Title:
Bildgebendes System zur nichtinvasiven optischen Untersuchung von Gewebe in der Tiefe
Kind Code:
A1


Abstract:

Die Erfindung betrifft ein bildgebendes System (1) zur nichtinvasiven Untersuchung mit optischen Mitteln insbesondere von biologischem Gewebe in der Tiefe, z.B. zum Diagnostizieren von Tumoren. Das bildgebende System (1) dient z.B. dem Nachweis fluoreszierenden Anteilen in biologischem Gewebe (16). Der Nachweis erfolgt insbesondere mit einem Bildverstärker (30) und einer Kamera (32). embedded image




Inventors:
Rädle, Matthias, Prof. Dr. (67273, Weisenheim am Berg, DE)
Hien, Andreas (68161, Mannheim, DE)
Braun, Frank (69226, Nußloch, DE)
Ahlers, Rolf, Prof. Dr. (64625, Bensheim, DE)
Application Number:
DE102018105067A
Publication Date:
09/06/2018
Filing Date:
03/06/2018
Assignee:
Ahlers, Rolf-Jürgen, Prof. Dr.-Ing., 64625 (DE)
Hochschule Mannheim, 68163 (DE)



Attorney, Agent or Firm:
Blumbach Zinngrebe Patent- und Rechtsanwälte PartG mbB, 65187, Wiesbaden, DE
Claims:
Bildgebendes System (1) zur Untersuchung von Gewebe (16) in der Tiefe mit Licht, insbesondere zum Diagnostizieren von Tumoren oder anderen Gewebeveränderungen, wobei das bildgebende System (1) umfasst:
eine Lichtquelle (12) zum Erzeugen und Einstrahlen von Anregungslicht (13), auf das zu untersuchende Gewebe (16), um mittels des Anregungslichts (13) in dem zu untersuchenden Gewebe (16) Sekundärlichtemission (26), insbesondere durch Fluoreszenz, Phosphoreszenz und/oder Ramanstreuung, anzuregen,
eine Abbildungsoptik (18) zum Abbilden des aus einem örtlich begrenzten Bereich (58) des Gewebes (16) emittierten Sekundärlichts (26) auf eine zweidimensional ortsauflösende Detektoreinrichtung (28), um ein zweidimensionales Bild (60) des örtlich begrenzten Bereichs (58) des Gewebes (16) zu erzeugen und
die ortsauflösende Detektoreinrichtung (28) zum ortsaufgelösten Nachweisen des Sekundärlichts (26), welches von dem örtlich begrenzten Bereich (58) des Gewebes (16) emittiert und von der Abbildungsoptik (18) auf die ortsauflösende Detektoreinrichtung (28) abgebildet wird, wobei der örtlich begrenzte Bereich (58) insbesondere nicht an der Oberfläche, sondern in der Tiefe des Gewebes liegt, so dass das von dem örtlich begrenzten Bereich (58) emittierte und abgebildete Licht eine Gewebeschicht (59), die über dem örtlich begrenzten Bereich (58) liegt, durchqueren muss und das nach dem Durchqueren verbleibende Restlicht mit der Detektoreinrichtung (28) detektierbar ist.

Bildgebendes System (1) nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Detektoreinrichtung (28) einen Bildverstärker (30), welcher das aus dem örtlich begrenzten Bereich (58) emittierte Licht verstärkt, und eine Kamera (32), welche das von dem Bildverstärker (30) verstärkte Bild aufnimmt, aufweist.

Bildgebendes System (1) nach Anspruch 2, wobei der Verstärkungsfaktor des Bildverstärkers (30) mindestens 10, vorzugsweise mindestens 100 beträgt.

Bildgebendes System (1) nach einem der Ansprüche 2 oder 3, wobei die Kamera (32) als eine CCD- oder CMOS-Kamera ausgebildet ist und die CCD- bzw. CMOS-Kamera ein zweidimensionales Bild (60) von dem örtlich begrenzten Bereich (58) des Gewebes (16) aufnimmt, welches von dem Bildverstärker (30) verstärkt wurde.

Bildgebendes System (1) nach einem der Ansprüche 2 bis 4, wobei der Bildverstärker (30) eine Photokathode (42) aufweist, aus welcher die Photonen des auf die Photokathode abgebildeten Sekundärlichts (26) Elektronen herauslösen.

Bildgebendes System (1) nach Anspruch 5, wobei der Bildverstärer einen zweidimensional ortsauflösenden Sekundärelektronenvervielfacher (44) zum Vervielfachen der von den Photonen aus der Photokathode (42) herausgelösten Elektronen aufweist, und wobei der ortsauflösende Sekundärelektronenvervielfacher (44) insbesondere eine oder mehrere Mikrokanalplatten enthält.

Bildgebendes System (1) nach einem der Ansprüche 5 oder 6, wobei der Bildverstärker (30) einen Leuchtschirm (46) umfasst, auf welchen das mit dem Bildverstärker (30) zu verstärkende Bild projiziert wird, indem die aus der Photokathode herausgelösten bzw. die von dem Sekundärelektronenvervielfacher (44) vervielfachten Elektronen auf den Leuchtschirm (46) treffen und wobei die Kamera (32) das von dem Leuchtschirm (46) erzeugte Leuchtbild aufnimmt.

Bildgebendes System (1) nach einem der vorstehenden Ansprüche, ferner umfassend eine Lichtfalle (68), welche als Blende zur Unterdrückung von unerwünschtem Streulicht wirkt, insbesondere um Streulicht von dem Auftreffpunkt des Anregungslichts auf der Oberfläche des Gewebes, insbesondere in Form von dort auftretender Remission oder Reflexion zu unterdrücken.

Bildgebendes System (1) nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei mehrere kritische Punkte durch mehrere lokale Lichtfallen aus dem Bild herausgeschnitten werden, indem der Lichtweg zum Bildverstärker (30) blockiert wird.

Bildgebendes System (1) nach einem der Ansprüche 8 oder 9, wobei die Lichtfalle (68) bzw. Lichtfallen in der Schärfenebene oder in der Nähe der Schärfenebene der Abbildungsoptik angeordnet ist bzw. sind, um das durch die Abbildungsoptik abgebildete Licht in der Schärfenebene oder in der Nähe der Schärfenebene zu blockieren.

Bildgebendes System (1) nach einem der Ansprüche 8 bis 10, wobei die Lichtfalle (68) bzw. die Lichtfallen unmittelbar vor dem Bildverstärker (30) angeordnet ist bzw. sind.

Bildgebendes System (1) nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das bildgebende System (1) dazu ausgebildet ist, von dem örtlich begrenzten Bereich emittiertes Licht aus einer Gewebetiefe von ≥ 10 mm, insbesondere von ≥ 20 mm, insbesondere aus einem Bereich zwischen 20 mm und 40 mm Gewebetiefe, insbesondere aus einem Bereich von 22 mm bis 35 mm Gewebetiefe nachzuweisen.

Bildgebendes System (1) nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Lichtquelle (12) dazu ausgebildet ist, das Anregungslicht mit einer Belichtungszeit von ≤ 1 s, insbesondere ≤ 100 ms, insbesondere ≤ 20 ms, insbesondere im Bereich von < 5 ms in das zu untersuchende Gewebe (16) einzustrahlen, so dass das bildgebende System (1) insbesondere dazu ausgebildet ist, eine Untersuchung in Echtzeit bezogen auf den Atemzyklus durchzuführen.

Bildgebendes System (1) nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das bildgebende System (1) dazu ausgebildet ist, das Anregungslicht (13) mit einer Leistung von ≤ 500 mW, insbesondere ≤ 86 mW, insbesondere ≤ 35 mW, insbesondere ≤ 7 mW, insbesondere ≤ 3 mW, insbesondere ≤ 1 mW, insbesondere im Bereich von 17 mW in das zu untersuchende Gewebe (16) einzustrahlen.

Bildgebendes System (1) nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Lichtquelle (12) dazu ausgebildet ist, Anregungslicht (13) im RotBereich oder Nah-Infrarot-Bereich zu emittieren.

Bildgebendes System (1) nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Lichtquelle (12) dazu ausgebildet ist, Anregungslicht mit einer Wellenlänge im Bereich von 500 nm bis 1400 nm, insbesondere im Bereich zwischen 700 nm und 1000 nm, insbesondere bei einer Wellenlänge von 785 nm +/-10% zu erzeugen.

Bildgebendes System (1) nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei das bildgebende System (1) dazu ausgebildet ist, das Anregungslicht unter einem Winkel zwischen 10° und 80°, insbesondere zwischen 20° und 60°, insbesondere zwischen 30° und 45° bezogen auf die Oberfläche des Gewebes (16) in das Gewebe (16) einzustrahlen.

