DE102007048362B9

DE102007048362B9 - System und Verfahren zum Untersuchen eines Objekts

Info

Publication number: DE102007048362B9
Application number: DE102007048362.9A
Authority: DE
Inventors: Dr. Hauger Christoph; Dr. Nahm Werner; Prof. Lasser Theo; Dr. Leutenegger Marcel; Dr. Martin-Williams Erica; Antonio Lopez
Original assignee: Ecole Polytechnique Federale de Lausanne EPFL; Carl Zeiss Meditec AG
Current assignee: Ecole Polytechnique Federale de Lausanne EPFL; Carl Zeiss Meditec AG
Priority date: 2007-10-09
Filing date: 2007-10-09
Publication date: 2017-08-17
Anticipated expiration: 2027-10-10
Also published as: WO2009046985A2; DE102007048362B4; WO2009046985A3; DE102007048362A8; US20110090325A1; US8929974B2; DE102007048362A1

Abstract

Verfahren zum Untersuchen eines eine strömende Flüssigkeit enthaltenden Objekts, umfassend: Beleuchten des Objekts mit Meßlicht und Aufnehmen wenigstens einer Sequenz von ersten Bildern des beleuchteten Objekts, wobei eine Belichtungsdauer für eine jede Aufnahme eines Bildes der Sequenz von ersten Bildern kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,03 ms, ist; Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), indem Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (Ik(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils ein erster Analysebildwert zugeordnet wird, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (Ik(i, j)) in einem Frequenzbereich oberhalb 1 kHz, insbesondere oberhalb 10 kHz, abhängt, gekennzeichnet durch Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), indem ferner Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (Ik(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) ...

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein System und ein Verfahren zum Untersuchen eines Objekts. Insbesondere betrifft diese Erfindung ein System und Verfahren zum Untersuchen eines eine strömende Flüssigkeit enthaltenden Objekts. Weiterhin betrifft diese Erfindung ein System und ein Verfahren zum Untersuchen einer Blutbewegung in einem Körperteil eines Patienten. Insbesondere betrifft diese Erfindung ein System und ein Verfahren zum Darstellen von funktionellen Arealen in einem Gehirn eines Patienten.
Aus dem Stand der Technik ist bekannt, den sogenannten ”Dopplereffekt” auszunutzen, um optisch eine Bewegung von Teilchen in einer Flüssigkeit zu untersuchen. Dabei wird Meßlicht auf ein zu untersuchendes Gebiet eines Körperteils eines Patienten gerichtet. Das Meßlicht dringt einige Millimeter in das zu untersuchende Gebiet ein und wechselwirkt mit Materie in dem Gebiet innerhalb einer Eindringtiefe des Meßlichts. Unter anderem wird das Meßlicht von sich relativ zueinander bewegenden Teilchen reflektiert, wobei es eine Änderung einer Wellenlänge gegenüber der Wellenlänge des eingestrahlten Meßlichts erfährt, welche von der Bewegung der reflektierenden Teilchen, insbesondere von der Bewegung von Blutzellen, abhängt. Diese Veränderungen einer Wellenlänge des reflektierten Meßlichts können durch Detektion mit einem geeigneten Detektor ermittelt werden. Die Grundlagen für dieses sogenannte ”Laser-Doppler-Verfahren” sind in Stern, ”In vivo evaluation of microcirculation by coherent light scattering”, Nature, Vol. 254, Seiten 56–58, März 1975, beschrieben. Informationen über eine Bewegung von Teilchen in einer Flüssigkeit werden im folgenden auch Perfusionsdaten oder Perfusion genannt.
US 4,109,647 beschreibt, wie man mit diesem Verfahren Informationen über die Geschwindigkeit von roten Blutzellen an einem Punkt eines zu untersuchenden Körperteils erhalten kann.
US 5,361,769 beschreibt ein Abtastverfahren zum Messen einer Blutperfusion eines zu untersuchenden Körperteils. Dabei tastet ein Laserstrahl den zu untersuchenden Körperteil ab, wobei das reflektierte Signal von einem Detektor detektiert wird.
US 2005/0187477 A1 beschreibt ein Laser-Doppler-Perfusionsbildgebungssystem, um perfusionsbezogene Daten einer Probe zu gewinnen. Der zu untersuchende Körperteil wird mit Laserlicht flächig beleuchtet und der beleuchtete Bereich wird auf einen flächigen Detektor abgebildet. Aus einer Vielzahl derart aufgenommener Bilder des zu untersuchenden Körperteils können Informationen über eine Konzentration von sich bewegenden Teilchen und über eine Geschwindigkeit von sich relativ zueinander oder relativ zu feststehenden Strukturen bewegenden Teilchen in einem Probenvolumen, welches jedem Pixel des Detektors zugeordnet ist, gewonnen werden.
Die internationale Anmeldung WO 2006/111836 A1 offenbart ein Gerät zur schnellen Laser-Perfusions-Bildgebung mit einer Laserquelle, einem Detektor und einer Signalverarbeitungseinheit nebst Speicher und Anzeige. Die Probenoberfläche wird beleuchtet und das zurückgeworfene Licht wird aufgefangen. Dessen Amplitude und Frequenz enthalten Informationen über die Konzentration bzw. die Geschwindigkeit von Blutzellen.
Die europäische Patentschrift EP 0 904 011 B1 offenbart eine Vorrichtung mit zwei oder mehr Laserlichtquellen zur Darstellung der Blutströmung in Kapillargefäßen, die dazu ausgebildet ist, aus erfassten Photoströmen Leistungsspektren und Doppler-Frequenzverschiebungen zu erfassen, um daraus die Durchblutung des beleuchteten Gewebes zu ermitteln.
Es hat sich jedoch gezeigt, daß die bisher beschriebenen Systeme und Verfahren häufig keine zufriedenstellenden Ergebnisse liefern.
Zur Darstellung und Identifizierung von funktionellen Arealen in einem Gehirn eines Patienten sind bisher eine Reihe von Techniken zur Anwendung gekommen. Insbesondere sind hier zu nennen: Funktionelle Magnetresonanztomographie, Elektroenzephalographie, Positronenemissionstomographie und andere. Aufgrund des ”Blond oxygen level dependent (BOLD)-Effekts” ist es im Prinzip möglich, mit der Magnetresonanztomographie einen Kontrast in einem zu untersuchenden Körperteil aufgrund des Vorhandenseins oder Nichtvorhandenseins von oxygeniertem bzw. desoxygeniertem Hämoglobin zu detektieren. Dieses Verfahren ist jedoch sehr kosten- und zeitintensiv. Durch eine lange Datenaufnahmezeit, welche dieses Verfahren erfordert, kann es zu Bewegungen des zu untersuchenden Körperteils während einer Datenaufnahme kommen. Dies wiederum führt zu Schwierigkeiten bei einer Auswertung der Daten, insbesondere durch die damit verbundenen Drehungen und Verschiebungen, oder auch Verformungen der Datensätze gegeneinander, welche bestimmt werden müssen, um die Daten relativ zueinander zu alignieren.
Es besteht somit ein Bedarf, ein System und Verfahren bereitzustellen, was die oben genannten Nachteile vermindert. Es ist somit ein Ziel der vorliegenden Erfindung, ein System und ein Verfahren zum Untersuchen eines Objekts bereitzustellen, womit eine Untersuchung eines insbesondere eine strömende Flüssigkeit enthaltenden Objekts verbessert werden kann.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum Untersuchen eines eine strömende Flüssigkeit enthaltenden Objekts bereitgestellt, wobei das Verfahren umfaßt: Beleuchten des Objekts mit Meßlicht und Aufnehmen wenigstens einer Sequenz von ersten Bildern des beleuchteten Objekts, wobei eine Belichtungsdauer für eine jede Aufnahme eines Bildes der Sequenz von ersten Bildern kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,03 ms, ist; Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), indem Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils ein erster Analysebildwert zugeordnet wird, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) in einem Frequenzbereich oberhalb 1 kHz, insbesondere oberhalb 10 kHz, abhängt; und Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), indem ferner Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils ein zweiter Analysebildwert zugeordnet wird, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) in einem Frequenzbereich unterhalb 100 Hz abhängt.
Eine Belichtungsdauer für eine jede Aufnahme eines Bildes der Sequenz von ersten Bildern ist kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,03 ms. Dies ist deshalb vorteilhaft, um zu verhindern, zeitliche Schwankungen des empfangenen Signals für jedes Pixel des Bildes über einen größeren Zeitraum als 1 ms auszumitteln. Zeitliche Änderungen von Bildwerten in einem Hochfrequenzbereich oberhalb von 1 kHz, insbesondere oberhalb von 10 kHz werden verwendet, um einen ersten Analysebildwert für jedes Pixel zu erhalten. Änderungen von Bildwerten in einem Niederfrequenzbereich unterhalb von 100 Hz werden dazu verwendet, einen zweiten Analysebildwert für jedes Pixel zu erhalten. Der erste Analysebildwert kann Perfusionsdaten des beleuchteten Objekts umfassen. Damit sind insbesondere Informationen über eine Konzentration von sich relativ zueinander bewegenden Teilchen, eine Geschwindigkeit von sich relativ zueinander bewegenden Teilchen und daraus abgeleitete Größen umfaßt. Der zweite Analysebildwert repräsentiert dabei zeitliche Änderungen von Bildwerten in dem Niederfrequenzbereich unterhalb von 100 Hz. Damit ist dieser zweite Analysebildwert insbesondere empfindlich auf Änderungen von detektierten Intensitäten von von dem Objekt ausgehendem Licht, welche sich über einen Zeitraum von länger als 10 ms erstrecken. Ein Bestimmen des zweiten Analysebildwerts kann dabei ein zeitliches Filtern der Bildwerte umfassen, um Anteile von hohen Frequenzen oberhalb von 100 Hz aus den zeitlichen Änderungen der Bildwerte zu eliminieren. Der zweite Analysebildwert kann auch durch Auswählen von mindestens zwei Bildern aus der mindestens einen Sequenz von ersten Bildern und Verrechnen der entsprechenden Pixel erhalten werden. Weiterhin können Mittelungsverfahren zur Mittelung von Bildwerten über gewisse Zeitbereiche angewendet werden.
Gemäß einer Ausführungsform werden zeitliche Änderungen von Bildwerten in zwei verschiedenen Zeitskalen bestimmt. Somit können Prozesse, welche auf diesen zwei verschiedenen Zeitskalen ablaufen, untersucht werden. Während der erste Analysebildwert Informationen über eine Bewegung von Teilchen, insbesondere Blutzellen, in dem beleuchteten Objekt repräsentieren kann, kann der zweite Analysebildwert andere Eigenschaften des Objekts, insbesondere Eigenschaften einer das Objekt durchströmenden Flüssigkeit repräsentieren. Dies kann zum Beispiel eine Zusammensetzung der Flüssigkeit, eine Konzentration von bestimmten Teilchen in der Flüssigkeit, oder ein Verhältnis von Konzentrationen zweier verschiedener Teilchen in der Flüssigkeit umfassen.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt das Meßlicht, mit welchem das Objekt beleuchtet wird, Wellenlängen in einem Meßlichtwellenlängenbereich von 605 nm bis 630 nm, 560 nm bis 580 nm, oder 794 nm bis 814 nm und das Aufnehmen der ersten Bilder umfaßt ein Detektieren von Meßlicht, wobei ein Anteil einer Intensität des detektierten Meßlichts mit Wellenlängen außerhalb des Meßlichtwellenlängenbereichs von einer Gesamtintensität des detektierten Meßlichts weniger als 10% beträgt.
