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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Quantifizierung
des Blutflusses in einem Gewebebereich, eine Vorrichtung zur Durchführung
des Verfahrens, ein medizinisch optisches Beobachtungsgerät
und ein Computerprogrammprodukt.
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Perfusionsmessungen,
also Messungen zum Bestimmen des Blutflusses, insbesondere der Flussrate,
in einem Gewebebereich spielen in der Medizin beim Vorbereiten und
Durchführen von chirurgischen Eingriffen, bei Gewebetransplantationen, bei
Herzerkrankungen, Im Rahmen von Krebstherapien, etc. eine Rolle.
Bspw. bei der Behandlung Aneurysmen, also Ausbuchtungen von arteriellen
Gefäßen im menschlichen Gehirn, besteht ein Bedarf,
verschlossene Ausbuchtungen dahin gehend zu Überprüfen,
ob sie vollkommen verschlossen sind. Weiterhin soll sichergestellt
werden, dass intakte arterielle Blutbahnen in der Umgebung der verschlossenen Ausbuchtung
ordnungsgemäß vom Blut durchflossen werden. Hierzu
werden während der Behandlung Messungen des Blutflusses,
durchgeführt, die Aufschluss darüber liefern,
ob die Ausbuchtung vollständig verschlossen ist und die
arteriellen Blutbahnen in der Umgebung der verschlossenen Ausbuchtung ordnungsgemäß vom
Blut durchflossen werden.
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Zur
Messung der Perfusion stehen verschiedene Verfahren zur Verfügung.
In einem Verfahren wird dem Blut ein fluoreszierender Farbstoff,
bspw. Indozyanin Grün (ICG) zugegeben, welcher bei Beleuchtung
mit einer Wellenlänge von 780 nm mit einer Wellenlänge
von 835 nm, also im infraroten Spektralbereich, fluoresziert. Verfahren
und Vorrichtungen zum Bestimmen des Blutflusses mit Hilfe eines
fluoreszierenden Farbstoffes sind bspw. in
US 6,626,537 B1 ,
US 6,631,286 B2 ,
DE 102 57 543 B4 und
DE 203 21 352 U1 beschrieben.
In den darin beschriebenen Verfahren und Vorrichtungen werden Bilder
des Gewebebereiches, dessen Perfusion gemessen werden soll, mittels
digitaler Kameras im Wellenlängenbereich der Fluoreszenzstrahlung
zeitaufgelöst aufgenommen und der Blutfluss anschließend
aus der Abfolge der Bilder ermittelt. Während bspw. in
US 6,631,286 B2 und
DE 203 21 352 U1 Kameras
mit CCD-Bildsensoren zur Anwendung kommen, ist in
US 6,626,537 B1 erwähnt,
dass auch CMOS-Sensoren in einer Vorrichtung Verwendung finden können,
die zur Messung der Perfusion geeignet ist.
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Ein
alternatives Verfahren zur Messung der Perfusion eines Gewebebereiches
bietet die Laser-Doppler-Perfusionsabbildung. Derartige Verfahren
zum Ermitteln der Perfusion sowie Vorrichtungen zum Durchführen
der Verfahren sind bspw. in
EP
1 332 718 A1 und in
WO 2006/111909 A1 beschrieben. In den darin
beschriebenen Verfahren wird der Gewebebereich, dessen Perfusion
ermittelt werden soll, mit Laserlicht bestrahlt, das vom fließenden
Blut reflektiert wird. Daneben wird das Laserlicht auch von dem
umgebenden Gewebe reflektiert. Während das vom Gewebe reflektierte
Laserlicht eine gegenüber der Anregungsstrahlung unverschobene
Wellenlänge aufweist, weist das vom fließenden
Blut reflektierte Laserlicht auf Grund des bei der Reflektion auftretenden
Doppler-Effekts eine Wellenlängenverschiebung auf. Das
unverschobene und das doppler-verschobene reflektierte Licht werden
anschließend von einem CMOS-Sensor aufgenommen und an eine Auswerteeinheit
weitergegeben, wo eine Auswertung hinsichtlich der Doppler-Verschiebung
erfolgt, aus der dann die Flussrate des Blutes ermittelt werden kann.
Die Aufnahme kann dabei zeitaufgelöst erfolgen, um die
zeitliche Entwicklung der Perfusion erfassen zu können.
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Trotz
allem kann es selbst beim Einsatz von schnell auszulesenden CMOS-Sensoren
vorkommen, das die Zeitauflösung der Kamera nicht ausreicht,
um die genaue Quantifizierung des Blutflusses zuzulassen.
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Aufgabe
der vorliegenden Erfindung ist es daher, ein vorteilhaftes Verfahren,
ein vorteilhaftes Computerprogrammprodukt und eine vorteilhafte Vorrichtung
zur Quantifizierung des Blutflusses in einem vom Blut durchflossenen
Gewebebereich zur Verfügung zu stellen, mit dem sich eine
zuverlässige Quantifizierung des Blutflusses realisieren
lässt.
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Es
ist eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein vorteilhaftes
medizinisch optisches Beobachtungsgerät zur Verfügung
zu stellen, mit dem sich der Blutfluss in einem Beobachtungsbereich
zuverlässig quantifizieren lässt.
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Die
erste Aufgabe wird durch ein Verfahren nach Anspruch 1 oder Anspruch
2 bzw. durch eine Vorrichtung nach Anspruch 8 oder Anspruch 9 gelöst. Außerdem
wird die erste Aufgabe durch ein Computerprogrammprodukt nach Anspruch
20 gelöst. Die zweite Aufgabe wird durch ein medizinisch
optisches Beobachtungsgerät nach Anspruch 17 gelöst.
Die abhängigen Ansprüche enthalten vorteilhafte
Ausgestaltungen der Erfindungen.
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In
dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Quantifizierung
des Blutflusses in einem von Blut durchflossenen Gewebebereich wird
dem Blut in einer ersten Alternative ein fluoreszierender Farbstoff zugeführt
und der von Blut durchflossene Gewebebereich mit die Fluoreszenz
des Farbstoffes anregender Strahlung bestrahlt, oder es wird der
von Blut durchflossene Gewebebereich in einer zweiten Alternative
mit kohärenter Strahlung bestrahlt, um durch die Bestrahlung
mit kohärenter Strahlung eine vom Gewebebereich reflektierte
Strahlung zu erzeugen, die eine durch den Blutfluss im Gewebebebereich dopplerverschobene
Komponente und eine unverschobene Komponente aufweist. Mit anderen
Worten, es erfolgt entweder eine Messung des Blutflusses mittels
eines Fluoreszenzfarbstoffes, bspw. Indozyanin Grün, oder
es folgt eine Messung des Blutflusses mittels Laser-Doppler-Perfusionsmessung.
