DE69332244T2

DE69332244T2 - Verwendung eines farbstoffs zur herstellung eines agens zur bilddarstellung von kompakten tumoren und kombination eines farbstoffs mit einem apparat zur bilddarstellung von kompakten tumoren, des kortex und der nervenbahnen

Info

Publication number: DE69332244T2
Application number: DE69332244T
Authority: DE
Inventors: M. Haglund; Daryl Hochman
Original assignee: University of Washington
Current assignee: University of Washington
Priority date: 1992-06-08
Filing date: 1993-06-07
Publication date: 2003-12-04
Anticipated expiration: 2013-06-08
Also published as: EP0644737A1; AU5227896A; WO1993025141A1; CA2136634C; EP0644737A4; AU666569B2; AU4532493A; US5438989A; JP2004255180A; AU695898B2; ATE222725T1; EP0644737B1; ES2184742T3; JP3848329B2; CA2136634A1; DE69332244D1; JPH07507472A

Description

TECHNISCHES GEBIET DER ERFINDUNG

Die Erfindung betrifft die Verwendung eines Farbstoffs zum Herstellens eines Mittels zur Gewebebilderzeugung, und sie betrifft eine Kombination aus einem Bilderzeugungsgerät und einer Einrichtung zum Spritzen eines Farbstoffs. Insbesondere betrifft die Erfindung die Echtzeiterfassung kompakten Tumorgewebes zuzüglich der Fähigkeit, Tumorgewebe zu klassifizieren und zu charakterisieren.

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Ein Hauptziel neurologischer Chirurgie ist die vollständige Beseitigung anormalen oder pathologischen Gewebes, während normale Gebiete ausgespart bleiben. Demgemäß versucht der Neurochirurg, Grenzen pathologischen oder funktionsgestörten Gewebes zu erkennen und benachbarte Gebiete des Cortex, die wichtigen Funktionen dienen, wie Sprach-, Motorik- und Sensorikgebiete, abzubilden, damit pathologisches/funktionsgestörtes Gewebe entfernt wird, ohne dass funktionierende Gebiete entfernt werden.
Auftrittshäufigkeiten primärer Intrakranial-Hirntumore liegen im Bereich von 50-150 Fällen pro Million der Bevölkerung oder ungefähr 18000 Fällen pro Jahr (Berens et al., 1990). Ungefähr die Hälfte der Hirntumore ist bösartig. Das Auftreten bösartiger Hirntumore in Erwachsenen herrscht im Altersbereich von 40-45 Jahren vor, während das Auftreten eher gutartige Tumoren einen Spitzenwert bei einem Alter von nahe 35 Jahren zeigt. Eine Hauptmaßnahme zum Behandeln derartiger Tumore ist chirurgisches Entfernen. Viele Untersuchungen haben gezeigt, dass dann, wenn mehr der Gesamtmenge des Tumorgewebes entfernt wird, der klinische Ausgang besser ist. Für Tumorresektionen, die im Wesentlichen Gesamtresektionen sind, ist die 5-Jahr-Überlebensrate im Vergleich zu einer subtotalen Resektion verdoppelt. Sowohl die Überlebensdauer als auch der Unabhängigkeitsstatus eines Patienten werden verlängert, wenn das Ausmaß der Resektion bei bösartigen Gliomen maximiert wird. Aktuelle intraoperative Techniken sorgen für keine schnelle Unterscheidung von Tumorgewebe von normalem Hirngewebe, insbesondere dann, wenn einmal die Resektion des Tumors begonnen hat. Die Entwicklung von Techniken, die es ermöglichen, Tumorgewebe intraoperativ zu erkennen, können zu einer Maximierung des Grads der Tumorresektion und zu einer Lebensverlängerung führen.
Von den 500000 Patienten, die gemäß den Vorhersagen in den Vereinigten Staaten pro Jahr an einem Krebs des Körpersystems sterben, ist zu vermuten, dass ungefähr 25%, oder über 125000, Intrakranial-Metastasen aufweisen. Das Hauptaugenmerk bei Chirurgie in dieser Gruppe gilt für solche Patienten mit Einzelläsionen, die nicht unter weit ausgedehntem oder fortschreitendem Krebs leiden. Diese Gruppe repräsentiert ungefähr 20-25% der Patienten mit Metastasen (30000), jedoch ist die tatsächliche Anzahl von Patienten, die gute Kandidaten für eine Operation sind, geringfügig kleiner. Von den eine Operation erfahrenden Patienten zeigt die eine Hälfte ein lokales Wiederauftreten ihres Tumors an der Operationsstelle, während die andere Hälfte einen Tumor an anderer Stelle entwickelt. Die Tatsache, dass ungefähr 50% der Operationen an der Operationsstelle fehlschlagen, bedeutet, dass das Ereignis eines örtlichen Wiederauftretens möglicherweise gesenkt werden könnte, wenn verbesserte Möglichkeiten bestünden, so viel Tumor wie möglich dadurch, zu beseitigen, dass Tumorränder während der Tumorbeseitigung erfasst und lokalisiert werden.