In einem Wellenlängenbereich von 605 nm bis 630 nm absorbiert Deoxy-Hämoglobin mindestens dreimal starker als Oxy-Hämoglobin. Ein von einem Blut gefüllten oder durchströmten Körperteil reflektiertes Licht aus diesem Wellenlängenbereich kann somit ein Verhältnis von Deoxy-Hämoglobin und Oxy-Hämoglobin im Blut anzeigen. Somit kann der zweite Analysebildwert eine Änderung eines Oxygenierungsgrades von Hämoglobin im Blut anzeigen. Änderungen in Oxygenierungsgraden können Aktivitäten von Muskelzellen, Nervenzellen oder Organen eines untersuchten Körperteils eines Patienten anzeigen. Somit steht neben den aus dem ersten Analysebildwert abgeleiteten Perfusionsdaten ein weiterer gemessener Parameter bereit, um Blutfluß und/oder einen Sauerstofftransport im Blut zu untersuchen. Dies kann insbesondere zur Darstellung und Identifizierung von funktionellen Arealen im Gehirn eines Patienten vorteilhaft sein. Nach einem Stimulieren oder Reizen des Patienten kann z. B. in bestimmten Gebieten des Gehirns eine Zunahme des Deoxy-Hämoglobins detektiert werden, weiterhin eine Erhöhung der Gewebeperfusion, die zu einer Auswaschung des Deoxy-Hämoglobins und somit zu einem Anstieg des Oxy-Hämoglobins führt. Damit kann eine Reaktion des Organismus in bestimmten Arealen des Gehirns, beispielsweise auf eine Stimulierung hin, zeitlich untersucht werden, insbesondere in Hinsicht auf eine zeitliche Abfolge oder eine gegenseitige Ursächlichkeit der verschiedenen Prozesse. Funktionelle aktive Areale können zum Beispiel ein sensorisches Areal, ein motorisches Areal, ein akustisches Areal, ein Sprachareal, oder ein visuelles Areal sein, aber auch andere bisher nicht bekannte Areale.
In einem Wellenlängenbereich von 560 nm bis 580 nm, insbesondere bei 570 nm und in einem Wellenlängenbereich zwischen 794 nm bis 814 nm, insbesondere bei 804 nm, liegt ein isosbestischer Punkt des Hämoglobins. Bei dem isosbestischen Punkt des Hämoglobins absorbieren Oxy-Hämoglobin und Deoxy-Hämoglobin eingestrahltes Licht dieser Wellenlänge zu gleichem Ausmaß. Somit erlaubt eine Detektion in den eben genannten Wellenlängenbereichen, Veränderungen eines Gesamthämoglobingehalts in dem untersuchten Objekt zu bestimmen. Ein Gesamthämoglobingehalt kann lokal abhängig von einer Aktivität von Zellen, wie etwa Nervenzellen, etc. variieren. Damit ist auch eine Detektion in dem eben genannten Meßlichtwellenbereich zur Untersuchung von funktionellen Arealen im Gehirn eines Patienten geeignet. Um keine Störsignale zu empfangen, wird Meßlicht mit Wellenlängen außerhalb des Meßlichtwellenlängenbereichs zum großen Teil daran gehindert, zum detektierten Meßlicht beizutragen.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum Untersuchen eines eine strömende Flüssigkeit enthaltenden Objekts bereitgestellt, welches umfaßt: Beleuchten des Objekts mit Meßlicht, welches Wellenlängen in einem Bereich von 790 nm bis 820 nm umfaßt; Aufnehmen wenigstens einer Sequenz von ersten Bildern des beleuchteten Objekts von einem ersten Detektor, wobei eine Belichtungsdauer für eine jede Aufnahme eines Bildes der Sequenz von ersten Bildern kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,03 ms, ist; Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), indem Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils ein erster Analysebildwert zugeordnet wird, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) abhängt; und Aufnehmen wenigstens eines zweiten Bildes des beleuchteten Objektes, wobei das zweite Bild durch Detektieren von Licht mit Wellenlängen in einem Bereich von 820 nm bis 850 nm, insbesondere 830 nm bis 840 nm, von einem zweiten Detektor gebildet ist und ein Anteil einer Intensität von von dem zweiten Detektor detektiertem Licht mit Wellenlängen kleiner als 820 nm von einer Gesamtintensität von von dem zweiten Detektor detektiertem Licht kleiner als 10% ist.
Indocyaningrün absorbiert Licht in einem Wellenlängenbereich von 790 nm bis 820 nm, wobei ein Maximum einer Absorption bei etwa 805 nm liegt. Indocyaningrün (ICG) ist ein Fluoreszenzfarbstoff, welcher in eine Blutbahn eines Patienten injiziert werden kann. Indocyaningrün fluoresziert in einem Wellenlängenbereich von 800 nm bis 900 nm, insbesondere zwischen 820 nm und 850 nm, weiter insbesondere zwischen 830 nm und 840 nm, wobei ein Fluoreszenzmaximum bei etwa 835 nm liegt. Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird somit das Objekt mit Meßlicht beleuchtet, welches geeignet ist, eine Fluoreszenzemission von ICG anzuregen. Das Anregungslicht wird dabei verwendet, um gemäß einer anderen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung einen ersten Analysebildwert zu erhalten, welcher Perfusionsdaten des eine strömende Flüssigkeit enthaltenden Objekts repräsentieren kann. Durch Detektieren in dem Fluoreszenzemissionswellenlängenbereich von einem zweiten Detektor kann eine Information über eine Konzentration von ICG in dem eine strömende Flüssigkeit enthaltenden Objekt erhalten werden. Somit ist es wiederum mit dem erfindungsgemäßen Verfahren möglich, gleichzeitig zwei Parameter zu ermitteln, welche unabhängige Informationen über eine strömende Flüssigkeit tragen.
Gemäß einer Ausführungsform umfaßt das Aufnehmen der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern von dem ersten Detektor ein Detektieren von Meßlicht in einem Wellenlängenbereich von 790 nm bis 820 nm.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zum Untersuchen eines eine strömende Flüssigkeit enthaltenden Objekts bereitgestellt, welches umfaßt: Beleuchten des Objekts mit Meßlicht und Aufnehmen wenigstens einer Sequenz von ersten Bildern des beleuchteten Objekts, wobei eine Belichtungsdauer für eine jede Aufnahme eines Bildes der Sequenz von ersten Bildern kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,03 ms, ist; Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), indem Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils ein erster Analysebildwert zugeordnet wird, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) abhängt, wobei das Aufnehmen der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern des beleuchteten Objekts ein Detektieren von Meßlicht in einem ersten vorbestimmten Wellenlängenbereich von 560 nm bis 580 nm oder von 605 nm bis 630 nm oder von 794 nm bis 814 nm umfaßt, wobei ein Anteil einer Intensität von detektiertem Meßlicht mit Wellenlängen außerhalb des ersten vorbestimmten Wellenlängenbereichs von einer Gesamtintensität von detektiertem Meßlicht kleiner als 10% ist.
Ähnlich wie bei anderen Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung können aus dem ersten Analysebildwert Perfusionsdaten über das eine strömende Flüssigkeit enthaltende Objekt gewonnen werden. Hier ist es vorteilhaft, Meßlicht in einem ersten vorbestimmten Wellenlängenbereich von 560 nm bis 580 nm oder von 605 nm bis 630 nm oder von 794 nm bis 814 nm zu verwenden. Damit können neben den Perfusionsdaten Informationen über einen Oxygenierungsgrad von Hämoglobin im Blut oder eine Gesamtkonzentration von Hämoglobin im Blut gewonnen werden.
Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung umfaßt das Verfahren weiterhin: Aufnehmen wenigstens eines zweiten Bildes des beleuchteten Objekts durch ein Detektieren von Meßlicht in einem zweiten vorbestimmten Wellenlängenbereich von 560 nm bis 580 nm oder von 605 nm bis 630 nm oder von 754 nm bis 814 nm, wobei ein Anteil einer Intensität von detektiertem Meßlicht mit Wellenlängen außerhalb des zweiten vorbestimmten Wellenlängenbereichs von einer Gesamtintensität von detektiertem Meßlicht kleiner als 10% ist, wobei der erste vorbestimmte Wellenlängenbereich verschieden von dem zweiten vorbestimmten Wellenlängenbereich ist.
Hierbei wird in einem zweiten vorbestimmten Wellenlängenbereich Meßlicht detektiert, welcher zweite vorbestimmte Wellenlängenbereich verschieden von dem ersten vorbestimmten Wellenlängenbereich ist. Damit ist es möglich, gleichzeitig sowohl einen Oxygenierungsgrad von Hämoglobin als auch eine Gesamtkonzentration von Hämoglobin in dem Objekt zu bestimmen.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt das Verfahren weiterhin ein Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), indem ferner Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils ein zweiter Analysebildwert zugeordnet wird, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) in einem Frequenzbereich unterhalb 100 Hz abhängt.
