(57)【要約】【課題】健全な組織と比較して前癌及び早期癌の病変の感度向上及び癌ではない組織異型と比較して前癌及び早期癌の病変の特異性を向上させる。【解決手段】診断用の白色光−内視鏡検査DWLEの運転モードと、診断用自家蛍光−内視鏡検査DAFE又はDAFE Iの第1運転モードと、診断用自家蛍光−内視鏡検査DAFE IIの第2運転モードと、の少なくとも2つの診断方法を選択的に使用する組織1の画像診断装置であって、１つ又は複数の照明手段を有する光源2を有し、光源の光は光導波路3を介して組織1に供給され、検査すべき組織画像は画像伝達ユニット4により撮像ユニット5に伝えられ、撮像ユニットで作成された画像シグナルは画像加工ユニット6で処理され、モニター7に映し出される形式の下で、第１運転モードの蛍光−励起放射線スペクトル帯域が４０５ｎｍの狭い帯域からなることを特徴とする。【選択図】図１２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
診断用の白色光−内視鏡検査ＤＷＬＥのための運転モードと、診断用の自家蛍光−内視鏡検査ＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉのための第１の運転モードと、場合により第３の診断方法である診断用の自家蛍光−内視鏡検査ＤＡＦＥ  ＩＩのための第２の運転モードと、の少なくとも２つの診断方法を選択的に使用する光源（２）と画像伝達ユニット（４）とを備えた組織（１）の画像診断装置であって、光源（２）の光は光導波路（３）を介して組織（１）に達し、画像伝達ユニット（４）は人の肉眼と接続しているか又は撮像ユニット（５）と接続しており、該撮像ユニット（５）は画像加工ユニット（６）と接続しており、該画像加工ユニット（６）を介してモニター（７）に画像シグナルが送られる形式の下で、ＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉの第１の運転モードの場合に蛍光−励起のために提供される放射線の大部分が４０５ｎｍ波長の範囲内にある狭いスペクトル帯域からなることを特徴とする組織（１）の画像診断装置。
【請求項２】
ＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉのための蛍光−励起放射線の大部分である狭いスペクトル帯域の幅が２０ｎｍより大きくなく、該帯域が４０５ｎｍ±５ｎｍの領域からなる波長の少なくとも１つを有する請求項１記載の組織（１）の画像診断装置。
【請求項３】
ＤＡＦＥ  ＩＩのための蛍光−励起放射線の大部分であるスペクトル帯域の幅が３０ｎｍより大きくなく、該帯域が３９５ｎｍ±５ｎｍの領域からなる波長の少なくとも１つを有し、透過帯域である放射線の大部分が４００ｎｍより低い波長により特徴付けられている請求項１又は請求項２に記載の組織（１）の画像診断装置。
【請求項４】
ＤＡＦＥ  ＩＩのための蛍光−励起放射線の大部分であるスペクトル帯域は、長波長側でＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉのためのスペクトル帯域に接しており、該スペクトル帯域幅が３５ｎｍよりも小さく、かつ該帯域の長波長の端部は高くても４４５ｎｍ波長にある請求項１又は請求項２に記載の組織（１）の画像診断装置。
【請求項５】
４０５ｎｍ波長領域内にあるスペクトル帯域からなる放射線が、光学的フィルタ技術を用いて水銀成分を有するガス放電ランプの４０５ｎｍ−ラインと４０８ｎｍ−ラインとに分離することにより準備される請求項１〜請求項４のいずれか１項に記載の組織（１）の画像診断装置。
【請求項６】
４０５ｎｍ波長領域内にあるスペクトル帯域からなる放射線が、４０５ｎｍ波長の範囲内で放射するレーザー又はレーザーダイオード又はレーザーダイオードのアレイにより準備される請求項１〜請求項４のいずれか１項に記載の組織（１）の画像診断装置。
【請求項７】
４０５ｎｍ波長領域内にあるスペクトル帯域からなる放射線が、４０５ｎｍ波長の範囲内で放射する発光ダイオード又は発光ダイオードのアレイにより準備される請求項１〜請求項４のいずれか１項に記載の組織（１）の画像診断装置。
【請求項８】
画像伝達ユニット（４）がビデオ内視鏡の対物レンズであり、撮像ユニット（５）がビデオ内視鏡のセンサーシステムであり、画像加工ユニット（６）が所属するコントローラーである請求項１〜請求項７のいずれか１項に記載の組織（１）の画像診断装置。
【請求項９】
画像伝達ユニット（４）が、内視鏡の対物レンズ、レンズシステム／画像ファイバー束及び接眼レンズならびにカメラ対物レンズであり、撮像ユニット（５）がカメラのセンサーシステムであり、画像加工ユニット（６）が所属する駆動装置である請求項１〜請求項７のいずれか１項に記載の組織（１）の画像診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、２又は３種の診断方法、つまり、診断用の白色光−内視鏡検査ＤＷＬＥ（Diagnostischen WeisLicht-Endoskopie）のための運転モード、診断用の自家（自己）蛍光内視鏡検査ＤＡＦＥ（Diagnostischen Auto-Fluoreszenz-Endoskopie）のための第１運転モード又はＤＡＦＥ  Ｉ及び場合によって診断用の自家蛍光内視鏡検査ＤＡＦＥ  ＩＩのための第２運転モードを選択的に使用し、光源、画像伝達ユニット及び撮像ユニットを備え、光源の光は内視鏡を介して組織にまで案内され、撮像ユニットは画像加工ユニットと接続され、この画像加工ユニットを介してモニターに画像シグナルが供給される組織の画像診断用の装置に関する。この画像伝達ユニットは人間の目と直接リンクしていてもよい。この場合に、撮像ユニット、画像加工ユニット及びモニターを使用しなくてもよい。
【背景技術】
【０００２】
ＤＡＦＥは前癌及び早期癌の病変の位置確認及び検出において既に確立された方法であり、その病変は悪性度が低いことから高い確率で治癒的な治療を行うことができる。一方、ＤＷＬＥの場合には病変のサイズが小さくかつ局在的に目立たないためほとんど見ることができないか全く見ることができない。
【０００３】
ＤＡＦＥの場合には、人の組織、例えば気管支粘膜の組織を紫外線及び／又は紫色及び／又は青色スペクトル領域からなる放射線で励起して、より長波長の可視スペクトル領域、特に緑色及び赤色での自家蛍光を生じさせる。健全な組織は強い蛍光を示すのに対し、組織異型の程度が進むにつれて及び悪性度が進むにつれてこれら組織の蛍光の強度が低下するので、各組織の区別が可能となる。さらに、赤色における強度よりも緑色における強度がより著しく低下する。このことから、病理学的に変化した組織の慣用画像表示法は健全な組織よりも一方ではより暗くかつ他方ではより赤みがかって見えることになる。
【０００４】
この公知の自家蛍光−システムをＤＷＬＥと比較すると、全体として、健全な組織と比較した場合の前浸潤性、つまり上皮内病変（形成異常(displasien)及び上皮内癌を以下、「前癌及び早期癌の病変」又は「前癌及び早期癌の組織異型」と記載する）に対し著しく改善された感度を特徴としている。
【０００５】
