DE102017215158B4

DE102017215158B4 - Detektionssystem

Info

Publication number: DE102017215158B4
Application number: DE102017215158.7A
Authority: DE
Inventors: Alois Regensburger; Christoph Hauger; Susanne Kohlhammer
Original assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Current assignee: Carl Zeiss Meditec AG
Priority date: 2017-08-30
Filing date: 2017-08-30
Publication date: 2020-10-15
Anticipated expiration: 2037-08-31
Also published as: DE102017215158A1

Abstract

Detektionssystem (1; 101) zur Bestimmung einer ortaufgelösten Verteilung der Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin in einem Gewebe in einem Objektbereich (11), umfassend:einen ersten Bilddetektor (13), welcher dazu konfiguriert ist, für jeden von mehreren ersten Kanälen (33, 35, 37), die einander höchstens teilweise überlappen, ein erstes Bildsignal zu erzeugen, das die in den ersten Bilddetektor (13) eingegebene Intensität von Licht des zugeordneten ersten Kanals repräsentiert;eine vor dem ersten Bilddetektor (13) anordenbare Filteranordnung (19; 107, 109) mit mehreren einander nicht überlappenden Bandpässen (53; 153), wobei in jedem der ersten Kanäle (33, 35, 37) wenigstens einer der Bandpässe (53; 153) enthalten ist;eine bilderzeugende Optik (3), welche dazu konfiguriert ist, den Objektbereich (11) auf den ersten Bilddetektor (13) abzubilden; undeine Steuerung (27), welche dazu konfiguriert ist, basierend auf den Bildsignalen des ersten Bilddetektors (13) eine ortaufgelöste Verteilung der Konzentration von oxygeniertem Hämoglobin und/oder eine ortaufgelöste Verteilung der Konzentration von desoxygeniertem Hämoglobin zu bestimmen.

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Detektionssystem zur Bestimmung einer ortsaufgelösten Verteilung der Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin in einem Gewebe.
Die Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin gibt in diversen medizinischen Verfahren Aufschluss über die Aktivität eines Gewebes. Beispielsweise kann nach sensomotorischer Stimulation die Hirnaktivität im Kortex aus der Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin abgeleitet werden. Konventionelle Systeme und Verfahren zur Bestimmung einer ortsaufgelösten Verteilung der Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin in einem Gewebe sind jedoch komplex und eine Analyse ist in der Regel zeitaufwändig. Dies ist gerade dann von Nachteil, wenn sich das zu untersuchende Gewebe bewegt oder die zeitliche Entwicklung der Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin von Interesse ist.
Es sind Systeme bekannt, mit denen die Gesamtmenge von Blut bzw. Hämoglobin ortsaufgelöst detektiert werden kann. Diese Systeme können jedoch nicht die Anteile von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin, sondern lediglich deren Summe ortsaufgelöst detektieren.
Die Druckschrift DE 10 2013 217 379 A1 offenbart eine Vorrichtung und ein Verfahren, welche insbesondere zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung eingesetzt werden. Hierbei kommt eine Kamera zum Aufnehmen eines Hyperspektralbildes zum Einsatz.
Es ist daher die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein Detektionssystem bereitzustellen, welches eine ortsaufgelöste Verteilung der Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin in einem Gewebe schnell detektierten kann. Ferner ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, dass darüber hinaus zeitgleich ein Farbbild des zu untersuchenden Gewebes aufgenommen werden kann, welches möglichst farbtreu ist.
Diese Aufgabe wird durch das Detektionssystem gemäß den Ansprüchen gelöst.
Gemäß einer Ausführungsform umfasst ein Detektionssystem zur Bestimmung einer ortsaufgelösten Verteilung der Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin in einem Gewebe einen ersten Bilddetektor, eine Filteranordnung, eine bilderzeugende Optik und eine Steuerung.
Der erste Bilddetektor ist dazu konfiguriert, für jeden von mehreren ersten Kanälen, die einander höchstens teilweise überlappen, ein erstes Bildsignal zu erzeugen, das die in den ersten Bilddetektor eingegebene Intensität von Licht des zugeordneten ersten Kanals repräsentiert. Der erste Bilddetektor weist beispielsweise eine Vielzahl von (räumlichen) Detektionsbereichen auf, die beispielsweise jeweils aus regelmäßig angeordneten Pixeln bestehen. Jedes Pixel erzeugt ein Signal, welches die während einer vorbestimmten Zeitspanne auf das Pixel treffende Intensität von Licht repräsentiert, wobei lediglich Licht solcher Wellenlängen zu dem Signal des Pixels beitragen, für die das Pixel sensitiv ist. Jeder Detektionsbereich erzeugt ein Bildsignal, das sich aus den Signalen der Pixel des jeweiligen Detektionsbereichs zusammensetzt. Jeder der Detektionsbereiche ist so konfiguriert, dass er innerhalb des ihm zugeordneten Kanals eine signifikante Sensitivität aufweist und außerhalb des ihm zugeordneten Kanals eine nicht-signifikante Sensitivität aufweist. Eine Sensitivität kann als signifikant aufgefasst werden, wenn sie mehr als 1 % der maximalen Sensitivität des Detektionsbereichs beträgt.