Mit diesem Verfahren ist es somit möglich, sowohl zeitliche Änderungen von einer ICG-Konzentration, zeitliche Änderungen eines Oxygenierungsgrades und zeitliche Änderung eines Gesamthämoglobingehalts im Objekt zu detektieren.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist der jeweils Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern zugeordnete erste Analysebildwert von zeitlichen Änderungen von Bildwerten der Pixel in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern in einem Frequenzbereich oberhalb 1 kHz, insbesondere oberhalb 10 kHz, abhängig.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt das Aufnehmen der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern ein Aufnehmen von zeitlich aufeinanderfolgenden Bildern mit einem zeitlichen Abstand von kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,05 ms. Somit ist es möglich, ein von dem Objekt ausgehendes Lichtsignal zeitlich so schnell abzutasten und zu detektieren, daß die detektierten Bildwerte zeitliche Änderungen der Lichtsignale in einem Frequenzbereich bis mindestens 10 kHz umfassen.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt das Aufnehmen der ersten Bilder ein Detektieren von Meßlicht, wobei ein Anteil einer Intensität des detektierten Meßlichts mit Wellenlängen größer als 850 nm und kleiner als 500 nm von einer Gesamtintensität des detektierten Meßlichts weniger als 10% beträgt.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung weist das Meßlicht eine Kohärenzlänge auf, welche mindestens einer doppelten Eindringtiefe des Meßlichts in das Objekt entspricht. Unter einer Eindringtiefe des Meßlichts in das Objekt wird ein Weg innerhalb des Objekts verstanden, wobei bei Durchtritt des Meßlichts durch diesen Weg des Objekts, eine Intensität des Meßlichts auf einen e-ten Teil (1/2,71828) einer Intensität von auf das Objekt auftreffenden Licht abgefallen ist. Eine Kohärenzlänge des Meßlichts ist eine mittlere Länge eines zusammenhängenden Wellenzugs. Teile solch einen Wellenzugs stehen in einer festen Phasenrelation zueinander und können somit bei Überlagerung ein definiertes Interferenzmuster bilden. Gemäß dieser Ausführungsform kann somit Meßlicht, welches einerseits an der Oberfläche des Objekts und andererseits an einer um die Eindringtiefe tiefer gelegenen Schicht reflektiert ist, miteinander interferieren. Somit kommt interferenzfähiges reflektiertes Licht aus einer Tiefe innerhalb des Objekts, welche der Eindringtiefe des Meßlichts entspricht.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt das Verfahren ferner ein Beleuchten des Objekts mit Weißlicht und Abbilden und Detektieren des mit Weißlicht beleuchteten Objekts, um ein Weißlichtbild des Objekts zu ermitteln. Durch diese Bereitstellung können aus den ersten und zweiten Analysebildwerten und dem zweiten Bild ermittelte Parameter mit im sichtbaren Licht identifizierbaren Strukturen des Objekts, insbesondere Organen, in Beziehung gesetzt werden. Damit ist es beispielsweise möglich, Bereiche hoher oder niedriger Perfusion, hoher oder niedriger ICG-Konzentration, oder hoher oder niedriger Oxygenierung, oder hoher oder niedriger Hämoglobinkonzentration mit Blutgefäßen, oder anderen relevanten Strukturen eines untersuchten Körperteils eines Patienten, in Beziehung zu setzen. Diese Bilder können auch in ein Mikroskop, insbesondere in ein Operationsmikrokop, durch bekannte Techniken eingespiegelt werden. Es können neben den Perfusionsdaten, daraus bestimmten funktionellen Arealen, ICG-Konzentrationsdaten, Oxygenierungsgraddaten auch präoperativ gewonnene Daten, wie etwa Kernspindaten, funktionelle Kernspindaten oder Röntgendaten eingespiegelt werden.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung repräsentiert der einem Pixel zugeordnete erste Analysebildwert einen Wert, der eine Perfusion, eine Konzentration, eine mittlere Geschwindigkeit, oder ein Maß für eine Geschwindigkeitsverteilung, insbesondere eine Standardabweichung der Geschwindigkeitsverteilung, von sich relativ zueinander bewegenden Teilchen, insbesondere Blutzellen, oder eine Kombination derselben, umfaßt.
Die detektierten zeitlichen Änderungen von Bildwerten können durch Reflexion von Meßlicht an einer Vielzahl von sich relativ zueinander bewegender Teilchen und nachfolgender Überlagerung hervorgerufen sein. Eine Bewegung eines Teilchens mit einer bestimmten Geschwindigkeit führt dazu, daß von diesem Teilchen reflektiertes Licht eine von der Wellenlänge des einfallenden Lichts verschiedene Wellenlänge aufweist. Mit dieser Wellenlängenänderung geht eine Frequenzänderung von von dem sich bewegenden Teilchen reflektiertem Licht einher. Insbesondere ist diese Frequenzverschiebung Δω (= 2π mal der Differenz zwischen den Frequenzen des einfallenden und des reflektierten Lichts): Δω = k →·v → wobei k → der Wellenvektor (2π/λ) des Lichts mit Wellenlänge λ und v → die Geschwindigkeit des Teilchens in Bezug auf eine das Meßlicht aussendende Lichtquelle ist.
Die Fluktuationen oder zeitlichen Änderungen der detektierten Bildwerte repräsentieren Frequenzverschiebungen von reflektiertem Meßlicht, welches von sich bewegenden Teilchen reflektiert wurde. Aus den Bildwerten kann ein Spektrum von Frequenzverschiebungen erhalten werden. Dies kann ein Anwenden von Fourier-Methoden umfassen. Ein Bestimmen einer Konzentration von sich relativ zueinander bewegenden Teilchen kann ein Integrieren des Spektrums der Frequenzverschiebungen umfassen. Eine Bestimmung einer Perfusion kann ein Berechnen eines ersten Moments des Spektrums der Frequenzverschiebungen umfassen. Ein Bestimmen einer mittleren Geschwindigkeit kann eine Verhältnisbildung von einer Perfusion und einer Konzentration umfassen.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt das Verfahren weiterhin ein Darstellen insbesondere in Überlagerung, und/oder Speichern der ersten Bilder, der ersten Analysebildwerte, der zweiten Analysebildwerte und/oder des Weißlichtbildes für eine Mehrzahl von Pixeln.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt das Verfahren weiterhin ein Wiederholen des Aufnehmens der Sequenz von ersten Bildern als zeitliche Abfolge, und jeweils Auswerten der wiederholt aufgenommenen Sequenz von ersten Bildern.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist das Objekt ein Teil eines Gehirns eines Patienten, insbesondere ein Anarysma im Kopf des Patienten. Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren können effektiv funktionelle Areale im Gehirn eines Patienten dargestellt oder identifiziert werden. Hierbei ist es insbesondere vorteilhaft, mehrere unabhängige Parameter (erster Analysebildwert, zweiter Analysebildwert, zweites Bild) zur Verfügung zu haben, um eine genauere Analyse durchführen zu können. Zur Untersuchung eines Aneurysmas im Kopf eines Patienten kann insbesondere ein Verfahren gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zur Anwendung kommen.
Gemäß einer Ausführungsform umfaßt das Verfahren weiterhin ein Stimulieren des Patienten. Das Stimulieren kann dabei ein Auffordern, eine bestimmte Tätigkeit auszuführen, ein Auffordern, ein Wort zu sprechen, ein Auffordern, eine Hand oder einen Finger zu bewegen oder ähnliches umfassen. Das Stimulieren kann ein akustisches Stimulieren, visuelles Stimulieren oder Schmerzzufügen sein. Das Stimulieren kann dabei wiederkehrend erfolgen, in gleichmäßigen oder nicht gleichmäßigen Abständen, wobei regelmäßige oder unregelmäßige Pausenabschnitte eingefügt werden können.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt das Verfahren weiterhin: Darstellen eines Bereiches des Objektes, in Abhängigkeit eines Ergebnisses eines Vergleichens des ersten Analysewertes, des zweiten Analysewertes und/oder des Bildwertes des wenigstens einen zweiten Bildes mit vorgegebenen Schwellenwerten für Pixel, auf welche der Bereich des Objekts abgebildet wird.
Funktionelle Areale in einem Gehirn eines Patienten können beispielsweise dadurch identifiziert werden, daß detektiert wird, daß der erste Analysewert, der zweite Analysewert und/oder der Bildwert des wenigstens einen zweiten Bildes vorgegebene Schwellwerte überschreiten, bzw. unterschreiten. Dies kann anzeigen, daß eine Perfusion, ein Oxygenierungsgrad, eine Hämoglobinkonzentration, oder eine ICG-Konzentration oder deren zeitliche Änderungen oberhalb oder unterhalb eines erwarteten Wertes liegen.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt das Verfahren weiterhin ein Injizieren von Indocyaningrün in einen Blutkreislauf eines Patienten.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein System zum Untersuchen eines Objekts bereitgestellt, welches umfaßt: Eine Lichtquelle zum Beleuchten des Objekts mit Messlicht; einen ersten Detektor zum Aufnehmen wenigstens einer Sequenz von ersten Bildern des beleuchteten Objekts, wobei eine Belichtungsdauer für eine Aufnahme eines Bildes der Sequenz von ersten Bildern kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,03 ms, einstellbar ist; ein Auswertesystem zum Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), wobei das Auswertesystem dazu ausgebildet ist, Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils einen ersten Analysebildwert zuzuordnen, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) in einem Frequenzbereich oberhalb 1 kHz, insbesondere oberhalb 10 kHz, abhängt, wobei das Auswertesystem ferner dazu ausgebildet ist, Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils einen zweiten Analysebildwert zuzuordnen, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) in einem Frequenzbereich unterhalb 100 Hz abhängt.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt das System weiterhin ein erstes Filter zum spektralen Filtern von Licht zum Aufnehmen von Bildern des beleuchteten Objekts von dem ersten Detektor, wobei das erste Filter derart konfiguriert ist, daß ein Anteil einer Intensität von von dem Filter ausgehendem Licht außerhalb eines Meßlichtwellenlängenbereichs von 605 nm bis 630 nm, 560 nm bis 580 nm, oder 794 nm bis 814 nm von einer Gesamtintensität von auf das erste Filter einfallendem Licht außerhalb dieses Wellenlängenbereichs weniger als 10% beträgt.
Ein derart eingerichtetes erstes Filter ermöglicht Meßlicht zu detektieren, welches zur Ermittlung eines Oxygenierungsgrades von Hämoglobin oder einer Gesamthämoglobinkonzentration neben der Ermittlung einer Perfusion zu detektieren. Störende Lichtwellenlängen werden damit effizient unterdrückt.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein System zum Untersuchen eines Objekts bereitgestellt, welches umfaßt: Eine Lichtquelle zum Beleuchten des Objekts mit Meßlicht, welches Wellenlängen in einem Bereich von 790 nm bis 820 nm umfaßt; einen ersten Detektor zum Aufnehmen wenigstens einer Sequenz von ersten Bildern des beleuchteten Objekts, wobei eine Belichtungsdauer für eine Aufnahme eines Bildes der Sequenz von ersten Bildern kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,03 ms, einstellbar ist; ein Auswertesystem zum Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), wobei das Auswertesystem dazu ausgebildet ist, Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils einen ersten Analysebildwert zuzuordnen, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) abhängt, wobei das System weiterhin umfaßt: Einen zweiten Detektor zum Detektieren von Licht mit Wellenlängen in einem Bereich von 820 nm bis 850 nm, insbesondere 830 nm bis 840 nm, wobei der zweite Detektor zum Aufnehmen wenigstens eines zweiten Bildes des beleuchteten Objekts angeordnet ist und derart eingerichtet ist, daß von dem beleuchteten Objekt entlang eines Strahlenganges in Richtung des zweiten Detektors ausgehendes Licht in einem ersten Wellenlängenbereich zwischen 820 nm und 850 nm mit einer Ursprungsintensität von dem zweiten Detektor als eine erste Intensität detektiert wird und von dem beleuchteten Objekt entlang des Strahlenganges in Richtung des zweiten Detektors ausgehendes Licht in einem zweiten Wellenlängenbereich zwischen 790 nm und 820 nm mit der Ursprungsintensität von dem zweiten Detektor als eine zweite Intensität detektiert wird, wobei die erste Intensität zehnmal höher als die zweite Intensität ist.