Im erfindungsgemäßen Verfahren wird mittels eines
ersten elektronischen Bildsensors gemäß der ersten
Alternative ein Gesamtbild des Gewebebereichs im Wellenlängenbereich
der Fluoreszenzstrahlung des Farbstoffes oder gemäß der
zweiten Alternative ein Gesamtbild des Gewebebereichs im Wellenlängenbereich
der reflektierten Strahlung (dopplerverschoben und unverschoben)
zeitaufgelöst aufgenommen. Erfindungsgemäß wird
außerdem mittels eines zweiten elektronischen Bildsensors
wenigstens ein zweites Bild des Gewebebereichs im Wellenlängenbereich
der Fluoreszenzstrahlung des Farbstoffes oder im Wellenlängenbereich
der reflektierten Strahlung (dopplerverschoben und unverschoben)
zeitaufgelöst aufgenommen, wobei das zweite Bild wenigstens ein
Teilbild des Gesamtbildes ist. Beim Aufnehmen des zweiten Bildes
mittels des zweiten elektronischen Bildsensors ist die Zeitauflösung
höher als die Zeitauflösung, mit der das Gesamtbild
des Gewebebereiches aufgenommen wird. Aus den zeitaufgelösten
Bilddaten des Gesamtbildes und den zeitaufgelösten Bilddaten
des zweiten Bildes wird dann der Blutfluss quantifiziert. Als Quantifizierung
des Blutflusses soll hierbei das Ermitteln wenigstens einer den
Blutfluss charakterisierenden Eigenschaft wie etwa die Flussrate,
die Flussrichtung, die Flussgeschwindigkeit, etc., verstanden werden.
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Die
vorliegende Erfindung beruht auf der Erkenntnis, dass häufig
der Blutfluss lediglich in einem Teilbereich oder mehreren Teilbereichen
des Gesamtbildes nicht hinreichend genau quantifiziert werden kann,
weil die Zeitauflösung zu niedrig ist. In den übrigen
Bereichen des Gesamtbildes ist die Zeitauflösung hingegen
ausreichend. Die Erfindung basiert nun darauf, das mittels der zweiten
Kamera derjenige Teilbereich bzw. diejenigen Teilbereiche des Gesamtbildes,
in dem bzw. denen die Zeitauflösung der ersten Kamera nicht
ausreicht, um eine hinreichend genaue Quantifizierung des Blutflusses
zu ermöglichen, mit höherer Zeitauflösung
aufgenommen wird bzw. werden. Die höhere Zeitauflösung
ermöglicht dann die Quantifizierung des Blutflusses in
dem Teilbereich bzw. den Teilbereichen. Gleichzeitig bietet das Gesamtbild
weiterhin den Überblick, bspw. über den gesamten
Operationssitus, so dass eine Quantifizierung des Blutflusses über
große Bereiche möglich ist.
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Es
besteht aber grundsätzlich auch die Möglichkeit,
mittels des zweiten elektronischen Bildsensors das Gesamtbild mit
höherer Zeitauflösung aufzunehmen, bspw. wenn
im zweiten Bildsensor das Bild auf weniger Pixel (Bildpunkte) abgebildet
wird als im ersten Bildsensor. Dies kann bspw. dadurch erreicht
werden, dass Pixel des zweiten elektronischen Bildsensors zu Pixelblöcken
zusammengefasst werden (so genanntes Binning), so dass alle zu einem Pixelblock
zusammengefassten Pixel jeweils gemeinsam ausgelesen werden. Da
die Zahl an auszulesenden Pixelblöcken geringer ist als
die Zahl an auszulesenden Pixeln, wenn jedes Pixel einzeln ausgelesen
wird, lässt sich die Auslesegeschwindigkeit des elektronischen
Bildsensors durch das Zusammenlegen der Pixel steigern. Allerdings
ist das Zusammenlegen der Pixel mit einer Reduktion der Auflösung
des Bildsensors verbunden. Dies ist jedoch nicht weiter störend,
solange die Auflösung zu einer Quantifizierung des Blutflusses
ausreicht, da ja immer noch das erste Gesamtbild mit der hohen räumlichen
und der niedrigen zeitlichen Auflösung vorhanden ist und
mit dem zweiten Gesamtbild, welches einen niedrigere räumliche
und dafür eine höhere zeitliche Auflösung
aufweist, überlagert werden kann.
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Neben
dem Zusammenfassen von Pixeln besteht auch die Möglichkeit,
die Zeitauflösung des zweiten Bildsensors dadurch zu erhöhen,
dass beim zeitaufgelösten Aufnehmen des zweiten Bildes
des Gewebebereichs nur ein Teilbereich des zweiten elektronischen
Bildsensors ausgelesen wird. Dieser Teilbereich entspricht dann
demjenigen Bereich des Gesamtbildes, in dem die Zeitauflösung
des ersten Bildsensors nicht genügt, um den Blutfluss hinreichend
zu quantifizieren. Selbstverständlich können auch
mehrere voneinander getrennte Teilbereiche ausgelesen werden, wenn
in mehreren Teilabschnitten des Gesamtbildes eine höhere
Zeitauflösung der Bilderfassung gewünscht ist.
Die Zeitauflösung kann, falls nötig, weiter erhöht
werden, wenn in dem auszulesenden Teilbereich bzw. den auszulesenden
Teilbereichen des zweiten elektronischen Bildsensors Pixel zu Pixelblöcken
zusammengefasst werden.
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Eine
weitere Möglichkeit, die Zeitauflösung beim Aufnehmen
des zweiten Bildes des vom Blut durchflossenen Gewebebereichs zu
erhöhen, besteht darin, nur jedes n-te Pixel des zweiten
elektronischen Bildsensors auszulesen, bspw. nur jedes zweite oder
jedes dritte Pixel. Die dadurch reduzierte Zahl an auszulesenden
Pixeln ermöglicht eine höhere Ausleserate als
beim Auslesen aller Pixel des Bildsensors. Wie beim Zusammenfassen
von Pixeln wird jedoch auch dann, wenn nur jedes n-te Pixel ausgelesen
wird, die Auflösung des Bildsensors reduziert. Wie bereits
erwähnt, kann dies jedoch in Kauf genommen werden, solange
die Auflösung zum Ermitteln des Blutflusses ausreicht,
da weiterhin ein Bild mit voller Pixelzahl mittels des ersten elektronischen
Bildsensors aufgenommen wird, das mit dem geringer aufgelösten
Bild überlagert werden kann.
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Es
ist vorteilhaft, wenn der zweite elektronische Bildsensor zum zeitaufgelösten
Aufnehmen des zweiten Bildes wenigstens hinsichtlich der auszulesenden
und/oder hinsichtlich zusammenzufassender Pixel programmiert werden
kann, da dann die räumliche und zeitliche Auflösung
des zweiten elektronischen Bildsensors an die vom Blut durchflossenen Gewebebebereich
vorgegebenen Anforderungen angepasst werden kann. Insbesondere können
aber auch beide elektronische Bildsensoren hinsichtlich der auszulesenden
und/oder hinsichtlich zusammenzufassender Pixel programmierbar sein,
was die Flexibilität weiter erhöht. Insbesondere
können dann auch beide elektronische Bildsensoren identisch
ausgestaltet sein.