しかし、このシステムで問題なのは、病変に対する特異性、すなわち、公知の手法を用いた自家蛍光画像の場合、炎症状態の組織及び化生的に変質した組織である前癌又は早期癌の病変に分類されていないか又はまだこの病変に分類されていない「癌ではない組織異型」の概念に分類される２種の組織状態を、実際に形成異常及び上皮内癌、つまり、まさに患者の予後の観点で検出が極めて重大である前癌及び早期癌の病変と区別できないことにある。しかし、確実でかつ最終的な評価を下しかつ（前）癌を排除するためには、自家蛍光画像中に目立つ全ての箇所から、つまり前癌及び早期癌の箇所から並びに炎症箇所及び化生箇所からもバイオプシーを行い、これを病理学検査に送る必要がある。しかしながら、多数のサンプル採取は内視鏡検査に時間がかかることを意味するので、このことに直接的に関連して高コストとなり、さらに患者にも極めて負担がかかりかつ病理学検査による癌性ではない生体片の検査に対してもさらにコストがかかってしまう。
【０００６】
これまでの自家蛍光−システム及びその機能形態に関連する重大な欠点は、癌ではない組織異型との比較で形成異常及び上皮内癌に対する、つまり上皮内の前癌又は早期癌の病変に対する高い特異性を備えた手法及びシステムにおいて、健全な組織と比較したこれらの病変に対し変化のない良好な感度を要求することにある。このことは、これらの病変が既に内視鏡検査の間に、つまり自家蛍光画像において、既に癌ではない化生及び炎症と明確に区別できなければならないことを意味するので、それにより「不必要に」患者の負担となり、高コストとなり、検査時間がかかるバイオプシーを、単なる炎症の及び化生の組織に関しては行わないようにすることができなければならない。
【０００７】
同時に、健全な組織と比較した前癌及び早期癌の病変に対する感度は最大であるべきであり、つまり病理学的に変化した組織は画像において、高い色のコントラスト及び／又は明度のコントラストによる選択された手法により周囲の健全な組織から際だたせて著しく目立たせる必要がある。
【０００８】
化生変化した組織を、病理学的に変化していない組織、つまり健全な組織ならびに炎症組織とも区別できるような方法が最適である。化生の検出は、例えば化学的予防措置を行う決定の際に重要となることがある。このシステムは、さらにＤＷＬＥに対して無条件で適しているのが好ましい。これは、比較可能な慣用の内視鏡システムと比べて画質が変わらずに良好でなければならないことを意味する。これに関しては、特に次のことを考慮すべきである。すなわち、自家蛍光の強度は、組織で反射する、つまり一方向に反射しかつ散乱する蛍光−励起光の強度のほぼ１００分の１であるので、自家蛍光を可視化するためには、自家蛍光よりも優勢を占める組織で反射する蛍光−励起光を、画像経路において、つまり組織から画像をとらえるセンサーシステムまでの経路で完全に又は少なくとも大部分をブロックしなければならない。
【０００９】
これは、一般に、画像経路中に取り付けられる光学高域フィルタが、蛍光−励起帯域での透過率は十分にゼロであるが、その蛍光−励起帯域よりも長波長のスペクトル領域での透過率、つまり自家蛍光の領域で特に組織の状態に特異的な自家蛍光の差異が最も大きいような領域での透過率は高く、理想的には１００パーセントであることにより達成される。蛍光−励起帯域が可視領域にある場合には、前述したように、画像経路中に少なくともこの可視光の一部もしくはその大部分をブロックしなければならない。内視鏡システムがビデオ内視鏡を使用する場合には、簡便にするために技術的な構成の理由により光学ブロックフィルタが継続的に画像経路中に設置されている。この内視鏡システム及び特にビデオ内視鏡をＤＷＬＥ用にも使用する場合、白色光画像中での可視スペクトル領域の短波長放射線成分が固定的に設置された光学ブロックフィルタにより連続的に遮断されるため欠落してしまう。しかしながら、白色光画像において可視領域成分が欠落した場合、例えば特定の色はもはや区別できないか又はほとんど区別できなくなる。これによって、組織を区別する場合の妨げになることがあり、このシステムは無条件に白色光に適していると言うことはできない。
【００１０】
さらに、白色光モードと自家蛍光モードとの間を簡単でかつ迅速に切り替えることも可能にすべきである。これは、この切り替えが内視鏡又はこの内視鏡に所属する器具のボタンを押すことによるか、フットスイッチを入れることによるか、又は音声制御によって実現することができることを意味している。構成要素の取り替えは必要とすべきではない。
【００１１】
さらにまた、このシステムは安価でなければならず、特にコントロール部分とアプリケーション部分とは、同様にビデオ内視鏡又は慣用のカメラが取り付けられた内視鏡も扱いやすくかつ軽量でなければならない。これは、特にコントロール部分とアプリケーション部分とが簡単な構造であることを前提としていて、さらにＤＷＬＥ及びＤＡＦＥの両方が１つのセンサ（１チップ）又は１つのセンサグループ（３チップ）によって実現される必要がある。
【００１２】
さらにまた、最終的に、内視鏡及びその構造において常用の光学構成要素を用いることができることも可能にすべきで、つまり、例えば高ＵＶ透過性を有するような光学構成要素を使用しないことも可能にすべきである。それというのもこのような光学構成要素は一般に、以下で検討するような欠点と関連しているためである。
【００１３】
少なくとも部分的に上記の要求を満たすために多様な方法が提案されている。この場合における特徴の多くは蛍光−励起のための波長領域の特定にある（例えば、特許文献１〜３参照）。
【００１４】
【特許文献１】ドイツ連邦共和国特許出願公開第１０１３６４１９号明細書（ＤＥ１０１３６４１９Ａ１）
【００１５】
この明細書では、蛍光−励起のための波長帯域はＵＶにある。明細書で提案された手法の場合、２つの放射線源を使用する。つまり、ＤＷＬＥのための一方の放射線源とＤＡＦＥのための他方の放射線源を使用し、かつこれらから放射される放射線を順次に共通のファイバー束へ導入するために２つの放射線源の光束の光軸を重ね合わせる必要がある。また、ＤＷＬＥの場合には、最適な色の再現及びこの観点で最適な白色画像を達成するために、組織を理想的には全体の可視スペクトル領域からなる光で照射する必要がある。したがって、両方の光源の２つの光束を重ね合わせるため４５゜の高域フィルタを使用する少なくとも光プロジェクター構造の選択された形状の場合には、蛍光−励起帯域の位置は可視光に隣接するＵＶに置くのが有利である。ただし、この手法はそれ自体、特に医学的診断の観点で重大な欠点がある。
【００１６】
これを添付図面の図１〜図４を用いて詳説する。これらの図は、ＵＶ中での多様な相互に狭く隣接する等距離の蛍光−励起波長に対して異なる組織状態、つまり健全な組織と多様な形態の組織異型における人の気管支組織のスペクトル蛍光特性を示す。これらの図において、ならびに後に示す図表において、「ＣＩＳ」とは上皮内癌を意味する。これらのスペクトル蛍光強度は、それぞれ健全な組織の最大蛍光について標準化している。冒頭で記載した問題に関し、これらの曲線推移から２つのことが明らかである。
【００１７】
第１は、蛍光が最も強く、かつそれに応じて自家蛍光画像が最も強く現れる波長領域、つまり４５０ｎｍ〜５００ｎｍにおいて、健全な組織のスペクトル蛍光強度は、形成異常及び上皮内癌のスペクトル蛍光強度よりも２倍〜３倍高い。例外はこの場合にＵＶから可視光への移行が形成される、すなわち３９５ｎｍの励起波長の場合には、ほぼ５倍よりも高くなる。この結果として、形成異常及び上皮内癌はＵＶからなる放射線を用いて蛍光−励起した場合、わずかに暗く見えるが、少なくとも最大に可能な形で、周囲の健全な組織よりもより暗く見えるわけではない。従って、前癌及び早期癌の病変に対する感度は、最適とはいえない。