Bildgebendes System (1) nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Lichtquelle (12) eine LED, eine Kurzbogenlampe oder einen Laser, insbesondere einen Continuous-Wave-Laser umfasst.

Bildgebendes System (1) nach einem der vorstehenden Ansprüche, aufweisend eine Strahlenoptik (14) für das Anregungslicht (13), welche dazu ausgebildet ist, den Anregungslichtstrahl auf den örtlich begrenzten Bereich (58) des Gewebes (16) zu fokussieren.

Bildgebendes System (1) nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei die Detektoreinrichtung (28) dazu ausgebildet ist, inelastisches Licht aus dem Gewebe (16) zu detektieren.

Bildgebendes System (1) nach einem der vorstehenden Ansprüche, umfassend eine optische Filtereinrichtung (62, 64, 66), welche die Wellenlängen des Anregungslichts (13) herausfiltert, so dass von dem aus dem örtlich begrenzten Bereich (58) emittierten Licht vor allem lediglich noch solche Wellenlängen nachgewiesen werden, die sich von den Wellenlängen des Anregungslichts (13) unterscheiden.

Bildgebendes System (1) nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei eine optische Filtereinrichtung (62, 64, 66) umfasst ist, welche einen oder mehrere Blocking-Filter (62, 64, 66) umfasst und bei der Wellenlänge des Anregungslichts eine totale optische Dichte (OD) von ≥ 4, insbesondere ≥ 6, insbesondere ≥ 10, insbesondere ≥ 16, insbesondere von etwa 18 +/- 2 besitzt.

Bildgebendes System (1) nach Anspruch 22, wobei der oder die Blocking-Filter (62, 64, 66) vor und/oder hinter der Abbildungsoptik (18) angeordnet ist bzw. sind.

Bildgebendes System (1) nach einem der Ansprüche 22 oder 23, wobei der oder die Blocking-Filter (62, 64, 66) als Langpassfilter, Bandpassfilter und/oder Kurzpassfilter ausgebildet sind.

Bildgebendes System (1) nach Anspruch 24, wobei die Grenz-Wellenlänge des oder der Blocking-Filter (62, 64, 66) mindestens 0,3% oder mindestens 0,5%, vorzugsweise etwa 3% neben der Wellenlänge des Anregungslichts (13) liegt

Diagnosesystem, umfassend das bildgebende System (1) gemäß einem der vorstehenden Ansprüche und einen Marker, insbesondere Tumormarker, welcher sich in Gewebeveränderungen, insbesondere entzündlichen Gewebepartien, Wucherungen, Ödemen, Gewebeverhärtungen, malignen Formänderungen oder Tumoren anreichert und eine Fluoreszenzmarkierung, Phosphoreszenzmarkierung oder Raman-Licht-Markierung der Gewebeveränderung, insbesondere der entzündlichen Gewebepartie, der Wucherung, des Ödems, der Gewebeverhärtung, der malignen Formänderung oder des Tumors bewirkt, wobei das fluoreszente, phosphoreszente oder Raman-gestreute Licht mit dem bildgebenden System (1) nachweisbar ist.

Description:
Gebiet der Erfindung

Die Erfindung betrifft ein bildgebendes System zur nichtinvasiven Untersuchung mit optischen Mitteln insbesondere von biologischem Gewebe in der Tiefe, z.B. zum Diagnostizieren von Tumoren. Das bildgebende System dient z.B. dem Nachweis fluoreszierenden Anteilen in biologischem Gewebe. Diese Anteile können eingefärbte Gewebeanteile, z.B. Tumore oder andere krankhafte Zellverbände oder andere Gewebeanteile sein. Es können auch eigenfluoreszierende Gewebebestandteile erkannt werden.

Hintergrund und allgemeine Beschreibung der Erfindung

Auf dem Gebiet der Medizintechnik werden bildgebende Verfahren zur Untersuchung von besonderen Organeigenschaften in drei Dimensionen zunehmend von Bedeutung. Die bekannten Verfahren fokussieren typischerweise auf die Computertomographie (CT), die Magnetresonanzbildgebung (MRI) und die Positronen-Emissions-Tomographie (PET) [1] sowie Kombinationen hieraus [2, 3]. Aufgrund der radiologischen Abbildungsmodalitäten hat die MRI gegenüber der CT den Vorteil, dass sie Gewebe mit einem hohen Weichgewebekontrast morphologisch visualisieren kann. Auf der anderen Seite ermöglicht die PET-Bildgebung eine effiziente funktionelle Bildgebung, zwar keine morphologische Bildgebung, aber eine Bildgebung der Gewebefunktion einschließlich des Metabolismus und des Oberflächenrezeptorstatus. Das gleiche gilt für die optische Bildgebung, welche wie die PET-Bildgebung eine hochsensitive funktionelle Bildgebung ermöglicht. Dabei erfordert die optische Bildgebung weder den Einsatz von Strahlung wie beim CT, noch den Einsatz von komplexem und kostenintensivem Equipment wie beim MRI. Daher bietet die optische Bildgebung in vorteilhafter Weise Möglichkeiten zur hochsensitiven und kosteneffizienten funktionalen Bildgebung von Gewebe beziehungsweise krankhaften Gewebeveränderungen. Daher sind optische Verfahren, insbesondere Fluoreszenzmessverfahren [4] zum Erkennen von Tumoren [5] grundsätzlich vorteilhaft. Diese können mit Bildgebungsverfahren kombiniert werden, um eine hohe Kontrastverstärkung gegenüber dem umgebenden gesunden Gewebe zu erzielen.

Allerdings muss bei den optischen Verfahren beachtet werden, dass die Eindringtiefe von Licht in die Haut oder in das Gewebe stark limitiert ist [6, 7], so dass bislang lediglich oberflächennahe Tumore erfasst werden können, sofern die Bildgebung nicht intraoperativ durchgeführt wird. Daher sind derzeit in der klinischen Bildgebung lediglich wenige Anwendungen, insbesondere auf dem Gebiet der Tumorerkennung und hier insbesondere bei tieferliegenden Tumoren,bekannt, die mit Fluoreszenzmesstechniken arbeiten [8].

In bisherigen optischen bildgebenden Systemen werden relativ hohe Konzentrationen von Fluoreszenzmarkern und/oder hohe Laserleistungen, kombiniert mit empfindlichen und niedrig rauschenden CCD oder CMOS-Detektoren eingesetzt um in tiefere Gewebeschichten einzudringen [9-11]. Die benötigte hohe Anregungsintensität kann zur Überhitzung des Gewebes führen, bis hin zu ernsthaften Schädigungen des Gewebes [12]. Aus diesem Grund wird Licht im Nahinfrarotbereich (NIR) bevorzugt, welches so wenig Streuung und Absorption im Gewebe wie möglich erlaubt und gleichzeitig ein möglichst ausreichendes Emissionssignal erzeugt.

Ein weiterer Nachteil der bekannten optischen bildgebenden Systeme ist, dass die niedrigen Signalintensitäten lange Integrationszeiten erfordern, um ein akzeptables Bild mit einem hinreichenden Signal-zu-Rausch-Verhältnis zu produzieren [13]. Bislang können sehr schnelle Veränderungen im Nachweissignal aufgrund der begrenzten zeitlichen und örtlichen Auflösung wenn überhaupt nur begrenzt untersucht werden. Solche Veränderungen treten allerdings im Thoraxbereich und in der Lunge aufgrund der Atembewegung häufig auf. Auch normale Bewegungen der zu untersuchenden Patienten und der Herzschlag und andere Einflüsse stören häufig die Bildgebung.

Diverse andere mikroskopische und makroskopische Verfahren verwenden sogenannte Zeitdomaintechniken [14], welche auf der Kenntnis von angeregten Vibrationszuständen von fluoreszenten Molekülen basieren. Hierbei werden die Laser oder andere Lichtquellen wie LEDs und Kurzbogenentladungslampen typischerweise im Nanosekundenbereich gepulst und dieses Verfahren kann verwendet werden, um elastische Streuung und inelastisches fluoreszentes Licht zu trennen [15, 16]. Nichtsdestotrotz, muss aufgrund einer notwendigen Belichtungszeit von etwa 5-30 Sekunden [16, 17] ein beträchtlicher Aufwand getrieben und viele Laserpulse erzeugt werden. Die Elektronik wird nicht nur durch thermisches Rauschen behindert, sondern bei diesen Anwendungen erzeugt auch das Ausleserauschen der vielen Messwerte zusätzliche Ungenauigkeit des Signals. Bei den sogenannten Frequenzdomaintechniken [17, 18] können keine normalen CCD-Kameras und keine Continuous Wave Laser verwendet werden. Die Modulation der Laser ist immer mit einem höheren Aufwand der Steuerungstechnik verbunden [17]. Es sind derzeit keine Kombinationen mit einfachen und kosteneffizienten Lasern am Markt erhältlich. Nachweisseitig ist ebenfalls ein erhöhter Aufwand durch die notwendige hohe Zeitauflösung des Detektors gegeben und in der Regel muss typischerweise auch eine gegenüber optimalen kontinuierlichen Erfassungen geringere Nachweisempfindlichkeit in Kauf genommen werden.

Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung ein optisches bildgebendes System zur nichtinvasiven Untersuchung von Gewebe bereitzustellen, insbesondere zum Diagnostizieren von Tumoren, entzündlichen Gewebepartien, Wucherungen, Ödemen, Gewebeverhärtungen, malignen Formänderungen und anderen markierbaren Gewebeveränderungen, welches einfach und kostengünstig ist und trotzdem auch in größerer Gewebetiefe ein gutes Signal-zu-Untergrund-Verhältnis erzeugt, um das Gewebe auch in größerer Tiefe untersuchen zu können.

Die Aufgabe der Erfindung wird durch den Gegenstand der unabhängigen Ansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen definiert.

Die Erfindung betrifft ein bildgebendes optisches System zur nicht-invasiven Untersuchung von biologischem Gewebe in der Tiefe mit Licht, d.h. mit optischen Mitteln, insbesondere zum Diagnostizieren von Tumoren und anderen bereits ausgeführten Gewebeveränderungen. Das bildgebende System bzw. die bildgebende Vorrichtung umfasst hierzu folgende Bestandteile:

Eine Lichtquelle zum Erzeugen und Einstrahlen von Anregungslicht, auf das zu untersuchende Gewebe, um mittels des Anregungslichts in dem zu untersuchenden Gewebe Sekundärlichtemission, insbesondere Fluoreszenz-, Phosphoreszenz- und/oder Ramanemission, anzuregen. Das Anregungslicht liegt insbesondere im ultravioletten, sichtbaren und/oder infraroten Spektrum und insbesondere als gerichteter Lichtstrahl, aber auch als von einer Punktlichtquelle oder örtlich eng begrenzten Lichtquelle ausgehendes Strahlenbündel mit einer Apertur vor.

Eine Abbildungsoptik zum Abbilden des aus einem örtlich begrenzten Bereich des Gewebes emittierten Sekundärlichts auf eine zweidimensional ortsauflösende Detektoreinrichtung oder Kameraeinrichtung, um ein zweidimensionales Bild des örtlich begrenzten Bereichs des Gewebes zu erzeugen.

Die zweidimensional ortsauflösende Detektoreinrichtung oder Kameraeinrichtung zum zweidimensional ortsaufgelösten Nachweisen des Sekundärlichts, welches von dem örtlich begrenzten Bereich des Gewebes, z.B. von einer Gewebeanomalie, z.B. einem Tumor, emittiert und von der Abbildungsoptik auf die zweidimensional ortsauflösende Detektoreinrichtung oder Kameraeinrichtung abgebildet wird, wobei der örtlich begrenzte Bereich, insbesondere der Tumor, nicht an der Oberfläche, sondern in der Tiefe des Gewebes liegt, so dass das von dem örtlich begrenzten Bereich emittierte und abgebildete Licht eine Gewebeschicht die über dem örtlich begrenzten Bereich liegt, durchqueren muss und das nach dem Durchqueren verbleibende Restlicht mit der Detektoreinrichtung oder Kameraeinrichtung detektiert wird.

Vorzugsweise weist die Detektoreinrichtung einen Bildverstärker auf, welcher das aus dem örtlich begrenzten Bereich emittierte Licht ortsaufgelöst verstärkt, und eine Kamera, welche das von dem Bildverstärker verstärkte Bild aufnimmt. Der Bildverstärker arbeitet insbesondere auf dem Prinzip der ortsaufgelösten Sekundärelektronenvervielfachung.

Mit derartigen Bildverstärker kann ein Verstärkungsfaktor von mindestens 10 oder 100, ggf. im Bereich zwischen 100 und 100.000 oder sogar noch darüber erreicht werden. Damit kann in vorteilhafterweise eine hohe Lichtempfindlichkeit des Systems erreicht werden, welche die Untersuchung von tiefen Gewebeschichten erlaubt.

Die Kamera kann zweckmäßig als eine CCD- oder CMOS-Kamera ausgebildet sein, die ein zweidimensionales Bild von dem örtlich begrenzten Bereich des Gewebes aufnimmt, welches von dem Bildverstärker verstärkt wurde.

Der Bildverstärker weist vorzugsweise eine Photokathode und ggf. einen zweidimensional ortsauflösenden Sekundärelektronenvervielfacher auf. Die Photokathode wandelt das auf den Bildverstärker abgebildete Sekundärlicht in Elektronen um, indem die Photonen des Sekundärlichts Elektronen aus der Photokathode herauslösen. Der Sekundärelektronenvervielfacher vervielfacht dann die Elektronen, welche von dem aus dem örtlich begrenzten Bereich emittierten Licht aus der Photokathode herausgelöst werden.

Vorzugsweise enthält der zweidimensional ortsauflösende Sekundärelektronenvervielfacher eine oder mehrere Mikrokanalplatten, sogenannte Micro-Channel-Plates oder kurz MCPs. Es sind aber auch Varianten möglich, die ohne Mikrokanalplatten auskommen und die Verstärkung allein über eine Zugspannung zwischen der Photokathode und einem Leuchtschirm bzw. einer ortsauflösenden Anode erreichen.

Der Bildverstärker umfasst vorzugsweise einen Leuchtschirm, z.B. einen Phosphorschirm, auf welchen das mit dem Bildverstärker zu verstärkende Bild projiziert wird, indem die aus der Photokathode herausgelösten Elektronen bzw. die von dem Sekundärelektronenvervielfacher vervielfachten Elektronen auf den Leuchtschirm treffen und wobei die Kamera das von dem Leuchtschirm erzeugte zweidimensionale Leuchtbild aufnimmt.

In vorteilhafter Weise lässt sich mit einem solchen Bildverstärker das nachzuweisende Fluoreszenzlicht, Phosphoreszenzlicht oder Ramanlicht gut verstärken, so dass auch für tiefere Gewebeschichten noch ein ausreichendes Signal-zu-Rausch-Verhältnis erzielt werden kann. Die Verstärkung ist zum einen limitiert durch die technische Ausführung des Bildverstärkers aber typischerweise auch durch die am stärksten beleuchtete Fläche auf der Photokathode. Dies wird nämlich eine große Anzahl an Photonen emittieren, die von z.B. den Mikrokanalplatten verstärkt werden und bei lokaler Überbelastung zu lokalen Schäden der Apparatur führen. In der praktischen Anwendung ist dies die häufigste Limitierung der Bildverstärkungseinheit.

Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis und vor allem der zerstörungsfrei erreichbare Verstärkungsfaktor kann weiter und ggf. massiv verbessert werden, indem eine Lichtfalle eingesetzt wird, welche als Blende zur Unterdrückung von unerwünschtem und punktuell auftretendem Streulicht wirkt, insbesondere um Streulicht von dem Auftreffpunkt des Anregungslichts, welches vorteilhaft im Rahmen der Erfindung lokal eng begrenzt oder punktuell auf das Objekt abgebildet wird, auf der Oberfläche des Gewebes z.B. in Form von dort auftretender Remission oder Reflexion zu unterdrücken. Dieses Licht kann Intensitäten bis zu eine Million mal stärker als das nachzuweisende Licht aufweisen. Mit anderen Worten schneidet die Lichtfalle durch Ausblenden einen Bereich aus dem Bild heraus, indem der Lichtweg von dem Auftreffpunkt zu der Detektoreinrichtung blockiert wird. Die Lichtfalle bewirkt also vorzugsweise eine Unterdrückung dieses Streulichts um mindestens 3, 4, 5 oder 6 Größenordnungen.

Solche Lichtfallen können jedoch nicht nur zum Ausblenden des Auftreffpunkts des Anregungslichts, sondern auch zum Ausblenden weiterer kritischer Punkte verwendet werden. Es können also weitere kritische Punkte durch weitere lokale Lichtfallen aus dem Bild herausgeschnitten werden, indem der Lichtweg von den weiteren kritischen Punkten zum Bildverstärker blockiert wird.

Die Lichtfalle bzw. die Lichtfallen ist bzw. sind vorzugsweise in der Schärfenebene oder in der Nähe der Schärfenebene der Abbildungsoptik angeordnet, um das durch die Abbildungsoptik abgebildete Licht in der Schärfenebene oder in der Nähe der Schärfenebene zu blockieren.