Demgemäß ist, sowohl für Primär- als auch für Metastasetumoren, der Ausgang umso besser und das Überleben umso länger, je mehr Tumorgewebe entfernt wird. Ferner wird auch durch Maximieren des Ausmaßes der Resektion die Länge eines Überlebens mit guten Funktionen und guter Qualität erhöht.
Die meisten aktuellen Tumor-Bilderzeugungstechniken werden vor einer Operation ausgeführt, um Information über eine Tumorstelle zu liefern. Zu vor einer Operation ausgeführten Bilderzeugungsverfahren gehören Kernspinresonanz (KSR) und Computertomographie (CT), Im Operationsraum können nur intraoperativ arbeitende Ultraschall- und Stereotaxiesysteme Information zum Ort von Tumoren liefern. Ultraschall zeigt den Ort des Tumors aus den von der Oberfläche, liefert jedoch keine Information dazu, wie der Chirurg, wenn die Operation einmal begonnen hat, eine Zerstörung wichtigen Funktionsgewebes verhindern kann, während ein maximales Entfernen des Tumorgewebes möglich ist. Stereotaktische Systeme waren, in Verbindung mit fortschrittlichen Bilderzeugungstechniken (in einigen wenigen ausgewählten Klinken) dazu fähig, Tumorränder auf Grundlage voroperativer CT- oder KSR- Scanverfahren zu lokalisieren. Jedoch haben Untersuchungen (Kelly, 1990) gezeigt, dass sich ein tatsächlicher Tumor 2- 3 cm über die Stelle hinaus erstreckt, an der sich der bildverstärkte, mutmaßliche Tumor in voroperativen Bildern befindet. Daher besteht das einzige aktuell zuverlässige Verfahren zum Bestimmen des Orts von Tumoren im Ausgeben von Biopsien während der Operation (d. h. mehrfache histologische Randerfassung), wobei auf die Ergebnisse einer mikroskopischen Untersuchung gefrorener Schnitt zu warten ist. Es ist nicht nur nicht ratsam, dauernd Unterbrechungen bei einer Operation einzulegen, sondern derartige Biopsien sind auch, bestenfalls, eine Abschätztechnik, und sie unterliegen Erfassungsfehlern und fehlerhaften Ablesewerten im Vergleich zu dauerhaften Gewebeschnitten, die ungefähr eine Woche später verfügbar sind. Demgemäß stützt sich ein Chirurg häufig auf eine Abschätztechnik als Führung, wenn der Ausgang der Patientenoperation von aggressivem Entfernen von Tumorgewebe abhängt. Chirurgen müssen häufig schwierige Entscheidungen zwischen aggressivem Entfernen von Gewebe und einer Zerstörung umgebenden funktionierenden Gewebes treffen, und sie erfahren den tatsächlichen Ausgang ihrer Vorgehensweise unter Umständen erst eine Woche später, wobei eine zusätzliche operative Prozedur erforderlich werden kann.
Mehrfache histologische Randerfassung leidet unter mehreren Nachteilen. Erstens handelt es sich um eine zeitaufwändige Prozedur, die zu einer Operationsprozedur, wenn sich der Patient unter Anästhesie befindet, ungefähr 30 bis 90 Minuten (abhängig von der Anzahl erfasster Proben) hinzufügen kann. Zweitens ist diese Prozedur für Fehler anfällig, da ein Pathologe Proben innerhalb kurzer Reihenfolge erstellen und auswerten muss. Drittens gilt es als sicher, dass eine Randerfassung nicht alle einen Primärtumor umgebenden Bereiche korrekt bewertet, da einige Resttumorgebiet auf Grund eines Probennahmefehlers übersehen werden können. Viertens ist die erhöhte Zeit zur Randerfassung teuer, da die Operationsraumzeit-Kosten hoch sind, was zu erhöhten medizinischen Gesamtkosten führt. Darüber hinaus erhöht eine verlängerte Operationsraumzeit die Möglichkeit einer Infektion des Patienten.
