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Die
Erfindung betrifft ein Bildgebungssystem zur fluoreszenz-optischen
Visualisierung eines zweidimensionalen oder dreidimensionalen Objekts
nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1 sowie ein Verfahren zur fluoreszenz-optischen
Visualisierung eines zweidimensionalen oder dreidimensionalen Objekts.
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Ein
derartiges Bildgebungssystem zur fluoreszenz-optischen Visualisierung
eines zweidimensionalen oder dreidimensionalen Objekts, insbesondere
des Körpers eines Patienten und seiner Organe und/oder
Gewebebereiche, weist eine Beleuchtungseinheit und eine Aufnahmeeinheit
auf, die einerseits das Objekt beleuchten, d. h. mit einer optischen Strahlung
sichtbaren und/oder infraroten Lichts bestrahlen, und andererseits
ein in oder an dem Objekt infolge der Bestrahlung erzeugtes optisches
Signal aufnehmen. Die Beleuchtungseinheit ist hierzu ausgebildet,
optische Strahlung in einem vorbestimmten Wellenlängenbereich
zur Beleuchtung des Objekts und zur Anregung eines in dem Objekt
enthaltenen fluoreszierenden Stoffes zu emittieren, während
die Aufnahmeeinheit ausgebildet und vorgesehen ist, ein optisches
Signal aus dem Bereich des Objekts aufzunehmen und das optische
Signal in ein Fluoreszenzsignal mit einem ersten Wellenlängenbereich
und ein Signal sichtbaren Lichts mit einem zweiten Wellenlängenbereich
aufzuteilen.
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Das
Fluoreszenzsignal entsteht in einem menschlichen Körper
beispielsweise durch Anregung eines geeigneten Kontrastmittels,
beispielsweise in Form eines Farbstoffs wie Indocyaningrün
(ICG), das einem fluoreszierenden Farbstoff entspricht, der in der
Medizin herkömmlich bereits als Indikatorsubstanz (z. B.
für die photometrische Leberfunktionsdiagnostik und Fluoreszenzangiographie)
bei Herz-, Kreislauf-, Leber- und Augenerkrankungen eingesetzt wird.
ICG wird hierzu beispielsweise intravenös oder auch zur
Eindiffusion auf der Haut verabreicht und auf natürliche
Weise in Abhängigkeit von der Leberleistung mit einer Halbwertszeit
von ca. 3–4 Minuten aus dem Körper eliminiert.
ICG kann als Natriumsalz in Pulverform vorliegen und kann in unterschiedlichen
Lösungsmitteln gelöst werden. Das Absorptions-
und Fluoreszenzspektrum von ICG liegt im nahinfraroten Bereich.
Das Maximum des Fluoreszenzspektrums liegt unterschiedlich je nach
Lösungsmittel: in Blut liegt es bei einer Wellenlänge
von etwa 830 nm, in Wasser bei etwa 820 nm (bei einer Anregungswellenlänge
von z. B. 765 nm).
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Bei
einem aus der
US2006/0108509
A1 bekannten Bildgebungssystem wird sichtbares Licht zusammen
mit einer Anregungsstrahlung im infraroten Bereich auf ein Objekt
gestrahlt, und aus dem Bereich des Objekts wird ein optisches Signal
aufgenommen. Über Strahlteiler in Form einer Spiegelanordnung
wird das optische Signal dann in ein erstes, einem Fluoreszenzsignal
entsprechendes Signal im Infrarotbereich und ein zweites Signal
im Bereich des sichtbaren Lichts geteilt. Die Signale werden anschließend
weiterverarbeitet und auf einem Monitor angezeigt.
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Bei
einem aus der
US 6,293,911
B1 bekannten Bildgebungssystem wird in ähnlicher
Weise ein Objekt angeregt und ein optisches Signal aus dem Bereich
des Objektes aufgenommen. Das optische Signal wird über
eine Spiegelanordnung in ein Signal sichtbaren Lichts und ein Fluoreszenzsignal
geteilt, wobei das Signal sichtbaren Lichts anschließend
unter Verwendung eines dichroitischen Prismas in einen Rot-, einen
Grün- und einen Blauanteil (die so genannten RGB-Farben)
zerlegt und weiterverarbeitet wird, wie dies beispielsweise auch
von Farb-Videokameras bekannt ist.
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Sowohl
die Anordnung der
US2006/0108509 A1 als
auch das System der
US
6,293,911 B1 verwenden separate Spiegel, um Fluoreszenzsignale von
Signalen sichtbaren Lichts zu trennen. Die daraus resultierenden
Anordnungen erfordern einen gewissen Bauraum für die Bereitstellung
der Spiegel und die Lichtausbreitung zwischen den Spiegeln. Zudem
ist eine Erweiterung der Kanäle der Anordnung beispielsweise
zur Aufteilung und Verarbeitung weiterer Signale nicht ohne weiteres
möglich.
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Der
vorliegenden Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Bildgebungssystem
und ein Verfahren zur fluoreszenz-optischen Visualisierung eines
Objekts, bei denen die Aufnahmeeinheit kompakt aufgebaut und die
Kanalzahl zur Verarbeitung unterschiedlicher Signale in einfacher
Weise erweitert werden kann.
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Diese
Aufgabe wird durch ein Bildgebungssystem mit den Merkmalen des Anspruchs
1 gelöst.
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Dabei
ist vorgesehen, dass die optische Aufnahmeeinheit ein dichroitisches
Prisma zur Aufteilung des aufgenommenen optischen Signals in das Fluoreszenzsignal
und das Signal sichtbaren Lichts aufweist.
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Durch
Verwendung des dichroitischen Prismas zur Aufteilung des aufgenommenen
optischen Signals in das Fluoreszenzsignal und das Signal sichtbaren
Lichts wird eine Anordnung geschaffen, die auf weitere strahlteilende
Spiegel zur Aufteilung des optischen Signals verzichten kann. Das
Fluoreszenzsignal und das Signal sichtbaren Lichts werden über
ein dichroitisches Prisma voneinander separiert. Auf diese Weise
wird ein kompakter Aufbau erhalten, der mit einem einzigen Prisma
zur Strahlaufteilung auskommen kann und zudem kurze Ausbreitungswege
zwischen Signalaufteilung und Signaldetektion gewährleistet.
Das System ist dadurch zum einen vergleichsweise einfach aufzubauen
und zudem weniger empfindlich gegenüber Störungen
im Betrieb.
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Darüber
hinaus kann durch Verwendung eines dichroitischen Drei-Kanal- oder
Vier-Kanal-Prismas oder eines Prismas mit sogar mehr als vier Kanälen
die Kanalzahl des Systems in einfacher Weise skaliert werden, so
dass das aufgenommene optische Signal in mehrere unterschiedliche
Anteile aufgeteilt werden kann, die anschließend getrennt
verarbeitet werden können.
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Unter
einem dichroitischen Prisma ist in diesem Zusammenhang ein optisches
Prisma zu verstehen, das einen Lichtstrahl in mindestens zwei Strahlen
unterschiedlicher Spektren, d. h. unterschiedlicher Wellenlängenbereiche,
aufteilt. Es wird gewöhnlich aus Glas gefertigt, wobei
bestimmte Oberflächen mit dichroitischen Spiegeln versehen
sind, die Licht abhängig von dessen Wellenlänge
reflektieren oder durchlassen.
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Bei
einer beispielsweisen Ausführungsform eines dichroitischen
Prismas tritt das optische Signal in Form eines Lichtstrahls in
ein erstes Teilprisma ein und auf einen ersten dichroitische Filter
auf, der einen ersten Anteil des optischen Signals mit einem ersten
Wellenlängenbereich reflektiert und das übrige
Licht, beispielsweise Licht längerer Wellenlängen, durchlässt.
Dieses Licht tritt in ein zweites Teilprisma ein und wird durch
einen zweiten dichroitischen Filter geteilt, welcher einen zweiten
Anteil des Lichts reflektiert und einen dritten Anteil durchlässt.
Die Winkel der einzelnen Teilprismen sind so gewählt, dass
der erste und zweite Anteil mittels Totalreflexion in den jeweiligen
Teilprismen umgelenkt werden.
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Der
erste Wellenlängenbereich und der zweite Wellenlängenbereich
des Fluoreszenzsignals bzw. des Signals sichtbaren Lichts unterscheiden
sich voneinander. Der erste Wellenlängenbereich, der dem
Wellenlängenbereich des Fluoreszenzsignals entspricht,
kann beispielsweise Wellenlängen größer als
800 nm enthalten und liegt damit im Infrarotbereich. Der zweite
Wellenlängenbereich des Signals sichtbaren Lichts kann
demgegenüber Wellenlängen kleiner als 700 nm enthalten
und liegt damit im Bereich der sichtbaren Wellenlängen.
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Zur
Detektion der Signale ist das dichroitische Prisma beispielsweise
mit zwei optoelektronischen Wandlern verbunden, von denen ein erster
optoelektronischer Wandler das Fluoreszenzsignal in ein erstes elektronisches
Datensignal und von denen ein zweiter optoelektronischer Wandler
das Signal sichtbaren Lichts in ein zweites elektronisches Datensignal
umwandelt. Die optoelektronischen Wandler, beispielsweise ausgebildet
als CMOS- oder CCD-Bauelemente, sind vorteilhafterweise unmittelbar
auf dem dichroitischen Prisma angeordnet und so mit dem dichroitischen
Prisma verbunden, dass die jeweiligen Signale auf die Wandler treffen,
dort in elektronische Signale umgewandelt und zur elektronischen
Weiterverarbeitung weitergeleitet werden.