Vorzugsweise ist die Lichtfalle bzw. sind die Lichtfallen miniaturisiert ausgebildet und wird bzw. werden direkt an der Bildebene des Bildverstärkers, also unmittelbar vor dem Bildverstärker angeordnet. Andere Stellen können je nach Ausführung jedoch auch geeignet sein.

Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform ist das bildgebende System dazu ausgebildet, von dem örtlich begrenzten Bereich emittiertes Licht aus einer Gewebetiefe von ≥ 10 mm, insbesondere von ≥ 20 mm, insbesondere aus einem Bereich zwischen 20 mm und 40 mm Gewebetiefe, insbesondere aus einem Bereich von 22 mm bis 35 mm Gewebetiefe nachzuweisen. Dies ist für optische Untersuchung aufgrund der Abschwächung des Anregungslichts und vor allem des Sekundärlichts durch darüber liegende Gewebeschichten eine große Tiefe.

Es ist ferner vorteilhaft, wenn die Lichtquelle das Anregungslicht mit einer Belichtungszeit von ≤ 1 s, insbesondere ≤ 100 ms, insbesondere ≤ 20 ms, ggf. auch im Bereich von <5 ms in das zu untersuchende Gewebe einstrahlt und das bildgebende System dazu ausgebildet ist, eine Untersuchung in Echtzeit bezogen auf den Atemzyklus und anderer regelmäßiger Bewegungen durchzuführen. Dadurch kann eine Verschmierung des Bildes, sogenannter „Motion Blur“, aufgrund der Atembewegung vermieden oder zumindest verringert werden.

In durchgeführten Messungen hat sich ergeben, dass es vorteilhaft ist, wenn das bildgebende System dazu ausgebildet ist, das Anregungslicht mit einer Leistung von ≤ 500 mW, insbesondere ≤ 86 mW, insbesondere ≤ 35 mW, insbesondere ≤ 7 mW, insbesondere ≤ 3mW, insbesondere ≤ 1 mW, insbesondere im Bereich von 17 mW in das zu untersuchende Gewebe einzustrahlen, wenn also die effektive Leistung des Anregungslasers am Gewebe diese Leistung aufweist.

Vorzugsweise wird das Gewebe mit Anregungslicht im Rotbereich oder Nah-Infrarot-Bereich bestrahlt. Vorzugsweise wird Anregungslicht einer Wellenlänge im Bereich von 500 nm bis 1400 nm, insbesondere im Bereich zwischen 700 nm und 1000 nm, insbesondere bei einer Wellenlänge von 785 nm +/-10% verwendet.

Es hat sich ferner als vorteilhaft erwiesen, wenn der Anregungslichtstrahl unter einem Winkel zwischen 10° und 80°, insbesondere zwischen 20° und 60°, insbesondere zwischen 30° und 45° bezogen auf die Oberfläche des Gewebes in das Gewebe eingestrahlt wird, um störende Reflexionen zu verringern.

Bevorzugt ist das Anregungslicht ein monoenergetischer Lichtstrahl und die Lichtquelle ein Laser. Für das vorliegende bildgebende System kann insbesondere ein Continuous-Wave-Laser (CW-Laser) verwendet werden. Aber auch sehr intensive LED-Beleuchtung oder breitbandiges Licht über z.B. eine Kurzbogenlampe kann verwendet werden.

Ferner bevorzugt ist es, den Laserstrahl oder das Licht aus der ggf. anderen verwendeten Lichtquelle durch eine Strahloptik auf den örtlich begrenzten Bereich des Gewebes zu fokussieren, um die lokale Lichtintensität zu erhöhen.

Um Fluoreszenzlicht, Phosphoreszenzlicht und/oder Ramanlicht nachzuweisen ist das bildgebende System bzw. die Detektoreinrichtung also dazu ausgebildet, vor allem lediglich inelastisches Licht aus dem Gewebe zu detektieren

Um das Signal-zu-Untergrund-Verhältnis zu verbessern umfasst das bildgebende System insbesondere eine optische Filtereinrichtung im Detektionspfad, welche die Wellenlängen des Anregungslichts herausfiltert, so dass von dem aus dem örtlich begrenzten Bereich emittierten Licht vor allem lediglich noch solche Wellenlängen nachgewiesen werden, die sich von den Wellenlängen des Anregungslichts unterscheiden.

Die Filtereinrichtung kann einen oder vorzugsweise sogar mehrere, z.B. 2, 3, 4 oder mehr Blocking-Filter, z.B. als Stack umfassen. Mit einer solchen Filtereinrichtung zum Blockieren der Wellenlänge des Anregungslichts weist die Filtereinrichtung bzw. die Gesamtheit der Blocking-Filter bei der Wellenlänge des Anregungslichts eine totale optische Dichte (total optical densitity, total OD) von ≥ 4, insbesondere ≥ 6, insbesondere ≥ 10, insbesondere ≥ 16, insbesondere von etwa 18 +/- 2 auf. Damit können in vorteilhafter Weise noch sehr schwache Anteile des Sekundärlichts gegenüber dem Untergrund nachgewiesen werden.

Vorzugsweise kann der Blocking-Filter vor oder hinter der Abbildungsoptik angeordnet sein. Im Falle mehrerer Blocking-Filter können diese vor und/oder hinter der Abbildungsoptik angeordnet sein. Im Fall mehrerer Blocking-Filter ist es insbesondere vorteilhaft einen oder mehrere Blocking-Filter vor und einen oder mehrere Blocking-Filter hinter der Abbildungsoptik anzuordnen, z.B. zwei davor und einen dahinter.

Die Blocking-Filter sind vorzugsweise als Langpassfilter, Bandpassfilter und/oder Kurzpassfilter ausgebildet, welche ab einer Grenz-Wellenlänge diesseits und/oder jenseits der Wellenlänge des Anregungslichts durchlässig sind. Die jeweilige Grenz-Wellenlänge liegt dabei mindestens 0,3% oder mindestens 0,5%, vorzugsweise etwa 3% neben der Wellenlänge des Anregungslichts, wodurch eine gute Unterdrückung der Anregungslichtwellenlänge erzielt werden kann.

Das erfindungsgemäße bildgebende System kann insbesondere als Diagnosesystem, z.B. zur Erkennung von Gewebeveränderungen, insbesondere entzündlichen Gewebepartien, Wucherungen, Ödemen, Gewebeverhärtungen, malignen Formänderungen oder Tumoren eingesetzt werden. Die Sekundärlichtemission der Gewebeveränderung, insbesondere der entzündliche Gewebepartie, der Wucherung, des Ödems, der Gewebeverhärtung, der malignen Formänderung oder des Tumors kann mit einem Marker, z.B. Tumormarker, welcher sich in einer Gewebeveränderung, insbesondere einer entzündlichen Gewebepartie, einer Wucherung, einem Ödem, einer Gewebeverhärtung, einer malignen Formänderung oder einem Tumor anreichert, erhöht werden, wodurch das Signal-zu-Rausch-Verhältnis verbessert werden kann. Es wird also insbesondere eine Fluoreszenzmarkierung, Phosphoreszenzmarkierung oder Raman-Licht-Markierung der Gewebeveränderung, insbesondere der entzündliche Gewebepartie, der Wucherung, des Ödems, der Gewebeverhärtung, der malignen Formänderung oder des Tumors vorgenommen, wobei das fluoreszente, phosphoreszente bzw. Raman-gestreute Licht dann mit dem bildgebenden System nachgewiesen wird. Aufgrund des guten Signal-zu-Untergrund-Verhältnisses des erfindungsgemäßen bildgebenden Systems, kann es jedoch auch möglich sein, ohne Marker, z.B. Tumormarker auszukommen.

Zusammenfassend liegen dem erfindungsgemäßen bildgebenden System also eine vorteilhafte Kombination von Bauteilen zugrunde, die in Kombination die erforderliche Wirkung, insbesondere die hohe Nachweisempfindlichkeit und das gute Signal-zu-Untergrund-Verhältnis erzielen, um in möglichst große Gewebetiefen einzudringen. Zum Erkennen von örtlich begrenzten Komponenten oder Bereichen, die unter Umständen tief im umliegenden Gewebe eingebettet sind, kann die Lichtquelle insbesondere mit einem eng begrenzten Strahl auf das Objekt gerichtet sein. In einer vorteilhaften Ausgestaltung wird der gerichtete Lichtstrahl über die Oberfläche des Gewebes gescannt und die Detektion erfolgt bildhaft. Es werden also auch die Bereiche aufgenommen und bildhaft abgespeichert oder verarbeitet, die aktuell nicht oder wenig beleuchtet sind.