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Um
eine hinreichende Quantifizierung des Blutflusses zu ermöglichen,
sollte wenigstens das zweite Bild mit einer Zeitauflösung
von 100 Bildern pro Sekunde oder mehr aufgenommen werden. Natürlich
ist es vorteilhaft, wenn auch das mittels des ersten elektronischen
Bildsensors gewonnene Gesamtbild mit einer Zeitauflösung
von mindestens 100 Bildern pro Sekunde aufgenommen wird. In diesem Fall
erfolgt die Aufnahme des zweiten Bildes mit einer Zeitauflösung
die größer ist, als die beim Aufnehmen des ersten
Bildes, bspw. mit einer Zeitauflösung von mindestens 150
Bilder pro Sekunde oder mindestens 200 Bilder pro Sekunde.
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Eine
erfindungsgemäße Vorrichtung zur Quantifizierung
des Blutflusses in einem Gewebebereich, die zum Durchführen
des erfindungsgemäßen Verfahrens geeignet ist,
umfasst einen ersten elektronischen Bildsensor mit einer ersten
Zahl an auszulesenden Bildpunkten (Pixeln) und einer ersten Zeitauflösung
sowie einen zweiten elektronischen Bildsensor mit einer zweiten
Zahl an auszulesenden Bildpunkten und einer zweiten Zeitauflösung.
Weiterhin umfasst sie ein optischen Abbildungssystem, welches den
Gewebebereich auf den ersten elektronischen Bildsensor und auf den
zweiten elektronischen Bildsensor abbildet und eine Beleuchtungslichtquelle zum
Beleuchten des Gewebebereichs mit einer Beleuchtungsstrahlung. Die
Beleuchtungsstrahlung kann in einer ersten Alternative eine Wellenlänge
umfassen, die einen im durch den Gewebebereich fließenden
Blut befindlichen Fluoreszenzfarbstoff zur Emission von Fluoreszenzstrahlung
anregt. In einer zweiten Alternative ist die Beleuchtungsstrahlung eine
kohärente Strahlung, um durch die Beleuchtung eine vom
Gewebebereich reflektierte Strahlung zu erzeugen, die eine durch
den Blutfluss im Gewebebebereich dopplerverschobene Komponente und eine
unverschobene Komponente aufweist, so dass die reflektierte Strahlung
zur Blutflussmessung mittels Laser-Doppler-Perfusionsmessung herangezogen
werden kann. Der erste elektronische Bildsensor ist dann auf die
Fluoreszenzstrahlung bzw. die reflektierte Strahlung (dopplerverschoben
und unverschoben) sensitiv. Mit anderen Worten, mittels des ersten elektronischen
Bildsensors wird ein Bild der Fluoreszenzstrahlung aufgenommen bzw.
ein Bild der reflektierten Strahlung, wobei die reflektierte Strahlung
einen gegenüber der Beleuchtungsstrahlung spektral unverschobenen
Anteil sowie einen gegenüber der Beleuchtungsstrahlung
dopplerverschobenen Anteil aufweist. Auch der zweite elektronische
Bildsensor ist auf die Fluoreszenzstrahlung bzw. die reflektierte Strahlung
sensitiv, so dass ein Bild im Wellenlängenbereich der Fluoreszenzstrahlung
bzw. im Wellenlängenbereich der reflektierten Strahlung,
d. h. der unverschobenen und der verschobenen reflektierten Strahlung,
aufgenommen wird. Der zweite elektronische Bildsensor hat eine höhere
Zeitauflösung oder weist weniger auszulesende Bildpunkte
als der erste elektronische Bildsensor auf. Außerdem ist
eine Auswerteeinheit vorhanden, die mit dem ersten elektronischen
Bildsensor und dem zweiten elektronischen Bildsensor zum Empfang
der zeitaufgelösten Bilder zumindest mittelbar verbunden
ist und aus den zeitaufgelösten Bildern der beiden elektronischen Bildsensoren
den Blutfluss im Gewebebereich quantifiziert, bspw. hinsichtlich
der Flussrichtung, der Flussrate, der Flussgeschwindigkeit, etc.
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In
der erfindungsgemäßen Vorrichtung kann die Zahl
an auszulesenden Bildpunkten des zweiten elektronischen Bildsensors
gegenüber der Zahl an auszulesenden Bildpunkten des ersten
elektronischen Bildsensors insbesondere dadurch reduziert sein,
dass im zweiten elektronischen Bildsensor nur jeder n-te Bildpunkt
ausgelesen wird, dadurch das nur ein Teilbereich oder mehrere Teilbereiche
des Sensors ausgelesen wird bzw. werden oder dadurch dass Bildpunkte
zu Pixelblöcken zusammengefasst werden.
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Mit
der erfindungsgemäßen Vorrichtung lässt sich
das erfindungsgemäße Verfahren durchführen und
damit die mit Bezug auf das erfindungsgemäße Verfahren
beschriebenen Vorteile realisieren.
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Die
erfindungsgemäße Vorrichtung ist besonders flexibel
einsetzbar, wenn wenigstens einer der elektronischen Bildsensoren
hinsichtlich seiner Zeitauflösung und/oder der Zahl an
auszulesenden Bildpunkten programmierbar ist. Hierbei besteht insbesondere
die Möglichkeit, dass beide elektronische Bildsensoren
hinsichtlich ihrer Zeitauflösung und/oder der Zahl an auszulesenden
Bildpunkte programmierbar sind, wobei die elektronischen Bildsensoren
dann identisch sein können.
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Vorzugsweise
kommen in der erfindungsgemäßen Vorrichtung CMOS-Sensoren
als elektronische Bildsensoren zur Anwendung, da diese gegenüber
CCD-Sensoren eine höhere Ausleserate ermöglichen
und somit eine bessere Zeitauflösung aufweisen. Vorzugsweise
beträgt die Zeitauflösung des ersten elektronischen
Bildsensors und/oder des zweiten elektronischen Bildsensors mindestens
100 Bilder pro Sekunde.
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In
der erfindungsgemäßen Vorrichtung kann wenigstens
der zweite elektronische Bildsensor eine Einstelleinrichtung zum
Einstellen der Zeitauflösung bzw. der Zahl an auszulesenden
Pixeln aufweisen. Auf diese Weise kann das zweite Bild, welches
mit dem zweiten elektronischen Bildsensor gewonnen wird, an die
durch den abzubildenden Gewebebereich vorgegeben Erfordernisse zum
Durchführen einer Quantifizierung des Blutflusses angepasst
werden. Selbstverständlich können auch beide elektronischen
Bildsensoren eine Einstelleinrichtung zum Einstellen der Zeitauflösung
bzw. der Zahl an auszulesenden Pixeln aufweisen, so dass das Verhältnis
der Zeitauflösung oder das Verhältnis der Zahl
an einzustellenden Pixeln zwischen dem ersten Bildsensor und dem
zweiten Bildsensor frei gewählt werden und insbesondere
auch an die jeweiligen Anforderungen angepasst werden kann. Wenn
beide elektronischen Bildsensoren mit einer derartigen Einstellvorrichtung ausgestattet
sind, besteht insbesondere auch die Möglichkeit, die beiden
Bildsensoren identisch auszugestalten. Die unterschiedlichen Zeitauflösungen der
beiden Bildsensoren bzw. die unterschiedliche Zahl an auszulesenden
Pixeln werden dann lediglich mit Hilfe der Einstellvorrichtung eingestellt
und sind nicht fest vorgegeben.