Der erste Bilddetektor ist so eingerichtet, dass in den Bilddetektor eingegebenes Licht nach Kanälen (d. h. Wellenlängenbereichen) räumlich separiert auf die Pixel gerichtet wird. Einem jeden der Pixel ist dabei ein einziger Kanal zugeordnet. Beispielsweise ist der Bilddetektor für drei Kanäle (z. B. rot, grün und blau) eingerichtet. Einer ersten Menge der Pixel wird daher im Wesentlichen ausschließlich Licht eines roten Kanals zugeführt, einer zweiten Menge der Pixel wird im Wesentlichen ausschließlich Licht eines grünen Kanals zugeführt und einer dritten Menge von Pixeln wird im Wesentlichen ausschließlich Licht eines blauen Kanals zugeführt.
Zur räumlichen Separierung des Lichts nach den Kanälen kann der Bilddetektor beispielsweise nach Art einer 3-Chip-Kamera gebildet sein, d. h. der Bilddetektor umfasst einen polychroitischen Strahlteiler, welcher dazu konfiguriert ist, Licht entsprechend der Kanäle räumlich zu trennen. D. h., Licht eines ersten Kanals wird von dem polychroitischen Strahlteiler an einen ersten Ausgang des Strahlteilers ausgegeben und von dort einer ersten Detektionsfläche zugeführt; Licht eines zweiten Kanals wird von dem polychroitischen Strahlteiler an einen zweiten Ausgang des Strahlteilers ausgegeben und von dort einer zweiten Detektionsfläche zugeführt und Licht eines dritten Kanals wird von dem polychroitischen Strahlteiler an einen dritten Ausgang des Strahlteilers ausgegeben und von dort einer dritten Detektionsfläche zugeführt, usw.
Alternativ kann der Bilddetektor eine Filtermatrix umfassen, welche eine regelmäßige Anordnung von Filterelementen umfasst, wobei jedem Filterelement ein Pixel zugeordnet ist. Ein erstes Filterelement transmittiert im Wesentlichen ausschließlich einen ersten Kanal, ein zweites Filterelement transmittiert im Wesentlichen ausschließlich einen zweiten Kanal, ein drittes Filterelement transmittiert im Wesentlichen ausschließlich einen dritten Kanal, usw.
Ein Beispiel für den ersten Bilddetektor ist eine RGB-Farbbildkamera, wobei einer der Kanäle einen Wellenlängenbereich von 400 nm bis 530 nm umfasst, ein weiterer Kanal einen Wellenlängenbereich von 460 nm bis 600 nm umfasst und noch ein weiterer Kanal einen Wellenlängenbereich von 570 nm bis 700 nm umfasst.
Die bilderzeugende Optik ist dazu konfiguriert, einen Objektbereich auf den ersten Bilddetektor abzubilden. In dem Objektbereich kann Gewebe angeordnet sein, von welchem eine ortsaufgelöste Verteilung der Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin bestimmt werden soll. Die bilderzeugende Optik umfasst beispielsweise eine oder mehrere Linsen oder Linsensysteme.
Die Filteranordnung kann einen oder mehrere Filter umfassen, die in Zusammenwirkung die Transmissionscharakteristik der Filteranordnung ergeben. Spektral weist die Filteranordnung mehrere einander nicht überlappende Bandpässe auf. Innerhalb eines Bandpasses weist die Filteranordnung einen hohen mittleren Transmissionsgrad auf. Außerhalb der Bandpässe weist die Filteranordnung einen geringen mittleren Transmissionsgrad auf. Das Verhältnis von hohem zu geringem Transmissionsgrad beträgt beispielsweise wenigstens 10, bevorzugt wenigstens 100, weiter bevorzugt wenigstens 1000. In jedem der ersten Kanäle des ersten Bilddetektors ist wenigstens einer der Bandpässe der Filteranordnung enthalten. Die Bandpässe sind gegenüber den Kanälen, in denen sie enthalten sind, spektral schmal. Beispielsweise ist in jedem der ersten Kanäle genau ein Bandpass enthalten. Alternativ können in einzelnen oder allen der ersten Kanäle ein oder mehrere Bandpässe enthalten sein.
Die Filteranordnung in Zusammenwirkung mit dem ersten Bilddetektor bewirkt, dass die Bildsignale die Intensität von Licht mit Wellenlängen der Bandpässe repräsentieren. Auf diese Weise werden Bilder (Bildsignale) mehrerer verschiedener schmaler Spektralbereiche (Wellenlängenbereiche der Bandpässe) erzeugt. D. h. mittels dem ersten Bilddetektor und der Filteranordnung können Spektralbilder aufgenommen werden.
Basierend auf den Bildsignalen des ersten Bilddetektors bestimmt die Steuerung eine ortsaufgelöste Verteilung der Konzentration von oxygeniertem Hämoglobin und/oder eine ortsaufgelöste Verteilung der Konzentration von desoxygeniertem Hämoglobin.
Die Bestimmung der Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin basiert auf der Annahme, dass die Absorption von Hämoglobin die Gesamtabsorption des zu untersuchenden Gewebes dominiert. D. h., die Absorption von Licht, welches auf das Gewebe trifft, ist im Wesentlichen durch die Absorption durch Hämoglobin bedingt. Dementsprechend kann die Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin aus dem vom Gewebe reflektierten Licht bestimmt werden, sofern die Intensität von reflektiertem Licht in mehreren diskreten Wellenlängenbereichen detektiert wird, in denen oxygeniertes Hämoglobin und desoxygeniertes Hämoglobin unterschiedliche Absorptions- bzw. Extinktionskoeffizienten aufweisen.
Prinzipiell können die ortsaufgelösten Verteilungen der Konzentrationen von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin unter Verwendung eines modifizierten Beer-Lambert-Gesetzes bestimmt werden, welches vereinfacht dargestellt werden kann als: $log \frac{I_{0}^{λ}}{I^{λ}} = l^{λ} \cdot (ε_{H b}^{λ} \cdot K_{H b} + ε_{H b O 2}^{λ} \cdot K_{H b O 2})$
wobei