【００１８】
第２は、同様に観察された自家蛍光画像が優勢を占める発光波長領域、つまり４５０ｎｍ〜５００ｎｍでは、ＵＶでの励起波長、つまり３６５ｎｍ、３８０ｎｍ及び３９５ｎｍの励起波長の場合における化生及び炎症の組織についてのスペクトル蛍光強度は、健全な組織のスペクトル蛍光強度と比べて、形成異常及び上皮内癌のスペクトル蛍光強度とほぼ同等である。このことは、前癌及び早期癌の病変は、異型であるが癌ではない組織と実際に区別することができず、全ての形態の癌及び癌ではない組織異型は、つまりその周囲の明るい健全な組織と比べて同じように暗く見えてしまう。ここでも、癌ではない組織異型と比べた前癌及び早期癌の病変に対する特異性は悪い。
【００１９】
同様に、技術的な観点でも、ドイツ連邦共和国特許出願公開第１０１３６４１９号明細書に記載された手法には問題がある。人の組織の自家蛍光は一般に強度がわずかであることがわかっているので、十分に明るい蛍光画像を作成するためには考えられる限りの全ての措置を講じなければならない。この措置の一つとして最大の自家蛍光を作り出すために、組織に到達させなければならない最大の蛍光−励起光を準備することである。このことを保証するためには、特に励起光を光源から組織まで伝達する光学構成要素の透過性がよい必要がある。蛍光−励起のための放射線がＵＶ線である場合に、これは慣用のレンズ及び特に慣用のガラスファイバでは十分ではない。慣用のガラスファイバ束は、可視光からＵＶへの移行において透過率の著しい降下を示す。他の手段は、短波長において明らかに改善された透過率を示す理論的な石英ファイバーがある。しかしながら、このファイバーはわずかな開口数であることが欠点であり、この開口数は放射線をファイバー束中へ近位端で導入する場合に問題となり、従ってこの問題を移行しているだけにすぎない。
【００２０】
【特許文献２】ドイツ連邦共和国特許出願公開第１９８４９７７７号明細書（ＤＥ１９８４９７７７Ａ１）
【００２１】
この明細書では、自家蛍光システムを記載しており、この蛍光−励起フィルタは、蛍光−励起が４２５ｎｍ〜４５５ｎｍ間の波長帯域で行われるように特徴付けられている。この手法の基本は、体内分子のリボフラビンもしくはその蛍光特性が組織分化の可能性に対し著しく関与して、このリボフラビンの蛍光作用が４４０ｎｍの励起波長の場合に最大であることに基づいている。組織をより多くの励起光に当てるため及びそれによってより強い蛍光強度を達成するために励起帯域をそれぞれ１５ｎｍづつ短波長側及び長波長側に拡大することが行われる。
【００２２】
この手法の場合にも、２つの問題が存在している。画像経路中に必要なブロックフィルタ、つまり組織から反射される蛍光−励起光がセンサーシステムに到達しないようにする光学高域フィルタが、青色における広いスペクトル領域を遮断し、つまり４８０ｎｍより短い波長を有する全ての光を遮断してしまう点が挙げられる。それにもかかわらずこのシステムの無制限の白色光適性を保証するために、従ってＤＷＬＥに対してブロックフィルタを配置していない第２のセンサーシステムが使用される。しかし、この第２のセンサーシステムはシステムを高価にし、さらにコントロール部分とアプリケーション部分とをより大きく、より重くかつ取り扱いづらくしている。
【００２３】
さらに、添付図面の図６及び図７から明らかなように、この場合でも、形成異常及び上皮内癌に対して生じるスペクトル蛍光強度は、健全な組織のスペクトル蛍光強度と比較して、異型組織及び炎症のスペクトル蛍光強度と類似しわずかな励起波長で運転されている。これにより、前述したシステムにおける状況と類似して、癌ではない組織変化と比較した場合、前癌及び早期癌の病変に対し不十分な特異性が生じてしまう。
【００２４】
【特許文献３】米国特許第６０９９４６６号明細書
【００２５】
原則として、ドイツ連邦共和国特許出願公開第１９８４９７７７号明細書に記載のシステムと米国特許第６０９９４６６号明細書の構造は同等である。この明細書には白色光に適したビデオ内視鏡を用いた自家蛍光システムが記載されている。この蛍光−励起帯域は、このシステムの場合に４８０ｎｍに拡張されている。従って、画像経路中のブロックフィルタは５２０ｎｍより長波長の光をようやく透過する。良好な白色光画像のためにはこの波長より短波長の全体のスペクトル領域を使用しないことはできないため、ビデオ内視鏡の遠位端に、つまり挿入部分にブロックフィルタを備えていない別のセンサーシステムが取り付けられてＤＷＬＥへ切り替える場合にこのセンサーシステムを作動させる。
【００２６】
しかしながら、この手法の欠点は、もともと所用スペースが悪い状況下で内視鏡の挿入部分に第２のセンサーシステムを取り付けなければならないことにある。これは作業通路、又は照明通路もしくは蛍光−励起通路の負担となる。しかしながら、照明通路もしくは蛍光−励起通路中には十分に多くの照明ファイバーのためのスペースを準備しなければならない。そうしなければ明るい自家蛍光画像を作成するために十分な蛍光−励起光を組織に供給できないからである。これに対して作業通路の選択が小さすぎる場合には、試料採取の品質が犠牲になる。
【００２７】
さらに、広帯域の蛍光−励起を用いたこのシステムも、既に前述したシステムと同様、癌ではない組織変化と比較して前癌及び早期癌の病変に対して不十分な特異性を提供するだけで、このことは添付図面の図５〜図１０のスペクトル蛍光強度についての曲線から明らかである。広範囲の励起帯域では、実際に一方の化生組織及び炎症組織と他方の形成異常組織及び上皮内癌との間の区別がつけにくい。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００２８】
従って、本発明の課題は、診断用の白色光−エンドスコープ検査ＤＷＬＥと、診断用の自家蛍光−エンドスコープ検査ＤＡＦＥとを選択的に使用し、さらに冒頭に記載した要求を考慮した、組織の特に気管支領域の検査用の画像診断装置を提供することにある。
【００２９】
この場合、まず第１に、健全な組織と比較した前癌及び早期癌の組織箇所に対する高い選択性と、同時に、癌ではない組織異型と比較した前癌及び早期癌の病変に対する高い特異性が必要となる。これは、具体的に、この病変が一方で自家蛍光画像において健全な組織から光学的に明らかに際立って見えるべきであり、しかしながら癌ではない組織異型、例えば炎症又は化生からも明らかに区別できることを意味している。このシステムは制限無くＤＷＬＥにとっても適していることが重要である。ＤＡＦＥとＤＷＬＥとの間の切り替えは迅速でかつ最も簡単な方法で実現できることが好ましい。このシステムは取り扱いやすくかつ軽量でかつさらい安価であるのが好ましい。
【００３０】
化生組織変化を前癌及び早期癌の病変と区別できるだけではなく、健全な組織及び炎症箇所との区別を他の運転モードのＤＡＦＥ  ＩＩを用いることによって最適に可能である。
【００３１】
このシステムの構想、実現化及び最適化のための基本は、人の組織のスペクトル蛍光強度の挙動の体系的かつ詳細な調査であり、ここで具体的に観察された気管支粘膜の場合は、一方で組織状態に依存し、他方では蛍光−励起波長に依存する。図１〜図１１は、多様な、相互に狭く隣接する等距離の蛍光−励起波長及び多様な組織状態、つまり健全な組織、化生組織及び炎症組織ならびに形成異常及び上皮内癌に対するスペクトル曲線推移を示す。
【００３２】