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In
einer Ausgestaltung der erfindungsgemäßen Vorrichtung
ist dem zweiten elektronischen Bildsensor eine eigene vergrößernde
Optik vorgeschaltet, die eine feste oder variable Vergrößerung aufweisen
kann. Dies ermöglicht es, einen Teilausschnitt des Gesamtbildes,
der mit einer erhöhten Zeitauflösung aufgenommen
werden soll, vergrößert auf den zweiten elektronischen
Bildsensor abzubilden und so den Nachteil, der durch das Auslesen
einer reduzierten Zahl an Pixeln hinsichtlich der räumlichen
Auflösung besteht, auszugeichen. Durch die vergrößerte
Darstellung lässt sich nämlich dieselbe räumliche
Information mit einer geringeren räumlichen Auflösung
des zweiten Bildsensors erfassen.
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In
einer weiteren Ausgestaltung der erfindungsgemäßen
Vorrichtung umfasst diese eine Speichereinrichtung, die einerseits
mit den beiden Bildsensoren zum Empfang der elektronischen Bilder verbunden
ist und andererseits mit der Auswerteeinheit. Die mittelbar mit
den Bildsensoren zum Empfang der elektronischen Bilder verbundene
Auswerteeinheit empfängt dann die gespeicherten elektronischen
Bilder von der Speichereinrichtung. Die Speichereinrichtung kann
als Puffer zum Zwischenspeichern der Bilder dienen, wenn die Zeitauflösung
der elektronischen Bildsensoren und damit die Bildrate, so hoch
ist, dass die elektronischen Bilder nicht mit derselben Rate ausgewertet
werden können, wie sie aufgenommen werden.
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Ein
erfindungsgemäßes medizinisch optisches Beobachtungsgerät,
das beispielsweise als Funduskamera, als Endoskop oder insbesondere
als Operationsmikroskop ausgebildet sein kann, umfasst eine erfindungsgemäße
Vorrichtung zur Quantifizierung des Blutflusses. Hierbei kann die
Optik zur Quantifizierung des Blutflusses insbesondere einen Teil
der Optik des optischen Beobachtungsgeräts umfassen. Ebenso
kann die Beleuchtungslichtquelle der Vorrichtung in das optische
Beobachtungsgerät integriert sein oder mit dessen Beleuchtungslichtquelle
identisch sein.
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Besonders
vorteilhaft hinsichtlich der Überlagerung der von den beiden
elektronischen Bildsensoren aufgenommenen Bilder ist es, wenn die
den beiden elektronischen Bildsensoren zugeführten Strahlenbündel
aus demselben Strahlenbündel des medizinisch optischen
Beobachtungsgeräts ausgekoppelt werden. Wenn das medizinisch
optische Beobachtungsgerät als Operationsmikroskop mit
zwei stereoskopischen Teilstrahlengängen ausgebildet ist,
können insbesondere die den elektronischen Bildsensoren
zugeführten Strahlenbündel aus demselben Teilstrahlenbündel
des Operationsmikroskops ausgekoppelt werden. Auf diese Weise ist
der Betrachtungswinkel auf das Beobachtungsobjekt, d. h. auf den
von Blut durchflossenen Gewebebereich, für beide Bilder
identisch.
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Ein
erfindungsgemäßes Computerprogrammprodukt enthält
computerlesbare Programmmittel zur Ausführung der Schritte
des erfindungsgemäßen Verfahrens durch einen Computer
enthält, wodurch die computerunterstützte Realisierung
der mit dem erfindungsgemäßen Verfahren erzielbaren Eigenschaften
und Vorteile ermöglicht wird.
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Weitere
Merkmale und Eigenschaften und Vorteile der vorliegenden Erfindung
ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung von Ausführungsbeispielen
unter Bezugnahme auf die beiliegenden Figuren.
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1 zeigt
ein Operationsmikroskop mit einer daran angeordneten Vorrichtung
zur Quantifizierung des Blutflusses in einer schematischen Darstellung.
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2 zeigt
ein Blockdiagramm der Einstell- und Auswerteeinheit in der Vorrichtung
zur Quantifizierung des Blutflusses.
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3 zeigt
eine erste Möglichkeit zur Erhöhung der Ausleserate
eines elektronischen Bildsensors.
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4 zeigt
eine zweite Möglichkeit zur Erhöhung der Ausleserate
eines elektronischen Bildsensors.
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5 zeigt
eine dritte Möglichkeit zum Erhöhen der Ausleserate
eines elektronischen Bildsensors.
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6 zeigt
eine alternative Ausgestaltung der Einstell- und Auswerteeinheit
in der Vorrichtung zum Quantifizieren des Blutflusses.
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7 zeigt
eine Vorrichtung zum Quantifizieren des Blutflusses, die nicht in
ein Operationsmikroskop integriert ist.
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Nachfolgend
wird mit Bezug auf 1 der grundsätzliche
Aufbau eines Operationsmikroskops mit einer daran angeordneten Vorrichtung
zur Quantifizierung des Blutflusses in einem Gewebebereich erläutert.
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Das
Operationsmikroskop 1 umfasst als wesentliche Bestandteile
ein einem Beobachtungsobjekt 3 zuzuwendendes Objektiv 5,
das im vorliegenden Ausführungsbeispiel als eine aus zwei
miteinander verkitteten Teillinsen aufgebaute Achromatlinse dargestellt
ist. Das Beobachtungsobjekt 3, nämlich der Gewebebereich,
dessen Blutfluss zu quantifizieren ist, wird in der Brennebene der
Objektivs 5 angeordnet, so dass der Gewebebereich 3 nach
Unendlich abgebildet wird, also ein vom Gewebebereich 3 ausgehendes
divergentes Strahlenbündel 7 bei seinem Durchgang
durch das Objektiv 5 in ein paralleles Strahlenbündel 9 umgewandelt
wird.
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Statt
lediglich einer Achromatlinse, wie sie im vorliegenden Ausführungsbeispiel
als Objektiv 5 Verwendung findet, kann auch ein Objektivlinsensystem aus
mehreren Einzellinsen Verwendung finden, etwa ein so genanntes Vario-Objektiv,
mit dem sich der Arbeitsabstand des Operationsmikroskops 1,
d. h. der Abstand der Brennebene vom Objektiv 5, variieren lässt.
Auch in einem solchen Vario-System wird der in der Brennebene angeordnete
Gewebebereich 3 nach Unendlich abgebildet, so dass auch
bei einem Vario-Objektiv bildseitig eine paralleles Strahlenbündel
vorliegt.