Dadurch kommt es zu Bildfolgen, die so verarbeitet werden können, dass das gesuchte und zu beobachtende Objekt deutlicher erkannt werden kann, als dies bei flächiger gleichförmiger Beleuchtung der Fall ist. Trifft der Lichtstrahl z.B den Tumor, so leuchtet dieser heller als die Umgebung, aber die Umgebung leuchtet ebenfalls durch die i.d.R. nicht zu verhindernde Mehrfachstreuung im Gewebe. Trifft der Lichtstrahl den Tumor nicht, so leuchtet dieser trotzdem, wenn auch weniger als wenn er getroffen wird. Das getroffene Areal aus nicht-tumorösem Material leuchtet ebenfalls, jedoch weniger als wenn es tumorös wäre. Hierin soll das Wort Tumor oder tumorös beispielhaft genannt auch die Gesamtheit der ansonsten möglichen Detektionsobjekte im Gewebe umfassen. Andernfalls wird von dem örtlich begrenzten Bereich gesprochen, welchen man auch als Zielvolumen bezeichnen könnte. Aus der Kombination der Bilder in geeigneter mathematischer Weise können für die Auswertung und z.B Erkennung von Tumoren günstigere resultierende Bilder und Aussagen oder Messwerte entstehen, als wenn nur ein Bild aufgenommen wird.

Die Nachweisseite wird vorzugsweise in der höchsten technologisch möglichen Empfindlichkeit ausgeführt und beinhaltet insbesondere den Bildverstärker. Wie bereits ausgeführt wurde, beinhaltet dieser eine flächige Photokathode, ggf. 1 bis 3 Mikrokanalplatten, in deren röhrenartigen Öffnungen die entstehenden Elektronen ortsempfindlich verstärkt werden. Letztendlich können sie das einfallende Licht wesentlich verstärken, je nach Anordnung und angelegter Spannung, z.B. um einen Faktor 100 oder 1.000 bis 10.000 oder auch darüber hinaus.

Ein Problem bei Bildverstärkern ist die Gefahr der Zerstörung durch ortsabhängige Überbelastung an Licht. Bei der vorliegenden Erfindung wird dieser lokalen Überlastung durch eine oder mehrere der folgenden Maßnahmen entgegengewirkt:

  • - Es wird nur Licht von Wellenlängen nachgewiesen, die nicht eingestreut wurden. Man spricht diesbezüglich von inelastischem Licht, z.B. fluoreszentem Licht, phosphoreszentem Licht oder Raman-Licht. Die Wellenlängen können kürzer oder länger als die eingestrahlte Wellenlänge sein. Bei Fluoreszenz sind sie in der Regel längerwellig.
  • - Durch geeignete Filterung werden die nachzuweisenden Wellenlängen aus dem eingestrahlten Anregungslicht, also aus dem Laserstrahl herausgeschnitten, z.B. mit einem Laser-Clean-Up-Filter im Strahlengang des eingestrahlten Anregungslichts.
  • - Auf der Nachweisseite wird vorzugsweise durch Hintereinanderschalten von Filtern die geeignete Blockung von z.B. Faktor 10^6, oder auch bis 10^20 der Wellenlänge des eingestrahlten Anregungslichts herausgefiltert. Dadurch kann die Verstärkung des Bildverstärkers stärker eingestellt und z.B. schwaches Fluoreszenzlicht, z.B. aus tieferen Gewebeschichten nachgewiesen werden.
  • - Für eine weitere Erhöhung der Verstärkung können kritische Punkte durch lokale Lichtfallen aus dem Bild herausgeschnitten und der Lichtweg zum Bildverstärker blockiert werden. Dies geschieht z.B. für den Auftreffpunkt des eingestrahlten Lichtes auf der Oberfläche des Gewebes, wo häufig besonders starke Remission oder Reflexion auftritt. Das durch das optische System abgebildete Licht wird vorzugsweise in der Schärfenebene oder in der Nähe der Schärfenebene geblockt. Dies kann durch eine Zwischenabbildung geschehen oder durch Integration einer ggf. miniaturisiert ausgeführten Lichtfalle direkt an der Bildebene des Bildverstärkers oder an einer anderen geeigneten Stelle.

Es ist ein Ziel, die Tumore, die ggf. fluoreszenzmarkiert sind, in möglichst großer Gewebetiefe zu erkennen. Z.B. kann dies wichtig sein beim optischen Erkennen eines Mammakarzinoms, welches mit alternativen Verfahren wie der Computertomographie nur schlecht erkannt werden kann.

Dem Verfahren liegt auch die Idee der einfachen Gestaltung der Anordnung zugrunde. Es werden keinen komplizierten Schaltungen für gepulste Laser oder andere Lichtquellen benötigt, die ggf. auch das Gewebe schädigen können.

Alternative oder additive hilfreiche Anordnungen können mit den bisher beschriebenen kombiniert werden. So kann die Verwendung unterschiedlicher Wellenlängen hilfreich sein, bei der unterschiedliche Streuwirkung des Gewebes und unterschiedlich starke Anregung des Farbstoffes ausgenutzt werden können, durch geeignete Kombination von Bildern und geeignete mathematische Verfahren Verbesserungen im Sinne einer günstigeren Kontrastierung herbeizuführen. Auch kann die Verwendung von Bildserien mit geändertem Beleuchtungsfokus hilfreich sein. Das bereits erwähnte Scannen der Lichtquelle kann konfokal auch in der dritten Dimension erfolgen und so die Lichtmenge in den unterschiedlichen Schärfentiefenbereichen variiert, gesteuert und durch Kombination und Verrechnung von Bildern der Kontrast verbessert werden.

Insgesamt verwendet die Erfindung gemäß einer bevorzugten Ausführungsform eine Kombination höchstsensitiver Bildverstärker und Kamerasysteme mit Wellenlängen-Blockung und mechanisch/optischer Blockung um extrem hohe Nachweisempfindlichkeiten für bildhafte Informationen zu erhalten und dadurch z.B. fluoreszent markierte Tumore, die sich tief im Gewebe befinden zu erkennen.

Im Folgenden wird die Erfindung anhand von Ausführungsbeispielen und unter Bezugnahme auf die Figuren näher erläutert, wobei gleiche und ähnliche Elemente teilweise mit gleichen Bezugszeichen versehen sind und die Merkmale der verschiedenen Ausführungsbeispiele miteinander kombiniert werden können.

Figurenliste

Es zeigen

  • 1 eine schematische Darstellung einer beispielhaften Ausführungsform der Erfindung von der Lichtquelle bis zur Detektoreinrichtung, also mit Beleuchtungspfad und Nachweispfad,
  • 2 eine detailliertere schematische Darstellung des Nachweispfads vom Gewebe bis zur Detektoreinrichtung,
  • 3 typische Bilder eines Fluoreszenz-markierten Reiskorns mit einer Belichtungszeit von 200ms; (a) mit einer gekühlten hochauflösenden 16 Bit Kamera (SNR19,8) und (b) mit einer 12 Bit Kamera mit Bildverstärker gemäß der vorliegenden Erfindung (SNR30,9),
  • 4 eine graphische Darstellung von gemessene Fluoreszenzintensitäten in Abhängigkeit der Belichtungszeit zwischen 0 und 200 ms mit einem Verstärkungsfaktor 10, um die Linearität des erfindungsgemäßen Systems zu untersuchen,
  • 5 eine graphische Darstellung der Fluoreszenzintensität als Funktion der Anregungsintensität (Messwerte: 13 mW, 18 mW, 35 mW, 53 mW, 69 mW, 86 mW und 103 mW), gemessen mit einem Verstärkungsfaktor von 10,
  • 6 eine graphische Darstellung der Fluoreszenzintensität als Funktion der Konzentration des Fluoreszenzmarkers,
  • 7 eine graphische Darstellung der Intensität des gemessenen Lichts eines Phantoms in verschiedenen Tiefenpositionen unter der Gewebeoberfläche einerseits mit einer gekühlten 16-Bit-CMOS-Kamera und andererseits mit einer 12-Bit-CCD-Kamera mit Bildverstärker gemäß der vorliegenden Erfindung,
  • 8 eine schematische Darstellung einer Ausführungsform der Erfindung mit faseroptischer Beleuchtung der Probe,
  • 9 eine vergrößerte Darstellung der Strahlenoptik für das Anregungslicht aus 8,
  • 10 eine vergrößerte Darstellung der Detektoreinrichtung aus 8.