これらの図から、確かにＵＶでの蛍光−励起波長において、健全な組織と前癌及び早期癌組織との間で既にスペクトル蛍光強度の差異は存在し、つまり、全体の発光領域にわたる健全な組織に対する蛍光強度は前癌及び早期癌組織に対する蛍光強度よりも高く、可視領域での励起波長の場合でもこの差異は著しく際立っていることが明らかとなる。この差異は、最大発光において、つまり青色及び緑色において最も顕著であり、従って、特に一般的に自家蛍光画像において組織の色、明度及び組織の映像にとって重要となる波長領域で最も顕著である。赤色、つまり蛍光が弱くなるスペクトル領域、つまり自家蛍光画像における組織の映像についてあまり影響しないスペクトル領域では、この曲線は相互に近づく。
【００３３】
定量的には、ＵＶ中での波長を用いた励起の場合（図１〜図３参照）、健全な組織は最大蛍光の領域で、前癌及び早期癌の組織よりも２倍〜３倍明るいだけであるが、可視光からなる放射線を用いた組織の励起の場合には、この倍率は対応する発光領域において、つまり最大蛍光の領域で１０倍まで向上する（図５〜図１１参照）ことが示されている。
【００３４】
従って、自家蛍光画像において明度差が明らかになり、それにより健全な組織と比較した前癌及び早期癌の病変に対する感度は、ＵＶでの蛍光−励起波長の場合には最適ではないが、これに対して可視光での励起の場合には明らかに改善されている。
【００３５】
大抵の励起波長、つまりＵＶならびに可視光での励起波長に対し健全な組織と比較した場合、炎症及び化生の組織についてのスペクトル蛍光強度は、形成異常及び上皮内癌に対するスペクトル蛍光強度と同様にわずかである（これについては特に図２、図３、図４、図６、図７、図９及び図１１参照）。従って、これらの励起波長の場合の自家蛍光画像は、癌ではない組織異型は、健全な組織と比較して、前癌及び早期癌の組織異型と同じように暗く見える。癌ではない組織異型と前癌及び早期癌の組織異型との間の区別は、自家蛍光画像中では実際に不可能である。
【００３６】
ここでもまた、この励起波長の場合に癌ではない組織異型と比べた前癌及び早期癌の病変に対する特異性は悪い。このことは、癌ではない異型の組織箇所からバイオプシーを実際に行なわなければならないことを意味している。それは、この自家蛍光画像では健全な組織と比較して前癌及び早期癌の病変も同様に暗く見え、これらの病変と実際に区別が付かず、病理学によって初めてこのバイオプシー材料の検査の後に実際の組織状態に関する情報が得られるためである。
【００３７】
これに関して、４０５ｎｍ及び４５０ｎｍの領域内での励起波長は例外である（図５及び図８参照）。特に、４０５ｎｍの波長領域の光を用いた励起の場合には、癌ではない組織異型のスペクトル蛍光強度が、早期癌及び前癌の組織異型に対するスペクトル蛍光強度と明らかに異なっている。
【００３８】
定量的には、一方で化生及び炎症組織はほぼ５００ｎｍの最大発光において、形成異常の組織及び上皮内癌よりも８倍ほど強力に蛍光することが示されている。他方で癌ではない組織異型のスペクトル蛍光強度は、健全な組織のスペクトル蛍光強度よりもほぼ２０％少ないだけであり、従って健全な組織とほぼ同等である。
【００３９】
実際に、４０５ｎｍの領域内の蛍光−励起の場合の自家蛍光画像において、前癌及び早期癌の病変は、健全な組織とも、癌ではない組織異型とも同様に際立って見えることを意味している。従って、病理学によって前癌及び早期癌の組織であるか又はそうでないかの最終的な判定を行うために、癌ではない組織異型からバイオプシーを行う必要がなくなる。癌ではない組織異型は実際にもはや前癌及び早期癌の病変と取り違えることはない。
【００４０】
４０５ｎｍの波長領域での蛍光−励起は、従って、前癌及び早期癌の病変に対して優れた選択性及び特異性を示す。これに対して癌ではない組織異型は自家蛍光画像において実際に健全な組織と同様に見える。４５０ｎｍの領域での蛍光−励起波長の場合には、同等であるが、この場合に際立ちがいくらか弱い特性が見られる（図８参照）。
【００４１】
例えば光学的フィルタ技術を用いて広帯域光源で自家蛍光画像の明度を向上させるために、蛍光−励起に対する２つの波長領域を拡大しすぎると特異性を悪化させることになる。それは、図４及び図６もしくは図７及び図９による隣接する励起波長領域で癌ではない組織異型と前癌及び早期癌との組織異型に対するスペクトル蛍光強度についての曲線が相互に極めて似ているためである。
【課題を解決するための手段】
【００４２】
本発明の課題を解決するための装置は、請求項１に記載されている。このような装置の有利な実施態様は、引用形式請求項に記載されている。
【００４３】
すなわち、前述の課題を解決するための本発明は、診断用の白色光−内視鏡検査ＤＷＬＥのための運転モードと、診断用の自家蛍光−内視鏡検査ＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉのための第１の運転モードと、場合により第３の診断方法である診断用の自家蛍光−内視鏡検査ＤＡＦＥ  ＩＩのための第２の運転モードと、の少なくとも２つの診断方法を選択的に使用する光源（２）と画像伝達ユニット（４）とを備えた組織（１）の画像診断装置であって、光源（２）の光は光導波路（３）を介して組織（１）に達し、画像伝達ユニット（４）は人の肉眼と接続しているか又は撮像ユニット（５）と接続しており、該撮像ユニット（５）は画像加工ユニット（６）と接続しており、該画像加工ユニット（６）を介してモニター（７）に画像シグナルが送られる形式の下で、ＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉの第１の運転モードの場合に蛍光−励起のために提供される放射線の大部分が４０５ｎｍ波長の範囲内にある狭いスペクトル帯域からなることを特徴とする。
【００４４】
この場合、ＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉのための蛍光−励起放射線の大部分である狭いスペクトル帯域の幅が２０ｎｍより大きくなく、該帯域が４０５ｎｍ±５ｎｍの領域からなる波長の少なくとも１つを有するとよい。また、ＤＡＦＥ  ＩＩのための蛍光−励起放射線の大部分であるスペクトル帯域の幅が３０ｎｍより大きくなく、該帯域が３９５ｎｍ±５ｎｍの領域からなる波長の少なくとも１つを有し、透過帯域である放射線の大部分が４００ｎｍより低い波長により特徴付けられているとよい。
【００４５】
ＤＡＦＥ  ＩＩのための蛍光−励起放射線の大部分であるスペクトル帯域は、長波長側でＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉのためのスペクトル帯域に接しており、該スペクトル帯域幅が３５ｎｍよりも小さく、かつ該帯域の長波長の端部は高くても４４５ｎｍ波長にあると好ましい。
【００４６】
４０５ｎｍ波長領域内にあるスペクトル帯域からなる放射線は、光学フィルタ技術を用いて水銀成分を有するガス放電ランプの４０５ｎｍ−ラインと４０８ｎｍ−ラインとに分離することにより準備されるとよく、４０５ｎｍ波長領域内にあるスペクトル帯域からなる放射線が、４０５ｎｍ波長の範囲内で放射するレーザー又はレーザーダイオード又はレーザーダイオードのアレイにより準備されてもよい。さらに、４０５ｎｍ波長領域内にあるスペクトル帯域からなる放射線が、４０５ｎｍ波長の範囲内で放射する発光ダイオード又は発光ダイオードのアレイにより準備されることもできる。
【００４７】