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Vor
dem optoelektronischen Wandler (z. B. in Form eines CCD-Chips) zur
Detektion des Fluoreszenzsignals kann zusätzlich ein Langpassfilter
angeordnet sein, der nur Wellenlängen größer
als die Grenzwellenlänge für das Fluoreszenzsignal
(z. B. 800 nm) durchlässt.
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Der
erste optoelektronische Wandler zur Detektion des Fluoreszenzsignals
kann beispielsweise als Schwarzweiß-Wandler und der zweite
optoelektronische Wandler zur Detektion des Signals sichtbaren Lichts
als Farb-Wandler ausgebildet sein. Als Schwarzweiß-Wandler
kann beispielsweise ein so genannter „S/W-NIR-Enhanced”-Wandler
insbesondere für den Empfang von optischen Signalen im (Nah-)Infrarotbereich
(NIR: Near Infrared) ausgebildet sein. Als Farb-Wandler kann beispielsweise
ein als Bayer-Sensor oder Bayer-Pattern bezeichneter Fotosensor
eingesetzt werden, der mit einem Farbfilter ausgestattet ist, der
z. B. zu 50% aus Grün, und je 25% aus Rot und Blau besteht
(wobei berücksichtigt wird, dass das menschliche Auge auf
Grün empfindlicher reagiert als auf andere Farben). Um
Farbinformationen zu erhalten, wird dabei in an sich bekannter Weise
vor jeder einzelnen Fotozelle des Sensors ein Farbfilter in einer
der drei Grundfarben Rot, Grün oder Blau aufgebracht. Jeder
Farbpunkt (Pixel) liefert dementsprechend nur Informationen für
eine einzige Farbkomponente an dieser Stelle, so dass für
ein vollständiges Bild mit denselben Abmessungen die jeweils
benachbarten Pixel derselben Farbe zur Farbinterpolation herangezogen
werden müssen.
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Zur
weiteren Vereinfachung des Aufbaus kann anstelle mehrerer getrennter
optoelektronischer Wandler auch ein einziger optoelektronischer
Wandler vorgesehen sein, der mehrere Teilbereiche aufweist. In einem
ersten Teilbereich wird dann beispielsweise das Fluoreszenzsignal
detektiert und in einem zweiten Teilbereich das Signal sichtbaren Lichts.
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Bei
Ausbildung des dichroitischen Prismas als Drei-Kanal-Prisma kann
vorgesehen sein, das aufgenommene optische Signal zusätzlich
in ein Fluoreszenzanregungssignal mit einem dritten Wellenlängenbereich
zu teilen, der von dem ersten Wellenlängenbereich und dem
zweiten Wellenlängenbereich unterschiedlich ist und in
einem Wellenlängenbereich zwischen 700 nm und 800 nm liegt,
also zwischen dem Signal sichtbaren Lichts (mit Wellenlängen
kleiner als 700 nm) und dem Fluoreszenzsignal (mit Wellenlängen
größer als 800 nm). Dieser Wellenlängenbereich
entspricht bevorzugt dem Bereich der von der Beleuchtungseinheit
emittierten Strahlung zur Anregung der Fluoreszenz des Objekts bzw. eines
in dem Objekt enthaltenen fluoreszierenden Stoffes.
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Möglich
ist, den dritten Kanal des dichroitischen Prismas mit einem Absorberelement
beispielsweise in Form eines Schwarzglases zu verbinden, welches
das Fluoreszenzanregungssignal absorbiert. Auf diese Weise wird
ein Bildgebungssystem geschaffen, dass lediglich den Anteil des
aufgenommenen optischen Signals im sichtbaren Wellenlängenbereich
kleiner 700 nm und im infraroten Bereich größer
800 nm zur Informationsgewinnung ausnutzt, den Bereich dazwischen
jedoch unterdrückt. Liegt die optische Anregungsstrahlung
der Beleuchtungseinheit zur Beleuchtung des Objekts und zur Anregung
eines in dem Objekt enthaltenen fluoreszierenden Stoffes gerade
in diesem Bereich, weist also Wellenlängen zwischen 700
nm und 800 nm auf, so kann dadurch das Streulicht innerhalb der
Aufnahmeeinheit minimiert und der Kontrast der empfangenen Signale
verbessert werden.
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Alternativ
ist aber auch möglich, das dichroitische Prisma mit einem
dritten optoelektronischen Wandler zu verbinden (oder einen weiteren
Teilbereich eines einzigen optoelektronischen Wandlers vorzusehen),
der das Fluoreszenzanregungssignal in ein drittes elektronisches
Datensignal umwandelt. Damit wird die Möglichkeit geschaffen,
das Signal im Wellenlängenbereich zwischen 700 nm und 800
nm auszunutzen und daraus zusätzliche Informationen zu
gewinnen. Beispielsweise können aus dem aus dem Fluoreszenzanregungssignal
gewonnenen dritten elektronischen Datensignal weitere Bildinformationen über
das betrachtete Objekt erhalten, es können Informationen über
den Signal-zu-Rausch-Abstand gewonnen oder die Aussagekraft von
Bildinformationen kann gezielt verbessert werden. Beispielsweise
können in Gewebebereichen hoher Absorption nicht-fluoreszierende
(„quenched”) Absorptionsmechanismen wirken, die
nicht in einem aus dem Fluoreszenzsignal erhaltenen Fluoreszenzbild,
wohl aber in einem aus dem Fluoreszenzanregungssignal erhaltenen
Absorptionsbild detektiert werden können. Zudem sind das
Fluoreszenzbild und das Absorptionsbild näherungsweise
in ihrer Intensität komplementär. Eine Subtraktion
oder Verhältnisbildung der entsprechenden Bilder kann demnach
dazu dienen, den Kontrast zu erhöhen. Weiter ist möglich,
das Absorptionsbild auf eine signifikante Absorptionslinie zu legen
(entsprechend z. B. Haemoglobin) und separat auszuwerten.
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Der
dritte optoelektronische Wandler ist beispielsweise wie der das
Fluoreszenzsignal aufnehmende Wandler als Schwarzweiß-Wandler
in Form eines „S/W-NIR-Enhanced”-CCD-Chips ausgebildet.
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In
einer Ausführungsform kann der dritte optoelektronische
Wandler zur Detektion des aus der Anregungsstrahlung resultierenden
Fluoreszenzanregungssignals mit einem Strahlabschwächungsfilter zusammenwirken,
um das intensitätsstarke Fluoreszenzanregungssignal in
geeigneter Weise abzuschwächen, so dass dieses durch den
optoelektronischen Wandler verarbeitet werden kann. Der Abschwächungsfilter
kann beispielsweise aus einem Filterglas, z. B. einem Grauglasfilter,
bestehen.
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Mit
dem bereitgestellten Bildgebungssystem ist es insbesondere möglich,
für einen Arzt nicht sichtbare Gefäße,
Organe oder Organelle (z. B. zur Darstellung des lymphatischen Systems
mit den darin eingebundenen Lympfknoten) intraoperativ zu visualisieren.
Das Bildgebungssystem kann dabei einerseits offenchirurgisch zur
fluoreszenz-optischen Visualisierung durch Beleuchtung und Aufnahme
von außen und andererseits beispielsweise endoskopisch
oder kolposkopisch zur fluoreszenz-optischen Visualisierung durch
Beleuchtung und Aufnahme im Inneren eines Patienten eingesetzt werden.
Dazu kann die Aufnahmeeinheit mit einem Objektiv zur Aufnahme des
optischen Signals außerhalb des Objekts und/oder mit einer
Aufnahmeeinrichtung zur Aufnahme des optischen Signals aus dem Inneren des
Objekts verbunden werden. Die Aufnahmeeinrichtung zur Aufnahme des
optischen Signals aus dem Inneren des Objekts kann beispielsweise
ein Endoskop, ein Kolposkop, eine in das Objekt invasiv oder nicht-invasiv
einführbare oder einbringbare Kamera beispielsweise in
Form einer intraoral zu verwendenden Kamera oder in Form einer so
genannten, durch einen Patienten in Form einer Pille zu schluckenden „Pill-Cam” sein,
wobei auch andere Ausgestaltungen einer in einen Patienten einbringbaren
Aufnahmeeinrichtung denkbar sind (die Beleuchtungseinheit kann dabei
z. B. in der Pille als chemolumineszent wirkende und beispielsweise
durch die Magensäure zu triggernde Lichtquelle realisiert
sein). Die Aufnahmeeinheit kann wahlweise mit dem Objektiv zur Aufnahme
eines optischen Signals außerhalb des Objekts und/oder
mit der beispielsweise endoskopischen Aufnahmeeinrichtung zur Aufnahme des
optischen Signals aus dem Inneren des Objekts verbunden werden,
wobei die Aufnahmeeinrichtung in einfacher Weise abnehmbar ist.
Auf diese Weise wird ein vielseitig einsetzbares Bildgebungssystem geschaffen,
das wahlweise offenchirurgisch oder endoskopisch einsetzbar ist
und dazu lediglich den Austausch einzelner Zubehörkomponenten
erfordert.