$I_{0}^{λ}$
eine ortsaufgelöste wellenlängenabhängige Referenzintensitätsverteilung repräsentiert,
I^λ eine ortsaufgelöste wellenlängenabhängige Intensitätsverteilung detektierten Lichts repräsentiert,
l^λ eine wellenlängenabhängige Pfadlänge durch das Gewebe repräsentiert,
$ε_{H b}^{λ}$
den wellenlängenabhängigen molaren Extinktionskoeffizienten von desoxygeniertem Hämoglobin repräsentiert,
K_Hb die ortsaufgelöste Verteilung der Konzentration von desoxygeniertem Hämoglobin repräsentiert,
$ε_{H b O 2}^{λ}$
den wellenlängenabhängigen molaren Extinktionskoeffizienten von oxygeniertem Hämoglobin repräsentiert und
K_HbO2 die ortsaufgelöste Verteilung der Konzentration von oxygeniertem Hämoglobin repräsentiert.

Die Pfadlänge l^λ, die Extinktionskoeffizienten $ε_{H b}^{λ} und ε_{H b O 2}^{λ}$
sowie die Referenzintensität $I_{0}^{λ}$
können zum Zwecke der Bestimmung der ortsaufgelösten Verteilung der Konzentrationen von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin in der Steuerung gespeichert.
Zur Bestimmung der ortsaufgelösten Verteilungen der Konzentrationen K_Hb und K_HbO2 geht in das modifizierte Beer-Lambert-Gesetz (1) die Intensität I^λ von durch ein Objekt transmittiertem Licht ein. Wenn das zu untersuchende Objekt jedoch Gewebe ist, ist eine Messung in Transmission häufig nicht möglich, da das Gewebe in vivo zu untersuchen ist.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird daher zur Bestimmung der ortsaufgelösten Verteilungen der Konzentrationen von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin in einem Gewebe ein Bestimmungsverfahren eingesetzt, in welches als Messgröße die Intensität von Licht eingeht, welches von dem zu untersuchenden Gewebe reflektiert wird.
Analog zu dem modifizierten Beer-Lambert-Gesetz (1) lässt sich ein Zusammenhang zwischen der Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin an einem Ort des zu untersuchenden Gewebes einerseits und der Intensität von an dem Ort reflektiertem (und detektiertem) Licht formulieren. Dieser Zusammenhang kann analog zu dem modifizierten Beer-Lambert-Gesetz (1) als lineare Gleichung des reflektierten Lichts in Abhängigkeit der lokalen Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin näherungsweise beschrieben werden, wobei Koeffizienten den Zusammenhang zwischen der Intensität des reflektierten Lichts und den lokalen Konzentrationen bilden.
Wird die ortsaufgelöste Intensitätsverteilung I^λ für wenigstens zwei Wellenlängen λ detektiert, d. h. wenn wenigstens zwei Spektralbilder aufgenommen werden, kann ein Gleichungssystem unter Verwendung dieses Zusammenhangs aufgestellt werden, das nach der ortsaufgelösten Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin gelöst werden kann. Zur Verbesserung der Genauigkeit der Bestimmung können ortsaufgelöste Intensitätsverteilungen (I^λ) an weiteren Wellenlängen detektiert werden, so dass das Gleichungssystem überbestimmt ist, wodurch das Ergebnis genauer wird.
Statt der Berechnung der Konzentrationen von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin unter Verwendung der gemessenen Intensität von reflektiertem Licht und der Koeffizienten können die Konzentrationen auch unter Verwendung einer Referenztabelle bestimmt werden.
Die Referenztabelle wird beispielsweise wie folgt bestimmt. Zunächst werden Gewebeproben mit verschiedenen vorab festgelegten Konzentrationen von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin präpariert. D. h., die Konzentrationen von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin in den Gewebeproben sind bekannt. Die Gewebeproben werden nacheinander wie folgt vermessen. Die (ortaufgelöste) Intensität von Licht, welches von einer der Gewebeproben reflektiert wird, wird spektral aufgelöst detektiert, d. h. die (ortaufgelöste und) wellenlängenabhängige Intensitätsverteilung von von der Gewebeprobe reflektiertem Licht wird detektiert. Beispielsweise wird die Intensität des reflektierten Lichts in mehreren verschiedenen Spektralbereichen detektiert. Das Vermessen kann beispielsweise mit dem Detektionssystem durchgeführt werden.
Aus den detektierten spektralen Intensitätsverteilungen reflektierten Lichts, die auf diese Weise für Gewebeproben mit bekannten Konzentrationen von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin erhalten wurden, und der Intensität der Beleuchtungsintensität werden Reflektionswerte bestimmt, welche die (ortaufgelöste und) wellenlängenabhängige Reflektivität repräsentieren. Die Reflektionswerte werden zusammen mit den bekannten Konzentrationen in der Referenztabelle gespeichert. So sind beispielsweise Reflektionswerte für verschiedene Spektralbereiche mit den bekannten Konzentrationen von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin verknüpft.