この装置では、画像伝達ユニット（４）がビデオ内視鏡の対物レンズであり、撮像ユニット（５）がビデオ内視鏡のセンサーシステムであり、画像加工ユニット（６）が所属するコントローラーであることができる。また、画像伝達ユニット（４）が、内視鏡の対物レンズ、レンズシステム／画像ファイバー束及び接眼レンズならびにカメラ対物レンズであり、撮像ユニット（５）がカメラのセンサーシステムであり、画像加工ユニット（６）が所属する駆動装置であってもよい。
【発明の効果】
【００４８】
本発明の装置によれば、光源は第一のシステムバリエーションにおいてＤＡＦＥの運転モードで、もっぱら又は大部分はほぼ４０５ｎｍの狭い波長帯域からなる光が準備される。従って、上記の説明に応じて、自家蛍光画像中では前癌及び早期癌の病変に対する優れた感度及び特異性が生じるようになる。
【００４９】
このシステムはボタンを押すことにより、音声制御により及び／又はフットスイッチを入れることにより迅速でかつ簡単にＤＡＦＥとＤＷＬＥとを切り替え可能である。
【００５０】
比較的強度の弱い自家蛍光画像を可視化するために、画像経路内に、つまり組織と検出ユニットとの間に、光学ブロックフィルタが取り付けられ、これはＤＡＦＥモードで光源から適用されかつ組織で反射された光の全部又は少なくとも大部分をブロックする。このシステムにおいてビデオ内視鏡を使用する場合、技術的な構造の理由からこのブロックフィルタは画像経路内に固定して、つまり取り出しが不可能なように取り付けられている。従って、このブロックフィルタはＤＷＬＥモードへ切り替えた後でも画像の光路内に存在する。また、このブロックフィルタは他方で可視光のできる限り広いスペクトル帯域を透過すべきであり、ＤＷＬＥのモードにおいて、可視光のほぼ全スペクトル領域の検出ができることで、鮮やかなカラーの組織識別を行える最適な色彩画像を作り出すことができる。
【００５１】
この点においても、４０５ｎｍの蛍光−励起帯域は有利である。それは、この帯域は可視光の短波長端部に存在し、つまり、肉眼での視覚はいずれにせよほとんど感じないためである。この光学ブロックフィルタの透過帯域が、可視領域のほぼ４０５ｎｍの励起フィルタの透過帯域に直接引き続いていてかつ全体の可視のスペクトル領域をカバーするように特徴付けられている場合には、実際に、ＤＷＬＥモードへ切り替えた後に要求される無制限の色の再現が保証されるようになる。
【００５２】
既に前述しかつ図５からも明らかなように、ほぼ４０５ｎｍ波長で励起すると、健全な組織と、化生組織及び炎症組織とのスペクトル蛍光強度についての曲線が、形成異常及び上皮内癌のスペクトル蛍光強度についての曲線と比較して、相互に極めて類似する。このことは、実地及び使用者にとって、自家蛍光画像において化生組織及び炎症組織が健全な組織と実際に区別が付かないことを意味する。この両方の組織形態は、前癌及び早期癌の形態と比較してほとんど同じ明るさに見える。しかしながら、所定の適用のために、特に化生組織と健康な組織とを識別できることが重要であることもある。例えば、化生を患う患者は化学的予防法により治療されることが考慮される。
【００５３】
第１の形態である診断用の自家蛍光−内視鏡検査ＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉに対する一つだけの自家蛍光モードを有する前述した第１のシステムバリエーションの拡張型である第２のシステムバリエーションの場合には、第２の形態である診断用の自家蛍光−内視鏡検査ＤＡＦＥ  ＩＩに対する第２の励起帯域が付加的な第２の自家蛍光モードのために準備されている。
【００５４】
ＤＷＬＥの場合に実際に無制限の色の再現の上記の利点を維持するために、場合により画像経路において固定的に取り付けられた光学ブロックフィルタにもかかわらず、この第２の励起帯域はほぼ３９５ｎｍの波長領域におかれる。可視領域での光学ブロックフィルタの透過帯域のスペクトル幅は維持することができ、可視領域のほぼ全てのスペクトル成分は検出ユニットによりとらえることができるようになり、これは最適な白色光画像のための前提条件である。
【００５５】
他方で、ほぼ３９５ｎｍでの励起（図４参照）の場合に、化生組織と炎症組織とのスペクトル蛍光強度は、健全な組織の強度と比べて、前癌及び早期癌の組織についてのスペクトル蛍光強度とほぼ等しくなる。このことは、実地及び使用者にとって、一方の自家蛍光画像において化生組織及び炎症組織と、他方の形成異常及び上皮内癌とは、健全な組織からその明度が明らかに低下することにより際立ち、これらの全ての組織異型は同等に暗く見え、その結果相互にほとんど区別できないことを意味する。
【００５６】
これに関して、つまり、前述した形態の場合の良好な選択性と同時に良好な特異性の意味において、２つの異なる自家蛍光運転モード、つまりＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  ＩとＤＡＦＥ  ＩＩとにおいての２種の異なる正確に定義された蛍光−励起帯域の放射線による組み合わせ又は順次の適用が有利である。すなわち、ＤＡＦＥ  ＩＩ、つまりほぼ３９５ｎｍの波長帯域における蛍光−励起によって、組織異型の全体の形態、つまり化生、炎症、形成異常、上皮内癌などを調査し、かつ位置を特定する。これら全ての組織異型はＤＡＦＥ  ＩＩでの自家蛍光画像においてはそのわずかな蛍光強度によって、暗い映像が周囲の明るい健全な細胞から際立つようになる。引き続き他の運転モードのＤＡＦＥ  Ｉに切り替えた場合に、自家蛍光画像において癌ではない組織異型は実際に健全な細胞と同様に明るく見えるが、一方で前癌及び早期癌の病変は相変わらず暗く見える。
【００５７】
この前癌及び早期癌の組織異型は、つまり２つの自家蛍光モードで暗く見えるが、一方で癌ではない組織異型はＤＡＦＥ  ＩＩからＤＡＦＥ  Ｉへ切り替えた場合に暗く見えていたのが明るく切り替わる。最後に化生と炎症とを区別するために、ＤＷＬＥの運転モードに切り替えなければならない。この場合には化生は健全な細胞と実際に区別できないが、炎症は赤く見えるようになる。
【００５８】
白色光画像の色彩的な最小の障害を受け入れることができる場合には、ＤＡＦＥ  ＩＩの励起帯域は、ＤＡＦＥ  Ｉでの励起帯域に直接引き続く可視領域にあることもでき、つまり４２０ｎｍの範囲内におくこともできる。励起帯域をこのように移動させることによって、画像経路中の光学ブロックフィルタの透過領域も変更しなければならない。ＤＡＦＥ  ＩＩの励起フィルタの長波長のスペクトル端部は光学ブロックフィルタの上昇するスペクトル端部についての境界部を形成し、それに応じて可視領域でのこのブロックフィルタの透過領域に適している。
【００５９】
他の本発明による装置の有利な特徴は、図面において図示された実施例の記載から明らかである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００６０】
図１〜図１１は、異なる励起波長での、多様な組織状態における人の気管支組織の典型的なスペクトル蛍光強度を示す。この図面に関しては既に上記に詳細に記載してある。
【００６１】
図１２は、図式的に、つまりブロック図の形で組み合わされた診断用の白色光−内視鏡検査ＤＷＬＥ、診断用の自家蛍光−内視鏡検査ＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉ及び最適な診断用の自家蛍光−内視鏡検査ＤＡＦＥ  ＩＩのための装置の構造を示す。
【００６２】