Zu anderen Techniken, die dazu entwickelt wurden, die visuelle Bilderzeugung kompakter Tumormassen während einer Chirurgie zu verbessern, gehört das Bestimmender Form sichtbarer Lumineszenzspektren normalen und krebsigen Gewebes. Gemäß dem US-Patent 4,930,516 existiert in Krebsgewebe für verschiedene Lumineszenzintensität-Spitzenwerte eine Verschiebung nach blau im Vergleich zu normalem Gewebe. Zu diesem Verfahren gehört es, Gewebe mit einem Strahl ultravioletten (UV) Lichts anzuregen und die vom Gewebe emittierte sichtbare, native Lumineszenz mit einem historischen Kontrollwert für denselben Gewebetyp zu vergleichen. Eine derartige Prozedur ist mit Schwierigkeiten beladen, da für den Gebrauch durch einen Chirurgen keine räumliche Abbildung des Tumororts in Echtzeit geliefert wird. Darüber hinaus kann die Verwendung von UV-Licht als Anregungswellenlänge zu fotodynamischen Änderungen normaler Zellen führen, sie ist zur Verwendung in einem Operationsraum gefährlich, und sie dringt nur oberflächlich in Gewebe ein und erfordert optische Quarzkomponenten an Stelle von Glas.
Daher existiert in der Technik Bedarf an einer umfassenderen und schnelleren Technik sowie einer Vorrichtung zum Unterstützen einer Technik zum Lokalisieren der Orte kompakter Tumore und zum Abbilden genauer Tumorränder in einem Echtzeitmodus während einer Operation. Eine derartige Vorrichtung und ein derartiges Verfahren könnten ferner zur billigen Bewertung jedes kompakten Tumors (z. B. bei der Brustmammografie) durch eine nichtinvasive Prozedur von Nutzen sein, und mit ihnen könnten die Tumore klassifiziert und charakterisiert werden.
Es besteht auch Bedarf, während neurochirurgischer Prozeduren ein Bild der Gehirnfunktion zu erzeugen. Zum Beispiel ist ein Typ einer neurochirurgischen Prozedur, das auch diese Prinzipien beispielhaft zeigt, die chirurgische Behandlung hartnäckiger Epilepsie (d. h. einer Epilepsie, die nicht durch Medikamente kontrolliert werden kann). Derzeit werden Elektroenzephalografie(EEG)- und Elektrokortikografie(ECoG)- Techniken vor und während einer Operation verwendet, um Gebiete anormaler Gehirnaktivität, wie Epilepsie-Herden, zu identifizieren. Diese Messungen sorgen für eine direkte Messung der elektrischen Aktivität des Gehirns.
Zu intraoperativen EEG-Techniken gehört das Platzieren einer Anordnung von Elektroden auf der Oberfläche des Cortex. Dies erfolgt im Versuch, eine anormale kortikale Ladungsaktivität bei einem Epilepsieanfall zu lokalisieren. Obwohl EEG-Techniken weit verbreitet genutzt werden, gehen mit diesen Techniken Gefahren und Einschränkungen einher. Die Größe der Elektrodenfläche und der Abstand zwischen den Elektroden bei einer EEG-Anordnung sind in Bezug auf die Größe von Gehirnzellen (z. B. Neuronen) mit Epilepsie-Herden groß. So sorgen aktuelle Techniken für schlechte räumliche Auflösung (ungefähr 1,0 cm) der Gebiete anormaler kortikaler Aktivität. Ferner erstellen EEG-Techniken keine Abbildung normaler Cortexfunktionen auf externe Stimuli hin (so dass es möglich wäre, ein Sprach-, Motorik- oder Sensorikfunktionen zugehöriges Cortexgebiet durch Aufzeichnen elektrischer Aktivität, während der Patient spricht, zu identifizieren). Eine Modifizierung dieser Technik, die als hervorgerufene Cortexpotenziale bezeichnet wird, kann für eine gewisse Funktionsabbildung des Cortex sorgen. Jedoch leidet die Technik hit hervorgerufenem Cortexpotenzial unter denselben. Problemen räumlicher Auflösung wie die EEG-Technik.
Das üblichste Verfahren einer intraoperativen Lokalisierung der Cortexfunktion bei der Epilepsie- und Tumorchirurgie besteht in direkter elektrischer Stimulation der Cortexoberfläche mit einer Stimulationselektrode. Unter Verwendung dieser Technik versucht der Chirurg, entweder eine beobachtbare motorische Reaktion von speziellen Körperteilen hervorzurufen oder, im Fall eines wachen Patienten, spezielle Gefühle zu erzeugen oder eine Unterbrechung der Sprachausgabe des Patienten hervorzurufen. Erneut leidet diese Technik unter denselben Problemen wie die EEG-Technik, da sie nur eine grobe räumliche Funktionslokalisierung bietet.
Mögliche Konsequenzen der Ungenauigkeiten all dieser Techniken, wenn sie zum Identifizieren desjenigen Teils des Cortex verwendet werden, der für Epilepsieanfälle eines Patienten verantwortlich ist, sind entweder die Entfernung von Cortexgewebe in einem größeren als dem erforderlichen Umfang, wodurch beim Patienten möglicherweise ein Funktionsdefizit verbleibt, oder das nicht ausreichend Gewebe entfernt wird, wodurch der Patient als von Chirurgen unbehandelt verbleibt. Trotz dieser Unzulänglichkeiten wurden derartige Techniken als akzeptierbare Behandlung bei hartnäckiger Epilepsie angesehen. Dieselben Prinzipien gelten für Tumoroperationen, jedoch wird eine intraoperative Funktionsabbildung nicht routinemäßig ausgeführt.