Die Referenztabelle ist beispielsweise in einem Speicher des Detektionssystems gespeichert und wird anschließend zur Bestimmung der Konzentrationen von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin in einem zu untersuchenden Gewebe verwendet. Hierzu wird zunächst die (ortsaufgelöste und) spektrale Intensitätsverteilung von Licht, welches an dem zu untersuchenden Gewebe reflektiert wird, unter Verwendung des Detektionssystems detektiert und daraus Reflektionswerte bestimmt. Anschließend werden unter Verwendung eines Interpolations-/Regressionsverfahrens Parameter bestimmt, die angeben, wie die für das zu untersuchende Gewebe bestimmten Reflektionswerte durch die in der Referenztabelle enthaltenen Reflektionswerte repräsentiert werden können. Unter Verwendung dieser Parameter und der in der Referenztabelle enthaltenen Konzentrationen werden schließlich die (ortsaufgelösten) Konzentrationen von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin des zu untersuchenden Gewebes bestimmt. Das Regressionsverfahren kann beispielsweise ein polynomiales Regressionsverfahren sein.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform umfasst das Detektionssystem ferner einen zweiten Bilddetektor, welcher dazu konfiguriert ist, wenigstens ein Bildsignal zu erzeugen, das die in den zweiten Bilddetektor eingegebene Intensität von Licht wenigstens eines zweiten Kanals repräsentiert. Der zweite Bilddetektor kann ein monochromatischer Bilddetektor sein. Alternativ kann der zweite Bilddetektor wie der erste Bilddetektor ein Mehrkanalbilddetektor sein.
In dieser Ausführungsform umfasst die bilderzeugende Optik ferner einen Strahlteiler, welcher von dem Objektbereich kommendes Licht teilweise zu dem ersten Bilddetektor und teilweise zu dem zweiten Bilddetektor ausgibt. Die bilderzeugende Optik ist zudem dazu konfiguriert, den Objektbereich auf den zweiten Bilddetektor abzubilden. Durch die Optik wird daher der Objektbereich sowohl auf den ersten Bilddetektor als auch auf den zweiten Bilddetektor abgebildet, wobei das von dem Objektbereich kommende Licht durch den Strahlteiler auf die beiden Bilddetektoren verteilt wird. Insbesondere kann der Strahlteiler ein polychroitischer Strahlteiler sein.
Im Folgenden wird davon ausgegangen, dass der zweite Bilddetektor ein monochromatischer Bilddetektor ist. Der zweite Kanal, welcher dem zweiten Bilddetektor zugeordnet ist, enthält einen oder mehrere Bandpässe der Filteranordnung. Auf diese Weise wird ein weiteres Bildsignal von Licht eines weiteren schmalbandigen Wellenlängenbereichs (entsprechend dem Bandpass) bereitgestellt, welches von der Steuerung zur Bestimmung der ortsaufgelösten Verteilung der Konzentration von oxygeniertem und/oder desoxygeniertem Hämoglobin verwendet werden kann.
Die Bandpässe der Filteranordnung weisen beispielsweise eine spektrale Breite von wenigstens 5 nm oder wenigstens 10 nm oder wenigstens 15 nm auf. Zudem oder alternativ können die Bandpässe der Filteranordnung eine spektrale Breite von höchstens 50 nm oder höchstens 25 nm oder höchstens 15 nm aufweisen. Als spektrale Breite kann beispielsweise die volle Breite bei halbem Maximum des Transmissionsgrads als Definition herangezogen werden.
Im Verhältnis zur spektralen Breite des Kanals, welcher einen Bandpass enthält, ist die spektrale Breite des Bandpasses gering. Hierdurch repräsentiert das Bildsignal, das einem Kanal zugeordnet ist, im Wesentlichen ausschließlich Licht mit Wellenlängen innerhalb des Bandpasses, so dass das Bildsignal Licht eines schmalen spektralen Bereichs repräsentiert. Das Verhältnis zwischen der spektralen Breite eines Bandpasses, der in einem Kanal enthalten ist, und der spektralen Breite dieses Kanals, beträgt beispielsweise höchstens 1:5 oder 1:10 oder 1:15.
Innerhalb der Bandpässe kann die Filteranordnung einen mittleren Transmissionsgrad von wenigstens 50 %, bevorzugt wenigstens 80 %, weiter bevorzugt wenigstens 90 %, noch weiter bevorzugt wenigstens 99 % aufweisen. Außerhalb der Bandpässe im Wellenlängenbereich zwischen 400 nm und 700 nm kann die Filteranordnung einen mittleren Transmissionsgrad von höchstens 10 %, bevorzugt höchstens 1 %, weiter bevorzugt höchstens 0,1 % aufweisen.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform ist die spektrale Breite und spektrale Position von wenigstens einem der Bandpässe der Filteranordnung so gewählt, dass eine normierte Differenz zwischen dem molaren Extinktionskoeffizienten von oxygeniertem Hämoglobin ε_oxy und dem molaren Extinktionskoeffizienten von desoxygeniertem Hämoglobin ε_desoxy klein ist. D. h., dass dieser Bandpass so konfiguriert ist, dass oxygeniertes Hämoglobin und desoxygeniertes Hämoglobin innerhalb des Bandpasses ein im Wesentlichen isobestisches Verhalten aufweisen. Das bedeutet, dass das Absorptionsverhalten im Wesentlichen unabhängig ist von dem Verhältnis der Konzentrationen von oxygeniertem zu desoxygeniertem Hämoglobin. Wenn der Bandpass so konfiguriert ist, dass oxygeniertes Hämoglobin und desoxygeniertes Hämoglobin innerhalb des Bandpasses ein im Wesentlichen isobestisches Verhalten aufweisen, tragen die Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin gleich stark zum Absorptionsverhalten bei. Dementsprechend tragen auch beide Konzentrationen im Wesentlichen gleich stark zur Reflektivität innerhalb des Wellenlängenbereichs des Bandpasses bei. Daher kann aus dem Bildsignal, welches die Intensität von (reflektiertem) Licht dieses Bandpasses repräsentiert, unmittelbar auf die (ortsaufgelöste Verteilung der) Gesamtmenge/Konzentration von Blut (Summe aus oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin) geschlossen werden.
Als Kriterium für dieses im Wesentlichen isobestische Verhalten kann beispielsweise folgende Definition verwendet werden: $\frac{1}{L} \cdot \int_{Λ} \frac{ε_{o x y} (λ) - ε_{d e s o x y} (λ)}{0,5 \cdot (ε_{o x y} (λ) + ε_{d e s o x y} (λ))} d λ \leq 0,6$
wobei

