dem Entscheidungsbaum zugeführt. Der
Entscheidungsbaum bestimmt, ob die Verstärkung geändert werden soll, sodass die
Intensitätsverteilung
besser den AVR-Füllzielwerten
entspricht. Wie oben erläutert
kann der Bildbereich, der den maximalen oder mittleren Schwellenwert überschreiten
darf, durch die Funktionen 114 bewertet werden, damit der
automatische Verstärkungsregelkreis
mehr wie ein Regelkreis für
Maximal- oder Mittelwerte funktioniert, wenn dies für die jeweilige
Untersuchungssituation gewünscht
ist.
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Das
Ausmaß der
Verstärkungsänderung, das
durch den Entscheidungsbaumalgorithmus 116 bestimmt wird,
wird in Schritt 170 durch allgemein bekannte Prozesssteuerverfahren
modifiziert, um vorübergehendes
Verhalten, wie etwa Überschwingung, Ausregelzeit
und Oszillationsverhalten, zu optimieren. Diese Verfahren umfassen
eine Leckintegratorfunktion, Totzonenregelung, Steuerfunktionszuordnung,
Proportionalregelung und Geschwindigkeits- und Bereichsbegrenzungsvorgänge bei
der nächsten angewandten
Verstärkungsänderung.
Diese Verfahren stellen sicher, dass Verstärkungsänderungen so rasch wie möglich stattfinden,
ohne Stabilitätsprobleme
zu verursachen.
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In
Schritt 172 wird die Verstärkungsänderung für die Grün- oder Rotkanal-ICCD und,
falls erforderlich, das Ausmaß der
Lichtquellenintensitätsänderung
bestimmt. Die Verstärkungsänderung
wird durch die Steuerverfahren modifiziert und in die Verstärkungssteuergleichung 120 eingebracht.
Diese Gleichung setzt die Verstärkungseinstellung
der ICCD in jedem der zwei Kanäle
zueinander in Beziehung, sodass das Verhältnis (Polynom erster Ordnung)
zwischen den Verstärkungen
der beiden Kanäle
aufrecht erhalten wird. Das Verhältnis
zwischen den Verstärkungen
der beiden Kanäle
kann vom Systembediener bestimmt werden. Der Bediener kann das Verhältnis so
einstellen, dass das resultierende Videobild je nach Bedarf roter
oder grüner
wirkt. In der derzeit bevorzugten Ausführungsform der Erfindung kann
die relative Verstärkung
der ICCD im roten Kanal in Bezug auf die ICCD im grünen Kanal über einen
Bereich von 0,75 bis 3 variiert werden. Bei einigen Anwendungen
kann die Beziehung zwischen den Verstärkungen der beiden Kanäle ein Polynom einer
höheren
Ordnung darstellen, z.B. g1 = c + ag2 + bg2 2 +
..., worin g1 die Verstärkung des roten Kanals ist,
g2 die Verstärkung des grünen Kanals
ist und a, b und c Konstanten sind.
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Es
kann vorkommen, dass die erforderliche Fluoreszenzkameraverstärkung in
einem oder in beiden Kanälen
außerhalb
des optimalen Verstärkungseinstellungsbereichs
der ICCD liegt. Wenn die berechnete Verstärkungseinstellung eines Kanals über der
maximalen Optimaleinstellung oder unter der minimalen Optimaleinstellung
liegt, dann wird die Intensität
der Anregungslichtquelle um ein festgelegtes Maß erhöht oder verringert. Die Intensität des von
der Lichtquelle erzeugten Lichts wird so eingestellt, dass sie ausreicht,
um die Kameraverstärkungseinstellungen
wieder in den optimalen Betriebsbereich zu bringen. Ein Pseudocode
des Entscheidungsbaumalgorithmus 116 und der Verstärkungssteuergleichung 120 ist
in Anhang A zu finden.
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Die
vorliegende Erfindung umfasst außerdem einen zweiteiligen Modenschaltmechanismus (einen
Teil in der Lichtquelle und einen Teil im Kombinationskamerakopf),
mit dem bequem zwischen dem Weißlicht-
und Fluoreszenzendoskopieabbildungsmodus umgeschaltet werden kann. 6 ist
ein schematisches Blockdiagramm des Modenschaltmechanismus des Kombinationskamerakopfs.
Der Modenschaltmechanismus der Lichtquelle ist in 2 dargestellt.
Bei der bevorzugten Ausführungsform des
Mechanismus muss das Endoskop über
den Endoskopanschluss 180 an die Kombinationslichtquelle 36 und
den Kombinationskamerakopf 42 angeschlossen sein. Die Kombinationslichtquelle 36 ist zur
Bereitstellung von Weißlicht-
(Reflexi ons-) beleuchtung und Blaulicht- (Fluoreszenzanregungs-) beleuchtung
fähig.
Der Kombinationskamerakopf 42 ist zur Umwandlung von Dreikanal-RGB-Reflexionsbildern
und Zweikanal-Fluoreszenzbildern fähig.