In den letzten wenigen Jahren verwendeten Forscher Bilderzeugungstechniken, um in Tiermodellen Funktionsgebiete des Cortex mit hoher räumlicher Auflösung zu identifizieren. Ein Typ einer derartigen Technik verwendet einen spannungsempfindlichen Farbstoff. Ein spannungsempfindlicher Farbstoff ist ein solcher, dessen optische Eigenschaften sich während Änderungen der elektrischen Aktivität neuronaler Zellen ändern. Die durch diese Techniken erzielte räumliche Auflösung liegt nahezu auf dem Niveau einer Einzelzelle. Blasdel und Salama (Nature 321: 579, 1986) verwendeten einen spannungsempfindlichen Farbstoff (Merocyaninoxazolon) zum Abbilden von Cortexfunktionen in einem Affenmodell. Die Verwendung dieser Arten von Farbstoffe würde angesichts ihrer Giftigkeit bei der Verwendung in Menschen zu einer großen Gefahr führen. Ferner werden derartige Farbstoffe durch Licht ausgebleicht und müssen häufig durch Infusion zugeführt werden.
In jüngster Zeit zeigte sich, dass die Messung intrinsischer Signale eine ähnliche räumliche Auflösung wie Bilderzeugung mit spannungsempfindlichen Farbstoffen führt. Intrinsische Signale sind Lichtreflexionsänderungen in Cortexgewebe, die teilweise durch Änderungen der neuronalen Aktivität hervorgerufen werden. Abweichend von anderen Techniken, die zum Abbilden neuronaler Aktivität verwendet werden, benötigen bilderzeugende intrinsische Signale keine Verwendung von Farbstoffen (die für klinischen Gebrauch häufig zu giftig sind) oder radioaktiven Markern. Zum Beispiel maßen Grinvald et al. (Nature 324: 361, 1986) intrinsische Änderungen optischer Eigenschaften von Cortexgewebe durch Reflexionsmessungen von Gewebe auf elektrische oder Stoffwechselaktivität hin. Licht einer Wellenlänge von 500 bis 700 nm kann auch wegen erhöhten Blutflusses in Bereichen höherer neuronaler Aktivität zwischen aktivem und untätigem Gewebe verschieden reflektiert werden. Ein anderer Aspekt, der zu intrinsischen Signalen beitragen kann, ist eine Änderung des Verhältnisses von Oxyhämoglobin zu Deoxyhämoglobin.
Ts'o (Science 249: 417, 1990) verwendeten eine CCD(chargecoupled device)-Kamera zum Erfassen intrinsischer Signale in einem Affenmodell. Jedoch wäre diese Technik in klinischer Umgebung nicht praxisgerecht, da die Bilderzeugung dadurch bewerkstelligt wurde, dass eine optische Kammer aus rostfreiem Stahl in den Schädel implantiert wurde, und da Ts'o et al., um ausreichende Signal/Rauschsignal-Verhältnisse zu erzielen, Bilder über Zeitperioden von mehr als 30 Minuten pro Bild mitteln mussten. Durch Vergleich mit allen anderen bekannten Techniken zum Lokalisieren von Cortexfunktionen ist die Bilderzeugung mittels intrinsischer Signale eine relativ nicht-invasive Technik.
Mechanismen, die für intrinsische Signale verantwortlich sind, sind nicht gut verstanden, wobei zu möglichen Quellen intrinsischer Signale eine Ausdehnung kleiner Blutgefäße, erhöhte Streuung von Licht durch eine von der neuronalen Aktivität abhängende, Freisetzung von Kalium oder von einem Anschwellen von Neuronen und/oder Gliazellen.
Eine Vorrichtung zur Bilderzeugung mittels intrinsischer Signale aus einem interessierenden Gebiet ist in CA-A- 2048697 offenbart. Dieses Dokument lehrt auch die Subtraktion von zu verschiedenen Zeitpunkten erhaltenen Bildern, um neurologische Aktivität im interessierenden Gebiet anzuzeigen.