Λ einen Wellenlängenbereich (z. B. den Wellenlängenbereich wenigstens der Bandpässe) repräsentiert,
L die spektrale Länge des Wellenlängenbereichs Λ repräsentiert,
ε_oxy den wellenlängenabhängigen molaren Extinktionskoeffizienten von oxygeniertem Hämoglobin repräsentiert und
ε_desoxy den wellenlängenabhängigen molaren Extinktionskoeffizienten von desoxygeniertem Hämoglobin repräsentiert.

Gemäß einer alternativen Definition von im Wesentlichen isobestischen Verhalten kann definiert sein, dass der Bandpass der Filteranordnung einen isobestischen Punkt für oxygeniertes und desoxygeniertes Hämoglobin umfasst und dabei insbesondere eine geringe spektrale Breite aufweist, z. B. höchstens 25 nm, bevorzugt höchstens 15 nm, weiter bevorzugt höchstens 10 nm.
Für die Bestimmung der räumlichen Verteilungen der Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin ist bevorzugt, dass wenigstens einer der Bandpässe der Filteranordnung so konfiguriert ist, dass der Unterschied zwischen dem molaren Extinktionskoeffizienten von oxygeniertem Hämoglobin und dem molaren Extinktionskoeffizienten von desoxygeniertem Hämoglobin groß ist. D. h., oxygeniertes Hämoglobin und desoxygeniertes Hämoglobin weisen ein nicht-isobestisches Verhalten auf. Zur Definition derjenigen Wellenlängenbereiche, in denen der Extinktionskoeffizient von oxygeniertem Hämoglobin und desoxygeniertem Hämoglobin große Unterschiede aufweist (nicht-isobestisches Verhalten), kann beispielsweise folgende Definition verwendet werden: $\frac{1}{L} \cdot \int_{Λ} \frac{ε_{o x y} (λ) - ε_{d e s o x y} (λ)}{0,5 \cdot (ε_{o x y} (λ) + ε_{d e s o x y} (λ))} d λ \geq 1,0$
wobei

Λ einen Wellenlängenbereich (z. B. den Wellenlängenbereich wenigstens eines der Bandpässe) repräsentiert,
L die spektrale Länge des Wellenlängenbereichs Λ repräsentiert,
ε_oxy den wellenlängenabhängigen molaren Extinktionskoeffizienten von oxygeniertem Hämoglobin repräsentiert und
ε_desoxy den wellenlängenabhängigen molaren Extinktionskoeffizienten von desoxygeniertem Hämoglobin repräsentiert.

Alternativ kann wenigstens einer der Bandpässe der Filteranordnung keinen isobestischen Punkt für oxygeniertes und desoxygeniertes Hämoglobin umfassen.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform kann die Filteranordnung genau einen Bandpass in wenigstens einem der Kanäle des ersten Bilddetektors aufweisen.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform weist die Filteranordnung in wenigstens einem der Kanäle des ersten Bilddetektors mehrere Bandpässe auf, die so konfiguriert sind, dass oxygeniertes Hämoglobin und desoxygeniertes Hämoglobin innerhalb der mehreren Bandpässe entweder im Wesentlichen isobestisches Verhalten oder nicht-isobestisches Verhalten aufweisen.
Neben ihrer spektralen Position und Breite können die Bandpässe hinsichtlich ihres Transmissionsgrades so konfiguriert sein, dass das auf den ersten Bilddetektor transmittierte Licht im Wesentlichen farbneutral ist. Farbneutralität kann beispielsweise wie folgt definiert sein: $\begin{matrix} \frac{\int_{S} T (\vec{r}) \cdot \vec{r} \cdot d r}{\int_{S} T (\vec{r}) \cdot d r} = \vec{R} mit \\ | \vec{W} - \vec{R} | \leq 0,2, \end{matrix}$
wobei

Koordinaten im Farbraum des CIE(1931)-Farbsystems repräsentiert,
T den Transmissionsgrad der Filteranordnung repräsentiert,
S die Spektralfarblinie im Farbraum des CIE(1931)-Farbsystems repräsentiert und
den Weißpunkt im Farbraum des CIE(1931)-Farbsystems repräsentiert.

Der Höchstbetrag zwischen dem Absolutwert der Differenz zwischen Weißpunkt $\vec{W}$
und dem Vektor $\vec{R}$
ist bevorzugt 0,1 oder 0,05.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform umfassen die Bandpässe keine Wellenlängenbereiche, in denen ein Bilddetektor für mehrere Kanäle eine signifikante Sensitivität aufweist. Beispielsweise umfassen Bandpässe nur solche Wellenlängen, an denen nur ein einziger Detektionsbereich eines Bilddetektors eine Sensitivität von wenigstens 10 % der maximalen Sensitivität des Bilddetektors, bevorzugt wenigstens 1 % der maximalen Sensitivität des Bilddetektors aufweist.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform umfasst das Detektionssystem ferner eine Beleuchtungsvorrichtung, welche dazu konfiguriert ist, Beleuchtungslicht zu erzeugen und auf den Objektbereich zu richten. Insbesondere kann die Beleuchtungsvorrichtung eine Breitbandlichtquelle umfassen, welche dazu konfiguriert ist, das Beleuchtungslicht in einem Wellenlängenbereich von 450 nm bis 650 nm, bevorzugt in einem Wellenlängenbereich von 400 nm bis 700 nm zu erzeugen. Dementsprechend wird der Objektbereich im Wesentlichen im gesamten sichtbaren Wellenlängenbereich belichtet.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform kann die Filteranordnung vollständig oder wenigstens teilweise in einem Strahlengang zwischen dem Objektbereich und der Beleuchtungsvorrichtung angeordnet sein.
Nachfolgend werden beispielhafte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung mit Bezug zu den beiliegenden Zeichnungen beschrieben:

1 zeigt eine schematische Darstellung eines Detektionssystems,
2 zeigt eine beispielhafte spektrale Konfiguration eines Bilddetektors und einer Filteranordnung des Detektionssystems der 1,
3 zeigt eine weitere beispielhafte spektrale Konfiguration des Bilddetektors und der Filteranordnung des Detektionssystems der 1,
4 zeigt eine schematische Darstellung eines weiteren Detektionssystems,
5 zeigt eine beispielhafte spektrale Konfiguration von Bilddetektoren und einer Filteranordnung des Detektionssystems der 4.