Das System ist geeignet, eine Fluoreszenz von Indocyaningrün (ICG) anzuregen. Der zweite Detektor ist dazu eingerichtet, ein von ICG emittiertes Fluoreszenzlicht zu detektieren, wobei Anregungslicht im Wellenlängenbereich zwischen 790 nm und 820 nm mit zehnmal geringerer Empfindlichkeit detektiert wird als Fluoreszenzlicht in einem Wellenlängenbereich von 820 nm bis 850 nm.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist in einem Strahlengang des Meßlichts in Richtung einer Ausbreitung des Meßlichts vor dem ersten Detektor ein erstes Filter angeordnet, wobei ein Anteil einer Intensität von von dem ersten Filter ausgehendem Licht in einem Wellenlängenbereich zwischen 820 nm und 850 nm von einer Gesamtintensität von auf das erste Filter einfallendem Licht außerhalb des Wellenlängenbereichs weniger als 10% beträgt.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt der zweite Detektor ein zweites Filter, welches in einem Strahlengang des Meßlichts in Richtung einer Ausbreitung des Meßlichts vor dem zweiten Detektor angeordnet ist, wobei ein Anteil einer Intensität von von dem zweiten Filter ausgehendem Licht in einem Wellenlängenbereich zwischen 820 nm und 790 nm von einer Gesamtintensität von auf das zweite Filter einfallendem Licht in dem Wellenlängenbereich weniger als 10% beträgt.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist ein System zum Untersuchen eines Objekts bereitgestellt, welches umfaßt: Eine Lichtquelle zum Beleuchten des Objekts mit Messlicht; einen ersten Detektor zum Aufnehmen wenigstens einer Sequenz von ersten Bildern des beleuchteten Objekts, wobei eine Belichtungsdauer für eine Aufnahme eines Bildes der Sequenz von ersten Bildern kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,03 ms, einstellbar ist; ein Auswertesystem zum Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), wobei das Auswertesystem dazu ausgebildet ist, Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils einen ersten Analysebildwert zuzuordnen, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) abhängt, wobei der erste Detektor dazu ausgebildet ist, Meßlicht in einem ersten vorbestimmten Wellenlängenbereich von 560 nm bis 580 nm oder von 605 nm bis 630 nm oder von 794 nm bis 814 nm zu detektieren und derart eingerichtet ist, daß von dem beleuchteten Objekt entlang eines Strahlenganges in Richtung des ersten Detektors ausgehendes Licht in dem ersten vorbestimmten Wellenlängenbereich mit einer Ursprungsintensität von dem ersten Detektor als eine erste Intensität detektiert wird und von dem beleuchteten Objekt entlang des Strahlenganges in Richtung des ersten Detektors ausgehendes Licht außerhalb des ersten vorbestimmten Wellenlängenbereichs mit der Ursprungsintensität von dem ersten Detektor als eine zweite Intensität detektiert wird, wobei die erste Intensität zehnmal, insbesondere hundertmal, höher als die zweite Intensität ist.
Das System ist dazu geeignet, sowohl Perfusionsdaten, als auch Daten über einen Oxygenierungsgrad oder einen Gesamthämoglobingehalt gleichzeitig für den gleichen Objektbereich zu bestimmen.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt das System weiterhin einen zweiten Detektor zum Aufnehmen wenigstens eines zweiten Bildes des beleuchteten Objekts, welcher zweite Detektor dazu ausgebildet ist, Meßlicht in einem zweiten vorbestimmten Wellenlängenbereich von 560 nm bis 580 nm oder von 605 nm bis 630 nm oder von 794 nm bis 814 nm zu detektieren und derart eingerichtet ist, daß von dem beleuchteten Objekt entlang eines Strahlenganges in Richtung des zweiten Detektors ausgehendes Licht in dem zweiten vorbestimmten Wellenlängenbereich mit einer weiteren Ursprungsintensität von dem zweiten Detektor als eine weitere erste Intensität detektiert wird und von dem beleuchteten Objekt entlang des Strahlenganges in Richtung des zweiten Detektors ausgehendes Licht außerhalb des zweiten vorbestimmten Wellenlängenbereichs mit der weiteren Ursprungsintensität von dem zweiten Detektor als eine weitere zweite Intensität detektiert wird, wobei die weitere erste Intensität zehnmal, insbesondere hundertmal, höher als die weitere zweite Intensität ist und wobei der erste vorbestimmte Wellenlängenbereich verschieden von dem zweiten vorbestimmten Wellenlängenbereich ist.
Durch diese Bereitstellung ist es möglich, sowohl Perfusionsdaten als auch Daten über einen Oxygenierungsgrad und Daten über einen Gesamthämoglobingehalt zu ermitteln.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist das Auswertesystem ferner dazu ausgebildet, Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils einen zweiten Analysebildwert zuzuordnen, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) in einem Frequenzbereich unterhalb 100 Hz abhängt.
Damit können zeitliche Änderungen einer ICG-Konzentration, eines Oxygenierungsgrades und eines Gesamthämoglobingehalts bestimmt werden.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist der jeweils Pixeln in der Sequenz von ersten Bildern zugeordnete erste Analysebildwert von zeitlichen Änderungen von Bildwerten der Pixel der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern in einem Frequenzbereich oberhalb 1 kHz, insbesondere oberhalb 10 kHz abhängig.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt der erste Detektor ein in einem Strahlengang des durch den ersten Detektor detektierten Meßlichts angeordnetes erstes Filter, wobei ein Anteil einer Intensität von von dem ersten Filter ausgehendem Licht außerhalb des ersten vorbestimmten Wellenlängenbereichs von einer Intensität von auf das Filter einfallendem Licht außerhalb des ersten vorbestimmten Wellenlängenbereichs kleiner ist als 10%.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt das Auswertesystem ein Tiefpaßfilter, um zeitliche Änderungen von Bildwerten der Pixel in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern in einem Frequenzbereich unterhalb von 100 Hz zu bestimmen.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist das Auswertesystem dazu ausgebildet, Bilder mit einem zeitlichen Abstand von kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,05 ms, aufzunehmen.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist der erste Detektor dazu ausgebildet, Licht zu erzeugen, welches Wellenlängen im Bereich von 500 nm bis 850 nm umfaßt.
Beispielsweise erlaubt eine Bereitstellung eines Detektors, welcher erlaubt, Bilder mit einem zeitlichen Abstand von 0,05 ms aufzunehmen, eine Detektion von Meßlichtsignalen in einem Frequenzbereich von bis zu 10 kHz. Die detektierten Bildwerte repräsentieren somit ein gesampeltes Lichtsignal mit einer Sampling-Frequenz von 20 kHz. Eine mit solch einem Detektor ermittelbare Maximalgeschwindigkeit eines sich bewegenden Teilchens ist bei Verwendung einer Meßstrahlung einer Wellenlänge von 800 nm 4 mm/sec. Dies entspricht etwa Blutflußgeschwindigkeiten in Kapillaren und Mikrokapillaren eines Patienten.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist die Lichtquelle dazu ausgebildet, Licht zu erzeugen, welches Wellenlängen im Bereich von 500 nm bis 850 nm umfaßt.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist die Lichtquelle dazu ausgebildet, Licht zu erzeugen, welches eine Kohärenzlänge, umfassend eine zeitliche Kohärenzlänge, von größer als 2 mm hat.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt das System weiterhin eine Beleuchtungsvorrichtung zum Beleuchten des Objekts mit Weißlicht und eine Abbildungsvorrichtung zum Abbilden des mit Weißlicht beleuchteten Objekts in ein Weißlichtbild des Objektes und weiterhin eine Anzeigevorrichtung zum Anzeigen von Bildern, insbesondere in Überlagerung.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt das System weiterhin ein Speichersystem zum Speichern von ersten Bildern des beleuchteten Objekts, von ersten Analysebildwerten, von zweiten Analysebildwerten, des zweiten Bildes und/oder des Weißlichtbildes.
Gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfaßt das System weiterhin eine Anzeigevorrichtung zum Anzeigen der aufgenommenen ersten Bilder, der ersten Analysebildwerte, der zweiten Analysebildwerte, des zweiten Bildes und/oder des Weißlichtbildes.
Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung werden nun mit Bezug auf die beiliegenden Zeichnungen erläutert, in welchen:
1 eine Ausführungsform eines Verfahrens zum Untersuchen eines Objekts gemäß der Erfindung illustriert;
2 ein Auswerteverfahren eines Verfahrens zum Untersuchen eines Objekts gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung illustriert;
3 ein System zum Untersuchen eines Objekts gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung illustriert;
4 ein weiteres System zum Untersuchen eines Objekts gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung illustriert;
5 ein Absorptions- und ein Fluoreszenzemissionsspektrum von Indocyaningrün (ICG) illustriert;
6 ein System zum Untersuchen eines Objekts gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung illustriert;
7a ein Weißlichtbild und
7b ein Bild von ersten Analysewerten (Perfusionsdaten) eines Objekts illustriert, welche Bilder gemäß eines Verfahrens zum Untersuchen eines Objekts gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung gewonnen wurden;
8a bis 8f zweite Bilder, welche durch Detektion einer ICG- Fluoreszenz gewonnen wurden, zeigt, welche gemäß eines Verfahrens gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung gewonnen wurden;
9 ein System zum Untersuchen eines Objekts gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung illustriert; und
10a bis 10d ein Verfahren gemäß von Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung zum Untersuchen eines Objekts illustriert.
Im folgenden sind gleiche oder ähnlichen Elemente mit gleichen oder ähnliche Bezugszeichen gekennzeichnet.
1 zeigt ein Verfahren zum Untersuchen eines Objekts gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Von einem mit Meßlicht beleuchteten Objekt wird eine Sequenz von Bildern B₁, ..., B_k, ..., B_N aufgenommen. Ein zeitlicher Abstand t₁ zwischen der Aufnahme des ersten Bildes B₁ und der Aufnahme des zweiten Bildes B₂ beträgt dabei 0,05 ms. Die Sequenz der Bilder B₁, ..., B_k, ..., B_N ist in 1a illustriert. Das Bild B_k ist in 1b illustriert. Jedes Bild B_k (k = 1, ..., N) wird durch Bildwerte I_k(i, j) beschrieben, wobei (i, j) Indizies der flächig angeordneten Pixel des Detektors bezeichnen. An der durch die Indizies i und j definierten Stelle hat das Bild B_k einen Bildwert I_k(i, j). In dem illustrierten Beispiel durchläuft der erste Index der Pixel des Bildes Werte von 1 bis L und der zweite Index der Pixel des Bildes läuft von 1 bis M. Mit Hilfe der zeitlichen Abstände zwischen der Aufnahme zweier aufeinanderfolgender Bilder kann für jedes Pixel (i, j) der Sequenz von Bildern ein zeitlicher Verlauf von Bildwerten I(t, i, j) erhalten werden. Ein Beispiel eines solchen zeitlichen Verlaufs von Bildwerten I(t, i, j) ist in 1c illustriert. In dieser Figur ist der Bildwert eines Pixels (i, j), I(t, i, j), gegen die Zeit t aufgetragen. Es ist ersichtlich, daß der zeitliche Verlauf des Bildwertes I(t, i, j) Änderungen oder Fluktuationen aufweist, welche zeitlich weniger als 1 ms beabstandet sind (Hochfrequenzanteil der zeitlichen Änderungen der Bildwerte), welche überlagert sind von zeitlichen Änderungen, welche in der Größenordnung von 100 ms oder größer zeitlich beabstandet sind (Niederfrequenzanteil der zeitlichen Änderungen von Bildwerten). Zeitliche Änderungen von Bildwerten, welche kürzer als 0,05 ms zeitlich beabstandet sind, sind in den Bildwerten enthalten, sind jedoch hier nicht dargestellt. Zeitliche Änderungen von Bildwerten, welche länger als 1 s oder 10 s zeitlich beabstandet sind, sind in den zeitlichen Änderungen der Bildwerte enthalten, können jedoch aufgrund des gewählten Ausschnitts einer zeitlichen Entwicklung von Bildwerten nicht dargestellt werden.