Die Verwendung eines Fluoreszenzfarbstoffs zur Bilderzeugung von Gewebe ist von R. Baumgartner et al. in: "A fluorescence imaging device for endoscopic detection of early stage cancer - instrumental and experimental studies" in Photobiology, Vol. 46(5), Seiten 513 bis 517 sowie von B. Palcic et al. in: "Development of a lung imaging fluorescence endoscope" in Proceedings of the 12th Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society, Vol. 12 (1), Seiten 196 bis 197 offenbart.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Es ist eine Aufgabe der Erfindung, zu einer Verbesserung bei der Bilderzeugung betreffend Ränder und Dimensionen von Tumorgewebe beizutragen. Diese Aufgabe ist durch die Verwendung eines Farbstoffs, wie im Anspruch 1 dargelegt, und durch die Kombination einer Bilderzeugungsvorrichtung mit einer Einrichtung zum Spritzen eines Farbstoffs, wie im Anspruch 12 dargelegt, gelöst. Die Unteransprüche sind auf bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung gerichtet.
Eine Ausführungsform kann dazu verwendet werden, kompakte Tumore dadurch zu identifizieren, zu klassifizieren und, zu charakterisieren, dass Änderungen der elektromagnetischen Absorption, die die Dynamik der Perfusion eines Farbstoffs durch Gewebe widerspiegelt, zur Bilderzeugung genützt werden, wobei es möglich ist, Tumorgewebe durch dynamische Änderungen optischer Signale während der Farbstoff-Perfusion von umgebendem, normalem Gewebe zu unterscheiden. Ferner kann eine Ausführungsform dazu verwendet werden, Gebiete neuronaler Aktivität während neurochirurgischer Prozeduren zu erkennen. Insbesondere kann sie von einem Neurochirurgen intraoperativ dazu verwendet werden, Gebiete im Gehirn zu identifizieren, die wichtigen Funktionen zugehörig sind, wie dem Gesichtssinn, Bewegungen, dem Gefühlssinn, der Speicherung und der Sprache. Ferner kann eine Ausführungsform dazu verwendet werden, Gebiete anormaler Cortexaktivität, wie Epilepsieherde, zu erkennen. Schließlich, kann eine Ausführungsform dazu verwendet werden, einzelne Nerven unter Verwendung neurochirurgischer Prozeduren zur Tumorbeseitigung oder zur Anastomose durchgetrennter Nerven zu identifizieren.
Eine Ausführungsform der Erfindung ist eine Vorrichtung zum Erzeugen von Bildern von Tumorgewebe oder zur chirurgischen Bilderzeugung aus intrinsischen Cortexsignalen in Echtzeit oder zum Sichtbarmachen von Rändern kompakten Tumorgewebes aus dynamischen Änderungen optischer Signale während des Spritzens von Farbstoff, wie im Anspruch 12 angegeben. Eine Ausführungsform der Erfindung kann in Zusammenhang mit der Erzeugung von Bildern von Tumorrändern und -abmessungen kompakten Tumorgewebes, das sich in einem interessierenden Gebiet befindet, verwendet werden, wobei Folgendes zur Bilderzeugung gehört: Beleuchten des interessierenden Gebiets mit räumlich gleichmäßigem, intensivem und nicht schwankendem Licht, das eine von einem Farbstoff absorbierte Wellenlänge elektromagnetischer Strahlung (EMR) (z. B. Licht) enthält; Erhalten eines Videosignals für das interessierende Gebiet als Reihe von Einzelbildern, mit. Verarbeitung der Reihe von Einzelbildern zu einem gemittelten Kontrollbild; Verabreichen des Farbstoffs durch Bolusinjektion in das im interessierenden Gebiet vernetzte Gefäßsystem; Gewinnen einer aufeinanderfolgenden Reihe von Einzelbildern des interessierenden Gebiets über die Zeit und Verarbeiten der aufeinanderfolgenden Reihe von Einzelbildern zu einem nachfolgenden gemittelten Bild, Vergleichen jedes nachfolgenden gemittelten Bilds mit dem gemittelten Kontrollbild, um eine Reihe von Differenzbildern zu gewinnen, und Vergleichen jedes Differenzbild für das anfängliche Auftreten geänderter optischer Signale innerhalb des interessierenden Gebiets, das der Kontur des kompakten Tumorgewebes entspricht, wobei das Tumorgewebe durch eine andere Kinetik der Farbstoffaufnahme im Vergleich mit normalem Gewebe und ein zeitweilig geändertes Muster geänderter Lichtabsorption als Ergebnis erhöhter Gefäßbildung im kompakten Tumorgewebe gekennzeichnet ist. Zu Beispielen geeigneter Farbstoffe gehören Indocyanin, Fluorescein, Hämatoporphyrin und Fluoresdamin. Ein bevorzugter Farbstoff ist Indocyanin-Grün, der über einen weiten Bereich von Absorptionswellenlängen und eine Spitzenabsorption im Bereich von 730 nm bis 840 nm verfügt.