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Bildseitig
des Objektivs 5 ist ein Vergrößerungswechsler 11 angeordnet,
der entweder wie im dargestellten Ausführungsbeispiel als
Zoom-System zur stufenlosen Änderung des Vergrößerungsfaktors oder
als so genannter Galilei-Wechsler zur stufenweisen Änderung
des Vergrößerungsfaktors ausgebildet sein kann.
In einem Zoom-System, das in der Regel aus einer Linsenkombination
mit drei Linsen aufgebaut ist, können die beiden objektseitigen
Linsen verschoben werden, um den Vergrößerungsfaktor
zu variieren. In einem Galilei-Wechsler existieren dagegen mehrere
feste Linsenkombinationen, die unterschiedliche Vergrößerungsfaktoren
repräsentieren und im Wechsel in den Strahlengang eingebracht werden
können. Sowohl ein Zoom-System, als auch ein Galilei-Wechsler
wandeln ein objektseitiges paralleles Strahlenbündel in
ein bildseitiges paralleles Strahlenbündel mit einem anderen
Bündeldurchmesser um. Der Vergrößerungswechsler 11 ist
dabei bereits Teil des binokularen Strahlengangs des Operationsmikroskops 1,
d. h. er weist eine eigene Linsenkombination für jeden
stereoskopischen Teilstrahlengang 9a, 9b des Operationsmikroskops 1 auf.
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An
den Vergrößerungswechsler 11 schließt sich
bildseitig eine Schnittstelle 13 an, über die
externe Geräte an das Operationsmikroskop 1 angeschlossen
werden können. Die Schnittstelle 13 dient im vorliegenden
Ausführungsbeispiel zum Auskoppeln eines parallelen Strahlenbündels 9a, 9b aus dem
Operationsmikroskop 1. Zusätzlich kann sie auch
zum Einkoppeln eines parallelen Strahlenbündels in das
Operationsmikroskop 1, etwa zum Zwecke der Einspiegelung
von Daten oder sonstigen Informationen, dienen. Die Schnittstelle 13 umfasst
im vorliegenden Ausführungsbeispiel Strahlteilerprismen 15a, 15b,
die in den jeweiligen stereoskopischen Teilstrahlengängen
angeordnet sind und einen Teil des jeweiligen Teilstrahlenbündels 9a, 9b zur Auskopplung
ablenken.
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Bei
dem in 1 dargestellten Operationsmikroskop 1 ist
an der Schnittstelle 13 eine Vorrichtung 17 zur
Quantifizierung des Blutflusses in einem Gewebebereich angeordnet,
die eine erste Kamera 19 mit einem CMOS-Bildsensor 20 und
eine zweite Kamera 21 mit einem CMOS-Bildsensor 22 umfasst, wobei
beide Kameras 19, 21, insbesondere ihre CMOS-Bildsensoren 20, 22,
im vorliegenden Ausführungsbeispiel identisch sind und
eine Ausleserate von mindestens 100 Bilder pro Sekunde besitzen.
In der Vorrichtung 17 zur Quantifizierung des Blutflusses
in einem Gewebebereich ist außerdem ein weiterer Strahlteiler 23 angeordnet,
der das aus dem Teilstrahlengang 9b des Operationsmikroskops 1 ausgekoppelte
Strahlenbündel 25 in zwei Strahlenbündel 27, 29 weiter
aufgeteilt, von denen das eine Strahlenbündel 27 der
ersten Kamera 19 und das andere Strahlenbündel 29 der
zweiten Kamera 21 zugeführt wird. Weiterhin umfasst
die Vorrichtung 17 zur Quantifizierung des Blutflusses
eine Einstell- und Auswerteeinheit 33, die später
mit Bezug auf 2 näher erläutert
werden wird.
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Der
zweiten Kamera 21 ist im vorliegenden Ausführungsbeispiel
ein optionales Zoomlinsensystem 31 vorgeschaltet, mit dessen
Hilfe sich der Bildausschnitt des Beobachtungsobjekts 3 auf
den CMOS-Bildsensor 22 variieren lässt. Grundsätzlich kann
anstatt des Zoomlinsensystems 31 aber auch ein System nach
Art eines Galilei-Wechslers zur Anwendung kommen. Falls eine Variation
des Bildausschnittes nicht erfolgen soll, kann das Zoomlinsensystem 31 (bzw.
das System nach Art eines Galilei-Wechslers) auch ersatzlos entfallen.
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Im
Operationsmikroskop 1 schließt sich an die Schnittstelle 13 bildseitig
ein Binokulartubus 35 an. Dieser weist zwei Tubusobjektive 37a, 37b auf, welche
das jeweilige parallele Strahlenbündel 9a, 9b in
einer Zwischenbildebene 39a, 39b fokussieren, also
das Beobachtungsobjekt 3 auf die jeweilige Zwischenbildebene 39a, 39b abbilden.
Die in den Zwischenbildebenen 39a, 39b befindlichen
Zwischenbilder werden schließlich von Okularen 41a, 41b wiederum
nach Unendlich abgebildet, so dass ein Betrachter, etwa ein behandelnder
Arzt oder sein Assistent, die Zwischenbilder mit entspannten Augen
betrachten kann. Außerdem erfolgt im Binokulartubus mittels
eines Spiegelsystems oder mittels Prismen 43a, 43b eine
Aufweitung des Abstandes zwischen den beiden Teilstrahlenbündeln 9a, 9b,
um den Abstand an den Augenabstand des Betrachters anzupassen.
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Weiterhin
umfasst das Operationsmikroskop 1 eine Lichtquelle 44,
mit der das Beobachtungsobjekt 3 beleuchtet wird und die
in der Lage ist, die Fluoreszenz eines dem durch den Gewebebereich 3 fliesenden
Blut zugegebenen Fluoreszenzfarbstoffes anzuregen. Diese Lichtquelle
kann insbesondere auch die Beleuchtungslichtquelle des Operationsmikroskops 1 selbst
sein, die typischerweise breitbandiges Licht emittiert und etwa
als Gasentladungslampe oder Halogenglühlampe ausgebildet
ist. In diesem Fall werden andere spektrale Bereiche des Strahlenbündels 25 als
die Fluoreszenzstrahlung durch einen oder mehrere in der Vorrichtung 17 zur
Quantifizierung des Blutflusses angeordnete Filter ausgeblendet.
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Eine
erste Ausführungsvariante der Einstell- und Auswerteeinheit 33 in
der Vorrichtung zum Quantifizieren des Blutflusses 17 wird
nachfolgend mit Bezug auf 2 dargestellt.
Die Figur zeigt ein Blockschaltbild der Einstell- und Auswerteeinheit
sowie die CMOS-Sensoren 20, 22 der beiden Kameras 19, 21.
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Die
Einstell- und Auswerteeinheit 33 umfasst zwei Ausleseeinheiten 45, 47,
von denen die eine 45 mit dem CMOS-Sensor 20 der
ersten Kamera 19 verbunden ist, während die andere 47 mit
dem CMOS-Sensor 22 der zweiten Kamera 21 verbunden ist.