2 illustriert schematisch ein Auswerteverfahren gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. 2a links illustriert als eine Kurve 11 zeitliche Änderungen von Bildwerten in einem Frequenzbereich oberhalb von 1 kHz, im nachfolgenden auch Hochfrequenzbereich von zeitlichen Änderungen von Bildwerten, oder einfach Hochfrequenzbereich genannt. Insbesondere dieser Anteil der zeitlichen Änderungen von Bildwerten trägt Informationen über eine Bewegung von Teilchen in dem beleuchteten Objekt, von welchen Meßlicht reflektiert wurde. Eine weitere Auswertung dieses Hochfrequenzanteils der zeitlichen Änderungen von Bildwerten umfaßt das Erstellen eines Fourier-Spektrums oder Power-Spektrums von zeitlichen Änderungen von Bildwerten. Das Fourier- oder Power-Spektrum kann weiter hinsichtlich seiner Momente analysiert werden. Momente dieses Spektrums sind dabei zum Beispiel ein Mittelwert, oder ein Flächeninhalt. Aus den Momenten des Fourier-Spektrums oder Power-Spektrums kann eine Konzentration von sich relativ zueinander bewegenden Teilchen, eine Geschwindigkeit von sich relativ zueinander bewegenden Teilchen und eine Perfusion dieser Teilchen erhalten werden, welche Parameter als erste Analysewerte bezeichnet sind. Wird die soeben erläuterte Analyse von zeitlichen Änderungen von Bildwerten in dem Hochfrequenzbereich für jedes Pixel der Sequenz von Bildern B₁, ..., B_k, ..., B_N durchgeführt, so wird ein Bild 21 von ersten Analysewerten erhalten, welches in 2a rechts illustriert ist. Die Werte von ersten Analysewerten innerhalb des Bildes 21 von ersten Analysewerten sind in dem illustrierten Beispiel als Höhenlinien 19 dargestellt. 2b zeigt einen weiteren Auswerteschritt des erfindungsgemäßen Verfahrens. In der 2b links ist als Kurve 12 der zeitliche Verlauf von Bildwerten I(t, i, j) des in 1c illustrierten zeitlichen Verlaufs von Bildwerten in einem Frequenzbereich unterhalb von 100 Hz dargestellt. Somit enthält die Kurve 12 nicht mehr die sehr raschen zeitlichen Änderungen von Bildwerten, welche in Zeitabschnitten unterhalb von 1 ms, insbesondere unterhalb von 0,1 ms, auftreten. Je nach Anwendung und zu untersuchendem Objekt können die zeitlichen Änderungen von Bildwerten in verschiedenen Niederfrequenzbereichen, wie etwa unterhalb von 1 Hz, unterhalb von 10 Hz, oder unterhalb von 100 Hz untersucht werden. Die Kurve 12 kann dabei auf verschiedene Weisen erhalten werden. Zum Beispiel ist es möglich, einen Tieffaßfilter auf den Bildwert I(t, i, j) anzuwenden, um die Kurve 12 zu erhalten. Alternativ können aus der Sequenz von Bildern B₁, ..., B_k, ..., B_N mindestens zwei Bilder ausgewählt werden, um die Kurve 12 zu erhalten. Dies kann zum Beispiel auch Interpolationsverfahren umfassen, um Werte von Bildwerten an nicht gemessenen Zwischenstellen zu bestimmen. Aus den Werten oder zeitlichen Änderungen der Kurve 12 wird ein Bild 22 von zweiten Bildwerten erhalten, welches wiederum Höhenlinien 23 zeigt. Es ist ersichtlich, dass eine Form der Höhenlinien 19 des Bildes 21 eine andere Form hat als eine Form der Höhenlinien 23 des Bildes 22 in 2.
3 illustriert ein System 1 zum Untersuchen eines Objekts, gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Das System 1 umfaßt eine Beleuchtungsvorrichtung 5, einen Strahlteiler 24, ein Objektiv 26, eine Positionserfassungseinrichtung 27, eine erste Kamera 14, eine Steuerung 42 und ein Auswertesystem 40. Die Beleuchtungsvorrichtung 5 umfaßt einen Laser 6 zum Erzeugen von Licht, welches eine Kohärenzlänge von mindestens 2 mm hat. Vorteilhaft ist der Laser 6 durchstimmbar, um Laserlicht verschiedener Wellenlängen erzeugen zu können. Das von dem Laser 6 erzeugte Licht 7 wird durch den Kollimator 8 kollimiert, um Meßlicht 32 zu bilden. Meßlicht 32 tritt durch den halbdurchlässigen Spiegel 24 und das Objektiv 26, um das Objekt 28 in der Objektebene 30 mit Meßlicht 32 zu beleuchten. Eine Position (x, y) des Objekts 28 wird durch die Positionserfassungseinrichtung 27 erfasst, womit eine Umrechnung von Koordinaten in einem Objektkoordinatensystem in Koordinaten eines Koordinatensystems des Systems 1 ermöglicht ist. Dadurch ist es insbesondere möglich, Koordinaten in von der ersten Kamera 14 erzeugten Bildern des Objekts in Koordinaten eines Koordinatensystems des Objekts umzurechnen. Das von einem Punkt (x, y) des Objekts 28 ausgehende Licht 34 fällt durch das Objektiv 26 und wird an dem halbdurchlässigen Spiegel 24 reflektiert, um in die erste Kamera 14 einzutreten. Die erste Kamera 14 umfaßt ein erstes Filter 16, um unerwünschte Wellenlängen aus dem von dem Objekt ausgehenden Licht 34 oder um Störlicht aus der Umgebung herauszufiltern. Das gefilterte Licht 36 fällt durch die Kameraoptik 18, welche das gefilterte Licht 36 auf ein Pixel (i, j) des ersten Detektors 20 abbildet. Verschiedene Orte des Objekts 28 werden somit auf verschiedene Pixel des ersten Detektors abgebildet. Der erste Detektor 20 kann Bilder mit einer Belichtungszeit von 0,05 ms aufnehmen. Ein zeitlicher Abstand zwischen der Aufnahme zweier Bilder beträgt 0,1 ms. Der erste Detektor 20 und auch das erste Filter 16 sind mit der Kamerasteuerung 42 verbunden. Die Kamerasteuerung 42 kann Signale an das erste Filter 16 senden, um eine Filtercharakteristik des ersten Filters 16 zu verändern. Dies kann beispielsweise dadurch geschehen, daß ein Rad, welches verschiedene Filter in einer Umfangsrichtung angeordnet hat, gedreht wird, um ein gewünschtes Filter in einen Strahlengang der ersten Kamera 14 zu bringen. Entsprechend kann die Steuerung 42 den stimmbaren Laser steuern, um eine gewünschte Wellenlänge des Meßlichts 32 auszuwählen. Abhängig von dem zu untersuchenden Objekt 28 kann zum Untersuchen des Objekts Meßlicht mit verschiedenen Wellenlängen vorteilhaft sein. Wellenlängen in einem Meßlichtwellenlängenbereich von 205 nm bis 230 nm, 560 nm bis 580 nm oder 794 nm bis 814 nm können verwendet werden, um einen Oxygenierungsgrad von Hämoglobin, oder eine Hämoglobinkonzentration innerhalb der Probe zu messen. Von dem ersten Detektor aufgenommene Bilder werden von der Steuerung 42 erfaßt und in das Auswertesystem 40 übertragen. Das Auswertesystem 40 umfaßt ein Verarbeitungssystem 44, ein Anzeigegerät 46, ein Speichersystem 48 und ein Eingabesystem 50. Das Verarbeitungssystem 44 umfaßt einen Computer, welcher Bildverarbeitungssoftware ablaufen lassen kann. Die Bildverarbeitungssoftware ermöglicht, eine Sequenz von Bildern, welche von dem ersten Detektor 20 erzeugt worden sind, einzulesen. Die Software ist dazu ausgebildet, die Sequenz von Bildern pixelweise auszuwerten, um zeitliche Änderungen von Bildwerten I(t, i, j) zu analysieren. Die Bildverarbeitungssoftware wird über das Eingabesystem 50 gesteuert, welches eine Tastatur und einen Eingabezeiger umfaßt. Auf dem Anzeigegerät 46, welches einen Bildschirm umfaßt, kann der Verlauf der Analyse der Sequenz von Bildern kontrolliert werden. Das pixelweise Auswerten der Sequenz von Bildern umfaßt ein Berechnen eines Spektrums der zeitlichen Änderungen von Bildwerten und ein Berechnen von Momenten dieses Spektrums. Weiterhin werden die zeitlichen Änderungen von Bildwerten hinsichtlich ihres Frequenzumfangs gefiltert. Ergebnisbilder der Analyse können auf der Anzeigevorrichtung 46 dargestellt werden, insbesondere in Überlagerung. Dadurch ist es beispielsweise möglich, Perfusionsdaten des untersuchten Objekts zusammen mit Oxygenierungsgraden oder Gesamthämoglobinkonzentrationen, welche beiden Parameter gleichzeitig durch das erfinderische System 1 ermittelt sind, darzustellen. Damit ist eine genauere Analyse von verschiedenen Aspekten des Objekts gleichzeitig möglich. Diese Bilder und sonstigen Daten können ebenso in ein Operationsmikroskop eingespiegelt werden.
4 zeigt ein System 1 zum Untersuchen eines Objekts gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Im Gegensatz zu der in 3 dargestellten Ausführungsform durchläuft das von dem Laser 6 ausgesendete Licht 7, welches durch den Kollimator 8 kollimiert ist und diesen als Meßlicht 32 verläßt, keinen gemeinsamen Strahlengang mit dem von dem Objekt 28 ausgehenden Licht 34. Andere Elemente des Systems 1, welches in 4 dargestellt ist, sind denen des in 3 dargestellten Systems 1 analog, weswegen eine wiederholte Beschreibung vermieden wird.
5 illustriert ein Anregungs- und ein Fluoreszenzemissionsspektrum von Indocyaningrün (ICG). Kurve 60 zeigt ein Anregungsspektrum von ICG, wobei eine normalisierte Absorption gegen eine Wellenlänge aufgetragen ist. ICG absorbiert Licht in einem Wellenlängenbereich von etwa 700 nm bis 850 nm. Dabei tritt ein Absorptionsmaximum bei etwa 805 nm auf. Durch Bestrahlen von ICG mit Licht zwischen 790 nm und 820 nm wird eine Fluoreszenzemission von ICG angeregt. Kurve 62 zeigt ein Fluoreszenzemissionsspektrum von ICG, wobei eine normalisierte Fluoreszenz gegen eine Wellenlänge aufgetragen ist. Es ist ersichtlich, daß ICG in einem Wellenlängenbereich von etwa 800 nm bis 900 nm fluoresziert. Ein Fluoreszenzemissionsmaximum wird bei etwa 835 nm beobachtet. Um einen ICG-Gehalt innerhalb einer Probe mit Hilfe von ICG-Fluoreszenz zu detektieren, ist es somit notwendig, die Probe mit Licht in einem Wellenlängenbereich von etwa 790 nm bis 820 nm zu beleuchten und eine Fluoreszenzintensität durch Detektion von von der Probe ausgehendem Licht mit Wellenlängen zwischen 820 nm und etwa 850 nm zu bestimmen.