Eine Ausführungsform der Erfindung kann in Verbindung mit einer optischen Bilderzeugung funktioneller interessierender Gebiete des Cortex eines Patienten in Echtzeit verwendet werden, wobei zur Bilderzeugung Folgendes gehört: Beleuchten des interessierenden Gebiets mit emr hoher Intensität, die emr-Wellenlängen im nahen Infrarot enthält; Gewinnen einer Reihe von Einzelbildern für das interessierende Gebiet und Verarbeiten der Reihe von Einzelbildern zu einem gemittelten Kontrollbild; Verabreichen eines Stimuliermusters für den Patienten zum Stimulieren eines intrinsischen Signals; Gewinnen eine Reihe aufeinanderfolgender Einzelbilder für das interessierende Gebiet über die Zeit und verarbeitende aufeinanderfolgende Reihen von Einzelbildern zu einem nachfolgenden gemittelten Bild; Vergleichen jedes nachfolgenden gemittelten Bilds mit dem gemittelten Kontrollbild zum Gewinnen einer Reihe von Differenzbildern; und Vergleichen jedes Differenzbilds für anfängliches Auftreten eines intrinsischen Signals innerhalb des interessierenden Gebiets, wobei ein intrinsisches Signal durch eine Änderung von emr- Reflexionseigenschaften gekennzeichnet ist, was sich als Signal im Differenzbild zeigt.
Eine Ausführungsform der Erfindung kann auch in Verbindung mit einer Bilderzeugung einer Schädigung an einem peripheren oder Hirnnerv verwendet werden, wobei zu dieser Bilderzeugung Folgendes gehört: (a) Beleuchten eines interessierenden Gebiets mit emr hoher Intensität, wobei das interessierende Gebiet den interessierenden peripheren Nerv einschließlich des vermuteten Schädigungsorts sowie einen Bereich benachbart zum vermuteten Schädigungsort enthält; (b) Gewinnen einer Reihe von Einzelbildern für das interessierende Gebiet und Verarbeiten der Reihe von Einzelbildern zu einem gemittelten Kontrollbild; (c) Stimulieren des peripheren oder Hirnnervs an einem. Ort benachbart zum vermuteten Schädigungsort; (d) Gewinnen einer Reihe aufeinanderfolgender Einzelbilder zum Stimulationszeitpunkt und Verarbeiten der Reihe aufeinanderfolgender Einzelbilder zu einem nachfolgenden gemittelten Bild; und (e) Gewinnen eines Differenzbilds durch Subtrahieren des gemittelten Kontrollbilds vom nachfolgenden gemittelten Bild, um den aktiven Bereich des peripheren oder Hirnnervs sichtbar zu machen, wobei eine Nervenblockierung als Punkt entlang dem Nerv sichtbar gemacht wird, an dem das intrinsische Signal vom stimulierten Nerv abrupt endet oder es im Differenzbild geändert, geschwächt oder verringert ist.
Eine Ausführungsform der Erfindung kann ferner in Verbindung mit der Abbildung von Tumorgewebe verwendet werden, das Nervengewebe umgibt oder angrenzend an dieses liegt, um eine selektive Resektion von Tumorgewebe ohne Zerstörung von Nervengewebe zu unterstützen, wobei zur Bilderzeugung Folgendes gehört: (a) Beleuchten eines interessierenden Gebiets mit emr hoher Intensität, die eine vom Farbstoff absorbierte emr-Wellenlänge enthält; (b) Gewinnen einer Reihe von Einzelbildern für das interessierende Gebiet und Verarbeiten der Reihe von Einzelbildern zu einem gemittelten Kontrollbild, (c) Stimulieren des Nervs; (d) Gewinnen einer Reihe aufeinanderfolgender Nerven-Einzelbilder und Verarbeiten der aufeinanderfolgenden Reihe von Nerven-Einzelbildern zu einem nachfolgenden gemittelten Nervenbild; (e) Gewinnen eines Nervendifferenzbilds durch Subtrahieren des gemittelten Nervenkontrollbilds vom nachfolgenden gemittelten Nervenbild zum Sichtbarmachen des aktiven Nervs; (f) Verabreichen eines Farbstoffs in eine Arterie, die das interessierende Gebiet versorgt; (g) Gewinnen einer Reihe aufeinanderfolgender Tumoreinzelbilder und Verarbeiten der Reihe aufeinanderfolgender Tumoreinzelbilder zu einem nachfolgenden gemittelten Tumorbild; und (h) Gewinnen eines Tumordifferenzbilds durch Subtrahieren des gemittelten Tumorkontrollbilds vom nachfolgenden gemittelten Tumorbild zum Erzeugen eines Tumordifferenzbilds, das den Tumor sichtbar machen kann. Ferner können das Tumordifferenzbild und das Nervendifferenzbild überlagert werden, um gleichzeitig die relativen Orte des Tumorgewebes und des Nervengewebes sichtbar zu machen.