Detaillierte Beschreibung der Erfindung

Bezug nehmend auf 1, 8 und 9 wird mit einer Lichtquelle, zum Beispiel in Form eines Lasers 12 Anregungslicht in Form eines Laserstrahls 13 durch eine Anregungsoptik 14 auf eine zu untersuchende Probe 15 aus biologischem Gewebe 16 gerichtet. Die Anregungsoptik 14 ist zum Beispiel als Fokussierungsoptik mit einer oder mehreren Konvexlinsen 14a, 14b (vgl. 8 und 9) ausgebildet, um den Laserstrahl 13 auf die Probe 15 aus dem Gewebe 16 zu fokussieren.

In diesem Beispiel wird für das erfindungsgemäße optische bildgebende System 1 als Laserlichtquelle 12 eine stabilisierte Einzelmodenlaserdiode des Typs RLT785-100MGS der Firma Roithner Laser Technik GmbH, Österreich verwendet. Mit der einzelnen Modenlaserdiode wird Fluoreszenz in dem zu untersuchenden Gewebe 16, im vorliegenden Beispiel zum Beispiel eines Fluoreszenz-markierten implantierten Reiskorns als Phantom 17, mit einem Dauerstrich (CW) bei 785 nm und einer Laserleistung von 100 mw verwendet. Um die optischen Komponenten aufzubauen, wird ein Gehäusesystem mit Linsenröhren der Firma Thorlabs Inc., USA verwendet.

Eine Laser-Ausgangleistung von etwa 17 mW wurde gemessen einschließlich der Verluste in den optischen Komponenten. Um Streulicht zu minimieren und direkte Reflektionen des zu untersuchenden Gewebes zu unterdrücken ist die Abbildungsoptik 18 des bildgebenden Teils 20 in ein Gehäuse 22 eingebaut, wobei die Wände 24 des Gehäuses 22 innen mit einer mattschwarzen Schicht 25 ausgekleidet sind (vgl. 10).

Das von dem Laser 12 erzeugte Laserlicht erzeugt in dem Phantom 17 in dem zu untersuchenden Gewebe 16 eine Fluoreszenzanregung, so dass das Phantom 17 beziehungsweise das zu untersuchende Gewebe 16 Fluoreszenzlicht 26 emittiert. Das Fluoreszenzlicht 26 wird von der Abbildungsoptik 18 auf einen Bildverstärker 30 abgebildet, welcher von einer CCD-Kamera 32 ausgelesen wird.

Die Anregungswellenlänge des Anregungslaserstrahls 13 beträgt hier 785 nm. Bezug nehmend auf 2 und 10 umfasst die bildgebende Optik 18 zur Unterdrückung der Anregungslichtwellenlänge mehrere, in diesem Beispiel drei Blocking Filter 62, 64, 66, welche Wellenlängen unterhalb von 800 nm und damit die Wellenlänge des Anregungslichts stark unterdrücken.

Die Hauptkomponenten der beispielhaften Detektoreinrichtung 28 sind eine 12-Bit-CCD-Kamera 32 des Typs Manta G-145 der Firma Allied Vision Technologies GmbH, Deutschland und ein Bildverstärker 30 des Typs BV-1882-NZ der Firma ProxiVision GmbH, Deutschland.

Bezug nehmend auf 10 weist der Bildverstärker 30 eingangsseitig eine Photokathode 42 auf, an die sich eine Mikrokanalplatte, ein sogenanntes MCP 44 als ortsauflösender Sekundärelektronenvervielfacher anschließt. Manche Bildverstärker weisen auch ein Stack aus mehreren MCPs 44 auf, z.B. ein sogenanntes Chevron- oder Z-Stack. Am Ausgang des Bildverstärkers 30 befindet sich ein Leuchtschirm 46, zum Beispiel ein Phosphorschirm, der das mit dem Bildverstärker 30 durch Sekundärelektronenvervielfachung verstärkte Bild wiederum leuchtend, d.h. optisch zeigt. Die besagten Verstärkungskomponenten 42, 44, 46 des Bildverstärkers 30 befinden sich in einer Vakuumröhre 48, welche am rückwärtigen Ende 50, ein Austrittsfenster 52 aufweist, an welchem das verstärkte Bild ausgekoppelt zur Atmosphäre hin werden kann.

Die Photokathode 42 des Bildverstärkers 30 ist in diesem Beispiel an eine Linse 56 mit f/1,65, 35 mm fester Brennweite angekoppelt. Hierfür wird beispielsweise eine 35 mm Linse der C-Serie der Firma Edmund Optics GmbH, Deutschland verwendet, um den abzubildenden örtlich begrenzten Bereich 58 des zu untersuchenden Gewebes 16 auf die Photokathode 42 zu fokussieren. Wie bereits ausgeführt wurde, erfolgt die Bildverstärkung mittels einer oder mehrerer Mikrokanalplatten 44, sogenannte MCPs. Die hiermit vervielfachten Elektronen werden auf den Leuchtschirm 46 projiziert, um dort wiederum in ein Bild aus sichtbarem Licht umgewandelt zu werden.

Wieder Bezug nehmend auf 2 wird im vorliegenden Beispiel ein faseroptischer Konus 54 (sogenannter fiber optic taper) verwendet, um das verstärkte Bild in die CCD-Kamera 32 zu leiten. Am rückwärtigen Ende des faseroptischen Konus 54 ist demnach die CCD-Kamera 32 angeordnet, um das so verstärkte optische Bild aufzunehmen. Der Ausgang des Leuchtschirms 46 wird demnach mittels des faseroptischen Konus 54 in die CCD-Kamera 32 eingekoppelt.

Der Bildsensor 33 der CCD-Kamera 32 ist in diesem Beispiel in der Lage, vertikales und horizontales Binning durchzuführen, was eine erhebliche Verbesserung im Signal-zu-Rausch-Verhältnis und der Geschwindigkeit der Signalverarbeitung ermöglicht. Um das schwache Fluoreszenzsignal von der typischerweise stärkeren Rayleighstreuung zu trennen wird zumindest ein Blocking Filter, im vorliegenden Beispiel sogar ein Blocking-Filter-Stack verwendet. Das vorliegende Ausführungsbeispiel weist insgesamt drei Blocking Filter 62, 64 und 66 auf. Die Blocking Filter 62, 64, 66 sind als Langpassfilter mit einer Grenzwellenlänge von 810 nm ausgebildet und stammen von der Firma Semrock Inc., USA. Die Gesamtheit der drei Blocking Filter 62, 64, 66 weist eine totale optische Dichte (OD) von 18 auf. In weniger anspruchsvollen Anwendungen kann auch eine geringere optische Dichte (OD) ausreichen. Um die optische Dichte auszurechnen, wird der dekadische Logarithmus des Verhältnisses der durchgelassenen Leistung Pt zur eingestrahlten Leistung Pi berechnet. Die optische Dichte OD wird demnach berechnet durch folgende Gleichung: OD(λ)=log10(Pi(λ)Pt(λ))=log10τ(λ)embedded image

Diese Filterkombination von drei Langpassfiltern, wie in 2 dargestellt, hilft dreierlei, nämlich Leckagelicht des Anregungslasers, Reflektionen davon und sogenanntes Backlight zu unterdrücken.

Im vorliegenden Beispiel wird allerdings zusätzlich noch eine Lichtfalle 68 vor dem Bildverstärker 30 eingesetzt. Die Lichtfalle 68 ist vorzugsweise direkt in den Lichtpfad integriert und zwar zentral und vor der Fokusebene der Abbildungsoptik 18. Die Lichtfalle 68 ist in diesem Beispiel eine miniaturisierte Lichtfalle mit einem Durchmesser im Millimeterbereich.

Mit der Lichtfalle 68, welche im vorliegenden Beispiel unmittelbar vor dem Eintrittsfenster 53 des Bildverstärkers 30 angeordnet ist, wird durch lokale Abschattung an diesem lokalisierten Fleck Streulicht noch weiter unterdrückt, wodurch eine höhere Spannung des Bildverstärkers 30 gefahren werden kann und somit eine höhere Bildverstärkung erzielt wird, was sich in einem besseren Signal-zu-Rausch-Verhältnis des Bildes wiederspiegelt.

Das erfindungsgemäße optische bildgebende System 1 ermöglicht somit eine zweidimensionale Abbildung von Fluoreszenzlicht in tieferem Gewebe, als dies bislang mit herkömmlichen Systemen möglich war.