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Da
die Lichtquelle 36 und der Kamerakopf 42 physikalisch
voneinander getrennt sind, besteht der Modenschaltmechanismus aus
zwei Teilen. Die beiden Teile des Mechanismus sind durch Steuersignale über das
Abbildungssystem-Steuerzentrum 20 und den Lichtquellensystemregler 90 verbunden.
Da die Metallhalogenidlampe 80 in der Kombinationslichtquelle 36 sowohl
weißes
als auch blaues Licht bereitstellen kann, besteht der Lichtquellenteil
des Modenschalters aus dem Filterantrieb 94 und den Weißlicht- und
Blaulichtfiltern 82. Der Filterantrieb 94 reagiert auf
Befehle vom Lichtquellensystemregler 90 und positioniert
den geeigneten Filter im Lichtweg zwischen der Lampe und dem Endoskoplichtleiter.
Der Status des Filterantriebs 94 wird ebenfalls vom Lichtquellensystemregler 90 überwacht,
der dann über
den Anschluss an die Status- und Steuerleitungen 102 mit dem
Steuerzentrum 20 kommuniziert.
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Ein
zweiter Teil des Modenschaltmechanismus befindet sich im Kombinationskamerakopf 42. Dieser
Teil des Modenschaltmechanismus 67 weist einen beweglichen
Lichtweg-Leitmechanismus 186, wie etwa einen Spiegel, auf.
Wenn das Abbildungssystem auf den Fluoreszenzabbildungsmodus geschaltet
ist, wird der Spiegel aus dem Lichtweg zwischen dem Okular des Endoskops
und dem Fluoreszenzkamerakopf 44 bewegt. Auf diese Weise
erreicht das Fluoreszenzlicht den Kaltlichtspiegel 182,
der Δλ1 und Δλ2 spektral
in ihre jeweiligen optischen Wege trennt. Wenn das Abbildungssystem
auf den Weißlichtabbildungsmodus
geschaltet ist, wird der Spiegel 186 in den Lichtweg bewegt.
In dieser Position wird Licht vom Endoskop zu einem zweiten, fixen Spiegel 190 geleitet,
wo der Lichtweg geknickt wird, um ein Periskop zu bilden, welches
das Licht vom Okular des Endoskops wieder zum RGB-Videokamerakopf 46 leitet.
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Der
Betrieb der beiden Teile des Modenschaltmechanismus wird durch eine
Bedienungseingabe am Kombinationskamerakopf 42 gesteuert.
Der Bediener legt einen Schalter 65 um und verändert so den
Betrieb des Abbildungssystems. Das führt dazu, dass ein Signal zum
Steuerzentrum gesendet wird, das angibt, dass ein Wechsel des Abbildungsmodus vorgenommen
wurde. Ein Paar elektrischer oder optischer Näherungsschalter 192, 194 im
Kombinationskamerakopf 42, das die Position des beweglichen Spiegels 186 erfasst,
erzeugt ein Signal. Ein zweites Signal wird von Schaltern 192, 194 erzeugt
und zum Steuerzentrum 20 geleitet, wenn der bewegliche Spiegel 186 seine
neue Position erreicht hat.
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Die
Schalter 192, 194 dienen als Sicherheitsmechanismus
für die
ICCDs im Fluoreszenzkamerakopf. Wenn sie unter Strom stehen, sind
die ICCDs anfällig
für Schäden durch
helles Licht (z.B. Weißlichtreflexionsbilder
vom Okular des Endoskops). Wenn der bewegliche Spiegel 186 nicht
vollständig
in Fluoreszenzmodusabbildungsposition ist, reagiert das Steuerzentrum 20 sofort,
indem es die Stromzufuhr zu den ICCDs unterbricht, wodurch diese
vor möglicherweise
schädlicher
Beleuchtung geschützt werden.
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Das
Steuerzentrum 20 reagiert unterschiedlich auf die Schaltsignale,
je nachdem ob der Bediener vom Fluoreszenzabbildungsmodus in den
Weißlichtabbildungsmodus
oder vom Weißlichtabbildungsmodus
in den Fluoreszenzabbildungsmodus umschaltet. Im ersteren Fall reagiert
das Steuerzentrum 20 auf das erste Schaltsignal, indem
es sofort die Stromzufuhr zu den ICCDs unterbricht und die Anzeige
aller Bilder stoppt. Wenn das Steuerzentrum 20 das zweite
Schaltsignal empfängt,
das übermittelt, dass
der bewegliche Spiegel 186 im Kamerakopf 42 die
Weißlichtabbildungsmodusposition
erreicht hat, sendet das Steuerzentrum ein Signal an den Lichtquellensystemregler 90,
das ihm befiehlt, den Weißlichtfilter
in den Lichtweg zu bewegen. Wenn der Lichtquellenmodusschalter den
Filteraustausch beendet hat, erzeugt der Lichtquellensystemregler 90 ein
Lichtquellenstatussignal, das zum Steuerzentrum 20 übermittelt
wird. Beim Empfang des Lichtquellenstatussignals leitet das Steuersignal
das Videosignal von der RGB-Videokamerasteuereinheit 48 zum RGB-Videomonitor um und
die resultierende Weißlichtabbildung
wird angezeigt.