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Neben
der Aufnahmeeinheit weist das Bildgebungssystem eine Beleuchtungseinheit
auf, die zur Beleuchtung und Anregung des zu untersuchenden Objekts
dient und dazu optische Strahlung in einem vorbestimmten Wellenlängenbereich
emittiert. Die Beleuchtungseinheit kann hierzu mit zwei Lichtquellen
ausgestattet sein, von denen eine erste Lichtquelle eine Fluoreszenzanregungsstrahlung
und eine zweite Lichtquelle Strahlung im Bereich sichtbaren Lichts
(Weißlicht) erzeugt. Die von der ersten Lichtquelle erzeugte
Fluoreszenzanregungsstrahlung kann beispielsweise in einem Wellenlängenbereich zwischen
700 nm und 800 nm liegen, während die Strahlung sichtbaren
Lichts vorzugsweise Wellenlängen kleiner als 700 nm aufweist.
Die Lichtquellen können beispielsweise durch Laser oder
Leuchtdioden (LEDs) verwirklicht sein, die jeweils angepasst sind,
optische Strahlung im gewünschten Wellenlängenbereich
mit der erforderlichen Intensität und Charakteristik zu
erzeugen.
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Die
von den beiden Lichtquellen der Beleuchtungseinheit erzeugte Strahlung
wird vorteilhafterweise durch ein optisches Koppelelement zur Kopplung
der Fluoreszenzanregungsstrahlung und der Strahlung im Bereich sichtbaren
Lichts in einen Lichtleiter einkoppelt. Das optische Koppelelement kann
zusätzlich dichroitische Filterschichten aufweisen und
koppelt die Fluoreszenzanregungsstrahlung und die Strahlung im Bereich
des sichtbaren Lichts beispielsweise physikalisch oder durch faseroptische Zusammenführung.
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Über
den Lichtleiter wird die gekoppelte Strahlung zur Beleuchtung hin
zu dem Objekt geleitet, wobei der Lichtleiter mit einem Element
zur Anpassung der Abstrahlungscharakteristik der optischen Strahlung
zur Beleuchtung des Objektes von außen oder zur Beleuchtung
von Bereichen innerhalb des Objektes verbunden sein kann. Beispielsweise
kann der Lichtleiter zur Anpassung der Abstrahlungscharakteristik
mit einem Diffusor und/oder einem Endoskop verbunden sein, um das
Objekt von außen oder von innen zu beleuchten und die optische Strahlung
gezielt an den Ort zu führen, an dem das Objekt zur fluoreszenz-optischen
Visualisierung beleuchtet und angeregt werden soll. Mit andern Worten
wird über den Lichtleiter und gegebenenfalls ein Endoskop
oder dergleichen die optische Strahlung gezielt in den Bereich geleitet,
aus dem die Aufnahmeeinheit dann die gewünschten optischen
Signale empfängt. Beleuchtungseinheit und Aufnahmeeinheit können
dabei zur Beleuchtung einerseits und Aufnahme andererseits dasselbe
Endoskop verwenden, in dem einerseits ein lichtleitender Kanal für
die optische (Beleuchtungs-)Strahlung und ein lichtleitender Kanal
für das aufgenommene optische Signal angeordnet sind.
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Denkbar
und vorteilhaft in diesem Zusammenhang kann sein, das dichroitische
Prisma zur Aufteilung des aufgenommenen optischen Signals in das
Fluoreszenzsignal und das Signal sichtbaren Lichts unmittelbar in
der Spitze eines Endoskops, also an dem in das Objekt einzuführenden
Ende des Endoskops, anzuordnen, um das optische Signal unmittelbar
dort aufzunehmen, wo es entsteht. Auf diese Weise kann auf einen
lichtleitenden Kanal in dem Endoskop zur Leitung des aufgenommenen
optischen Signals hin zu dem dichroitischen Prisma verzichtet werden,
so dass Signalverluste durch Übertragung vermieden oder
zumindest weitestgehend minimiert werden. Das optische Signal wird
damit bereits am Orte seiner Entstehung erfasst und an dem dichroitischen
Prisma nach der Signalaufteilung unmittelbar in elektronische Datensignale
gewandelt, die dann über das Endoskop an eine Steuer- und Verarbeitungseinheit
zur weiteren Bildverarbeitung und Analyse übermittelt werden.
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Eine
Steuer- und Verarbeitungseinheit ist unter anderem vorgesehen, um
die Beleuchtungseinheit und/oder die Aufnahmeeinheit und damit die Funktionsweise
des Bildgebungssystems zu steuern. Die Steuer- und Verarbeitungseinheit
gibt dabei einerseits Parameter für den Betrieb der Beleuchtungseinheit
und der Aufnahmeeinheit vor und regelt deren Zusammenwirken, zum
andern übernimmt sie die Verarbeitung der über
die Aufnahmeeinheit aufgenommenen und in elektronische Datensignale
gewandelten Signale.
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Zur
Bildverarbeitung kann die Steuer- und Verarbeitungseinheit ausgebildet
sein, aus den erfassten Signalen ein aus dem Signal sichtbaren Lichts
erhaltenes Realbild, ein aus dem Fluoreszenzsignal erhaltenes Fluoreszenzbild
und/oder ein aus einem Fluoreszenzanregungssignal erhaltenes Infrarotabsorptionsbild
zu erzeugen, die in überlagerter Weise oder nebeneinander
ausgegeben und für einen Arzt zur Begutachtung angezeigt
werden können. Sollen die erhaltenen Bilder überlagert
dargestellt werden, so werden die einander zugeordneten Bilder algorithmisch
in analog oder digital vorbehandelter Form miteinander fusioniert.
Die Fusionierung erfolgt beispielsweise derart, dass auf dem Realbild mit
Falschfarben Bereiche markiert werden, in denen auf dem aus dem
Fluoreszenzsignal erhaltenen Fluoreszenzbild ein Signal detektiert
wurde. Als eine Möglichkeit für einen Vorbehandlungsalgorithmus des
Fluoreszenzbildes wird ein Schwellwert definiert, bei Überschreitung
dessen ein Signal auf das Realbild übertragen wird. Im
Realbild wird mit einer wählbaren Falschfarbe in Echtzeit
der Bereich mit Fluoreszenzintensitäten oberhalb der Schwelle
markiert. Dabei kann beispielsweise im Sinne einer Ja-Nein-Entscheidung
nur die Tatsache der Fluoreszenzstrahlung oder ein der Signalintensität
proportionales Fluoreszenzsignal angezeigt werden. Auch andere Skalierungen,
wie logarithmische oder mit einem Maximalwert begrenzte Intensitätsdarstellungen des
Fluoreszenzsignals, sind denkbar.
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In
einer weiteren Ausgestaltung kann das Bildgebungssystem einen Zweiachsenscanner
zur Projektion eines erzeugten Fluoreszenzbildes auf das Objekt
aufweisen. Der Zweiachsenscanner kann beispielsweise ausgebildet
sein, einen Lichtstrahl einer Lichtquelle zur Erzeugung eines Fluoreszenzbildes
auf dem Objekt periodisch über das Objekt zu lenken, um
auf diese Weise ein Bild auf dem Objekt zu erzeugen, das dem aus
dem Fluoreszenzsignal erzeugten Fluoreszenzbild entspricht. Auf
diese Weise können beispielsweise auf dem Objekt unmittelbar in
Falschfarben solche Bereiche angezeigt werden, in denen ein Fluoreszenzsignal
vorhanden ist. Einem Arzt kann so während einer Operation
in Echtzeit ein Fluoreszenzbild unmittelbar dort angezeigt werden, wo
es herrührt, so dass sogar ein zusätzlicher Monitor
zum Anzeigen des Fluoreszenzbildes entfallen könnte.
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Zusätzlich
oder alternativ kann der Zweiachsenscanner ausgebildet sein, optische
Strahlung einer Lichtquelle zur Anregung eines Fluoreszenzsignals
auf das Objekt zu lenken und/oder angeregte optische Signale von
dem Objekt hin zu einem Detektor zu lenken. Mittels des Zweiachsenscanners
kann so eine pixelweise Anregung und/oder Aufnahme erfolgen, wobei
als Lichtquelle zur Anregung beispielsweise ein Laser verwendet
werden kann.
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Eine
solche Projektionsvorrichtung ist vorteilhaft mit dem oben beschriebenen
Bildgebungssystem kombinierbar, kann grundsätzlich aber
auch eigenständig in Zusammenwirken mit beliebigen anderen
Bildgebungssystemen betrieben werden.
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Die
Aufgabe wird weiterhin durch ein Verfahren zur fluoreszenz-optischen
Visualisierung eines zweidimensionalen oder dreidimensionalen Objekts gelöst,
bei dem
- – eine optische Strahlung
in einem vorbestimmten Wellenlängenbereich zur Beleuchtung
des Objekts und zur Anregung eines in dem Objekt enthaltenen fluoreszierenden
Stoffes emittiert wird und
- – ein optisches Signal aus dem Bereich des Objekts
aufgenommen und das optische Signal in ein Fluoreszenzsignal mit
einem ersten Wellenlängenbereich und ein Signal sichtbaren
Lichts mit einem zweiten Wellenlängenbereich aufgeteilt wird.