6 illustriert ein System 1 zum Untersuchen eines Objekts gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Das System 1 umfaßt eine Beleuchtungsvorrichtung 5, einen halbdurchlässigen Spiegel 24, einen halbdurchlässigen Spiegel 24', ein Objektiv 26, eine erste Kamera 14, eine zweite Kamera 64 und ein Auswertesystem 74. Die Beleuchtungsvorrichtung 5 umfaßt einen Laser 65, welcher Licht in einem Wellenlängenbereich von 790 nm bis 820 nm erzeugen kann. Das von dem Laser 65 ausgesendete Licht 7 wird von dem Kollimator 8 kollimiert, um Meßlicht 32 zu bilden. Meßlicht 32 tritt durch den halbdurchlässigen Spiegel 24 und den halbdurchlässigen Spiegel 24', um durch das Objektiv 26 hindurchzutreten und das Objekt 28 zu beleuchten. Von dem beleuchteten Objekt ausgehendes Licht 34 fällt durch das Objektiv 26 und trifft auf den halbdurchlässigen Spiegel 24', an welchem ein Teil des auftreffenden Lichts reflektiert wird, um in die zweite Kamera 64 einzutreten. Ein anderer Teil des auf den halbdurchlässigen Spiegel auftreffenden Lichts tritt durch diesen hindurch und wird an dem halbdurchlässigen Spiegel 24 reflektiert, um in die erste Kamera 14 einzutreten. Die erste Kamera 14 umfaßt ein erstes Filter 16, welches eine Transmissionscharakteristik hat, um Licht mit Wellenlängen hindurchtreten zu lassen, welches zur Anregung einer ICG-Fluoreszenz, d. h. in einem Wellenlängenbereich zwischen 790 nm und 820 nm, als gefiltertes Licht 36 hindurchtreten zu lassen. Gefiltertes Licht 36 fällt durch die Kameraoptik 18, um auf ein Pixel (i, j) des ersten Detektors abgebildet zu werden. Der erste Detektor 20 kann Bilder mit einer Belichtungszeit von 0,05 ms aufnehmen. Ein zeitlicher Abstand zwischen der Aufnahme zweier Bilder liegt bei 0,1 ms. Das in die zweite Kamera 64 eintretende Licht, welches von dem Ort (x, y) des Objekts 28 als Licht 34 ausgegangen ist, tritt durch ein zweites Filter 66, welches ausgelegt ist, Licht, welches zur Anregung der ICG-Fluoreszenzemission benutzt wurde, d. h. Licht mit Wellenlängen zwischen 790 nm und 820 nm, bei einem Durchtritt durch das Filter 66 in seiner Intensität stark herabzumindern. Insbesondere ist das Filter 66 ausgelegt, nur 10% einer Intensität von Licht in einem Wellenlängenbereich zwischen 790 nm und 820 nm hindurchtreten zu lassen. Andererseits ist das Filter 66 durchlässig für Fluoreszenzlicht von ICG, d. h. durchlässig in einem Wellenlängenbereich zwischen etwa 820 nm und 850 nm. Das von dem Filter 66 ausgehende gefilterte Licht 86 fällt durch die Kameraoptik 68, um auf ein Pixel (i, j) des zweiten Detektors 70 abgebildet zu werden. Während, wie oben beschrieben, der erste Detektor 20 in der Lage ist, Bilder in sehr kurzen zeitlichen Abständen hintereinander (0,1 ms) aufzunehmen, nimmt der zweite Detektor 70 Bilder mit sehr viel größerem zeitlichen Abstand (größer als 10 ms) auf. Damit kann als der zweite Detektor 70 ein CCD-Detektor zur Anwendung kommen. Der erste Detektor 20 kann hingegen ein CMOS-Detektor sein. Die Steuerung 72 steuert die Aufnahme von Bildern sowohl des ersten Detektors 20 als auch des zweiten Detektors 70 und erfaßt die so erhaltenen ersten und zweiten Bilder. Die ersten und zweiten Bilder werden dem Auswertesystem 74 bereitgestellt, insbesondere dem Verarbeitungssystem 76. Das Verarbeitungssystem 76 umfaßt wie das Verarbeitungssystem 44 der in 3 dargestellten Ausführungsform eine Bildverarbeitungssoftware. Diese ist jedoch auch dazu eingerichtet, von dem zweiten Detektor 70 erzeugte zweite Bilder zu verarbeiten. Die Verarbeitung der von dem ersten Detektor 20 erfaßten Bilder ist im Vergleich zu der Verarbeitung der ersten Bilder der in 3 illustrierten Ausführungsform vereinfacht. In der in 6 gezeigten Ausführungsform müssen nicht notwendigerweise aus einer Sequenz von aufgenommenen ersten Bildern zweite Analysebildwerte gewonnen werden, welche von zeitlichen Änderungen von Bildwerten in der Sequenz von ersten Bildern in einem Frequenzbereich unterhalb von 100 Hz abhängen. Jedoch wie in der in 3 dargestellten Ausführungsform, werden aus den zeitlichen Änderungen von Bildwerten der Sequenz von aufgenommenen ersten Bildern erste Analysewerte bestimmt, welche Perfusionsdaten repräsentieren. Somit werden auch in dieser Ausführungsform Informationen über eine Bewegung von Teilchen in dem beleuchteten Objekt bestimmt. Durch die Wahl des Meßlichts, welches zur Anregung einer ICG-Fluoreszenz geeignet ist, und die Wahl der Filtercharakteristik des zweiten Filters 66, detektiert der zweite Detektor 70 im wesentlichen von dem Objekt 28 ausgehendes Fluoreszenzlicht von ICG.
Die in den 3, 4 und 6 illustrierten Ausführungsformen können weiterhin ein System zum Abbilden des Objekts als Weißlichtbild umfassen. Ein solches Weißlichtabbildungssystem kann eine Beleuchtungsquelle, wie etwa eine Halogenlampe, ein Objektiv, und einen weiteren Detektor, wie etwa eine CCD-Kamera, umfassen. Das Weißlichtabbildungssystem kann auch als ein Mikroskop, insbesondere ein Operationsmikroskop, ausgebildet sein. Von dem Weißlichtabbildungssystem erzeugte Bilder können dem Auswertesystem 40 bzw. 74 bereitgestellt werden, und zusammen mit den ersten und zweiten Bildern, den ersten und zweiten Analysebildwerten durch die Anzeigevorrichtung 46 angezeigt werden oder/und in das Operationsmikroskop eingespiegelt werden.
7 zeigt Bilder, welche mit Systemen gemäß von Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung bzw. mit Verfahren gemäß Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung bestimmt worden sind. 7a zeigt ein Weißlichtbild eines Teils eines Gehirns eines Patienten. Ein Geflecht von Kapillaren und Mikrokapillaren wird beobachtet, welches darunterliegendes Gehirngewebe durchsetzt. Dabei sind die hellroten Kapillaren 90 und 92 Arterien, und dunkelrote Kapillaren 93 stellen Venen dar. Mit Bezugsziffer 91 ist ein Anarysma bezeichnet. 7b zeigt ein gemäß eines Verfahrens der vorliegenden Erfindung gewonnenes Bild, welches eine Perfusion von Blutzellen in einem Bereich des Gehirns des Patienten zeigt, welcher mit dem in 7a dargestellten Bereich des Gehirns überlappt. Werte der Perfusion werden durch Falschfarbwerte repräsentiert (bzw. Grauwerte), welche in aufsteigender Reihenfolge blau, gelb, rot durchlaufen. Insbesondere wird offenkundig, daß die Kapillaren 90, 92 und 93 eine geringere Perfusion aufweisen, als angrenzendes Hirngewebe. Eine mögliche Erklärung ist, daß eine Bewegung von Blutzellen in den Kapillaren 90, 92 und 93 so schnell ist (etwa größer als 10 mm/sec.), daß eine solche Bewegung durch den hier verwendeten Detektor nicht mehr aufgelöst werden kann.
8a bis 8f zeigen Bilder aus einem Bereich des Gehirns, welcher mit den in 7a und 7b dargestellten Bereichen überlappt. Die in 8 gezeigten Bilder sind durch Detektion von ICG-Fluoreszenzlicht durch den zweiten Detektor 70, welcher in 6 dargestellt ist, erfaßt worden. Die 8a bis 8f sind mit einem zeitlichen Abstand von 0,5 bis 1 s aufgenommen worden, und stellen somit eine zeitliche Entwicklung einer ICG-Fluoreszenz dar. Bevor das Bild 8a aufgenommen wurde, wurde ICG in den Blutkreislauf des Patienten injiziert. Nach der Injektion von ICG wird zunächst (8a bis 8d) eine ansteigende Intensität einer ICG-Fluoreszenz in den Arterien, wie etwa Arterien 90 und 92, beobachtet. Das heißt, ICG wird über die Arterien dem Gehirn zugeführt. Im Gegensatz dazu ist in einem Bereich der Vene 93 praktisch keine ICG-Fluoreszenz zu beobachten. Das gleiche gilt für das Anarysma 91. 8e zeigt einen Zustand, in dem das Gehirn maximal mit ICG angefüllt ist. Daraufhin erfolgt ein Abfluß des ICG aus dem untersuchten Bereich über Venen. Dies ist in 8f gezeigt. Hierbei zeigt die Vene 93 eine hohe Fluoreszenzintensität, was anzeigt, daß sie Blut führt. Das gleiche ist der Fall für das Anarysma 91, was ebenfalls anzeigt, daß das Anarysma blutdurchströmt ist. Eine Zusammenstellung und Auswertung der in den 7 und 8 gezeigten Bilder des Gehirns erlaubt somit eine detaillierte Untersuchung des Gehirns.