Die beiden Ausleseeinheiten 45, 47 dienen jeweils
zum Auslesen des zugeordneten CMOS-Sensors 20, 22 und
zum Ausgeben eines entsprechenden elektronischen Bildsignals. Mit
den beiden Ausleseeinheiten 45, 47 ist eine Speichereinheit 48 verbunden,
die die elektronischen Bilddaten von den Ausleseeinheiten 45, 47 empfängt
und zur anschließenden Auswertung zwischenspeichert. Mit
der Speichereinheit 48 ist eine Auswerteeinheit 49 verbunden,
die die zwischengespeicherten elektronischen Bilddaten von der Speichereinheit 48 empfängt
und daraus den Blutfluss im Gewebebereich quantifiziert, bspw. hinsichtlich
der Strömungsrichtung, der Flussrate, der Strömungsgeschwindigkeit, etc.
Darüber hinaus kann die Auswerteeinheit 49 eine zum
Anzeigen auf einer externen Anzeigevorrichtung, bspw. einem Monitor,
geeignete Überlagerung der elektronischen Bilder der beiden
Kameras erstellen. Die Einstell- und Ausleseeinheit 33 umfasst
auch eine Ausgabeschnittstelle 51, über die die
Daten hinsichtlich der Quantifizierung des Blutflusses bzw. die Bilder
an externe Geräte ausgegeben werden können. Falls
die Rate, mit der die Auswerteeinheit die elektronischen Bilder
auswerten kann, hoch genug ist, kann auf Speichereinheit 48 verzichtet
werden.
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Die
Einstell- und Auswerteeinheit 33 umfasst auch eine Einstelleinrichtung 53,
die mit derjenigen Ausleseeinheit 47 verbunden ist, die
dem CMOS-Sensor 22 der zweiten Kamera 21 zugeordnet
ist. Mittels der Einstelleinrichtung 53 lässt
sich auf die Ausleseeinheit 47 insbesondere in Hinblick
auf die Anzahl an auszulesenden Bildpunkten (Pixel) einwirken. Zusätzlich
oder alternativ ist es aber auch möglich, auf die Ausleserate,
mit der die Ausleseeinheit 47 den CMOS-Sensor 22 ausliest,
einzuwirken. Wenn, wie im vorliegenden Ausführungsbeispiel,
die beiden Kameras 19, 21, und damit auch die CMOS-Sensoren 20, 22,
identisch sind, macht das Einwirken auf die Ausleserate jedoch wenig
Sinn, da sich die maximale Ausleserate der zweiten Kamera 21,
also die Zahl der maximal pro Sekunde auszulesenden Pixel, gegenüber
der maximalen Ausleserate der ersten Kamera 19 nicht erhöht
lässt und ein Betreiben der ersten Kamera mit einer kleineren
als der maximalen Ausleserate in der Regel nicht erfolgt. Im vorliegenden
Ausführungsbeispiel dient daher die Einstelleinrichtung 53 dazu,
die Zahl der von der Ausleseeinheit 47 auszulesenden Pixel
einzustellen. Zu diesem Zweck kann die Einstelleinrichtung 53 eine fest
vorgegebene Anzahl an auszulesenden Pixeln beinhalten, wobei diese
Anzahl geringer ist als die Gesamtzahl der Pixel des CMOS-Sensors 22.
Außerdem beinhaltet die Einstelleinrichtung 53 dann auch
eine Anweisung, auf welche Weise die Zahl der Bildpunkte reduziert
werden soll. Im vorliegenden Ausführungsbeispiel ist mit
der Einstelleinheit 53 jedoch eine Schnittstelle 55 verbunden, über
die der Einstelleinheit 53 die Zahl der auszulesenden Bildpunkte
und Anweisungen, wie diese Zahl zu erreichen ist, von externen,
bspw. mittels eines PCs, einprogrammiert werden kann.
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Eine
erste Möglichkeit, wie die Einstelleinheit 53 die
Zahl der auszulesenden Bildpunkte des CMOS-Sensors 22 reduziert,
ist in 3 dargestellt. 3 zeigt
in einer stark schematisierten Darstellung den CMOS-Sensor 22,
der eine Anzahl von in Zeilen und Spalten angeordneten Bildpunkten 57 aufweist. Die
Einstelleinheit 53 definiert einen auszulesenden Teilbereich 59 des
CMOS-Sensors 22, in dem die Bildpunkte 57 ausgelesen
werden sollen. Außerhalb des Teilbereiches 49 werden
die Bildpunkte 57 hingegen nicht ausgelesen. Auf Grund
der dadurch reduzierten Zahl an auszulesenden Bildpunkten kann die Ausleserate
des CMOS-Sensors 22 gegenüber der Ausleserate
des CMOS-Sensors 20, in dem alle Bildpunkte ausgelesen
werden, erhöht werden. Dabei wird aber nicht die Zahl der
pro Sekunde auslesbaren Bildpunkte erhöht, sondern lediglich
die Häufigkeit, mit der der auszulesende Teilbereich 59 des CMOS-Sensors 22 pro
Sekunde ausgelesen werden kann. Je kleiner der auszulesende Teilbereich 59 ist, desto
häufiger kann der CMOS-Sensor 22 gegenüber
dem CMOS-Sensor 20 ausgelesen werden. Selbstverständlich
können statt des einen Teilbereiches 59 auch mehrere
unzusammenhängende auszulesende Teilbereiche definiert
werden.
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Die
in 3 dargestellte Variante zur Reduzierung der Anzahl
an auszulesenden Bildpunkten führt jedoch dazu, dass nicht
mehr die gesamte Fläche des zweiten CMOS-Sensors 22 zur
Abbildung eines interessierenden Teilsbereiches, in dem der Blutfluss
mit einer erhöhten Ausleserate aufgenommen werden soll,
zur Verfügung steht. Andererseits bleibt der Abbildungsmaßstab
des Teilbereiches gegenüber dem Abbildungsmaßstab
des mit dem ersten CMOS-Sensors 20 aufgenommenen Gesamtbildes unverändert,
so dass eine Überlagerung der beiden Bilder besonders einfach
möglich ist.
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Eine
zweite Variante zur Reduktion der auszulesenden Bildpunkte des zweiten
CMOS-Sensors 22 ist in 4 dargestellt.