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Bei
dem Verfahren ist vorgesehen, dass ein dichroitisches Prisma das
aufgenommene optische Signal in das Fluoreszenzsignal und das Signal
sichtbaren Lichts teilt.
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Für
das erfindungsgemäße Verfahren ergeben sich die
gleichen Vorteile wie oben für das Bildgebungssystem beschrieben.
Insbesondere wird durch Verwendung eines dichroitischen Prismas
ermöglicht, unter Verwendung eines kompakten Aufbaus bei
hoher Betriebssicherheit und optischer Effizienz Objekte fluoreszenz-optisch
zu visualisieren.
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Das
beschriebene Bildgebungssystem und das Verfahren können
in einem weiten Gebiet insbesondere für medizinische Zwecke
eingesetzt werden. Beispielsweise zählen hierzu das Auffinden
von bestimmten signifikanten Organen, Organellen oder Organteilen
oder von pathologisch veränderten Gewebebereichen (Lymphknoten,
Lymphbahnen, Adern, Gallengänge, Hohlräumen, Entzündungsherden
oder dergleichen) im menschlichen Körper mit Hilfe von
in den Körper eingebrachten Farbstoffen und deren bildlicher
Nachweis mittels fluoreszenz-optischer Methoden und die Beobachtung
von Stofftransportphänomenen in körpereigenen
Fluss-Systemen (Adern, Lymphbahnen, Hautperfusion und andere) und/oder die
qualitative und quantitative Bestimmung von Transportgeschwindigkeiten
und -routen sowie Anhäufungsarealen und -volumina dieser
Flusssysteme.
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Konkret
sind folgende medizinische Einsatzzwecke denkbar, wobei die Aufzählung
in keiner Weise abschließend zu verstehen sein soll:
- – Visualisierung des lymphatischen
Systems mit dem Ziel einer Lymphographie (minimal invasiv),
- – Sentinel-Lymphknoten-Biopsie (z. B. bei Brust, malignen
Melanomen, Lunge, Magen, Darm, Prostata, Zervix, Endometrium),
- – Visualisierung des Blutgefäßsystems
(Perfusionsmessung) mit dem Ziel der Anastomosekontrolle,
- – Schweregradbestimmung bei Verbrennungen (minimal
invasiv),
- – Bestimmung eines notwendigen Amputationslevels (minimal
invasiv),
- – Qualitätskontrolle bei Rekonstruktionsoperationen,
plastischen Korrekturen oder Gewebetransplantationen,
- – Bewertung des „Diabetischen Fuß”-Syndroms (minimal
invasiv),
- – Dekubituskontrolle (minimal invasiv),
- – Darstellung so genannter „bleeding points” (Blutungen)
im Rahmen von endoskopischen Operationen,
- – Differenzierung zwischen Gewebearten (z. B. Adenom
vs. Tumor),
- – Erlangung von Informationen über die Invasionstiefe
erkannter Tumoren (submukosaler Effekt),
- – Visualisierung von Gallengängen im Rahmen der
Leber- oder Gallenchirurgie mit dem Ziel der Schonung wichtiger
Strukturen,
- – Visualisierung von Entartungen zur Krebsvorsorge
(so genanntes „screening”) und der Früherkennung
von Tumoren (z. B. in Zusammenhang mit selektiven Tumormarkern)
(minimal invasiv).
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Unter „minimal
invasiv” ist hier zu verstehen, dass die so gekennzeichneten
Einsatzzwecke mindestens den Einsatz eines in einen Körper
eingebrachten fluoreszierenden Kontrastmittels erforderlich machen,
um ein Fluoreszenzsignal aus dem Körper zu erhalten.
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Grundsätzlich
wird dabei so vorgegangen, dass ein in den Köper eines
Patienten, ob systemisch (durch Einspritzen) oder topisch (durch
Aufbringen auf die Körperoberfläche und Eindiffusion)
eingebrachter Farbstoff (oder der nach dem Einbringen im Körper
sich bildenden Agglomerationen desselben mit körpereigenen
Stoffen) durch von der Beleuchtungseinheit emittierte Strahlung
zur Fluoreszenz angeregt wird, das resultierende Fluoreszenzsignal über
die Aufnahmeeinheit detektiert wird und ein daraus erzeugtes Fluoreszenzbild
in einer Weise angezeigt wird, die es dem Mediziner erlaubt, diagnostische
oder therapeutische Entscheidungen zu treffen.
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Der
der Erfindung zugrunde liegende Gedanke soll nachfolgend anhand
der in den Figuren dargestellten Ausführungsbeispiele näher
erläutert werden. Es zeigen:
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1 eine
schematische Ansicht einer ersten Ausführungsform eines
Bildgebungssystems mit einer Beleuchtungseinheit und einer Aufnahmeeinheit,
bei der über ein dichroitisches Prisma ein aufgenommenes
optisches Signal in ein Fluoreszenzsignal und ein Signal sichtbaren
Lichts geteilt wird (2-Kanal-Variante);
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2 eine
Detaildarstellung der Aufnahmeeinheit des Bildgebungssystems gemäß 1;
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3 eine
Detaildarstellung einer Ausführungsform eines dichroitischen
Prismas;
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4 eine
schematische Ansicht einer zweiten Ausführungsform eines
Bildgebungssystems mit einer Beleuchtungseinheit und einer Aufnahmeeinheit,
bei der über ein dichroitisches Prisma ein aufgenommenes
optisches Signal in ein Fluoreszenzsignal, ein Signal sichtbaren
Lichts und ein Fluoreszenzanregungssignal geteilt wird (3-Kanal-Variante);
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5 eine
Detaildarstellung der Aufnahmeeinheit des Bildgebungssystems gemäß 4;
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6 eine
Darstellung eines 4-Kanal-Prismas zur Aufteilung eines optischen
Signals in vier Signalanteile;
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7 eine
schematische Ansicht einer Anordnung zur Aufteilung eines optischen
Signals in zwei Signalanteile und der Detektion mittels eines einzigen
CCD-Chips;
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8A, 8B Ansichten
einer Anordnung zur Detektion eines geteilten optischen Signals
mittels eines einzigen CCD-Chips;
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9 eine
schematische Darstellung einer Anordnung zur Projektion eines Fluoreszenzbildes auf
ein Objekt;
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10 eine
schematische Darstellung einer Anordnung zur Aufnahme und zur Projektion
eines Fluoreszenzbildes auf ein Objekt und
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11 eine
schematische Darstellung einer weiteren Anordnung zur Aufnahme und
zur Projektion eines Fluoreszenzbildes auf ein Objekt.
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1 zeigt
zunächst in einer Übersichtsdarstellung eine Ausführungsform
eines Bildgebungssystems 1, das eine Beleuchtungseinheit 2 und
eine Aufnahmeeinheit 3 umfasst. Das Bildgebungssystem 2 dient
zur fluoreszenz-optischen Visualisierung eines Objekts 4,
beispielsweise von Gefäßen, Organen oder Organellen
eines Patienten, und erzeugt hierzu eine optische Strahlung, mit
der das Objekt 4 bestrahlt und zur Emission von fluoreszenz-optischen Signalen
angeregt wird.
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Grundlegend
wird zur fluoreszenz-optischen Visualisierung folgendermaßen
vorgegangen. Zunächst wird ein geeigneter fluoreszierender
Farbstoff (beispielsweise Indocyaningrün (ICG)), in das
Objekt 4, beispielsweise den Körper eines Patienten,
eingebracht. Dieses kann systemisch durch Einspritzen oder topisch
durch Aufbringen auf die Objektoberfläche und Eindiffusion
erfolgen. Anschließend wird der eingebrachte Farbstoff
mittels der Beleuchtungseinheit 2 zur Fluoreszenz angeregt,
und die resultierenden Signale werden mittels der Aufnahmeeinheit 3 detektiert.
Die detektierten Signale werden weiterverarbeitet und in geeigneter
Weise beispielsweise als Videosignal in Echtzeit zur Begutachtung
für einen Mediziner angezeigt.
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Zu
betonen ist an dieser Stele, dass die Funktionsweise des Bildgebungssystems
von der Art und Weise des Einbringens des fluoreszierenden Stoffes
in das Objekt 4 unabhängig ist. Wesentlich ist lediglich,
dass in dem Objekt 4 ein Stoff vorhanden ist, der zur Fluoreszenz
angeregt werden kann. Grundsätzlich kann dieser Stoff auch
auf natürliche Weise in dem Objekt 4 vorhanden
sein, ohne dass ein Einbringen von außen erforderlich ist.
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Die
Beleuchtungseinheit 2 weist zwei Lichtquellen 21, 22 auf,
die mittels Lasern oder Leuchtdioden (LEDs) einerseits eine Fluoreszenzanregungsstrahlung
in einem Wellenlängenbereich zwischen 700 nm und 800 nm
und andererseits eine Strahlung im Bereich sichtbaren Lichts mit
Wellenlängen kleiner als 700 nm erzeugen. Die von den Lichtquellen 21, 22 erzeugte
Strahlung wird mittels eines optischen Koppelelementes 23 beispielsweise
in Form eines physikalischen oder faseroptischen Kopplers gekoppelt
und über einen Anschluss 240 in einen Lichtleiter 24,
beispielsweise eine flexible optische Faser, eingespeist.