Darüber hinaus kann eine Ausführungsform der Erfindung in Verbindung mit einer Anhebung der Empfindlichkeit und des Kontrasts von von Tumorgewebe erhaltenen Bildern oder Differenzbildern betreffend intrinsische Signale verwendet werden, wobei zu dieser Anhebung Folgendes gehört: (a) Beleuchten eines interessierenden Gebiets mit mehreren emr-Wellenlängen, zu denen zumindest eine erste und eine zweite emr- Wellenlänge gehört; (b) Gewinnen einer Abfolge von Einzelbildern entsprechend jeder emr-Wellenlänge, wobei eine erste Abfolge von Einzelbildern von der ersten emr-Wellenlänge herrührt, die zweite Abfolge von Einzelbildern von der zweiten emr-Wellenlänge herrührt, usw.; (c) Verarbeiten der ersten Abfolge von Einzelbildern zu einem ersten gemittelten Kontrollbild, der zweiten Abfolge von Einzelbildern zu einem zweiten gemittelten Kontrollbild, usw.; (d) Stimulieren für intrinsische Signale oder Verabreichen eines Farbstoffs zur Bilderzeugung von Tumorgewebe; (e) Gewinnen einer ersten Reihe aufeinanderfolgender Einzelbilder unter Verwendung der ersten emr-Wellenlänge, einer zweiten Reihe aufeinanderfolgender Einzelbilder unter Verwendung der zweiten emr-Wellenlänge usw.; und Verarbeiten der ersten, zweiten, usw. Reihe aufeinanderfolgender Einzelbilder zu einem ersten, zweiten usw. jeweiligen nachfolgenden gemittelten Bild; (f) Gewinnen eines ersten Differenzbilds durch Subtrahieren des ersten gemittelten Kontrollbilds vom ersten nachfolgenden gemittelten Bild sowie eines zweiten. Differenzbilds durch Subtrahieren des zweiten gemittelten Kontrollbilds vom zweiten nachfolgenden gemittelten Bild, usw.; und (g) Gewinnen eines angehobenen Differenzbilds durch Verhältnisbildung des ersten Differenzbilds zum zweiten Differenzbild. Vorzugsweise sind die monochromatischen emr-Quellen zum Beleuchten des interessierenden Gebiets Laserquellen. Diese Technik ist von Nutzen, um dreidimensionale Information zum interessierenden Gebiet zu erlangen.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Fig. 1 ist eine Ansicht des menschlichen Cortex unmittelbar vor dem Gesichtsmotorikcortex, mit einer Aufzeichnungs (r) und zwei Stimulierelektroden (s) sowie drei Orten (#1, #2, #3), an denen mittlere prozentuale Änderungen ermittelt wurden. Der Skalenbalken entspricht 1 cm. Mittelwerte von 128 Bildern (4/s) wurden mit 30 Hz erfasst und abgespeichert (1/s). Nach dem Erfassen von 3-6 gemittelten Kontrollbildern (5 s/Bild) rief eine bipolare Cortexstimulation eines epileptiforme Nachentladungsaktivität hervor.
Fig. 1A ist eine Ansicht eines menschlichen Cortex unmittelbar vor dem Gesichtsmotorikcortex, mit einer Aufzeichnungselektrode (r) und zwei Stimulierelektroden (s) sowie vier Orten (die mit 1, 2, 3 und 4 markierten Kästchengebiete), in denen die mittleren prozentualen Änderungen der Absorption in diesen Gebieten ermittelt wurden. Der Cortex wurde mit emr > 690 nm beleuchtet. Der Skalenbalken entspricht 1 cm.
Fig. 18 sind Kurvenbilder der prozentualen Änderung der emr- Absorption pro Sekunde in den Raumgebieten der Kästchen 1 und 3 (wie in der Fig. 1A markiert). Für beide Bereiche gilt die Spitzenänderung während des vierten Simulierversuchs (bei 8 mA), bei dem die größte Stimulierstromstärke die längste epileptiforme Nachentladungsaktivität hervorrief. Die Änderungen innerhalb des Kästchens 3 waren größer und länger als die beim Kästchen 1. Das Kästchen 3 liegt über dem Gebiet des Epilepsieherds (erregbares Gewebegebiet, das möglicherweise für die Epilepsie des Patienten zuständig ist).
Fig. 1C zeigt Kurvenbilder der prozentualen Änderung der emr-Absorption pro Sekunde in den Räumbereichen der Kästchen 1 und 4 (wie in der Fig. 1A markiert). Das Kästchen 1 liegt über einem Gebiet von Cortexgewebe zwischen den zwei Stimulierelektroden, und das Kästchen 4 liegt über einem Blumengefäß, Die Änderungen innerhalb des Kästchens 4 sind viel größer als die im Kästchen 1 und von entgegengesetzter Richtung. Auch sind diese Änderungen abhängig von der Stärke des Stimulierstroms und der Nachentladungsaktivität abgestuft. Da die Änderungen im Kästchen 4 am wahrscheinlichsten auf Änderungen der Blutflussrate innerhalb eines Blutgefäßes beruhen, zeigt dieses Kurvenbild, dass eine Ausführungsform der Erfindung die Cortexaktivität und den Blutfluss gleichzeitig überwachen kann.