In dieser Ausführungsvariante steht die gesamte Sensorfläche
des zweiten CMOS-Sensors 22 zum Abbilden desjenigen Teilbereiches
des beobachteten Gewebeabschnittes 3, dessen Blutfluss
mit einer erhöhten Ausleserate aufgenommen werden soll,
zur Verfügung. Die gegenüber dem ersten CMOS-Sensor 20 höhere
Ausleserate wird in dieser Ausführungsvariante dadurch
erreicht, dass jeweils eine Anzahl von Pixeln 57, im vorliegenden
Beispiel jeweils vier Pixel, zu Pixelblöcken 61 zusammengefasst
werden (sog. Binning). Wenn dieses Zusammenfassen auf der Ebene
der Ausleseschaltung für den Sensor 22 erfolgt,
also mittels Hardware und nicht durch eine softwaremäßige Kombination
einzelner Pixel 57 nach dem Auslesen, so kann durch das
Binning die Ausleserate des Sensors 22 erhöht
werden. Da durch das Zusammenfassen von Bildpunkten auch die Detektionsempfindlichkeit
des Sensors steigt, führt das Binning auch dazu, dass schnellere
Aufnahmeraten auch bei niedriger Signalstärke möglich
werden. Allerdings verringert sich durch das Binning die Auflösung
des Sensors. Dies spielt solange keine Rolle, wie die Bildpunkte klein
genug sind, dass auch eine Bildpunktblock aus zwei mal zwei oder
drei mal drei oder noch mehr Bildpunkten eine hinreichend gute Auflösung
ermöglichen. Falls dies nicht der Fall sein sollte, besteht
die Möglichkeit, mit Hilfe des Zoomlinsensystems 31, welches
der zweiten Kamera 21 optional vorgeschaltet ist, den interessierenden
Ausschnitt des Gewebeabschnitts vergrößert auf
den zweiten CMOS-Sensor 22 abzubilden, so dass trotz Binning
von Pixeln in dem mit dem zweiten Sensor 22 aufgenommenen Teilbild
des Gewebebereiches dieselbe räumliche Information vorhanden
ist, wie in dem mit dem ersten CMOS-Sensor 20 unvergrößert
aufgenommenen Gesamtbild. Zur Überlagerung der beiden Bilder kann
später eine softwaremäßige Anpassung
der Abbildungsmaßstäbe aneinander vorgenommen
werden.
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Eine
dritte Möglichkeit zum Erhöhen der Ausleserate
des zweiten CMOS-Sensors 22 ist 5 dargestellt.
In dieser Ausführungsvariante wird in jeder Zeile nur jeder
zweite Bildpunkt ausgelesen. Die auszulesenden Bildpunkte 57a sind
dabei in jeder Zeile vorzugsweise gegenüber den auszulesenden Bildpunkten 57a der
benachbarten Zeile um einen Bildpunkt verschoben, so dass jeder
auszulesende Bildpunkt 57a, sofern er nicht am Rand des
Sensors liegt, von vier auszulesenden Bildpunkten 57a und vier
nicht auszulesenden Bildpunkten 57b umgeben ist. Auf diese
Weise entsteht en Raster, wie es in 5 dargestellt
ist. Da im zweiten CMOS-Sensor 22 nur halb so viele Bildpunkte
auszulesen sind wie im ersten CMOS-Sensor 20 kann der zweite
Sensor 22 mit einer höheren Ausleserate als der
erste Sensor 20 ausgelesen werden. Grundsätzlich
ist es zum weiteren Erhöhen der Ausleserate auch möglich,
nur jeden dritten oder jeden vierten Bildpunkt einer Zeile auszulesen,
wobei mit steigender Anzahl an nicht auszulesenden Bildpunkten 57b die
Lichtempfindlichkeit des Sensors sinkt, so dass diese Ausführungsvariante
mit zunehmender Anzahl an nicht auszulesenden Bildpunkten 57b an
ihre Grenzen stößt. Wie bei der mit Bezug auf 4 beschriebenen
Ausführungsvariante kann auch in der in Bezug auf 5 beschriebenen
Ausführungsvariante derjenige Teilbereich des Gesamtbildes,
der mit einer erhöhten Ausleserate aufgenommen werden soll,
mit Hilfe des optionalen Zoomlinsensystems 31 vergrößert
auf den zweiten CMOS-Sensor 22 abgebildet werden.
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Obwohl
die mit Bezug auf die 3 bis 5 dargestellten
Ausführungsvarianten zum Reduzieren der Anzahl an auszulesenden
Pixeln, und damit zum Erhöhen der Zeitauflösung
des zweiten CMOS-Sensors 22, getrennt voneinander beschrieben
worden sind, können die Ausführungsvarianten auch
miteinander kombiniert werden. Wenn, wie mit Bezug auf 3 beschrieben,
lediglich ein Teilbereich 59 des zweiten CMOS-Sensors 22 ausgelesen wird,
so kann in diesem Teilbereich ein Binning gemäß 4 vorgenommen
werden. Alternativ ist es auch möglich, in dem Teilbereich 59 nur
jeden n-ten Bildpunkt auszulesen, wie dies mit Bezug auf 5 beschrieben
worden ist. Weiterhin ist es auch möglich, bei einem CMOS-Sensor 22,
bei dem ein Sinnig erfolgt, wie es mit Bezug auf 4 beschrieben
worden ist, nur jeden zweiten oder jeden dritten Pixelblock 61 auszulesen
oder in der mit Bezug auf 5 dargestellten
Ausführungsvariante auszulesende Bildpunkte 57a zu
Pixelblöcken, die jeweils gemeinsam ausgelesen werden,
zusammenzufassen.
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Eine
zweite Ausführungsvariante der Einstell-Auswerteeinheit 133 ist
in 6 dargestellt. Elemente, die sich nicht von der
in 2 dargestellten Ausführungsvariante der
Einstell- und Auswerteeinheit 33 unterscheiden, sind in 6 mit
denselben Bezugsziffern wie in 2 bezeichnet
und werden nicht noch einmal erläutert.
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Die
in 6 gezeigte Ausführungsvariante der Einstell-
und Auswerteeinheit 133 unterscheidet sich von der in 2 gezeigten
Variante dadurch, dass auch mit der Ausleseeinheit 45 für
den CMOS-Sensor 20 der ersten Kamera 19 eine Einstelleinheit 153 verbunden
ist. Wie der Einstelleinheit 55 für die Ausleseeinheit 47 zum
Auslesen des Bildsensors 22 der zweiten Kamera 21 ist
der Einstelleinheit 153 für den CMOS-Sensor 20 der
ersten Kamera 19 vorteilhafter Weise auch eine Schnittstelle 155 zugeordnet, über
die die Ausleserate und/oder die Anzahl der auszulesenden Bildpunkte
sowie die Art und Weise wie die Bildpunkte auszulesen sind, programmiert werden
können. Die Einstelleinheit 153 und die Schnittstelle 155 unterscheiden
sich nicht von der Einstelleinheit 53 und der Schnittstelle 55,
die der Ausleseeinheit 47 zugeordnet sind.
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Die
in 6 dargestellte Ausführungsvariante der
Einstell- und Auswerteeinheit 133 bietet gegenüber
der in 2 dargestellten Ausführungsvariante eine
höhere Flexibilität des Kamerasystems, da beide
Kameras 19, 21 hinsichtlich der Ausleserate und
der Anzahl an auszulesenden Bildpunkten eingestellt werden können.
So bietet diese Ausführungsvariante bspw. die Möglichkeit,
bereits das vom CMOS-Sensor 20 aufgenommene Gesamtbild
mit einer hohen Ausleserate auszulesen, bspw. durch Binning von
Bildpunkten, und so eine hohe Zeitauflösung bei reduzierter
räumlicher Auflösung zu erreichen. Wenn nun bspw.
in einem Teilbereich des Gesamtbildes eine höhere räumliche
Auflösung erforderlich ist, kann dieser Teilbereich mit
einer geringeren Zeitauflösung und dafür mit einer
höheren räumlichen Auflösung mit der
zweiten Kamera aufgenommen werden.