組織１の画像診断のための装置は、光源２を備えていて、この光源は組織１に対して光導波路３を介して、ＤＷＬＥの運転モードでは照明のための白色光を放射し、かつＤＡＦＥ  Ｉ及びＤＡＦＥ  ＩＩの運転モードでは蛍光−励起のそれぞれの形態に応じて異なる放射線を放射する。この光導波路３は単一ファイバー、ファイバー束又は液体光導波路からなるか又はこれらの素子の組み合わせからなることができる。
【００６３】
ＤＷＬＥの場合には反射する放射線により生じる画像及びＤＡＦＥ  Ｉ及びＤＡＦＥ  ＩＩの場合にはそれぞれ生じた蛍光画像が、画像伝達ユニット４を介して撮像ユニット５に送られ、そこで光学信号から電気信号への変換が行われる。後者の電気信号はさらに画像加工ユニット６に伝達され、そこでは、例えば画像をモニター７に映し出すために電気信号の加工が行われる。同様にして、ビデオレコーダー又は他のビデオ技術的装置を用いた記録も可能である。内視鏡による直接観察も考えられ、この場合には撮像ユニット５、画像加工ユニット６及びモニター７は観察者の目に置き換えられる。画像伝達ユニット４の範囲内に、光学ブロックフィルタが取り付けられている。この光学ブロックフィルタは図１２において図示省略している。
【００６４】
画像表示のためにビデオ内視鏡、つまり、ビデオチップが内視鏡自体の中に取り付けられているいわゆるチップ内視鏡(chipendoskop)を使用する場合、画像伝達ユニット４は主に対物レンズであり、撮像ユニット５はビデオ内視鏡のセンサーシステムである。この画像加工ユニット６は所属するコントローラーである。この場合、チップ内視鏡及びコントローラーはＤＷＬＥ用に無制限に使用することができる構成要素である。
【００６５】
これに対してカメラを使用する場合には、画像伝達ユニット４は内視鏡−対物レンズ、それに引き続く画像ファイバー束又はレンズシステム又は棒状レンズシステムからなり、これらは内視鏡の２つの部分であり、内視鏡接眼レンズ及び場合によりカメラ−対物レンズからなる。これらの構成成分は組織１の画像を撮像ユニット５へ伝達する。後者の撮像ユニット５はカメラヘッドのセンサーシステムから形成されている。画像加工ユニット６はカメラ駆動装置である。カメラも、ＤＷＬＥのために無制限に使用できる装置である。さらに慣用の医学カメラであることもできる。
【００６６】
図１３は、図１２における光源２の光学ユニットの第１の可能な実施態様を示す。この第１の可能な実施態様は、唯一の照明手段８を使用することを特徴としている。この照明手段８はインコヒーレントの可視スペクトル領域において広帯域で放射するランプである。理想的な白色光を放射する照明手段においてアークランプ、例えばキセノンランプ、相応するガス混合物を有する混合ガスランプ又は水銀成分を有するランプを使用する場合、図１２中で光導波路３に相当する光導波路９（図１３）へ放射線導入を行うのが特に有利である。これとは別に、照明手段としてハロゲンランプを使用することも可能である。
【００６７】
図１３の実施例の場合には、平行な光束が放射される放物鏡面ランプが使用される。光路中に固定されて存在するフィルタ１０は照明手段８のＩＲ放射成分及びＵＶ放射成分を十分にブロックする。レンズ１１の焦点には光導波路９が存在し、照明手段８のフィルタリングされた放射線を光導波路９内へ導入する。
【００６８】
ＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉの運転モードに切り替える際に、蛍光−励起フィルタ１２が、照明手段８の平行の光路内へ導入される。この切り替えは、フットスイッチを入れるか又は光源の操作パネルのボタンを押すことによって又は音声制御によって行われる。これらの部材は、制御装置に接続されていて、この制御装置はフィルタの導入機構を制御しかつ光源内に導入することができる。このフィルタ１２の切り替え機構に該当する構成要素は図１３中では図示省略されている。ＤＷＬＥの運転モードに切り替える場合には、蛍光−励起フィルタ１２を光路から取り出す。これは導入と同じように行われる。
【００６９】
図１４は、ＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉでの蛍光−励起フィルタ１２のナノメートルｎｍ波長Ｗ対スペクトル透過特性Ｔの可能な実施態様を図式的に示している。健全な組織と比較した前癌及び早期癌の病変に対する良好な選択性を、癌ではない組織異型と比較した前癌及び早期癌の病変に対する良好な特異性とを組み合わせることに関する前述の説明に従って、４０５ｎｍ波長を含めた狭いスペクトル領域からなる放射線を用いた蛍光−励起が行われる。しかしながら、このフィルタ１２は、蛍光−励起のための放射線の大部分が、２０ｎｍよりも大きい幅ではなくかつ少なくとも４０５ｎｍ±５ｎｍを含む波長帯域に準拠するように特徴付けられているのが好ましい。良好な励起のために、この蛍光−励起フィルタ１２は透過帯域において少なくとも５０％の透過性を有するのが好ましい。しかしながら、付加的に画像の明度向上手段である光増幅器などを使用せずに強度の高い蛍光−励起により十分に明るい自家蛍光画像を達成するため、理想的には透過率がほぼ１００％であるのが好ましい。ほぼ４０５ｎｍのこの狭い透過帯域の外側はほとんど全てが０％の範囲内の透過率である。
【００７０】
しかしながら、既に他の箇所でも記載したように、組織で反射された放射線からなる画像を蛍光画像に付加的に重ね合わせることにより実現される自家蛍光画像において付加的に色基準を設定すべき場合には、蛍光−励起フィルタ１２の透過性を、検出された組織から反射した放射線に準拠して相応する波長領域に又は相応する複数の波長領域で同じくゼロにシフトさせる。
【００７１】
図１５は、図１４の蛍光−励起フィルタ１２に合わせた、システムの画像経路内、つまり検出ユニットの前に存在する光学ブロックフィルタのナノメートルｎｍ波長Ｗ対スペクトル透過特性Ｔの可能な実施態様を図式的に示している。上記の実施態様に応じて、フィルタのスペクトル透過性は、特にフィルタ１２の透過性に即して決定され、この透過曲線は図１４に図式的に示されている。すなわち、ほぼ４０５ｎｍにおける蛍光−励起フィルタ１２の透過帯域領域内で、ブロックフィルタの透過性はほぼゼロである。しかしながら、この帯域に直接隣接する長波長の可視領域では、透過率はほぼ同様に５０％で、理想的にはほぼ１００％である。このことは、ブロックフィルタの上昇するフィルタ端部が既に４２０ｎｍの範囲内にあることができ、かつそれにより、曲線の推移が記載されている図１６から明らかなように、人の目の明度のスペクトル感度Ｖが未だ極端に低い波長領域内にあることができることを意味している。このことはまた、この手法の場合に、ＤＷＬＥモードへ切り替えた後、画像経路から取り出しが可能ではないブロックフィルタの場合であっても、実際に人の色感度に関連する全てのスペクトル波長領域が検出可能であることを意味する。これにより、本発明の実施例装置の最適な色の再現が達成される。
【００７２】
前述の説明に従って、本発明の実施例による装置の第２のシステムバリエーションの場合には、第２の自家蛍光モードＤＡＦＥ  ＩＩの場合に癌ではない組織異型と健全な組織との間の区別を可能にし、かつ最終的に上記の記載に従って２つの異なる運転モードを組み合わせて化生組織の位置を特定可能にするために、場合により第２のスペクトル帯域からなる放射線を用いて組織を励起することができる。唯一の照明手段８に限定することにより特徴付けられている光源２の光学ユニットの図１３に示した第１の実施態様の場合では、照明手段８の光路内へ第２の光学フィルタ１３を導入できるように実現されている。