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Über
den Lichtleiter 24 wird die erzeugte optische Strahlung
hin zu einem mit der Aufnahmeeinheit 3 verbundenen Endoskop 32 geleitet
und ist über einen Anschluss 241 mit dem Endoskop 32 verbunden.
Das Endoskop 32 verfügt über einen lichtleitenden
optischen Kanal 320, in dem die optische Strahlung der
Beleuchtungseinheit 2 hin zu dem Objekt 4 geführt
wird.
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Das
Endoskop 32 ist zum Einführen in das Objekt 4 ausgebildet.
Beispielsweise kann das Endoskop 32 invasiv in den Körper
eines Patienten eingeführt werden, um auf diese Weise Gefäße
oder Organe des Patienten unmittelbar im Inneren des Patienten anzuregen.
Das Endoskop 32 kann in an sich bekannter Weise zumindest
abschnittsweise flexibel ausgebildet sein und ermöglicht
damit einen einfachen Zugang in das Innere des Objekts 4.
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Das
Endoskop 32 weist einen zweiten Kanal 321 auf, über
den in oder an dem Objekt 4 aus der optischen Anregung
resultierende optische Signale aufgenommen und an die Aufnahmeeinheit 3 geleitet werden.
Das Endoskop 32 ist hierzu über ein einen Schnellverschluss
aufweisendes Objektiv 31 an einen Kamerakopf 30 der
Aufnahmeeinheit 3 angeschlossen, in dem die empfangenen
optischen Signale zerlegt und gewandelt werden.
-
Eine
Detailansicht des Kamerakopfs 30 ist in 2 dargestellt.
In dem Kamerakopf 30 ist ein dichroitisches Prisma 300 angeordnet,
das mit zwei optoelektronischen Wandlern 301, 302 in
Form von CCD-Chips oder CMOS-Bauelementen und zudem mit einem Absorberelement 304 beispielsweise
in Form eines Schwarzglases verbunden ist. Das dichroitische Prisma 300 dient
der Strahlaufteilung eines empfangenen und auf das dichroitische
Prisma 300 treffenden optischen Signals S und zerlegt dieses,
wie nachfolgend anhand von 3 noch erläutert
werden soll, in Signalanteile S1, S2, S3, die einem Fluoreszenzsignal
mit Wellenlängen größer als 800 nm, einem
Signal sichtbaren Lichts mit Wellenlängen kleiner 700 nm
einem Fluoreszenzanregungssignal mit Wellenlängen zwischen
700 nm und 800 nm entsprechen. Von diesen Signalanteilen werden
lediglich das Fluoreszenzsignal S1 und das Signal sichtbaren Lichts
S2 bei dem Aufbau gemäß 2 über
je einen optoelektronischen Wandler 301, 302 detektiert
und über Analog/Digital-Wandler 306, 307 und
elektronische Treiber 308, 309 in elektronische
Datensignale D1, D2 umgewandelt. Das Fluoreszenzanregungssignal
S3 hingegen wird über das Absorberelement 304 absorbiert
und keiner Bildverarbeitung zugeführt.
-
Wie
aus 1 ersichtlich, ist der Kamerakopf 30 über
einen Anschluss 305 an Datenkabel 501, 502 angeschlossen, über
die die elektronischen Datensignale D1, D2 an eine Steuer- und Verarbeitungseinheit 5 geleitet
werden. Die Datenkabel 501, 502 sind hierzu über
einen Anschluss 503 mit der Steuer- und Verarbeitungseinheit 5 verbunden,
die in einem selben Gehäuse wie die Beleuchtungseinheit 2 angeordnet
ist.
-
Die
Steuer- und Verarbeitungseinheit 5 dient einerseits der
Steuerung der Beleuchtungseinheit 2 und der Aufnahmeeinheit 3 und
andererseits der Bildverarbeitung der empfangenen Datensignale D1,
D2. Zu diesem Zweck weist die Steuer- und Verarbeitungseinheit 5 Vorverarbeitungseinheiten 511, 512 auf,
die zur Vorverarbeitung des dem Fluoreszenzsignal zugeordneten elektronischen
Datensignals D1 und des dem Signal sichtbaren Lichts zugeordneten elektronischen
Datensignals D2 dienen. Die vorverarbeiteten Datensignale werden
an eine Bildverarbeitungseinheit 513 weitergeleitet, die
algorithmisch aus den Datensignalen D1, D2 ein dem Fluoreszenzsignal
entsprechendes Fluoreszenzbild und ein dem Signal sichtbaren Lichts
zugeordnetes Realbild erzeugt.
-
Die
Bildverarbeitungseinheit 513 kann das Fluoreszenzbild und
das Realbild beispielsweise miteinander fusionieren, das heißt,
so überlagern, dass in einem fusionierten Bild auf dem
Realbild solche Bereiche in Falschfarben angezeigt werden, in denen ein
Fluoreszenzsignal vorhanden ist. Das so erzeugte Bild wird an eine
Endverarbeitungseinheit 514 weitergeleitet, die das so
genannte „Framing” zur Echtzeitdarstellung der
erzeugten Bilder vornimmt und über einen Anschluss 515 ein
Videoausgabesignal V zum Anzeigen auf einem Monitor und zur Begutachtung
für einen Mediziner ausgibt.
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Die
Steuer- und Verarbeitungseinheit 5 verfügt über
eine Steuereinheit 52, die die einzelnen Einheiten 511, 512, 513, 514 steuert
und gleichzeitig auch die Beleuchtungseinheit 2 insbesondere
unter Auswertung der empfangenen Datensignale D1, D2 regelt.
-
Eine
Detailansicht einer Ausführungsform eines dichroitischen
Prismas 300 ist in 3 dargestellt,
wobei grundlegend auch andere Ausführungsformen Verwendung
finden können. Das dichroitische Prisma 300 weist
drei Teilprismen A1, A2, A3 auf, die über dichroitische
Filter F1, F2 optisch miteinander gekoppelt sind. Das dichroitische
Prisma 300 dient der Aufteilung eines einfallenden optischen
Signals S in drei Teilsignale entsprechend einem Fluoreszenzsignal
S1, einem Signal sichtbaren Lichts S2 und einem Fluoreszenzanregungssignal
S3. Das einfallende optische Signal S trifft dabei zunächst
auf die mit dem dichroitischen Filter F1 versehene Grenzfläche
des Teilprismas A1 und wird an dieser Grenzfläche teilweise
reflektiert und teilweise durchgelassen. Der dichroitische Filter
F1 ist so ausgebildet, dass lediglich der Anteil des optischen Signals
S im Wellenlängenbereich zwischen 700 nm und 800 nm reflektiert
wird, die übrigen Anteile jedoch durchgelassen werden.
Die übrigen Anteile treten so in das Teilprisma A2 ein
und werden an der mit dem dichroitischen Filter F2 versehenen Grenzfläche
des Teilprismas A2 teilweise reflektiert und teilweise durchgelassen.
Der dichroitische Filter F2 ist so beschaffen, dass er Signale mit
Wellenlängen kleiner 700 nm durchlässt, Signale
mit größeren Wellenlängen jedoch reflektiert. Auf
diese Weise wird das Fluoreszenzsignal S1 von dem Signal sichtbaren
Lichts S2 separiert, wobei das Signal sichtbaren Lichts S2 in das
Teilprisma A3 eintritt und dieses passiert, während das
Fluoreszenzsignal S1 unter Totalreflektion innerhalb des Teilprismas
A2 erneut reflektiert und emittiert wird.
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Wie
aus 2 ersichtlich, wird das Fluoreszenzsignal S1 und
das Signal sichtbaren Lichts S2 von je einem optoelektronischen
Wandler 301, 302 detektiert und umgewandelt, während
das Fluoreszenzanregungssignal S3 bei dem Bildgebungssystem gemäß 1 absorbiert
und nicht weiterverarbeitet wird.
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Die
Verwendung eines dichroitischen Prismas 300 ermöglicht
einen kompakten Aufbau des Bildgebungssystems 1 mit seiner
Aufnahmeeinheit 3. Insbesondere werden keine separaten
Spiegel zur Strahlaufteilung benötigt. Die Strahlaufteilung
erfolgt vollständig über ein einheitliches, kompaktes
dichroitisches Prisma.
-
Das
Bildgebungssystem 1 kann wahlweise endoskopisch zur Anregung
fluoreszenz-optischer Signale innerhalb eines Objekts 4,
wie in 1 dargestellt, oder auch offenchirurgisch zur äußeren
Beleuchtung und Aufnahme von fluoreszenz-optischen Signalen außerhalb
eines Objekts 4 ohne Verwendung eines Endoskops 32 eingesetzt
werden. Das Endoskop 32 kann hierzu über einen
Schnellverschluss von dem Objektiv 31 gelöst werden.
Zur offenen Anwendung kann dann der Lichtleiter 24 beispielsweise
mit einem Diffusor zur Anpassung der Abstrahlungscharakteristik
und zur äußeren Beleuchtung des Objekts 4 verbunden
werden.
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Eine
Verwendung eines Diffusors zur Anpassung der Abstrahlungscharakteristik
ist grundlegend auch in Zusammenhang mit einem Endoskop 32 denkbar.
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Eine
weitere Ausführungsform eines Bildgebungssystems 1 ist
in 4 und 5 dargestellt. Der Aufbau entspricht
grundlegend dem Aufbau des Bildgebungssystems 1 gemäß 1 bis 3,
wobei gleiche Bauteile soweit zweckdienlich auch mit gleichen Bezugszeichen
bezeichnet sind.