9 zeigt ein System 100 zum Untersuchen eines Objekts gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Das System umfaßt einen Laser 101 zum Erzeugen von Laserlicht, welches nach einem Kollimieren durch einen Kollimator 105 und Reflexion an dem halbdurchlässigen Spiegel 131, nach Durchtritt durch den halbdurchlässigen Spiegel 130 und Durchtritt durch das Objektiv 140 das Objekt 28 beleuchtet. Das von dem Objekt 28 reflektierte Licht des Lasers 101 wird nach Durchtritt durch den halbdurchlässigen Spiegel 130, durch die beiden halbdurchlässigen Spiegel 131, 132 und Reflexion an dem halbdurchlässigen Spiegel 134 und Durchtritt durch Kameraoptik 107 von dem Detektor 109 detektiert. Lichtquelle 111 sendet Licht aus, was Wellenlängen in dem Bereich von 790 nm bis 820 nm umfaßt, und somit zur Anregung einer Fluoreszenz von ICG geeignet ist. Von der Lichtquelle 111 erzeugtes Licht wird von dem Kollimator 115 kollimiert, von dem halbdurchlässigen Spiegel 132 reflektiert, tritt durch den halbdurchlässigen Spiegel 130 und durch das Objektiv 140, um das Objekt 28 zu beleuchten. Dort regt es ICG-Fluoreszens an. Das von dem Objekt 28 ausgehende Fluoreszenzlicht von ICG wird nach Durchtritt durch mehrere halbdurchlässige Spiegel und Durchtritt durch die Kameraoptik 117 von dem Detektor 119 detektiert. Dazu umfaßt der Detektor 119 ein geeignetes Filter, um Licht mit Wellenlängen außerhalb von einem Bereich von 820 nm bis 850 nm aus dem von dem Detektor 119 detektierten Licht in seiner Intensität stark abzumindern. Das System 100 umfaßt weiterhin eine Weißlichtquelle 121 zum Beleuchten des Objekts 28 mit Weißlicht. Das Weißlichtbild des Objekts 28 wird nach Durchtritt durch das Objektiv und mehrere halbdurchlässige Spiegel und Durchtritt durch die Kameraoptik 127 von dem Detektor 129 detektiert. Sequenzen von Bildern, welche von dem Detektor 109 aufgenommen wurden, und von dem Detektor 119 und 129 aufgenommene Bilder werden einer Monitor- und Auswerteeinheit 132 zugeführt. Die Monitor- und Auswerteeinheit 132 ist dazu ausgebildet, aus der von dem Detektor 109 empfangenen Sequenz von Bildern Perfusionsdaten abzuleiten und diese gemeinsam mit dem Weißlichtbild und dem ICG-Fluoreszenzbild darzustellen und weiterzuverarbeiten.
10 zeigt Verfahren gemäß Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung. 10a bis 10d zeigen verschiedene Beleuchtungs- und Detektionsszenarien gemäß Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung. In den 10a bis 10d ist jeweils links eine Beleuchtungsstärke in Abhängigkeit von einer Wellenlänge dargestellt und in den 10a bis 10d ist jeweils rechts eine Detektionsempfindlichkeit in Abhängigkeit der Wellenlänge dargestellt. Je nach Ausführungsform kann die Beleuchtung in verschiedenen Wellenlängenbereichen durch eine oder mehrere Lichtquellen und die Detektion in verschiedenen Wellenlängenbereichen durch einen oder mehrere Detektoren durchgeführt werden. Mit Bezugsziffer W ist in 10a bis 10d jeweils links und rechts ein Weißlichtbeleuchtungswellenlängenbereich bzw. ein Weißlichtdetektionswellenlängenbereich bezeichnet. Mit Bezugszeichen ICG ist in diesen Figuren ein Beleuchtungswellenbereich zur Beleuchtung mit Licht, welches zur Anregung von ICG-Fluoreszenz geeignet ist, bezeichnet, bzw. ein ICG-Detektionswellenlängenbereich, welcher zur Detektion einer Fluoreszenz von ICG geeignet ist. Bezugsziffer LDI bezeichnet in diesen Figuren einen Beleuchtungswellenlängenbereich bzw. einen Detektionswellenlängenbereich, welcher geeignet ist, Laser-Doppler-Signale aus einer beleuchteten Probe zu detektieren, welche dazu geeignet sind, Perfusionsdaten über das Objekt zu erhalten. Das in 10a dargestellte Szenario kann zum Beispiel mit zwei Lichtquellen und drei Detektoren realisiert werden. Dabei ist das LDI-Beleuchtungslicht gleichzeitig geeignet, eine ICG-Fluoreszenz in dem Objekt anzuregen. In Ausführungsformen kann das LDI- und/oder ICG-Beleuchtungslicht in einem Wellenlängenbereich liegen, welcher mit dem Beleuchtungswellenlängenbereich der Weißlichtbeleuchtung überlappt oder nicht. Ein LDI-Detektionswellenlängenbereich kann sich in Ausführungsformen mit einem Detektionswellenlängenbereich zur Weißlichtdetektion überlappen oder nicht. In dem Fall einer Überlappung kann das LDI-Detektionssignal von dem Weißlichtdetektionssignal durch geeignete Verarbeitung getrennt werden, was eine Analyse von zeitlichen Änderungen von Bildwerten in einem Bereich oberhalb von 1 kHz umfassen kann.

Claims

Verfahren zum Untersuchen eines eine strömende Flüssigkeit enthaltenden Objekts, umfassend: Beleuchten des Objekts mit Meßlicht und Aufnehmen wenigstens einer Sequenz von ersten Bildern des beleuchteten Objekts, wobei eine Belichtungsdauer für eine jede Aufnahme eines Bildes der Sequenz von ersten Bildern kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,03 ms, ist; Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), indem Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils ein erster Analysebildwert zugeordnet wird, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) in einem Frequenzbereich oberhalb 1 kHz, insbesondere oberhalb 10 kHz, abhängt, gekennzeichnet durch Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), indem ferner Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils ein zweiter Analysebildwert zugeordnet wird, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) in einem Frequenzbereich unterhalb 100 Hz abhängt.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei das Meßlicht, mit welchem das Objekt beleuchtet wird, Wellenlängen in einem Meßlichtwellenlängenbereich von 605 nm bis 630 nm, 560 nm bis 580 nm, oder 794 nm bis 814 nm umfaßt und wobei das Aufnehmen der ersten Bilder ein Detektieren von Meßlicht umfaßt, wobei ein Anteil einer Intensität des detektierten Meßlichts mit Wellenlängen außerhalb des Meßlichtwellenlängenbereichs von einer Gesamtintensität des detektierten Meßlichts weniger als 10% beträgt.
Verfahren zum Untersuchen eines eine strömende Flüssigkeit enthaltenden Objekts, umfassend: Beleuchten des Objekts mit Meßlicht, welches Wellenlängen in einem Bereich von 790 nm bis 820 nm umfaßt; Aufnehmen wenigstens einer Sequenz von ersten Bildern des beleuchteten Objekts von einem ersten Detektor, wobei eine Belichtungsdauer für eine jede Aufnahme eines Bildes der Sequenz von ersten Bildern kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,03 ms, ist; Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), indem Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils ein erster Analysebildwert zugeordnet wird, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) abhängt, gekennzeichnet durch Aufnehmen wenigstens eines zweiten Bildes des beleuchteten Objektes, wobei das zweite Bild durch Detektieren von Licht mit Wellenlängen in einem Bereich von 820 nm bis 850 nm, insbesondere 830 nm bis 840 nm, von einem zweiten Detektor gebildet ist und ein Anteil einer Intensität von von dem zweiten Detektor detektiertem Licht mit Wellenlängen kleiner als 820 nm von einer Gesamtintensität von von dem zweiten Detektor detektiertem Licht kleiner als 10% ist.
Verfahren nach Anspruch 3, wobei das Aufnehmen der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern von dem ersten Detektor ein Detektieren von Meßlicht in einem Wellenlängenbereich von 790 nm bis 820 nm umfaßt.
Verfahren zum Untersuchen eines eine strömende Flüssigkeit enthaltenden Objekts, umfassend: Beleuchten des Objekts mit Meßlicht und Aufnehmen wenigstens einer Sequenz von ersten Bildern des beleuchteten Objekts, wobei eine Belichtungsdauer für eine jede Aufnahme eines Bildes der Sequenz von ersten Bildern kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,03 ms, ist; Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), indem Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils ein erster Analysebildwert zugeordnet wird, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) abhängt, dadurch gekennzeichnet, daß das Aufnehmen der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern des beleuchteten Objekts ein Detektieren von Meßlicht in einem ersten vorbestimmten Wellenlängenbereich von 560 nm bis 580 nm oder von 605 nm bis 630 nm oder von 794 nm bis 814 nm umfaßt, wobei ein Anteil einer Intensität von detektiertem Meßlicht mit Wellenlängen außerhalb des ersten vorbestimmten Wellenlängenbereichs von einer Gesamtintensität von detektiertem Meßlicht kleiner als 10% ist.
Verfahren nach Anspruch 5, weiterhin umfassend: Aufnehmen wenigstens eines zweiten Bildes des beleuchteten Objekts durch ein Detektieren von Meßlicht in einem zweiten vorbestimmten Wellenlängenbereich von 560 nm bis 580 nm oder von 605 nm bis 630 nm oder von 794 nm bis 814 nm, wobei ein Anteil einer Intensität von detektiertem Meßlicht mit Wellenlängen außerhalb des zweiten vorbestimmten Wellenlängenbereichs von einer Gesamtintensität von detektiertem Meßlicht kleiner als 10% ist, wobei der erste vorbestimmte Wellenlängenbereich verschieden von dem zweiten vorbestimmten Wellenlängenbereich ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 6, ferner umfassend: Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), indem ferner Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils ein zweiter Analysebildwert zugeordnet wird, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) in einem Frequenzbereich unterhalb 100 Hz abhängt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 7, wobei der jeweils Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) zugeordnete erste Analysebildwert von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) in einem Frequenzbereich oberhalb 1 kHz, insbesondere oberhalb 10 kHz, abhängt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei das Aufnehmen der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern ein Aufnehmen von zeitlich aufeinanderfolgenden Bildern mit einem zeitlichen Abstand von kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,05 ms, umfaßt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei das Aufnehmen der ersten Bilder ein Detektieren von Meßlicht umfaßt, wobei ein Anteil einer Intensität des detektierten Meßlichts mit Wellenlängen größer 850 nm und kleiner als 500 nm von einer Gesamtintensität des detektierten Meßlichts weniger als 10% beträgt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei das Meßlicht eine Kohärenzlänge aufweist, welche mindestens einer doppelten Eindringtiefe des Meßlichts in das Objekt entspricht.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, ferner umfassend: Beleuchten des Objektes mit Weißlicht; und Abbilden und Detektieren des mit Weißlicht beleuchteten Objektes, um ein Weißlichtbild des Objektes zu ermitteln.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, wobei der einem Pixel zugeordnete erste Analysebildwert einen Wert repräsentiert, der eine Perfusion, eine Konzentration, eine mittlere Geschwindigkeit, oder ein Maß für eine Geschwindigkeitsverteilung, insbesondere eine Standardabweichung der Geschwindigkeitsverteilung, von sich relativ zueinander bewegenden Teilchen, insbesondere Blutzellen, oder eine Kombination derselben, umfaßt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13 ferner umfassend Darstellen, insbesondere in Überlagerung, und/oder Speichern der ersten Bilder, der ersten Analysebildwerte, der zweiten Analysebildwerte und/oder des Weißlichtbildes für eine Mehrzahl von Pixeln.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14, ferner umfassend Wiederholen des Aufnehmens der Sequenz von ersten Bildern als zeitliche Abfolge, und jeweils Auswerten der wiederholt aufgenommenen Sequenz von ersten Bildern.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 15, wobei das Objekt ein Teil eines Gehirns eines Patienten, insbesondere ein Aneurysma im Kopf des Patienten ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 16, weiterhin umfassend: Stimulieren des Patienten.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 17, weiterhin umfassend: Darstellen eines Bereiches des Objektes, in Abhängigkeit eines Ergebnisses eines Vergleichens des ersten Analysewertes, des zweiten Analysewertes und/oder des Bildwertes des wenigstens einen zweiten Bildes mit vorgegebenen Schwellenwerten für Pixel, auf welche der Bereich des Objekts abgebildet wird.