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Nachfolgend
wird mit Bezug auf 7 eine Vorrichtung zur Quantifizierung
des Blutflusses in einem von Blut durchflossenen Gewebebereich beschrieben,
die nicht in ein Operationsmikroskop integriert ist, sowie das Verfahren
zur Quantifizierung des Blutflusses in dem Gewebebereich.
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Die
in 7 dargestellte Vorrichtung zur Quantifizierung
des Blutflusses 217 umfasst eine erste Kamera 219 mit
einem CMOS-Sensor und eine zweite Kamera 221 mit einem
CMOS-Sensor. Die CMOS-Sensoren der beiden Kamera 219, 221 unterscheiden
sich nicht von denen, die mit Bezug auf die Kameras 19 und 21 des
ersten Ausführungsbeispiels beschrieben worden sind. Sie
sind daher der Übersichtlichkeit halber in der Figur nicht
dargestellt und werden auch nicht noch einmal beschrieben.
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Den
beiden Kameras 219, 221 ist eine Optik 205 vorgeschaltet,
mit deren Hilfe der Gewebebereich 203, dessen Blutfluss
zu quantifizieren ist, auf die CMOS-Sensoren der Kameras 219, 221 abgebildet
wird. Die Optik ist in 7 lediglich durch eine stellvertretende
Linse 205 symbolisiert, sie umfasst aber in der Regel auch
Strahlteiler, mit denen sich der Strahlgang in zwei Teilstrahlengänge
aufspalten lässt, die den Kameras 219, 221 zugeführt
werden.
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Die
beiden Kameras 219, 221 sind mit einem Computer 233 verbunden,
der eine Einstell- und Auswerteeinheit zum Einstellen der zeitlichen
und/oder räumlichen Auflösung der Kameras sowie
zum Auswerten der Kamerabilder in Form einer Software aufweist und
die der mit Bezug auf 2 beschriebenen Variante der
Einstell- und Ausleseeinheit oder der mit Bezug auf 6 beschriebenen
Variante entsprechen kann. An den Computer 233 ist ein
Monitor 235 angeschlossen, auf dem die von den beiden Kameras 219, 221 aufgenommenen
Bilder nebeneinander oder einander überlagert dargestellt
werden können. Alternativ oder zusätzlich zum
Darstellen der von den Kameras 219, 221 aufgenommenen
Bilder dient der Monitor 235 auch dazu, die den quantifizierten
Blutfluss repräsentierenden Daten anzuzeigen.
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Falls
einer der Kameras ein Zoomlinsensystem oder ein System in Art eines
Galilei-Wechslers vorgeschaltet ist, und die entsprechende Kamera
ein vergrößertes Bild eines Teilbereiches des
Gesamtbildes aufnimmt, kann die Einstell- und Auswerteeinheit im
Computer 233 auch ein Modul umfassen, welches das Gesamtbild
und das vergrößerte Teilbild in ihrer Skalierung
aneinander anpasst, so dass sie im gleichen Bildmaßstab überlagert
auf dem Monitor 235 dargestellt werden können.
Eine entsprechende Vorrichtung kann auch in den mit Bezug auf die 2 und 6 beschriebenen
Einstell- und Auswerteeinheiten 33, 133 vorhanden
sein. Es sei an dieser Stelle angemerkt, dass die Einstell- und
Auswerteeinheit nicht notwendiger weise in Form von Software realisiert
sein muss, sondern grundsätzlich auch wenigstens teilweise
in Form von Hardware vorliegen kann.
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Die
Vorrichtung 217 zur Quantifizierung des Blutflusses weist
außerdem eine Lichtquelle 237 auf, mit der der
Gewebebereich 203 beleuchtet wird und die eine Strahlung
abgibt, welche ein im Blutstrom des Gewebebereichs befindliches
Fluoreszenzmittel, bspw. Indozyanin Grün, zum Fluoreszieren
anregt. Das Fluoreszenzmittel kann dem Gewebebereich vor dem Quantifizieren
des Blutflusses durch Injektion zugegeben werden.
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Wenn
während einer Operation, bspw. während einer offenen
zerebrokranialen Operation, in deren Verlauf Blutgefäße
freigelegt werden, der Blutfluss im Operationsitus quantifiziert
werden soll, wählt der Chirurg über die Eingabeschnittstelle 55 wenigstens
einen Teilbereich des Operationsfeldes aus, innerhalb dessen er
mit einer höheren Zeitauflösung den Blutfluss
dokumentieren möchte. Anschließend wird ein geeignetes
Fluoreszenzmittel, etwa das bereits erwähnte Indozyanin
Grün, zur Darstellung des Blutflusses injiziert. Die erste
Kamera 219 zeichnet nun zur Übersicht das komplette
Operationsfeld 203 zeitaufgelöst auf, während
die zweite Kamera 221 nur den ausgewählten Teilbereich
oder falls mehrere Teilbereiche ausgewählt sind, die ausgewählten
Teilbereiche zeitaufgelöst aufzeichnet. Durch die Reduktion
des aufgenommenen Bildausschnittes und/oder durch die Zusammenfassung
von Pixeln oder das Auslesen nur jedes n-ten Pixels werden die vom
Chirurgen markierten Teilbereiche von der zweiten Kamera 221 mit
einer höheren Zeitauflösung aufgenommen als das
von der ersten Kamera 219 aufgenommene Übersichtsbild.
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Nach
dem Aufnehmen wird das Teilbild bzw. werden die Teilbilder der zweiten
Kamera automatisch zeitlich und räumlich dem Übersichtbild überlagert.
Für die ausgewählten Bereiche werden bspw. die
Flussrichtung des Blutes, die Flussgeschwindigkeit und der Intensitätsverlauf
in der Auswerteinheit berechnet und anschließend zur Darstellung
an den Monitor 235 ausgegeben.
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Das
erfindungsgemäße Verfahren und die erfindungsgemäße
Vorrichtung ermöglichen es, den Blutfluss in einem Teilbereich
eines Gesamtbildes mit einer erhöhten Zeitauflösung
zu dokumentieren und so eine genauere Quantifizierung des Blutflusses
in diesen Teilbereich vornehmen zu können. Gleichzeitig
kann das Gesamtbild als Übersichtsbild aufgenommen werden,
so dass einem Chirurgen das Gesamtbild mit einer ausreichenden Zeitauflösung
dargeboten werden kann, während ein besonders interessierender
Teilbereich mit einer erhöhten Zeitauflösung dargeboten
wird.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- - US 6626537
B1 [0003, 0003]
- - US 6631286 B2 [0003, 0003]
- - DE 10257543 B4 [0003]
- - DE 20321352 U1 [0003, 0003]
- - EP 1332718 A1 [0004]
- - WO 2006/111909 A1 [0004]