Es wurden mit dem in 1 und 2 dargestellten bildgebenden System 1 in vitro Versuche durchgeführt, bei denen Reiskörner als Tumorphantom 17 in tieferem Gewebe verwendet wurden, da diese lediglich eine vernachlässigbar niedrige Autofluoreszenz aufweisen. Die Reiskörner beziehungsweise Phantome 17 wurden eingefärbt, indem sie in eine ICG Lösung der Firma PULSION Medical Systems SE, Deutschland getaucht wurden [20]. Diese ICG Lösung weist eine Absorptionswelle von 785 nm und eine Emissionswellenlänge von 830 nm auf. Die Reiskörner wurden über 24 Stunden in dunkler und kühler Umgebung in eine Lösung von 3,125 µg ICG pro ml H2O platziert. Da Hämoglobin, Lipid und Wasser bei etwa 700 bis 900 nm den niedrigsten Absorptionskoeffizienten aufweisen [21, 22] hat dieses sogenannte optische Fenster einen klaren Vorteil für in vivo Bildkonstruktionen [23]. Um die maximale Eindringtiefe bestimmen zu können, wurden die so präparierten Phantome 17 in in vitro Schweinefleischproben in definierten Tiefenintervallen implantiert.

Der Anregungslaser 12 wurde auf die Probe 15, welche das zu untersuchende Gewebe 16 repräsentiert, unter einem Winkel von 35° zur optischen Achse eingestrahlt. Die Fluoreszenz wurde mit einem Abstand von 210 mm zur Probenoberfläche detektiert. Die CCD-Kamera 32 wurde dabei so eingestellt, dass die Belichtungszeit 200 ms betrug. Die Kameraverstärkung und das Binning der CCD-Kamera wurde auf 0 gesetzt.

Hiermit konnte also ultraschnelles Fluoreszenzbildgebungsverfahren durchgeführt werden. In diesen ultraschnellen in vitro Fluoreszenzbildgebungsexperimenten bis zu 100 Hz, wurden die in das tierische Gewebe 16 implantierten Reiskornphantome 17 also in definierten Intervallen gemessen, um die minimale Belichtungszeit für das Fluoreszenznachweis zu bestimmen. Auch bei diesen Experimenten wurden die Phantome 17 mit der vorstehend beschriebenen ICG-Lösung präpariert. Die mechanische Anordnung wurde im Vergleich zu den Experimenten zur Eindringtiefenmessung in das Gewebe nicht verändert. Die Kameraeinstellungen unterschieden sich lediglich in der veränderten Belichtungszeit der CCD-Kamera 32. Diese Messungen wurden durchgeführt, indem der Anregungslaser 12 mit einer effektiven Lichtleistung von 17mW bei einer Wellenlänge von 785 nm direkt auf die Probe 16 eingestrahlt wurde, wie dies in 2 dargestellt ist.

Experimentelle Ergebnisse und Ergebnisdiskussion

Die Fluoreszenznachweisexperimente im tieferen Gewebe wurden durchgeführt, um die maximale Eindringtiefe in das Gewebe mit dem vorstehend beschriebenen Messaufbau des bildgebenden Systems 1 zu bestimmen. 3 (a), (b) zeigen jeweils ein Bild 60 des zu untersuchenden örtlich begrenzten Bereichs 58 des Gewebes 16. Sie zeigen dabei das typische Verhalten der abgebildeten Phantome 17 (ICG-präparierte Reiskörner) gemessen unter denselben experimentellen Bedingungen. Wie in den 3(a), (b) zu sehen ist, ist das Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) in der rechten Darstellung, welche mit dem erfindungsgemäßen bildgebenden System aufgenommen wurde, erheblich besser als mit einer herkömmlichen gekühlten hochauflösenden 16-Bit-Kamera. Das Signal-zu-Rauch-Verhältnis bei der gekühlten hochauflösenden 16-Bit-Kamera beträgt lediglich SNR = 19,8 (3 (a)), wohingegen das Signal-zu-Rausch-Verhältnis in der rechten Darstellung der 3(b) mit der 12-Bit-CCD-Kamera 32 und dem Bildverstärker 30, SNR = 30,9 beträgt. Es wurden mehrere Tests mit dem erfindungsgemäßen bildgebenden System 1 durchgeführt, unter anderem eine Variation der Färbemittelkonzentration und Variationen in der eingestrahlten Laserintensität sowie der Belichtungszeit.

Der Unterschied in den Fluoreszenzintensitäten in einer Eindringtiefe von 22 mm als Funktion der Belichtungszeit, ist in 4 dargestellt. Die Ergebnisse der Experimente mit der niedrigen Anregungsintensität von 17 mW bei unterschiedlichen Belichtungszeiten (5, 10, 20, 50, 80, 100 und 200 ms) sind experimentell verglichen mit dem entsprechenden Dunkelstrom bei denselben Belichtungszeiten. In 4 ist der lineare Zusammenhang zwischen der gemessenen Fluoreszenzintensität (y-Achse) und den extrem kurzen Belichtungszeiten erkennbar.

Bezug nehmend auf 5 ist ferner ein lineares Verhalten der Fluoreszenzintensität in Abhängigkeit zur Intensität des Anregungslichts zu erkennen. Dies ermöglicht es, eine optimale Kombination von Laserleistung und Belichtungszeit zu wählen, um Überhitzung des zu untersuchenden Gewebes 16 und Verschmierung durch Bewegung (sogenanntes „Motion Blur“) des zu untersuchenden Gewebes 16 zu minimieren.

Bezug nehmend auf 6 wurde die maximale Nachweisgrenze der ICG-Färbelösung mit einer Laserintensität von 17 mW bestimmt, um das bildgebende System bei optimaler Konzentration zu untersuchen, welche hiermit 3,125 µg ICG pro ml H2O bestimmt wurde. Bei höheren Konzentrationen wird das Signal durch Selbstabsorptionseffekte reduziert [24-26]. Für dieses Experiment wurde das ICG in Wasser aufgelöst und es wurde ebenfalls bei einer Eindringtiefe von 22 mm gemessen. Wie erwartet aus den bekannten Anregungs- und Emissionsspektren des fluoreszenten Färbemittels, steigt die Fluoreszenz bei geringen Konzentrationen linear an, gefolgt von einem Sättigungsverhalten.

Bezug nehmend auf 7 ist der Verlauf der Signalintensität (y-Achse) als Funktion der Eindringtiefe (x-Achse), d.h. der Dicke der über dem Phantom 17 liegenden Gewebeschicht dargestellt, um experimentell zu untersuchen, bis zu welcher Eindringtiefe beziehungsweise Gewebetiefe das erfindungsgemäße bildgebende System 1 einsetzbar ist. Hierbei stehen die quadratischen Messwerte 82 mit der Bezeichnung „CMOS“ für Messwerte, die mit einer herkömmlichen gekühlten hochauflösenden 16-Bit-Kamera des Typs Orca Flash 4.0 der Firma Hamamatsu, Japan aufgenommen wurden, und die dreieckigen Messwerte 84 mit der Bezeichnung „ICCD“ (image intensified CCD) stehen für die Messerwerte, die mit dem in 1 und 2 dargestellten erfindungsgemäßen bildgebenden System 1 aufgenommen wurden. Die Linie 83 zeigt das Rauschen der gekühlten worauf lösenden 16-Bit-Kamera und die Linie 85 das Rauschen der erfindungsgemäßen bildverstärkten CCD-Anordnung. Es wurde jeweils die durchschnittliche Helligkeit des Reiskorns als Phantom 17 an unterschiedlich tiefen Positionen unter der Gewebeoberfläche gemessen und in der 7 aufgetragen.

Wenn sich das Reiskorn 17 nah an der Oberfläche befindet, dann zeigt das Signal ein Overload, was in der 12-Bit-CCD-Kamera mit Bildverstärker 4096 counts bedeutet (vgl. Messkurve 84) und mit der 16-Bit-CMOS Kamera 65536 counts bedeutet (vgl. Messkurve 82). Mit zunehmender Eindringtiefe beziehungsweise Gewebetiefe (x-Achse nach rechts) wird das mittlere Signal schwächer.

Mit der 16 Bit Kamera ist eine Messung lediglich bis zu einem Grenzwert von etwa maximal 15 mm möglich. Bei dieser Eindringtiefe beziehungsweise Gewebetiefe etwa taucht die Messkurve 82 ins Rauschen ab.

Bei dem erfindungsgemäßen bildgebenden System 1 mit Bildverstärker 30 und CCD-Kamera 32 war es möglich, bis zu einer Eindringtiefe beziehungsweise Gewebetiefe von etwa 28 mm noch ein Signal zu erhalten, welches oberhalb der Rauschschwelle liegt (vgl. Messkurve 84). Der Verlust von lateraler Auflösung aufgrund des Bildverstärkers 30 ist für diese Anwendung nicht entscheidend, da Vielfachstreueffekte ohnehin sogenannten optical data drop-out noise in dem Bild erzeugen. Prinzipiell kann der verwendete Bildverstärker 30 eine Bildverstärkung bis zu einem Faktor von etwa 1000 erzeugen, je nachdem welche Spannung an das MCP angelegt wird. Mit mehreren MCPs ist sogar noch eine höhere Bildverstärkung möglich. In Kombination mit einem faseroptischen Verbinder zu der 12-Bit-CCD-Kamera könnte also theoretisch eine Helligkeit erzeugt werden, welche der einer 22-Bit-Kamera ohne Bildverstärker entspricht. Verglichen mit den höchstempfindlichen 16-Bit-Kameras, welche in dem hier vorgestellten Vergleich eingesetzt wurde (Messkurve 82) liegt also eine Verbesserung um 6 Bit vor. Mit anderen Worten kann theoretisch ein Verbesserungsfaktor von 64 erwartet werden. In der Praxis ist allerdings die vollständige Spanne von 16 Bit mit dem herkömmlichen Ansatz ohnehin allenfalls schwer zu erreichen.