System zum Untersuchen eines Objekts, umfassend: eine Lichtquelle zum Beleuchten des Objekts mit Meßlicht; einen ersten Detektor zum Aufnehmen wenigstens einer Sequenz von ersten Bildern des beleuchteten Objekts, wobei eine Belichtungsdauer für eine Aufnahme eines Bildes der Sequenz von ersten Bildern kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,03 ms, einstellbar ist; ein Auswertesystem zum Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), wobei das Auswertesystem dazu ausgebildet ist, Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils einen ersten Analysebildwert zuzuordnen, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) in einem Frequenzbereich oberhalb 1 kHz, insbesondere oberhalb 10 kHz, abhängt, dadurch gekennzeichnet, daß das Auswertesystem ferner dazu ausgebildet ist, Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils einen zweiten Analysebildwert zuzuordnen, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) in einem Frequenzbereich unterhalb 100 Hz abhängt.
System nach Anspruch 19, welches weiterhin ein erstes Filter zum spektralen Filtern von Licht zum Aufnehmen von Bildern des beleuchteten Objekts von dem ersten Detektor umfaßt, wobei das erste Filter derart konfiguriert ist, daß ein Anteil einer Intensität von von dem Filter ausgehendem Licht außerhalb eines Meßlichtwellenlängenbereichs von 605 nm bis 630 nm, 560 nm bis 580 nm, oder 794 nm bis 814 nm von einer Gesamtintensität von auf das erste Filter einfallendem Licht außerhalb dieses Wellenlängenbereichs weniger als 10% beträgt.
System zum Untersuchen eines Objekts, umfassend: eine Lichtquelle zum Beleuchten des Objekts mit Meßlicht, welches Wellenlängen in einem Bereich von 790 nm bis 820 nm umfaßt; einen ersten Detektor zum Aufnehmen wenigstens einer Sequenz von ersten Bildern des beleuchteten Objekts, wobei eine Belichtungsdauer für eine Aufnahme eines Bildes der Sequenz von ersten Bildern kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,03 ms, einstellbar ist; ein Auswertesystem zum Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), wobei das Auswertesystem dazu ausgebildet ist, Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils einen ersten Analysebildwert zuzuordnen, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) abhängt, dadurch gekennzeichnet, daß das System weiterhin umfaßt: einen zweiten Detektor zum Detektieren von Licht mit Wellenlängen in einem Bereich von 820 nm bis 850 nm, insbesondere 830 nm bis 840 nm, wobei der zweite Detektor zum Aufnehmen wenigstens eines zweiten Bildes des beleuchteten Objekts angeordnet ist und derart eingerichtet ist, daß von dem beleuchteten Objekt entlang eines Strahlenganges in Richtung des zweiten Detektors ausgehendes Licht in einem ersten Wellenlängenbereich zwischen 820 nm und 850 nm mit einer Ursprungsintensität von dem zweiten Detektor als eine erste Intensität detektiert wird und von dem beleuchteten Objekt entlang des Strahlenganges in Richtung des zweiten Detektors ausgehendes Licht in einem zweiten Wellenlängenbereich zwischen 790 nm und 820 nm mit der Ursprungsintensität von dem zweiten Detektor als eine zweite Intensität detektiert wird, wobei die erste Intensität zehnmal höher als die zweite Intensität ist.
System nach Anspruch 21, wobei der erste Detektor Licht in einem Wellenlängenbereich von 790 nm bis 820 nm detektiert und in einem Strahlengang des Meßlichts in Richtung einer Ausbreitung des Meßlichts vor dem ersten Detektor ein erstes Filter angeordnet ist, wobei ein Anteil einer Intensität von von dem ersten Filter ausgehendem Licht in einem Wellenlängenbereich zwischen 820 nm und 850 nm von einer Gesamtintensität von auf das erste Filter einfallendem Licht außerhalb des Wellenlängenbereichs weniger als 10% beträgt.
System nach Anspruch 21 oder 22, wobei der zweite Detektor ein zweites Filter umfaßt, welches in einem Strahlengang des Meßlichts in Richtung einer Ausbreitung des Meßlichts vor dem zweiten Detektor angeordnet ist, wobei ein Anteil einer Intensität von von dem zweiten Filter ausgehendem Licht in einem Wellenlängenbereich zwischen 820 nm und 790 nm von einer Gesamtintensität von auf das zweite Filter einfallendem Licht in dem Wellenlängenbereich weniger als 10% beträgt.
System zum Untersuchen eines Objekts, umfassend: eine Lichtquelle zum Beleuchten des Objekts mit Meßlicht; einen ersten Detektor zum Aufnehmen wenigstens einer Sequenz von ersten Bildern des beleuchteten Objekts, wobei eine Belichtungsdauer für eine Aufnahme eines Bildes der Sequenz von ersten Bildern kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,03 ms, einstellbar ist; ein Auswertesystem zum Auswerten der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (k = 1, ..., N), wobei das Auswertesystem dazu ausgebildet ist, Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils einen ersten Analysebildwert zuzuordnen, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) abhängt, dadurch gekennzeichnet, daß der erste Detektor dazu ausgebildet ist, Meßlicht in einem ersten vorbestimmten Wellenlängenbereich von 560 nm bis 580 nm oder von 605 nm bis 630 nm oder von 794 nm bis 814 nm zu detektieren und derart eingerichtet ist, daß von dem beleuchteten Objekt entlang eines Strahlenganges in Richtung des ersten Detektors ausgehendes Licht in dem ersten vorbestimmten Wellenlängenbereich mit einer Ursprungsintensität von dem ersten Detektor als eine erste Intensität detektiert wird und von dem beleuchteten Objekt entlang des Strahlenganges in Richtung des ersten Detektors ausgehendes Licht außerhalb des ersten vorbestimmten Wellenlängenbereichs mit der Ursprungsintensität von dem ersten Detektor als eine zweite Intensität detektiert wird, wobei die erste Intensität zehnmal, insbesondere hundertmal, höher als die zweite Intensität ist.
System nach Anspruch 24, weiterhin umfassend: einen zweiten Detektor zum Aufnehmen wenigstens eines zweiten Bildes des beleuchteten Objekts, welcher zweite Detektor dazu ausgebildet ist, Meßlicht in einem zweiten vorbestimmten Wellenlängenbereich von 560 nm bis 580 nm oder von 605 nm bis 630 nm oder von 794 nm bis 814 nm zu detektieren und derart eingerichtet ist, daß von dem beleuchteten Objekt entlang eines Strahlenganges in Richtung des zweiten Detektors ausgehendes Licht in dem zweiten vorbestimmten Wellenlängenbereich mit einer weiteren Ursprungsintensität von dem zweiten Detektor als eine weitere erste Intensität detektiert wird und von dem beleuchteten Objekt entlang des Strahlenganges in Richtung des zweiten Detektors ausgehendes Licht außerhalb des zweiten vorbestimmten Wellenlängenbereichs mit der weiteren Ursprungsintensität von dem zweiten Detektor als eine weitere zweite Intensität detektiert wird, wobei die weitere erste Intensität zehnmal, insbesondere hundertmal, höher als die weitere zweite Intensität ist und wobei der erste vorbestimmte Wellenlängenbereich verschieden von dem zweiten vorbestimmten Wellenlängenbereich ist.
System nach einem der Ansprüche 21 bis 25, wobei das Auswertesystem ferner dazu ausgebildet ist, Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)), auf die gleiche Orte (x, y) des Objekts abgebildet werden, jeweils einen zweiten Analysebildwert zuzuordnen, welcher von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) in einem Frequenzbereich unterhalb 100 Hz abhängt.
System nach einem der Ansprüche 21 bis 26, wobei der jeweils Pixeln (i, j) in der Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) zugeordnete erste Analysebildwert von zeitlichen Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) in einem Frequenzbereich oberhalb 1 kHz, insbesondere oberhalb 10 kHz, abhängt.
System nach einem der Ansprüche 24 bis 27, wobei der erste Detektor ein in einem Strahlengang des durch den ersten Detektor detektierten Meßlichts angeordnetes erstes Filter umfaßt, wobei ein Anteil einer Intensität von von dem ersten Filter ausgehendem Licht außerhalb des ersten vorbestimmten Wellenlängenbereichs von einer Intensität von auf das Filter einfallendem Licht außerhalb des ersten vorbestimmten Wellenlängenbereichs kleiner ist als 10%.
System nach einem der Ansprüche 19, 20, oder, in Verbindung mit Anspruch 26, einem der Ansprüche 21 bis 28, wobei das Auswertesystem ein Tiefpassfilter umfaßt, um zeitliche Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) in einem Frequenzbereich unterhalb von 100 Hz zu bestimmen.
System nach einem der Ansprüche 19, 20, oder, in Verbindung mit Anspruch 26, einem der Ansprüche 21 bis 29, wobei das Auswertesystem dazu ausgebildet ist, zeitliche Änderungen von Bildwerten (I(t, i, j)) der Pixel (i, j) in der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern (I_k(i, j)) in einem Frequenzbereich unterhalb 100 Hz durch Auswählen wenigstens zweier Bilder aus der wenigstens einen Sequenz von ersten Bildern zu bestimmen.
System nach einem der Ansprüche 19 bis 30, wobei der erste Detektor dazu ausgebildet ist, Bilder mit einem zeitlichen Abstand von kleiner als 1 ms, insbesondere kleiner als 0,1 ms und weiter insbesondere kleiner als 0,05 ms, aufzunehmen.
System nach einem der Ansprüche 19 bis 31, wobei die Lichtquelle dazu ausgebildet ist, Licht zu erzeugen, welches Wellenlängen im Bereich von 500 nm bis 850 nm umfaßt.
System nach einem der Ansprüche 19 bis 32, wobei die Lichtquelle dazu ausgebildet ist, Licht zu erzeugen, welches eine Kohärenzlänge von größer als 2 mm hat.
System nach einem der Ansprüche 19 bis 33, welches weiterhin eine Beleuchtungsvorrichtung zum Beleuchten des Objekts mit Weißlicht und eine Abbildungsvorrichtung zum Abbilden des mit Weißlicht beleuchteten Objekts in ein Weißlichtbild des Objektes umfaßt.
System nach einem der Ansprüche 19 bis 34, welches weiterhin ein Speichersystem zum Speichern von ersten Bildern des beleuchteten Objekts, von ersten Analysebildwerten, von zweiten Analysebildwerten, des zweiten Bildes und/oder des Weißlichtbildes umfaßt.
System nach einem der Ansprüche 19 bis 35, welches weiterhin eine Anzeigevorrichtung zum Anzeigen der aufgenommenen ersten Bilder, der ersten Analysebildwerte, der zweiten Analysebildwerte, des zweiten Bildes und/oder des Weißlichtbildes, insbesondere in Überlagerung, umfaßt.