【００７３】
図１７は、ＤＡＦＥ  ＩＩでの蛍光−励起フィルタの、ナノメーターｎｍ波長Ｗ対スペクトル透過特性Ｔの可能な実施態様を図式的に示している。この図面に従って及び上記の記載に従って、この光学帯域フィルタの蛍光−励起のための透過帯域は理想的には３９５ｎｍ波長の付近の領域に制限される。しかしながら少なくとも、蛍光−励起のための放射線の大部分は、少なくとも３９５ｎｍ±５ｎｍ波長を含む３０ｎｍの幅より狭い帯域であるのが好ましく、かつこの大部分の放射線は４００ｎｍよりも低い波長により特徴づけられているのが好ましい。
【００７４】
これにより、一方で図３に記載のように、癌ではない組織異型と健全な組織との良好な区別が可能であり、他方で、しかしながら、上記したかつ図１５に図式的に示したＤＷＬＥの際における色の再現に関する有利な画像経路中での光学ブロックフィルタの透過特性を維持することもできる。
【００７５】
図６及び図７に記載したように、健全な組織と癌ではない異型組織との間の良好な区別に関するＤＡＦＥ  ＩＩの際における光学フィルタに対する透過帯域は、可視領域でＤＡＦＥ  Ｉの透過帯域に隣接している。もちろん、ブロックフィルタの透過特性も変更しなければならず、つまりこのスペクトル端部は長波長へ移行させるように変更しなければならないため、実際にブロックフィルタの透過帯域とＤＡＦＥ  ＩＩのためのフィルタの透過帯域とは重複しない。ＤＷＬＥでの色の再現を明らかに妨害させないために、ブロックフィルタのスペクトル端部は、人の目の明度のスペクトル感度Ｖが比較的わずかである領域内、つまり高くても４７５ｎｍにあり、理想的にはより低い値の波長にある。
【００７６】
ＤＡＦＥ  ＩＩの蛍光−励起フィルタの透過帯域は、励起のための放射線の大部分が、３５ｎｍよりも狭い幅を有する波長帯域からなり、かつその長波長側の端部が高くても４４５ｎｍ波長にあるように特徴付けられているのが好ましい。ＤＡＦＥ  ＩＩのための透過帯域をほぼ４２０ｎｍに厳しく制限することは、しかしながら、ＤＷＬＥの際における色の再現の最適化を行う観点で有利である。従って、つまりこのブロックフィルタのスペクトル端部は画像経路中で可視領域の短波長端部に移行することもできる。
【００７７】
図１８は、ＤＡＦＥ  ＩＩの際における蛍光−励起フィルタのナノメーターｎｍ波長Ｗ対スペクトル透過特性Ｔの第２の可能な実施態様を図式的に示し、この実施態様では透過帯域をほぼ４２０ｎｍの狭い領域に限定することを特徴としている。
【００７８】
図１９は、図１４のブロックフィルタを変更した形態のスペクトル透過特性Ｔの可能な実施態様を図式的に示し、これは、図１８に示されている透過特性のＤＡＦＥ  ＩＩの際における蛍光−励起フィルタの第２の可能な実施態様に合わせてある。この実施態様は、透過領域が図１８により特徴付けられたフィルタの狭い透過領域に直接隣接し、つまりこのスペクトル端部はほぼ４３５ｎｍの領域にあることを特徴とする。
【００７９】
図２０は、光源２の光学ユニットの第２の可能な実施態様を示している。この実施態様は、光源２が２つの照明手段からなることを特徴としている。照明手段８、光導波路９、フィルタ１０及びレンズ１１からなる光学ユニットの第２の可能な実施態様の基本構造は、図１３の構造と同じであるので、この実施態様では説明を省略する。この実施態様において、ＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉでの蛍光−励起のための放射線は、広帯域の照明手段８から放射される放射線の光学的なフィルタリングによっては実現されない。
【００８０】
照明手段８の光路中に導入及び取り出し可能なフィルタ１２（図１３）の代わりに、被覆されたガラスプレート１４が照明手段８の光軸に対して４５゜の角度で光路中に取り付けられている。この被覆は、ガラスプレートの表面法線に対して４５゜の角度で生じる４１５ｎｍ／±５ｎｍよりも低い波長を有する放射線、つまり可視の放射線よりも低い成分を反射し、かつガラスプレートの表面法線に対して４５゜の角度で生じる４１５ｎｍ／±５ｎｍよりも高い波長を有する放射線を透過することを特徴とする。図２０の照明手段１５の平行化された放射線束が、照明手段８の平行化された放射線束と９０゜の角度で当たるように配置された照明手段１５は、広帯域の照明手段８とは反対に４０５ｎｍの範囲内での比較的高い放射線成分を放射する放射線源であり、例えば、特に４０５ｎｍで強い放射を生じかつ４０８ｎｍでわずかな放射を生じ相応する高い濃度の水銀を有するガス放電ランプ、４０５ｎｍの範囲内で発光する発光ダイオード又は発光ダイオードのアレイ、又は４０５ｎｍの範囲内で放射するレーザーダイオードもしくはレーザーダイオードのアレイである。
【００８１】
図１３の光学ユニットの第１の可能な実施態様と比較して、図２０の光学ユニットのこの第２の可能な実施態様の利点は、例えば照明手段８で使用されているような広帯域の白色光源と比較して、ちょうど４０５ｎｍの狭いスペクトル領域で特定の形で集中した放射線を発する放射線源を使用することにより、照明の比較的低い入力及び熱発生でこの狭いスペクトル領域内で比較的高い放射線強度を使用できることである。これは、付加的に明度を向上させる手段を使用せずに十分な軽い自家蛍光画像を作り出す場合には特に重要である。
【００８２】
照明手段１５の実施態様に依存して、光源２の第２の放射線路中に、別の光学帯域フィルタ１６が存在し、この透過範囲は主に４０５ｎｍのスペクトル領域に狭められている。例えば、水銀成分を有するガス放電ランプを第２の照明手段１５として使用する場合に、このフィルタ１６によって、蛍光−励起のためにもっぱら４０５ｎｍ及び４０８ｎｍでの輝線が使用されることを保証し、つまり、癌ではない組織異型と比較して前癌及び早期癌の病変に対する高い特異性と組み合わせて、健全な組織と比較して前癌及び早期癌の病変に対して高い感度を達成する波長領域が自家蛍光画像の作成のために使用されることを保証する。
【００８３】
ＤＷＬＥと、ＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉとの間の切り替えは、図２０においては図示省略されている中央制御ユニットによって行われ、図１３の構造において既に詳細に述べたのと同様に機能し、これはフットスイッチによって、光源のボタンによって又は音声制御によって操作される。この中央制御ユニットは、ＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉモードの場合にシャッター１７が照明手段１５の放射線路から取り除かれ、シャッター１８は照明手段８の放射線路内に導入されるため、組織の照射は、このモードの場合に照明手段８の光では行うことができないようになっている。一方、この中央制御ユニットは、ＤＷＬＥモードの場合にシャッター１８が照明手段８の放射線路から取り除かれ、シャッター１７は照明手段１５の放射線路内に導入されるため、組織の照射は、このモードの場合に照明手段１５の光では行うことができないようになっている。
【００８４】
ＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉモードに対して第２の照明手段１５を使用することを特徴としているこの光学ユニットの第２の可能な実施態様の場合でも、第２の自家蛍光モードＤＡＦＥ  ＩＩにおいて癌ではない組織異型と健全な組織との区別を可能にし、最終的に上記の記載に従って化生組織の位置を特定可能にするため本発明の実施例による装置の第２のバリエーションは、第２のスペクトル帯域からなる放射線で最適に組織を励起することができる。この第２のシステムバリエーション及び特にこの第２の自家蛍光モードを実現する可能な態様は、照明手段８による広帯域で提供された放射線の光学的フィルタリングによって行われる、つまり原則として第１の実施態様における手法と同等である。感度及び特異性の観点で、第１の実施態様の場合と同等に良好な結果を達成するために、ＤＡＦＥ  ＩＩについてのフィルタシステムのスペクトル帯域端部は第２の実施態様の場合に第１の実施態様と同様に選択することができる。
【００８５】
図２１は、この構造を図式的に示す。この構造は、図２０の構造とほぼ一致している。後者の図２１の構造が異なるのは、２つの他のミラー１９及び２０が、フィルタ１４で反射された照明手段８の短波長の放射線を、この光軸に対して垂直方向に戻すように位置決めされていることである。部材２１は被覆されたガラスプレートである。この被覆は、例えば４００ｎｍより低い波長を有する放射線を反射するように特徴付けられている。従って、ＤＡＦＥ又はＤＡＦＥ  Ｉでの蛍光−励起のための、照明手段１５からの４０５ｎｍの狭い帯域領域からなる放射線は透過し、一方でＤＡＦＥ  ＩＩでの蛍光−励起のための、ほぼ３９５ｎｍの狭い帯域の領域からなる放射線は、フィルタ２１の反射により照明手段８の光軸に対して戻されることを保証している。光学フィルタ２２のこの特徴によって、ＤＡＦＥ  ＩＩのための放射線の領域が規定されている。異なるモード間の切り替えの際に図示されていない中央制御ユニットを介してシャッター１７、２３及び２４を相応して操作することによって、それぞれ必要な放射線だけが常に組織に達するように考慮されている。
【００８６】
光源２の光学ユニットの他の考えられる実施態様の場合には、ＤＡＦＥ  ＩＩのための放射線は第３の照明手段によって生成かつ提供することができる。
【００８７】
それにより、冒頭に記載した全ての要求、特に健全な組織と比較した前癌及び早期癌の組織の高い選択性、及び癌ではない組織異型と比較した前癌及び早期癌の組織の高い特異性についての要求を考慮した組織の画像診断用の装置を実現できる。
【図面の簡単な説明】
【００８８】
【図１】多様な励起波長での異なる組織状態についての人の気管支組織における典型的なスペクトル蛍光強度を、健全な組織の最大蛍光について標準化して示した図。
【図２】多様な励起波長での異なる組織状態についての人の気管支組織における典型的なスペクトル蛍光強度を、健全な組織の最大蛍光について標準化して示した図。
【図３】多様な励起波長での異なる組織状態についての人の気管支組織における典型的なスペクトル蛍光強度を、健全な組織の最大蛍光について標準化して示した図。
【図４】多様な励起波長での異なる組織状態についての人の気管支組織における典型的なスペクトル蛍光強度を、健全な組織の最大蛍光について標準化して示した図。
【図５】多様な励起波長での異なる組織状態についての人の気管支組織における典型的なスペクトル蛍光強度を、健全な組織の最大蛍光について標準化して示した図。
【図６】多様な励起波長での異なる組織状態についての人の気管支組織における典型的なスペクトル蛍光強度を、健全な組織の最大蛍光について標準化して示した図。
【図７】多様な励起波長での異なる組織状態についての人の気管支組織における典型的なスペクトル蛍光強度を、健全な組織の最大蛍光について標準化して示した図。
【図８】多様な励起波長での異なる組織状態についての人の気管支組織における典型的なスペクトル蛍光強度を、健全な組織の最大蛍光について標準化して示した図。
【図９】多様な励起波長での異なる組織状態についての人の気管支組織における典型的なスペクトル蛍光強度を、健全な組織の最大蛍光について標準化して示した図。
【図１０】多様な励起波長での異なる組織状態についての人の気管支組織における典型的なスペクトル蛍光強度を、健全な組織の最大蛍光について標準化して示した図。
【図１１】多様な励起波長での異なる組織状態についての人の気管支組織における典型的なスペクトル蛍光強度を、健全な組織の最大蛍光について標準化して示した図。
【図１２】本発明の実施形態による診断装置の構造を図式的に示したブロック図。
【図１３】光源の光学ユニットの第１の可能な実施態様を示した図。
【図１４】ＤＡＦＥ  Ｉでの蛍光−励起フィルタのナノメーターｎｍ波長Ｗ対スペクトル透過特性Ｔの可能な実施態様を図式的に示した図。
【図１５】図１４の蛍光−励起フィルタに合わせたブロックフィルタのナノメーターｎｍ波長Ｗ対スペクトル透過特性Ｔの可能な実施態様を図式的に示した図。
【図１６】ナノメーターｎｍ波長Ｗ対肉眼の明度についてのスペクトル感度を示した図。
【図１７】ＤＡＦＥ  ＩＩでの蛍光−励起フィルタのナノメーターｎｍ波長Ｗ対スペクトル透過特性Ｔの可能な第１の実施態様を図式的に示した図。
【図１８】ＤＡＦＥ  ＩＩでの蛍光−励起フィルタのナノメーターｎｍ波長Ｗ対スペクトル透過特性Ｔの可能な第２の実施態様を図式的に示した図。
【図１９】ＤＡＦＥ  ＩＩでの図１８の蛍光−励起フィルタに合わせたブロックフィルタのナノメーターｎｍ波長Ｗ対スペクトル透過特性Ｔの可能な実施態様を図式的に示した図。
【図２０】光源の光学ユニットの第２の可能な実施態様を示した図。
【図２１】第２の自家蛍光モード、ＤＡＦＥ  ＩＩの最適な使用性を備えた図２０の光源の光学ユニットの第２の可能な実施態様を示した図。
【符号の説明】
【００８９】
１  組織
２  光源
３，９  光導波路
４  画像伝達ユニット
５  撮像ユニット
６  画像加工ユニット
７  モニター
８，１５  照明手段
１０，１２，１３，１６，２２  フィルタ
１１  レンズ
１４，２１  フィルタ（ガラスプレート）
１７，１８，２３，２４  シャッター
１９，２０  ミラー
【図１】
2004243119.tif 000003
【図２】
2004243119.tif 000004
【図３】
2004243119.tif 000005
【図４】
2004243119.tif 000006
【図５】
2004243119.tif 000007
【図６】
2004243119.tif 000008
【図７】
2004243119.tif 000009
【図８】
2004243119.tif 000010
【図９】
2004243119.tif 000011
【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
2004243119.tif 000015
【図１４】
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【図１５】
2004243119.tif 000017
【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
2004243119.tif 000020
【図１９】
2004243119.tif 000021
【図２０】
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【図２１】
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