1 zeigt eine schematische Darstellung eines Detektionssystems 1. Das Detektionssystem 1 umfasst eine bilderzeugende Optik 3. Die bilderzeugende Optik 3 umfasst ein Objektiv 5 und weitere optische Elemente 7. Die bilderzeugende Optik 3 bildet einen ersten Strahlengang 9, welcher einen Objektbereich 11 auf einen ersten Bilddetektor 13 abbildet.
Im vorliegenden Beispiel ist das Detektionssystem 1 nach Art eines Stereomikroskops ausgebildet und umfasst daher einen weiteren Bilddetektor 15. In einem zweiten Strahlengang 17 bildet die bilderzeugende Optik 3 den Objektbereich 11 auf den weiteren Bilddetektor 15 ab.
Das Detektionssystem 1 umfasst ferner eine Filteranordnung 19, welche im vorliegenden Beispiel aus einem optischen Filter 21 besteht. Die Filteranordnung 19 kann jedoch mehrere Filter und weitere optische Elemente umfassen. Wie durch einen Pfeil 23 dargestellt, kann die Filteranordnung in den Strahlengängen 9 und 17 angeordnet werden (d. h. vor den Bilddetektoren 13 und 15) oder aus diesen herausbewegt werden. Im vorliegenden Beispiel ist die Filteranordnung 19 in den von der bilderzeugenden Optik 3 bereitgestellten Strahlengängen 9 und 17 angeordnet, d. h. die Filteranordnung 19 ist zwischen dem Objektbereich 11 und den Bilddetektoren 13, 15 angeordnet. Alternativ kann die Filteranordnung vollständig oder teilweise im Strahlengang zwischen dem Objektbereich 11 und einer Beleuchtungsvorrichtung 25 angeordnet sein.
Das Detektionssystem 1 umfasst ferner eine Steuerung 27, welche mit den Bilddetektoren 13, 15 verbunden ist und von diesen Bildsignale empfängt. Ferner ist die Steuerung 27 mit der Beleuchtungsvorrichtung 25 verbunden, um diese zu steuern. Die Steuerung 27 kann mit weiteren Elementen des Detektionssystems 1 verbunden sein, beispielsweise einem Anzeigesystem zur Darstellung der mittels des Detektionssystems gewonnenen Daten. Mittels des Anzeigesystems können Bilder dargestellt werden, die den Bildsignalen entsprechen, die mit den Bilddetektoren 13, 15 aufgenommen wurden. Ferner können beispielsweise in Überlagerung zu diesen Bildern weitere Informationen dargestellt werden, die aus den Bildsignalen bestimmt werden.
Beispielsweise kann in Überlagerung zu den von den Bilddetektoren 13, 15 aufgenommenen Bildern eine ortsaufgelöste Verteilung der Konzentration von oxygeniertem Hämoglobin und/oder eine ortsaufgelöste Verteilung der Konzentration von desoxygeniertem Hämoglobin von Gewebe, das sich in dem Objektbereich 11 befindet, dargestellt werden. Die Steuerung 27 ist zu diesem Zweck dazu konfiguriert, aus den Bildsignalen der Bilddetektoren 13, 15 diese ortsaufgelösten Verteilungen der Konzentrationen von oxygeniertem Hämoglobin und desoxygeniertem Hämoglobin des in dem Objektbereich 11 befindlichen Gewebes zu bestimmen.
2 zeigt eine beispielhafte spektrale Konfiguration des Detektionssystems 1. Ein Diagramm 31 zeigt die Sensitivität des ersten Bilddetektors 13 in Abhängigkeit der Wellenlänge. Die Sensitivität ist ein Maß für die Effektivität, mit der in den ersten Bilddetektor eintretendes Licht einer bestimmten Wellenlänge detektiert und in ein Signal umgewandelt wird. Der erste Bilddetektor 13 ist dazu konfiguriert, Licht mehrerer verschiedener Kanäle zu detektierten und für jeden Kanal ein Bildsignal zu erzeugen. Im Diagramm 31 sind drei Kanäle des ersten Bilddetektors 13 durch die Kurven 33, 35 und 37 dargestellt. Der durch die Kurve 33 repräsentierte Kanal umfasst im Wesentlichen den blauen Spektralbereich, der durch die Kurve 35 dargestellte Kanal umfasst im Wesentlichen den grünen Spektralbereich und der durch die Kurve 37 dargestellte Kanal umfasst im Wesentlichen den roten Spektralbereich. Dementsprechend ist der erste Bilddetektor als RGB-Kamera ausgebildet.
Um die verschiedenen Kanäle bzw. mehrere Bildsignale für verschiedene Kanäle bereitstellen zu können, umfasst der erste Bilddetektor beispielsweise eine Filtermatrix. Die Filtermatrix besteht aus einer regelmäßigen Anordnung räumlich getrennter Filterelemente, wobei im vorliegenden Beispiel drei verschiedene Filterelemente vorgesehen sind, deren Transmissionsgrad so konfiguriert ist, dass sich die Sensitivität gemäß den dargestellten Kurven 33, 35 und 37 ergibt. Es existieren diverse Techniken, um mehrere verschiedene, sich spektral höchstens teilweise überlappende Kanäle bereitzustellen.
Das Diagramm 41 zeigt den molaren Extinktionskoeffizient von oxygeniertem Hämoglobin (HbO2) und desoxygeniertem Hämoglobin (Hb) in Abhängigkeit der Wellenlänge. Der molare Extinktionskoeffizienten ε ist in logarithmischer Darstellung gezeigt.
Wie in dem Diagramm 41 dargestellt, unterscheidet sich der molare Extinktionskoeffizient von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin. An mehreren Punkten, den sogenannten isobestischen Punkten, weist der molare Extinktionskoeffizient von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin jedoch denselben Wert auf. Der isobestische Punkt bezeichnet daher diejenigen Wellenlängen, an denen der molare Extinktionskoeffizient von oxygeniertem Hämoglobin und desoxygeniertem Hämoglobin gleich sind. Die isobestischen Punkte für oxygeniertes und desoxygeniertes Hämoglobin liegen bei etwa 390 nm, 420 nm, 450 nm, 500 nm, 520 nm, 550 nm, 590 nm und 800 nm. Ein Wellenlängenbereich, in welchem die über den Wellenlängenbereich integrierte Differenz der molaren Extinktionskoeffizienten von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin gegenüber dem Mittelwert der Extinktionskoeffizienten klein ist, kann ebenfalls als Wellenlängenbereich mit isobestischem Verhalten betrachtet werden. D. h. an dem isobestischen Punkt bzw. in einem Wellenlängenbereich mit isobestischem Verhalten ist die Reflektivität von dem Verhältnis der Konzentrationen von oxygeniertem Hämoglobin und desoxygeniertem Hämoglobin näherungsweise unabhängig. Daher kann die Gesamtmenge von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin am isobestischen Punkt bzw. in Wellenlängenbereichen mit isobestischem Verhalten einfach aus der Intensität des reflektierten Lichts bestimmt werden, da die Reflektivität nicht von dem Verhältnis der Konzentrationen von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin abhängig ist.
Das Diagramm 51 zeigt den wellenlängenabhängigen Transmissionsgrad der Filteranordnung 19 bzw. des Filters 21. Das Diagramm 51 ist eine idealisierte Darstellung des Transmissionsgrades. Die Filteranordnung 19 weist mehrere nicht überlappende Bandpässe 53 auf, deren spektrale Breite deutlich geringer ist als die spektrale Breite der Kanäle (Kurven 33, 35, 37). Jeder Kanal (Kurven 33, 35, 37) enthält einen (einzigen) Bandpass 53. Durch diese Konfiguration gibt der erste Bilddetektor 13 drei Bildsignale aus, von denen jedes die Intensität von auf den Bilddetektor 13 treffenden Lichts eines der Bandpässe 53 repräsentiert (ein Bildsignal je Kanal). Durch diese Konfiguration können daher Bilder von drei schmalen Spektralbereichen detektiert werden, die den Bandpässen 53 entsprechen.
Ein Bandpass 55 der Bandpässe 53 ist so konfiguriert, d. h. in seiner spektralen Breite und Position so ausgebildet, dass der Bandpass 55 im Blau-Kanal einer RGB-Farbkamera liegt und zudem ein Wellenlängenbereich mit isobestischem Verhalten ist, insbesondere einen isobestischen Punkt umfasst. Im vorliegenden Beispiel umfasst der Bandpass 55 den isobestischen Punkt bei ca. 450 nm und ist ca. 15 nm breit. Der Bandpass 57 der Bandpässe 53 ist in dem Grün-Kanal der RGB-Farbkamera enthalten und ist ferner so konfiguriert, dass er ebenfalls ein Wellenlängenbereich mit isobestischem Verhalten ist. Im vorliegenden Beispiel umfasst der Bandpass 57 einen isobestischen Punkt bei 550 nm. Der Bandpass 59 ist so konfiguriert, dass er in dem Rot-Kanal der RGB-Farbbildkamera enthalten ist und ein Wellenlängenbereich mit nicht-isobestischem Verhalten ist. D. h., innerhalb des Bandpasses 59 unterscheiden sich der molare Extinktionskoeffizient von oxygeniertem Hämoglobin (HbO2) und der molare Extinktionskoeffizient von desoxygeniertem Hämoglobin (Hb) voneinander wesentlich.