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Im
Unterschied zu dem Bildgebungssystem 1 gemäß 1 bis 3 ist
bei dem Bildgebungssystem 1 gemäß 4 und 5 das
dichroitische Prisma 300 der Aufnahmeeinheit 3 nicht
mit einem Absorberelement 304 (vergleiche 2),
sondern mit einem dritten optoelektronischen Wandler 303 in Form
eines CCD-Chips oder CMOS-Bauelementes verbunden (siehe 5).
Das in dem dichroitischen Prisma 300 separierte Fluoreszenzanregungssignal S3
(siehe 3) wird damit in dem Aufbau gemäß 4 und 5 nicht
unterdrückt, sondern separat detektiert und über
einen Anlog/Digital-Wandler 309 und einen Treiber 311 in
ein drittes elektronisches Datensignal D3 umgewandelt, das über
einen Anschluss 305, eine Datenleitung 504 und
den Anschluss 503 der Steuer- und Verarbeitungseinheit 5 zugeführt
wird. In einem separaten Kanal wird das dritte elektronische Datensignal
D3 über eine zusätzliche Vorverarbeitungseinheit 516 vorverarbeitet
und der Bildverarbeitungseinheit 513 zugeführt,
die das zusätzliche Signal in geeigneter Weise verarbeitet, daraus
Informationen ableitet und beispielsweise ein aus dem Fluoreszenzanregungssignal
S3 abgeleitetes Infrarotabsorptionsbild generiert und dem Realbild
und/oder dem Fluoreszenzbild überlagert.
-
Die
Anordnung gemäß 4 und 5 schafft
damit ein Bildgebungssystem 1 mit drei Kanälen
und ermöglicht die Auswertung zusätzlicher, aus dem
Fluoreszenzanregungssignal abzuleitender Informationen. Beispielsweise
können aus einem Infrarotabsorptionsbild Gewebebereiche
erfasst werden, in denen es aufgrund nicht fluoreszierender Absorptionsmechanismen
zu einer hohen Absorption kommt und die nicht im Fluoreszenzbild,
wohl aber im Infrarotabsorptionsbild detektiert werden können.
Zudem kann durch Subtraktion oder Verhältnisbildung des Infrarotabsorptionsbildes
mit dem Fluoreszenzbild ein Rückschluss auf den Signal-zu-Rausch-Abstand gezogen
werden. Auch ist möglich, das Infrarotabsorptionsbild auf
eine signifikante Absorptionslinie zu legen, die beispielsweise
Hämoglobin entspricht, und dieses Infrarotabsorptionsbild
separat auszuwerten.
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Grundlegend
denkbar ist auch, andere dichroitische Prismen zu verwenden und
unter Verwendung dieser Prismen eine Aufteilung des optischen Signals
S in weitere Signalanteile vorzunehmen. 6 zeigt
beispielsweise ein Vier-Kanal-Prisma, das unter Verwendung von Teilprismen
A1', A2', A3', A4', A5', dichroitischen Filtern F1', F2', F3' das optische
Signal S in Teilsignale S1', S2', S3', S4' aufteilt, die separat
voneinander ausgewertet und bearbeitet werden können. Die
Teilsignale S1', S2', S3', S4' können dabei unterschiedlichen
Wellenlängenbereichen zugeordnet sein. Denkbar ist beispielsweise, mittels
des Vier-Kanal-Prismas das optische Signale S in drei Farbsignale
(Grundfarben Rot, Grün, Blau) und ein Fluoreszenzbild aufzuteilen.
Denkbar ist auch, das optische Signal S so aufzuteilen, dass man ein
Realbild, ein Fluoreszenzbild, ein Infrarotabsorptionsbild und ein
Schmalbandbild (so genanntes „Narrow Band Imaging”)
erhält.
-
Mittels
dem so genannten „Narrow Band Imaging” kann beispielsweise
die Sichtbarkeit von Kapillaren, Venen und anderen feinen Gewebestrukturen
verbessert werden. Hierzu werden diskrete Wellenlängen
eingesetzt, um Absorption und Reflektion zu vermindern, wobei zum
einen Blau (415 nm), um die oberflächlichen Kapillaren
darzustellen, und andererseits Grün (540 nm), um tiefer
liegende Gefäße darzustellen, verwendet wird.
Kombiniert ergibt sich daraus ein Bild der oberen Gewebeschichten
mit sehr hohem Kontrast.
-
In
einer ersten Anwendung eines Vier-Kanal-Prismas werden beispielsweise
die drei Grundfarben Rot, Grün, Blau unter Verwendung jeweils
eines Schwarzweiß-Wandlers detektiert, während
im vierten Kanal das Fluoreszenzsignal mit Wellenlängen
größer 800 nm detektiert wird.
-
In
einer zweiten Anwendung eines Vier-Kanal-Prismas wird ein Farb-Wandler
für das Realbild eingesetzt, das Fluoreszenzbild liefert
ein Schwarzweiß-„NIR-Enhanced”- Wandler,
das Infrarotabsorptionsbild wird ebenfalls über einen Schwarzweiß-„NIR-Enhanced”-Wandler
erhalten und ein vierter Wandler arbeitet in einem „Narrow
Band Imaging”-Modus.
-
In
einer dritten Anwendung eines Vier-Kanal-Prismas wird ein Farbsensor
für das Realbild eingesetzt, ein Schwarzweiß-„NIR-Enhanced”-Wandler für
das Fluoreszenzbild, während ein dritter Wandler das blaue
Band (415 nm) und ein vierter Sensor das grüne Band (540
nm) für das so genannte „Narrow Band Imaging” liefert.
-
Grundlegend
ist auch bei Verwendung eines Vier-Kanal-Prismas möglich,
einen oder mehrere der Signalanteile unter Verwendung eines oder
mehrerer Absorberelemente zu absorbieren, um dadurch Kontrast und
Signal-zu-Rausch-Abstand zu verbessern.
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In
einer weiterführenden Ausgestaltung eines Bildgebungssystems
ist auch denkbar, Anregung und Aufnahme des optischen Signals S
in einem Zeitmultiplex vorzunehmen, um auf diese Weise zusätzlich
zur oder anstelle der Strahlaufteilung mittels des dichroitischen
Prismas eine zeitliche Separation des Fluoreszenzsignals S1 und
des Signals sichtbaren Lichts S2 zu erreichen. Dazu können
zeitlich abwechselnde Bildaufnahmen des Realbildes und des Fluoreszenzbildes über
denselben Sensor erfolgen. Realbild und Fluoreszenzbild werden dann
getrennt, indem bildsynchron die beiden Lichtquellen 21, 22 für die
Strahlung im Bereich des sichtbaren Lichts und für die
Fluoreszenzanregungsstrahlung synchron mit der entsprechenden Bildaufnahme
für den Realbild- und den Fluoreszenzbildkanal getaktet
werden.
-
Zwei
Ansätze sind dabei möglich:
- 1.
Wechselseitige An- und Abschaltung der Lichtquellen 21, 22 für
die Fluoreszenzanregungsstrahlung und die Strahlung sichtbaren Lichts;
- 2. Taktung ausschließlich der Fluoreszenzanregungsstrahlung
und Berechnung des Fluoreszenzbildes als Differenz zwischen dem
Bild mit und ohne Fluoreszenzanregung.
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Hierzu
kann grundlegend ein einheitlicher Farb-Wandler als Sensor verwendet
werden. Denkbar ist aber auch, einen Aufbau wie in 1 oder 4 zu
verwenden und eine zeitliche Separation zusätzlich zur
Strahlaufteilung durch das dichroitische Prisma 300 vorzunehmen.
-
Bei
Verwendung eines einheitlichen Farb-Wandlers kann das Licht, das
auf den Farb-Wandler fällt, durch eine Bandsperre gefiltert werden,
so dass keine Anregungsstrahlung auf den Farb-Wandler fällt
(Anregungsstrahlungsfilter). Auf diese Weise wird möglich, über
den Sensor sowohl ein Realbild in Form eines Farbbildes als auch
ein Fluoreszenzbild zu detektieren.
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Wie
oben angegeben, können als optoelektronische Wandler 301, 302, 303 CCD-Chips
oder CMOS-Bauelemente eingesetzt werden. Insbesondere bei Verwendung
von CMOS-Sensoren kann eine effektive Fremdlichtunterdrückung
erreicht werden, d. h. eine Unterdrückung solchen Lichts
und solcher Strahlung, die nicht von der Beleuchtungseinheit 2 stammt,
sondern von externen Lichtquellen der Umgebung, z. B. Tageslicht.
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Grundlegend
ist eine solche Fremdlichtunterdrückung auch mit CCD-Chips
möglich.
-
Eine
Fremdlichtunterdrückung wird durch ein so genanntes „Gating” erreicht,
für dass es grundlegend zwei Anwendungsmöglichkeiten
gibt:
- 1. Unterdrückung von Störlicht
(Umgebungslicht);
- 2. Erzeugung des Realbildes und des Fluoreszenzbildes mit einer
CCD-Anordnung für das Realbild und das Fluoreszenzbild
im Zeitmultiplex.