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Wird
vom Weißlichtabbildungsmodus
in den Fluoreszenzabbildungsmodus umgeschaltet, reagiert das Steuerzentrum 20 auf
das erste Schaltsignal vom Kombinationskamerakopf 42, indem
es ein Signal an den Lichtquellensystemregler 90 sendet, das
ihm befiehlt, den Blaulichtfilter in den Lichtweg zu bewegen. Ein
Lichtquellenstatussignal wird erzeugt und zum Steuerzentrum 20 gesendet,
wenn der Lichtquellenmodenschalter den Filteraustausch beendet hat.
Wenn das Steuerzentrum außerdem
das zweite Schaltsignal vom Kombinationskamerakopf 42 empfängt, welches übermittelt,
dass der bewegliche Spiegel 186 die Fluoreszenzabbildungsmodusposition
erreicht hat, versorgt das Steuerzentrum die ICCDs im Fluoreszenzkamerakopf 44 mit
Spannung und leitet die Videosignale von den Fluoreszenzkamerasteuereinheiten
zum RGB-Videomonitor 54. Die resultierende Fluoreszenzabbildung
wird auf dem RGB-Videomonitor 54 angezeigt. Wenn das inkorrekte
Lichtquellenstatussignal vom Steuerzentrum 20 empfangen
wird, werden die ICCDs im Fluoreszenzkamerakopf nicht versorgt,
auch wenn das zweite Schaltsignal vom Kombinationskamerakopf 42 empfangen
wurde.
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In Übereinstimmung
mit einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung quantifiziert
das Abbildungssystem der vorliegenden Erfindung die relative Helligkeit
des Eigenfluoreszenzlichts, das vom Gewebe in den Spektralbanden Δλ1 und Δλ1 erzeugt wird,
auf objektive Weise. 7 zeigt eine Monitoranzeige 200 mit
einer Abbildung 202 des untersuchten Gewebes. Unterschiede
im Eigenfluoreszenzspektrum von normalem und anomalem Gewebe sind
in der Abbildung als Bereiche mit unterschiedlicher Farbe dargestellt.
Anomales Gewebe 204 erzeugt beispielsweise proportional
weniger Eigenfluoreszenzlicht im grünen Bereich des Spektrums als normales
Gewebe und ist in der angezeigten Abbildung als rötlicher
Bereich dargestellt.
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Die
relative Helligkeit des Eigenfluoreszenzlichts im von System abgebildeten
grünen
und roten Wellenbereich Δλ1 und Δλ2 kann
als Maß für den Unterschied
der tatsächlichen
Fluoreszenzemissionsspektren von normalem und anomalem Gewebe verwendet
werden. Ein Verhältnis
(oder eine andere Funktion, welche den Δλ1- zum Δλ2-Wellenbereich
in Beziehung setzt) der Helligkeit der Gewebeeigenfluoreszenz im
roten und grünen
Spektralband wird berechnet und dem Arzt angezeigt. Das Verhältnis wird für einen
kleinen Bereich, wie z.B. einen Bereich 206, der in der
Mitte des Sehfelds definiert ist, berechnet. Da das Farbverhältnis auf
Einzelbildbasis in Echtzeit nachgerechnet werden kann, stellt das
angezeigte Farbverhältnis
das mittlere Farbverhältnis
des dargestellten Gewebes innerhalb des Grenzen des Bereichs 206 dar.
Obwohl der Bereich 206 hier als bestimmter Bereich dargestellt
ist, der sich in der Mitte des Sehfelds befindet, können auch
andere Stellen im Sehfeld sowie größere oder kleinere Bereiche
verwendet werden.
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Die
Berechnung des Verhältnisses
wird wie folgt durchgeführt:
Wie oben beschrieben werden die Videosignale von den Fluoreszenzkamerasteuereinheiten
zur Bildkarte 28 geleitet. Die Bildkarte 28 digitalisiert
die Videosignale, sodass die Videosignalamplituden proportional
digitalen Graustufenwerten entsprechen. Die zentrale Rechnereinheit 22 im Steuerzentrum 20 liest
die von der Bildkarte 28 digitalisierten Daten aus und
summiert die Graustufenwerte aller digitalen Daten des roten Kanals innerhalb des
Bereichs 206 und dividiert diese Summe durch die Summe
aller Daten des grünen
Kanals innerhalb des Bereichs 206. Der Quotient dieser
beiden Summen wird auf dem Monitor als dimensionslose Zahl 208 angezeigt.
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Als
Alternative zur Anzeige einer dimensionslosen Zahl können auch
andere nichtvisuelle Informationen verwendet werden, um die relative
Helligkeit der Gewebeeigenfluoreszenz in den spektralen Wellenbereichen Δλ1 und Δλ2 zu
quantifizieren. Beispielsweise kann ein Ton mit einer Frequenz erzeugt
werden, die vom Verhältnis
der Helligkeit der Eigenfluoreszenz in den einzelnen Spektralbanden abhängt. Auf ähnliche
Weise könnte
auch die Frequenz eines Blinklichts in Übereinstimmung mit der Verhältnisänderung
geändert
werden.