Auf Grundlage der von dem ersten Bilddetektor 13 erzeugten Bildsignale kann die Steuerung 27 anschließend die ortsaufgelöste Verteilung der Konzentration von oxygeniertem Hämoglobin und die ortsaufgelöste Verteilung der Konzentration von desoxygeniertem Hämoglobin bestimmen.
3 zeigt eine weitere spektrale Konfiguration des Detektionssystems aus 1. Der erste Bilddetektor 13 weist dieselbe spektrale Konfiguration auf wie in Zusammenhang mit 2 erläutert. Jedoch unterscheidet sich die spektrale Konfiguration 60 der Filteranordnung 19 von der der 2.
Innerhalb eines Kanals des ersten Bilddetektors 13 (dem Blau-Kanal, Kurve 33 im Diagramm 31) weist die Filteranordnung mehrere Bandpässe auf, nämlich die Bandpässe 61 und 63. Die beiden Bandpässe 61 und 63 der Filteranordnung 19 sind Wellenlängenbereiche mit isobestischem Verhalten für oxygeniertes Hämoglobin und desoxygeniertes Hämoglobin. Jeder der beiden Bandpässe 61 und 63 umfasst einen isobestischen Punkt. Im vorliegenden Beispiel umfasst der Bandpass 61 einen isobestischen Punkt um 420 nm und der Bandpass 63 umfasst einen isobestischen Punkt um 450 nm.
Innerhalb eines anderen Kanals des ersten Bilddetektors 13 (dem Rot-Kanals, Kurve 37) weist die Filteranordnung 19 zwei Bandpässe auf, nämlich den Bandpass 65 und den Bandpass 67. Die Bandpässe 65 und 67 sind jeweils Wellenlängenbereiche mit nicht-isobestischem Verhalten für oxygeniertes Hämoglobin und desoxygeniertes Hämoglobin.
Am Beispiel des Bandpasses 69, welcher innerhalb des Grün-Kanals des ersten Bilddetektors 13 liegt (Kurve 35), wird ein weiteres Merkmal beschrieben, das für einzelne oder alle Bandpässe gelten kann. Innerhalb des Bandpasses 69 weist ausschließlich der (Detektionsbereich für den) Rot-Kanal (Kurve 35) eine signifikante Sensitivität auf, wohingegen die Sensitivität der (Detektionsbereiche für den) Blau-Kanal (Kurve 33) und Rot-Kanal (Kurve 37) im Verhältnis dazu klein ist. Der Bandpass 69 liegt daher im Wesentlichen ausschließlich innerhalb eines einzigen der mehreren Kanäle des ersten Bilddetektors 13. Mit anderen Worten ist der Bandpass 69 nicht in denjenigen Wellenlängenbereichen, in denen die Sensitivität mehrerer Kanäle größer als ein bestimmter Schwellwert ist. Der Schwellwert kann beispielsweise 20 %, 10 % oder 5 % der maximalen Sensitivität der Kanäle sein.
4 zeigt eine weitere beispielhafte Konfiguration eines Detektionssystems 101. Komponenten des Detektionssystems 101, die denen des vorangehend beschriebenen Detektionssystems 1 entsprechen, werden mit denselben Bezugszeichen bezeichnet und auf deren Beschreibung wird verwiesen.
Die Optik 3 des Detektionssystems 101 umfasst ebenfalls ein Objektiv 5 und weitere optische Elemente 7, die in Zusammenwirkung die Strahlengänge 9 und 17 erzeugen, die den Objektbereich 11 auf einen ersten Bilddetektor 13 abbilden. Die Optik 3 umfasst ferner (in jedem Stereokanal) einen Strahlteiler, welcher einen Teil des Strahlengangs 9 bzw. 17 auf einen zweiten Bilddetektor 105 ausgibt. Der Strahlteiler 103 kann beispielsweise ein dichroitischer oder polychroitischer Strahlteiler sein. Hierdurch wird der Objektbereich 11 durch die Optik 3 auch auf den zweiten Bilddetektor 105 abgebildet. Die Steuerung 27 ist mit dem zweiten Bilddetektor 105 verbunden und empfängt von diesem wenigstens ein Bildsignal. Der zweite Bilddetektor 105 kann als monochromatischer Sensor oder, wie der erste Bilddetektor, als Bilddetektor mit mehreren Kanälen ausgebildet sein.
Die Steuerung 27 kann die von dem zweiten Bilddetektor 105 ausgegebenen Bildsignale zur genaueren Berechnung der räumlichen Verteilung der Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin verwenden.
Die Filteranordnung umfasst im gezeigten Beispiel ein erstes optisches Filter 107, welches im Strahlengang zwischen dem Objektbereich 11 und dem ersten Bilddetektor 13 angeordnet ist, und ein zweites optisches Filter 109, welches im Strahlengang zwischen dem Objektbereich 11 und dem zweiten Bilddetektor 105 angeordnet ist. Alternativ zu der Konfiguration mit den zwei Filtern 107 und 109 je Stereokanal kann auch ein einziges optisches Filter verwendet werden, welches zwischen dem Objektbereich 11 und dem Strahlteiler 103 angeordnet ist.
Die spektrale Konfiguration des Detektionssystems aus 4 ist in 5 dargestellt.
Das Diagramm 131 zeigt die wellenlängenabhängige Sensitivität der mehreren Kanäle (Kurven 33, 35 und 37 des ersten Bilddetektors 13 sowie die wellenlängenabhängige Sensitivität des zweiten Bilddetektors 105, der in diesem Beispiel lediglich einen einzigen Kanal (Kurve 133) aufweist). Der zweite Bilddetektor 105 ist dementsprechend im nahen Infrarotbereich sensitiv.
Das Diagramm 41 zeigt wie vorangehend den wellenlängenabhängigen molaren Extinktionskoeffizient von oxygeniertem Hämoglobin (HbO2) und desoxygeniertem Hämoglobin (Hb).
Das Diagramm 151 zeigt die spektrale Konfiguration der Filteranordnung bzw. des ersten Filters 107 und des zweiten Filters 109. Der erste Filter 107 weist die Bandpässe 53 auf und der zweite Filter 109 weist einen einzigen Bandpass 153 auf. Außerhalb der Bandpässe 53 weist das erste Filter 107 einen geringen Transmissionsgrad auf. Dies bezieht sich auf denjenigen Wellenlängenbereich, in welchem der erste Bilddetektor in einem beliebigen Kanal eine gewisse Mindestsensitivität (beispielsweise wenigstens 10 % der maximalen Sensitivität) aufweist. Da der erste Bilddetektor 13 im Wellenlängenbereich oberhalb von etwa 710 nm eine nicht signifikante Sensitivität aufweist, ist auch die spektrale Konfiguration des ersten Filters 107 in diesem Wellenlängenbereich ab 710 nm unwesentlich.
Das zweite optische Filter 109 weist den Bandpass 153 auf. Außerhalb des Bandpasses 153 weist das zweite Filter 109 einen geringen Transmissionsgrad auf, wobei sich dies lediglich auf denjenigen Wellenlängenbereich bezieht, in welchem der zweite Bilddetektor 105 eine signifikante Sensitivität (Kurve 133) aufweist. Im vorliegenden Beispiel weist das zweite Filter 109 im Wellenlängenbereich von etwa 680 nm bis über 850 nm außerhalb des Bandpasses 153 einen geringen Transmissionsgrad auf.
Der Strahlteiler 103 ist für diese Ausführungsform zweckmäßigerweise als dichroitischer Strahlteiler ausgebildet, welcher dazu konfiguriert ist, Licht mit einer Wellenlänge, die größer als eine erste Grenzwellenlänge ist, auf den zweiten Bilddetektor 105 zu richten und Licht mit einer Wellenlänge, die kleiner als die Grenzwellenlänge ist, auf den ersten Bilddetektor 13 zu richten, wobei die Grenzwellenlänge zwischen dem Bandpass 53 mit der höchsten Wellenlänge und dem Bandpass 153, also beispielsweise im Wellenlängenbereich zwischen 660 nm und 710 nm liegt.
Wie in 4 dargestellt, ist das Detektionssystem 101 nach Art eines StereoMikroskops aufgebaut. Dabei kann jeder der beiden Stereokanäle eine unterschiedliche spektrale Konfiguration aufweisen, um die Genauigkeit der Messung weiter zu erhöhen. Insbesondere können die Bandpässe 53, 153 im linken und rechten Stereokanal zueinander spektral verschoben sein.