-
Im
Rahmen der ersten Möglichkeit kann ein Bildsensor in Form
eines optoelektronischen Wandlers (analog zur Belichtungszeitauswahl
bei einer Fotokamera) angesteuert werden, indem über einen Eingang
am Sensor gesteuert wird, wann dieser das Signal aufnimmt. Bei Einsatz
empfindlicher Sensoren (z. B. CMOS) kann dadurch die Belichtungszeit
des Sensors reduziert werden, wodurch die Einflüsse von Störstrahlung
unterdrückt werden und äußeres Umgebungslicht
keinen Einfluss auf ein Fluoreszenzbild hat.
-
Bei
der zweiten Variante kann die Aufnahme synchron mit den ebenfalls
zu taktenden Lichtquellen für die Strahlung sichtbaren
Lichts und die Fluoreszenzanregungsstrahlung gesteuert werden, wodurch abwechselnd
ein Realbild und ein Fluoreszenzbild erhalten werden.
-
Um
die Sensitivität der optoelektronischen Wandler zur Detektion
der Infrarot- oder Nahinfrarotsignale zu erhöhen, kann
auch ein so genanntes „Binning” eingesetzt werden,
bei dem benachbarte Sensorzellen bei gleichzeitiger Reduzierung
der Ortsauflösung zusammengeschlossen werden. Dadurch werden
mehrere Bildpunkte der Sensoren miteinander verknüpft,
indem die Signalwerte benachbarter Zellen addiert werden und dadurch
ein höherer Signalwert für einen Ort erhalten
wird. Die Fläche des detektierten Signalortes erhöht
sich mit der Anzahl der Pixel, so dass die Ortsauflösung
insgesamt abnimmt. Ein Vorteil dieser Methode gegenüber
einer reinen Signalverstärkung liegt in der Mittelung des Grundrauschens.
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Das
Fluoreszenzsignal kann zusätzlich durch den Einsatz eines
geeigneten Farbstoffs optimiert werden. Beispielsweise kann anstelle
des Farbstoffs Indocyaningrün (ICG) eine Mischung aus ICG und
Patent-Blau verwendet werden, um auf diese Weise mögliche
Verunreinigungen durch den an sich unsichtbaren Fluoreszenzfarbstoff
visuell sichtbar zu machen. Auf diese Weise können beispielsweise
verunreinigte Tupfer sofort ausgetauscht werden, bevor sie bei einer
Operation Verwendung finden.
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Denkbar
ist auch der Einsatz von kombinierten LED-Lichtquellen mit der Möglichkeit
der Modulation, Taktung und Synchronisation mit der Aufnahmeeinheit 3.
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Denkbar
ist zudem, bei Verwendung eines dichroitischen Prismas 300 in
seiner Drei-Kanal-Form oder Vier-Kanal-Form einen optoelektronischen
Wandler durch einen Beleuchtungskanal zu ersetzen, so dass die beleuchtende
Strahlung nicht über einen Diffusor oder endoskopischen
Lichtleitanschluss dem Objekt 4 zugeführt wird,
sondern direkt über das dichroitische Prisma 300.
Am dichroitischen Prisma 300 kann hierfür ein
Adapter vorhanden sein, der den Anschluss des Lichtleiters 24 der
Beleuchtungseinheit 2 ermöglicht.
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7 und 8A, 8B zeigen
schematisch eine Ausführungsform, bei dem ein optisches Signal
S unter Verwendung eines dichroitischen Prismas 300' in
Signalanteile S1, S2, entsprechend beispielsweise einem Signal sichtbaren
Lichts und einem Fluoreszenzsignal, geteilt und durch einen zwei Teilbereiche 301', 302' aufweisenden
einzigen optoelektronischen Wandler C in Form beispielsweise eines
Farb-CCD-Chips (beispielsweise eines 16:9 HD-Chips) detektiert wird.
-
Wie
in 7 schematisch und in 8A, 8B für
eine konkrete Ausgestaltung dargestellt, wird das optische Signal
S über ein dichroitisches Prisma 300' geteilt
und auf verschiedene Bereiche des optoelektronischen Wandlers C
abgebildet, wobei grundlegend zur Strahlteilung auch ein anderes dispersives
Element, z. B. eine Spiegelanordnung oder eine andere Prismenanordnung,
verwendbar ist.
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Durch
die Verwendung lediglich eines optoelektronischen Wandlers C kann
zum einen die Detektorfläche des optoelektronischen Wandlers
C effizient genutzt und zum anderen auch die Auswertung der detektierten
Signale vereinfacht werden. Insbesondere ist die elektronische Verarbeitungskette
für die nachgeschaltete Weiterverarbeitung der Bildinformationen
wegen des einzig verwendeten optoelektronischen Wandlers C einsträngig.
-
Zusätzlich
ergibt sich ein vorteilhaftes Bearbeitungsverfahren für
die Zusammenführung der einzelnen Teilbilder. Denn die
einander zugeordneten Pixel im Realbild und im Fluoreszenzbild liegen
in derselben Zeile des optoelektronischen Wandlers und sind lediglich
um eine bestimmte Pixelanzahl zueinander versetzt. In dem der Detektion
eines Bildes folgenden Auslesevorgang unter Verwendung beispielsweise
eines so genannten FPGAs oder DSPs können durch Speicherung
der zuerst ausgegebenen Halbzeile und durch versetzte Ausgabe der
Zeilenhälften pixelkonform die Bildinformationen parallel bearbeitet
werden, so dass die Bildverarbeitung mit äußerst
geringem Zeitverzug ablaufen kann. Insbesondere bei Echtzeitaufnahmen,
die einem Arzt die Nachverfolgung eigener Instrumentenbewegungen ermöglichen
sollen, ist dies von Vorteil.
-
8A und 8B zeigen
in einer Seitenansicht (8A) und
einer Draufsicht auf den optoelektronischen Wandler C (8B)
einen konkreten Aufbau, bei dem ein optoelektronischer Wandler C
einem dichroitischen Prisma 300' nachgeschaltet ist und
bei dem das dichroitische Prisma 300' das optische Signal
S auf die Teilbereiche 301', 302' des optoelektronischen
Wandlers C beispielsweise in Form eines CCD-Chips abbildet.
-
Bei
der Anordnung gemäß 8A tritt
die optische Strahlung S von unten in das dichroitische Prisma 300' ein
und wird an einer Trennfläche des dichroitischen Prismas 300' teilweise
reflektiert und teilweise transmittiert und damit in einen dem Signal sichtbaren
Lichts S2 entsprechenden Anteil und einen dem Fluoreszenzsignal
S1 entsprechenden Anteil getrennt. Dieses geschieht durch eine dichroitische
Beschichtung der Trennfläche der Teilprismen des dichroitischen
Prismas 300'.
-
Zusätzlich
können Blockfilter eingesetzt werden, die auf der Eintrittsfläche
des dichroitischen Prismas 300' aufgebracht oder in das
gleichseitige dichroitische Prisma 300' eingebracht werden.
-
Bei
der in 8A und 8B dargestellten Lösung
ist eins der beiden Teilbilder gespiegelt, also seitenverkehrt.
Durch die Ausführung eines Halbzeilenspeichers als LIFO-Speicher
kann dies elegant korrigiert werden (bei einer alternativen Prismenanordnung
ohne Spiegeleffekt müsste entsprechend ein FIFO-Speicher
verwendet werden).
-
Wird
als optoelektronischer Wandler ein Farb-CCD-Chip verwendet, muss
die Berechnung der Farbanteile mit dem Überlagerungsvorgang
der Halbzeilen in geeigneter Weise verbunden werden.
-
Selbstverständlich
kann in diesem Zusammenhang auch ein optoelektronischer Wandler
(C) mit drei Teilbereichen verwendet werden zur Umwandlung von drei
unterschiedlichen Signalen (z. B. dem Fluoreszenzsignal S1, dem
Signal sichtbaren Lichts S2 und dem Fluoreszenzanregungssignal S3).
-
9 bis 11 zeigen
drei unterschiedliche Varianten von Vorrichtungen 6 zur
Projektion eines aufgenommenen Fluoreszenzbildes auf die Oberflache
eines Objektes 4. Die Grundidee hierbei ist, ein aufgenommenes
Fluoreszenzbild unmittelbar auf dem Objekt 4, also beispielsweise
auf der Haut- oder Gewebeoberfläche eines Patienten, und
damit am Ort seiner Entstehung darzustellen.
-
Herkömmlich
wird ein aufgenommenes Fluoreszenzbild, das als Videoausgabesignal
V ausgegeben wird, auf einem Monitor dargestellt, auf dem das Fluoreszenzbild
beispielsweise in Falschfarbe einem Realbild überlagert
wird. Dies hat zur Folge, dass ein begutachtender Arzt das Fluoreszenzbild
ausschließlich auf dem Monitor betrachten kann, was bei einer
endoskopischen Operationstechnik keine Einschränkung ist,
bei einer offenchirurgischen Ausführung einer Operation
an einem Patienten jedoch umständlich für den
Arzt sein kann.
-
In
Abkehr hiervon kann mittels der Vorrichtung 6 ein aufgenommenes
Fluoreszenzbild in Echtzeit unmittelbar an dem Ort dargestellt werden,
an dem es aufgenommen worden ist. Weitere optische Hilfsmittel,
wie z. B. ein Monitor, sind nicht erforderlich.