Die mit dem erfindungsgemäßen bildgebenden System 1 durchgeführten Experimente wurden allerdings noch ohne die Lichtfalle 68 durchgeführt. Ohne diese Lichtfalle 68 konnte die Filterung von elastischem Licht in dem Nachweisteil 20 bis auf einen kalkulierten Faktor 10-18 getrieben werden. Allerdings unterscheidet sich die Theorie signifikant von den experimentellen Ergebnissen. Daher wird, wie in 2 dargestellt, zusätzlich vorgeschlagen, die Lichtfalle 68 auf der Nachweisseite einzubauen, um Untergrundlicht noch besser unterdrücken zu können. Die Lichtfalle 68 wirkt als Blende gegen Untergrundlicht, welches aus der unmittelbaren Nähe des Laserspots auf der Probe 15 wirkt. Damit kann eine weitere Verbesserung der Untergrundunterdrückung erreicht werden. In dem in 2 dargestellten Ausführungsbeispiel befindet sich die Lichtfalle 68 unmittelbar vor dem Bildverstärker 30. Andere Positionen, zum Beispiel vor dem Filterstack 62, 64, 66 sind jedoch auch möglich.

Die experimentellen Ergebnisse zeigen, dass mit dem hier vorgestellten bildgebenden System 1 eine Charakterisierung und quantitative Analyse von fluoreszenzmarkiertem Gewebe im Wellenlängenbereich oberhalb von 800 nm möglich ist. Weitere vorklinische in vivo Studien könnten zum Beispiel mit Ratten durchgeführt werden.

Ferner haben die vorgestellten Experimente gezeigt, dass das erfindungsgemäße bildgebende System 1 prinzipiell geeignet ist, um zum Beispiel Tumore in der Nähe der Körperoberfläche, aber in größerer Tiefe als mit herkömmlichen Systemen nachzuweisen und das ohne schädliche Strahlung, wie zum Beispiel bei einem CT und mit erheblich geringem Aufwand als mit einem MRT. Mögliche Anwendungsgebiete sind insbesondere Brustkrebs und andere Weichteil-Karzinome. Zum Beispiel kann das erfindungsgemäße bildgebende System 1 aber auch zusätzlich zur herkömmlichen Mammographie verwendet werden, um die Wahrscheinlichkeit einer Fehldiagnose durch die zusätzliche hiermit durchführbare Fluoreszenztomographie zu minimieren.

Bezug nehmend auf 8 und 9 ist eine Ausführungsform des bildgebenden Systems mit einer faseroptischen Licht-Einkopplung dargestellt. Das Laserlicht wird über eine optische Faser 102 in die Anregungsoptik 14 eingekoppelt. Die Anregungsoptik 14 weist zwei plankonvexe Linsen 14a, 14b auf, um das Laserlicht direkt auf die gewünschte Stelle in der Probe 15 zu fokussieren. Das über die Faser 102 eingekoppelte Licht wird hierzu in der Anregungsoptik 14 zunächst über eine Eingangslinse 14a kollimiert. Anschließend ist ein Clean-Up-Filter 104 optisch nachgeschaltet. Dies garantiert eine saubere Anregung mit einer Wellenlänge von 785 nm. Anschließend wird eine weitere plankonvexe Linse 14b verwendet, um das Anregungslaserlicht 13 mit einer Spotgröße von 1 mm und einer entsprechenden optischen Ausgangsleistung direkt auf die Probe 15 zu fokussieren.

Das Anregungslicht 13 wird demnach mit einem Clean-up Filter 104 insbesondere von Licht gereinigt, welches aus unerwünschter spontaner Emission aus dem Laser 12 stammt. Das verwendete Filter 104 ist ein Laser-Clean-Up Filter bei 785 nm der Firma Edmund Optics GmbH, Deutschland. Das Laser-Clean-Up Filter 104 befindet sich in diesem Beispiel also zwischen den beiden Linsen 14a, 14b.

Das aus dem örtlich begrenzten Bereich emittierte Sekundärlicht 26, in diesem Beispiel das Fluoreszenzlicht aus dem Phantom 17 wird typischerweise in alle Richtungen emittiert. Der nachweisbare Anteil des Sekundärlichts muss noch durch die über dem örtlich begrenzten Bereich 58, bzw. dem Phantom 17 liegenden Gewebeschicht 59 hindurch, um von der Detektoreinrichtung 28 nachgewiesen werden zu können.

Zusammenfassend wird ein einfach zu benutzendes bildgebendes System 1 mit optischen Mitteln d.h. basierend auf Licht (VIS, IR) vorgestellt. Es können einfache Continuous Wave Laser mit geringer Leistung verwendet werden, welche das zu untersuchende Gewebe 16 nicht schädigen und einfaches Standard-Elektronik-Equipment verwendet werden. Insbesondere wenn ein Bildverstärker 30 mit einem oder mehreren Blocking Filtern 62, 64, 66 kombiniert wird, kann wie in den vorliegenden Experimenten demonstriert wurde, bereits eine Fluoreszenzuntersuchung von biologischem Gewebe 16 in relativ großen Eindringtiefen bis zu etwa 28 mm innerhalb des Gewebes erreicht werden. Mit einer Lichtfalle 68 kann das erfindungsgemäße bildgebende System 1 gegebenenfalls noch weiter verbessert werden. Vorstehend wurde also ein neuer Ansatz vorgestellt, welcher die eingangs gestellte Aufgabe löst. Die Erfinder haben die Kombination von Möglichkeiten der Bildgebung mit optischen Strukturen untersucht, welche die Signalintensität signifikant gegenüber herkömmlichen CMOS Kameras verbessern, wobei die erzielte Ortsauflösung für viele intendierte Anwendungen ausreichend ist. Die Anwendbarkeit des erfindungsgemäßen optischen bildgebenden Systems 1 wurde für zwei verschiedenen Anwendungen demonstriert. Das erste Experiment demonstriert den Nachweis von Fluoreszenz in größeren Eindringtiefen mit einem Phantom 17 mit reduzierter Anregungsintensität unter standardisierter Belichtungszeit unter Einstrahlung in tiefen Gewebeschichten. Der Fluoreszenznachweis von Indocyaningrün (ICG) [19] in tieferen Gewebeschichten ließ sich mit einer Belichtungszeit von 200 ms und einer Laserleistung von lediglich 17 mW auf die in vitro Probe 15 im Gegensatz zu den üblicherweise benutzen Intensitäten bei optischer Tomographie von etwa 200 mW [18] durchführen. Zweitens wurden Fluorophore mit einer Zeitauflösung von lediglich wenigen Millisekunden untersucht. Solch eine Untersuchung war nach Kenntnis der Erfinder bislang lediglich dicht unter der Oberfläche möglich. Das erfindungsgemäße bildgebende System 1 umfasst Linsen, um die Eindringtiefe im Gewebe zu erhöhen und ermöglicht direkte Experimente mit Livebildern in tieferen Gewebeschichten.

Es ist dem Fachmann ersichtlich, dass die vorstehend beschriebenen Ausführungsformen beispielhaft zu verstehen sind und die Erfindung nicht auf diese beschränkt ist, sondern in vielfältiger Weise variiert werden kann, ohne den Schutzbereich der Ansprüche zu verlassen. Ferner ist ersichtlich, dass die Merkmale unabhängig davon, ob sie in der Beschreibung, den Ansprüchen, den Figuren oder anderweitig offenbart sind, auch einzeln wesentliche Bestandteile der Erfindung definieren, selbst wenn sie zusammen mit anderen Merkmalen gemeinsam beschrieben sind.

Diese Anmeldung ist eine Nachanmeldung unter Inanspruchnahme der inneren Priorität der Anmeldung DE 10 2017 104 643.7, auf welche hiermit Bezug genommen und deren Inhalt hiermit durch Referenz zum Gegenstand der vorliegenden Offenbarung gemacht wird.

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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG

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Zitierte Patentliteratur

  • DE 102017104643 [0080]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

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