Claims

Detektionssystem (1; 101) zur Bestimmung einer ortaufgelösten Verteilung der Konzentration von oxygeniertem und desoxygeniertem Hämoglobin in einem Gewebe in einem Objektbereich (11), umfassend: einen ersten Bilddetektor (13), welcher dazu konfiguriert ist, für jeden von mehreren ersten Kanälen (33, 35, 37), die einander höchstens teilweise überlappen, ein erstes Bildsignal zu erzeugen, das die in den ersten Bilddetektor (13) eingegebene Intensität von Licht des zugeordneten ersten Kanals repräsentiert; eine vor dem ersten Bilddetektor (13) anordenbare Filteranordnung (19; 107, 109) mit mehreren einander nicht überlappenden Bandpässen (53; 153), wobei in jedem der ersten Kanäle (33, 35, 37) wenigstens einer der Bandpässe (53; 153) enthalten ist; eine bilderzeugende Optik (3), welche dazu konfiguriert ist, den Objektbereich (11) auf den ersten Bilddetektor (13) abzubilden; und eine Steuerung (27), welche dazu konfiguriert ist, basierend auf den Bildsignalen des ersten Bilddetektors (13) eine ortaufgelöste Verteilung der Konzentration von oxygeniertem Hämoglobin und/oder eine ortaufgelöste Verteilung der Konzentration von desoxygeniertem Hämoglobin zu bestimmen.
Detektionssystem (101) nach Anspruch 1, ferner umfassend: einen zweiten Bilddetektor (105), welcher dazu konfiguriert ist, ein Bildsignal zu erzeugen, das die in den zweiten Bilddetektor (105) eingegebene Intensität von Licht eines zweiten Kanals (133) repräsentiert; wobei in dem zweiten Kanal (133) wenigstens einer der Bandpässe (153) enthalten ist; wobei die bilderzeugende Optik (3) ferner einen Strahlteiler (103) umfasst, welcher von dem Objektbereich (11) kommendes Licht teilweise zu dem ersten Bilddetektor (13) und teilweise zu dem zweiten Bilddetektor (105) ausgibt, und wobei die bilderzeugende Optik (3) ferner dazu konfiguriert ist, den Objektbereich (11) auf den zweiten Bilddetektor (105) abzubilden; und wobei die Steuerung (27) ferner dazu konfiguriert ist, die ortsaufgelöste Verteilung der Konzentration von oxygeniertem und/oder desoxygeniertem Hämoglobin ferner basierend auf dem Bildsignal des zweiten Bilddetektors (105) zu bestimmen.
Detektionssystem (1; 101) nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Bandpässe (53; 153) der Filteranordnung (19; 107, 109) eine spektrale Breite von wenigstens 5 nm und höchstens 50 nm aufweisen, bevorzugt wenigstens 10 nm und höchstens 25 nm aufweisen, weiter bevorzugt höchstens 15 nm aufweisen; und/oder wobei das Verhältnis zwischen der spektralen Breite eines der Bandpässe (53; 153) und der spektralen Breite des den Bandpass enthaltenden Kanals (33, 35, 37; 133) höchstens 1:5, bevorzugt höchstens 1:10, weiter bevorzugt höchstens 1:15 beträgt; und/oder wobei die Filteranordnung (19; 107, 109) innerhalb der Bandpässe (53; 153) einen mittleren Transmissionsgrad von wenigstens 50 %, bevorzugt wenigstens 80 %, weiter bevorzugt wenigstens 90 %, noch weiter bevorzugt wenigstens 99 % aufweist; und/oder wobei die Filteranordnung (19; 107, 109) im Wellenlängenbereich von 400 nm bis 700 nm außerhalb der Bandpässe (53; 153) einen mittleren Transmissionsgrad von höchstens 10 %, bevorzugt höchstens 1 %, weiter bevorzugt höchstens 0,1 % aufweist.
Detektionssystem (1; 101) nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei für wenigstens einen ersten Bandpass (55, 57) der Bandpässe (55, 57, 59) gilt: $\frac{1}{L^{I}} \cdot \int_{Λ^{I}} \frac{ε_{o x y} (λ) - ε_{d e s o x y} (λ)}{0,5 \cdot (ε_{o x y} (λ) + ε_{d e s o x y} (λ))} d λ \leq 0,6$
wobei Λ^I den jeweiligen Wellenlängenbereich des wenigstens einen ersten Bandpasses (55, 57) repräsentiert, L^I die spektrale Länge des Wellenlängenbereichs Λ^I repräsentiert, ε_oxy den wellenlängenabhängigen molaren Extinktionskoeffizient von oxygeniertem Hämoglobin (HbO2) repräsentiert und ε_desoxy den wellenlängenabhängigen molaren Extinktionskoeffizient von desoxygeniertem Hämoglobin (Hb) repräsentiert.
Detektionssystem (1; 101) nach Anspruch 4, wobei wenigstens ein Bandpass (55, 57) der Bandpässe (55, 57, 59) der Filteranordnung einen isobestischen Punkt für oxygeniertes und desoxygeniertes Hämoglobin umfasst.
Detektionssystem (1; 101) nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei für wenigstens einen zweiten Bandpass (59) der Bandpässe (55,57, 59) gilt: $\frac{1}{L^{N I}} \cdot \int_{Λ^{N I}} \frac{ε_{o x y} (λ) - ε_{d e s o x y} (λ)}{0,5 \cdot (ε_{o x y} (λ) + ε_{d e s o x y} (λ))} d λ \geq 1,0$
wobei Λ^NI den jeweiligen Wellenlängenbereich des wenigstens einen zweiten Bandpasses (59) repräsentiert, L^NI die spektrale Länge des Wellenlängenbereichs Λ^NI repräsentiert, ε_oxy den wellenlängenabhängigen molaren Extinktionskoeffizient von oxygeniertem Hämoglobin (HbO2) repräsentiert und ε_desoxy den wellenlängenabhängigen molaren Extinktionskoeffizient von desoxygeniertem Hämoglobin (Hb) repräsentiert.
Detektionssystem (1; 101) nach Anspruch 6, wobei wenigstens ein Bandpass (59) der Bandpässe (55, 57, 59) der Filteranordnung keinen isobestischen Punkt für oxygeniertes und desoxygeniertes Hämoglobin umfasst.
Detektionssystem (1; 101) nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei die Filteranordnung in wenigstens einem Kanal (33) der Kanäle (33, 35, 37) mehrere erste Bandpässe (61, 63) aufweist, in denen jeweils gilt: $\frac{1}{L^{I}} \cdot \int_{Λ^{I}} \frac{ε_{o x y} (λ) - ε_{d e s o x y} (λ)}{0,5 \cdot (ε_{o x y} (λ) + ε_{d e s o x y} (λ))} d λ \leq 0,6$
wobei Λ^I den jeweiligen Wellenlängenbereich der ersten Bandpässe (61, 63) repräsentiert, L^I die spektrale Länge des jeweiligen Wellenlängenbereichs Λ^I repräsentiert, ε_oxy den wellenlängenabhängigen molaren Extinktionskoeffizient von oxygeniertem Hämoglobin (HbO2) repräsentiert und s_desoxy den wellenlängenabhängigen molaren Extinktionskoeffizient von desoxygeniertem Hämoglobin (Hb) repräsentiert.
Detektionssystem (1; 101) nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei die Filteranordnung in wenigstens einem Kanal (37) der Kanäle (33, 35, 37) mehrere zweite Bandpässe (65, 67) aufweist, in denen jeweils gilt: $\frac{1}{L^{N I}} \cdot \int_{Λ^{N I}} \frac{ε_{o x y} (λ) - ε_{d e s o x y} (λ)}{0,5 \cdot (ε_{o x y} (λ) + ε_{d e s o x y} (λ))} d λ \geq 1,0$
wobei Λ^NI den jeweiligen Wellenlängenbereich der zweiten Bandpässe (65, 67) repräsentiert, L^NI die spektrale Länge des jeweiligen Wellenlängenbereichs Λ^NI repräsentiert, ε_oxy den wellenlängenabhängigen molaren Extinktionskoeffizient von oxygeniertem Hämoglobin (HbO2) repräsentiert und ε_desoxy den wellenlängenabhängigen molaren Extinktionskoeffizient von desoxygeniertem Hämoglobin (Hb) repräsentiert.
Detektionssystem (1; 101) nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei der erste Bilddetektor (13) eine wellenlängenabhängige Sensitivität aufweist, wobei die Sensitivität innerhalb eines jeden ersten Kanals wenigstens 10 % der maximalen Sensitivität in diesem Kanal beträgt.
Detektionssystem (1; 101) nach einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei einer der ersten Kanäle (33) einen Wellenlängenbereich von 400 nm bis 530 nm umfasst, wobei ein weiterer der ersten Kanäle (35) einen Wellenlängenbereich von 460 nm bis 600 nm umfasst, wobei noch ein weiterer der ersten Kanäle (37) einen Wellenlängenbereich von 570 nm bis 700 nm umfasst.
Detektionssystem (1; 101) nach einem der Ansprüche 1 bis 11, wobei gilt: $\begin{matrix} \frac{\int_{S} T (\vec{r}) \cdot \vec{r} \cdot d r}{\int_{S} T (\vec{r}) \cdot d r} = \vec{R} mit \\ | \vec{W} - \vec{R} | \leq 0,2, \end{matrix}$
wobei
Koordinaten im Farbraum des CIE(1931)-Farbsystems repräsentiert, T den Transmissionsgrad der Filteranordnung repräsentiert, S die Spektralfarblinie im Farbraum des CIE(1931)-Farbsystems repräsentiert und
den Weißpunkt im Farbraum des CIE(1931)-Farbsystems repräsentiert.
Detektionssystem nach einem der Ansprüche 1 bis 12, wobei der erste Bilddetektor einen dichroitischen Strahlteiler umfasst, welcher dazu konfiguriert ist, Licht nach den Kanälen räumlich zu trennen, oder wobei der erste Bilddetektor eine Filtermatrix umfasst, welche dazu konfiguriert ist, Licht nach den Kanälen der RGB-Farbbildkamera räumlich zu trennen.
Detektionssystem (1; 101) nach einem der Ansprüche 1 bis 13, ferner umfassend: eine Beleuchtungsvorrichtung (25), welche dazu konfiguriert ist, Beleuchtungslicht zu erzeugen und auf den Objektbereich (11) zu richten; wobei die Beleuchtungsvorrichtung (25) eine Breitbandlichtquelle umfasst, welche dazu konfiguriert ist, das Beleuchtungslicht in einem Wellenlängenbereich von 450 nm bis 650 nm, bevorzugt in einem Wellenlängenbereich von 400 nm bis 700 nm zu erzeugen.
Detektionssystem (1; 101) nach Anspruch 14, wobei die Filteranordnung in einem Strahlengang zwischen dem Objektbereich (11) und der Beleuchtungsvorrichtung (25) angeordnet ist.