-
Mittels
der Vorrichtung 6 wird ein aufgenommenes Fluoreszenzbild
mit Hilfe eines Projektors oder eines Zweiachsenscanners (so genannter X/Y-Scanner)
auf das Objekt 4 projiziert. Die in 9 dargestellte
Vorrichtung verwendet beispielsweise einen X/Y-Scanner 62,
der mit Hilfe von mechanischen Motoren und Spiegelanordnungen einen
von einer Lichtquelle 61 (beispielsweise ein Laser) erzeugten Lichtstrahl über
ein Objektiv 63 auf das Objekt 4 projiziert, indem
mittels des X/Y-Scanners 62 ein intensitätsmodulierter
Strahl der Lichtquelle 61 (mit sichtbarem Licht) periodisch über
den Untersuchungsbereich des Objektes 4 bewegt wird, so
dass dort ein dem Fluoreszenzbild entsprechendes Indikatorbild entsteht.
-
Die
Modulationsfunktion der Laserstrahlleistung kann mit dem lokalen
Fluoreszenzsignal beispielsweise monoton ansteigend sein. Alternativ kann
die Charakteristik der Modulationsfunktion auch zweiwertig (0/1
unter Verwendung eines Schwellwertes), linear proportional oder
logarithmisch proportional ausgeführt sein.
-
Zusätzlich
kann die exakte Positionierung des Fluoreszenzbildes auf dem Objekt 4,
die aufgrund der zumeist unebenen Oberfläche des Objekts 4 gestört
sein kann, z. B. durch Rückkopplung verbessert werden und/oder
Unterschiede des lokalen Reflektionsvermögens, die das
Indikatorbild gegebenenfalls verfälschen, können
erfasst und in der Modulationsfunktion korrigiert werden.
-
Eine
Ausführungsform einer Vorrichtung 6, bei der nicht
nur ein Fluoreszenzbild auf dem Objekt 4 abgebildet, sondern
gleichzeitig auch ein Signal aus dem Bereich des Objektes 4 aufgenommen
wird, ist in 10 dargestellt. Bauteile gleicher
Funktion sind dabei mit gleichen Bezugszeichen wie bisher versehen.
-
Die
Vorrichtung gemäß 10 dient
einerseits zur Projektion und Darstellung des aufgenommenen Fluoreszenzbildes,
andererseits aber auch zur Aufnahme und kann hierzu dem Kamerakopf 30 der
Aufnahmeeinheit 3 des Bildgebungssystems 1 gemäß 1 oder 4 vorgeschaltet
sein.
-
Bei
der Ausführungsform gemäß 10 erzeugt
eine Lichtquelle 61' eine Fluoreszenzanregungsstrahlung
in einem Wellenlängenbereich zwischen beispielsweise 700
nm und 800 nm, die über einen Strahlkombinierer 601,
einen Strahlteiler 602, einen X/Y-Scanner 62 und
ein Objektiv 63 zur Anregung eines Fluoreszenzsignals auf
das Objekt 4 gestrahlt wird. Hierzu wird mittels des X/Y-Scanners 62 der
Strahl über das Objekt 4 geführt und
das Objekt 4 damit pixelweise angeregt.
-
Synchron
wird das rückgestrahlte Fluoreszenzsignal über
das Objektiv 63 und den X/Y-Scanner 62 sowie den
Strahlteiler 602 und einen Filter 603 hin zu einem
Detektor 64 geleitet. Die Aufnahme erfolgt ebenfalls pixelweise,
wobei das Fluoreszenzsignal aus dem von der Lichtquelle 61' gerade
angeregten Pixel erfasst wird.
-
Das
so empfangene Fluoreszenzsignal wird umgewandelt und in Echtzeit über
die Lichtquelle 61 als Falschfarbensignal zur Generierung
des Indikatorbildes beziehungsweise des betreffenden Pixels des
Indikatorbildes auf dem Objekt 4 ausgestrahlt. Der von
der Lichtquelle 61 erzeugte Strahl wird dabei mittels des
Strahlkombinierers 601 mit dem Strahl der Lichtquelle 61' kombiniert
und ebenfalls über den X/Y-Scanner 62 und das
Objektiv 63 auf das Objekt 4 gelenkt. Auf diese
Weise wird auf dem Objekt 4 unmittelbar am Ort der Aufnahme
in Echtzeit eine sichtbare Indikation des lokalen Fluoreszenzsignals
dargestellt. Durch die schnelle Scannbewegung sieht der Betrachter
auf der Gewebeoberfläche unmittelbar ein dem Fluoreszenzbild
in Falschfarbe entsprechendes Indikatorbild.
-
Folgende
Vorteile bestehen bei der Ausführungsform gemäß 10:
- – es gibt keinen Bildauswertestrang,
sondern nur einen einzelnen Signalverarbeitungskanal;
- – eine Zwischenspeicherung von Bilddaten ist nicht
notwendig;
- – eine Separierung eines Fluoreszenzanregungssignals
gegenüber einem Signal sichtbaren Lichts ist nicht notwendig,
da ein Realbild nur im Auge des Betrachtes entsteht, das für
die Fluoreszenzanregungsstrahlung nicht empfindlich ist;
- – der Detektor 64 kann in einer bevorzugten
Ausführungsform großflächig aufgebaut
sein und muss keine Bewegung ausführen, da die Ortsinformation
durch die aktuelle Position des X/Y-Scanners 62 vorgegeben
ist;
- – es ergibt sich ein optisch einfacher Aufbau mit hoher
Empfindlichkeit im Fluoreszenzkanal, da die Detektorfläche
des Detektors 64 groß gewählt werden
kann;
- – als Detektoren können einfache PIN-Dioden
mit vorgesetztem Filter gegen unerwünschte Strahlanteile
verwendet werden;
- – X/Y-Scanner sind kostengünstig verfügbar;
- – als Markierungslaser kann z. B. ein grüner
Laser verwendet werden, die ebenfalls kostengünstig verfügbar
sind.
-
In
einer in 11 dargestellten, anderen Ausgestaltung
kann ein resultierendes Fluoreszenzsignal auch über einen
Detektor 64 in Form eines flächigen CCD-Chips
empfangen werden. Wie vorangehend anhand von 10 beschrieben,
wird dabei mittels einer Lichtquelle 61' das Objekt 4 angeregt, indem
ein emittierter Strahl mittels des X/Y-Scanners 62 über
das Objekt 4 geführt wird. Dadurch wird das Objekt 4 sukzessive
angeregt, so dass sich eine flächige Anregung ergibt, aus
deren Bereich der Detektor 64 das Fluoreszenzsignal aufnimmt.
Das so aufgenommene Fluoreszenzbild kann wiederum über die
Lichtquelle 61 und über den Strahlkombinierer 601 sowie
den X/Y-Scanner 62 auf das Objekt 4 projiziert
werden.
-
Die
Vorrichtung 6 gemäß den Ausführungsformen
in 9 bis 11 kann vorteilhafterweise als
kompaktes, handgehaltenes Gerät ausgeführt werden
und ist mit modernen Akkumulatoren auch kabellos betreibbar.
-
Die
in 9 bis 11 dargestellten Ausführungsformen
einer Vorrichtung zur Projektion sind grundsätzlich auch
unabhängig von den in 1 bis 5 beschriebenen
Bildgebungssystemen verwendbar und können daher auch als
eigenständige Erfindungen betrachtet werden.
-
- 1
- Bildgebungssystem
- 2
- Beleuchtungseinheit
- 21,
22
- Lichtquelle
- 23
- Koppelelement
- 24
- Lichtleiter
- 240,
241
- Anschluss
- 3
- Aufnahmeeinheit
- 30
- Kamerakopf
- 300,
300'
- Dichroitisches
Prisma
- 301–303
- Optoelektronischer
Wandler
- 301',
302'
- Teilbereich
- 304
- Absorberelement
- 305
- Anschluss
- 306,
307, 310
- Analog/Digital-Wandler
- 308,
309, 311
- Treiber
- 31
- Objektiv
- 32
- Endoskop
- 320,
321
- Kanal
- 4
- Objekt
- 5
- Steuer-
und Verarbeitungseinheit
- 501,
502, 504
- Datenkabel
- 503
- Anschluss
- 511,
512, 516
- Vorverarbeitungseinheit
- 513
- Bildverarbeitungseinheit
- 514
- Endverarbeitungseinheit
- 515
- Anschluss
- 52
- Steuereinheit
- 6
- Projektoreinheit
- 601
- Strahlkombinierer
- 602
- Strahlteiler
- 603
- Filter
- 61,
61'
- Strahlungsquelle
- 62
- Zweiachsenscanner
- 63
- Objektiv
- 64
- Detektor
- A1–A3
- Teilprisma
- A1'–A5'
- Teilprisma
- C
- CCD-Chip
- D1,
D2, D3
- Elektronisches
Datensignal
- F1,
F2
- Dichroitisches
Filter
- F'
- Filter
- F1'–F3'
- Dichroitisches
Filter
- S
- Optisches
Signal
- S1
- Fluoreszenzsignal
- S2
- Signal
sichtbaren Lichts
- S3
- Fluoreszenzanregungssignal
- S1'–S4'
- Signal
- V
- Videoausgabesignal
-
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
-
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-
Zitierte Patentliteratur
-
- - US 2006/0108509
A1 [0004, 0006]
- - US 6293911 B1 [0005, 0006]