Fig. 1D zeigt Kurvenbilder der prozentualen Änderung der emr-Absorption pro Sekunde in den Raumbereichen der Kästchen 1 und 2 (wie in der Fig. 1A markiert). Es ist zu beachten, dass diese zwei Gebiete zwar nahe beieinander liegen, dass jedoch ihre optische Änderungen während der ersten drei Stimulierversuche unter Verwendung eines Stroms von 6 mA in entgegengesetzten Richtungen liegen. Die nach negativ gehenden Änderungen innerhalb des Bereichs des Kästchens 2 zeigen an, dass eine Ausführungsform der Erfindung dazu verwendet werden kann, sowohl die Hemmung der Cortexaktivität als auch deren Erregung zu überwachen.
Fig. 2 zeigt eine räumliche Abbildung einer durch Stimulation hervorgerufenen epileptiformer Aktivität. Diese Figur zeigt einen Vergleich zwischen verschiedenen Aktivierungsgraden für sowohl die räumliche Erstreckung als auch die Amplitude der optischen Änderungen, die entsprechend dem Ausmaß der Cortexaktivität abgestuft ist. Genauer gesagt, zeigt die Fig. 2 Prozentdifferenzbilder für verschiedenen Zeitpunkte während zwei Stimulierversuchen (eine Definition eines Stimulierversuchs ist in der Beschreibung zur Fig. 1 angegeben), gegenüber denen, wie sie in der Fig. 1 beschrieben sind. Die oberen drei Bilder (A2, B2 und C2) rühren aus dem Stimulierversuch 2 her, bei dem eine Cortexstimulation mit 6 mA eine kurze Nachentladungsperiode hervorrief. Diese werden mit den unteren drei Bildern (A4, B4 und C4) verglichen, die von einem Stimulierversuch 4 herrühren, der die optischen Änderungen zeigt, die durch Cortexstimulation mit 8 mA hervorgerufen wurden. In den Fig. 2, A2 und A4 sind Kontrollbildern in Ruhe verglichen. In den Fig. 2, B2 und B4 sind die optischen Spitzenänderungen verglichen, wie sie während der epileptiformen Nachentladungsaktivität auftraten. In den Fig. 2, C2 und C4 ist das Ausmaß der Erholung 20 Sekunden nach der Beobachtung optischer Spitzenänderungen verglichen. Die Stärke der optischen Änderung ist durch den Grauskalabalken in der Mitte der Figur angegeben. Der Pfeil neben dieser Grauskala kennzeichnet die Richtung zunehmender Amplitude. In jedem Bild ist ein Cortexgebiet von ungefähr 4 cm auf 4 cm abgebildet.
Fig. 3 zeigt eine Abfolge dynamischer Änderungen optischer Signale zum Identifizieren aktiver Bereiche und von Anfallsherden. Diese Figur zeigt acht Prozentdifferenzbilder aus dem bei den vorigen zwei Figuren beschriebenen Stimulierversuch 2. Jedes Bild ist über ein Intervall von zwei Sekunden integriert. Das Herdgebiet mit der größten optischen Änderung befindet sich im Zentrum der Bildet 3, 4 und 5, das den Bereich größter Cortexaktivität zeigt. Dieser Bereich ist der Epilepsieherd. Die Stärke der optischen Änderung ist durch den Grauskalabalken auf der rechten Seite der Figur angegeben. Der Pfeil neben dieser Grauskala kennzeichnet die Richtung zunehmender Amplitude. In jedem Bild ist, ein Cortexgebiet von ungefähr 4 cm auf 4 cm abgebildet.
Fig. 4 veranschaulicht eine Echtzeitabfolge dynamischer Änderungen von durch Stimulation hervorgerufenen optischen Änderungen im menschlichen Cortex. Die Fig. 4, Tafeln 1 bis 8, zeigt acht aufeinanderfolgende Prozentdifferenzbilder, wobei jedes Bild einem Mittelwert von acht Einzelbildern entspricht (< 1/4 Sekunde pro Bild). Die Stärke optischer Änderungen ist durch den Grauskalabalken in der Mitte der. Figur angegeben. Der Pfeil neben dieser Grauskala kennzeichnet die Richtung zunehmender Amplitude. In jedem Bild ist ein Cortexgebiet von ungefähr 4 cm auf 4 cm abgebildet. Diese Figur demonstriert, dass eine Ausführungsform der Erfindung dazu verwendet werden kann, in Echtzeit die Dynamik optischer Änderungen abzubilden und derartige Information dem Chirurgen mit informativem Format darzubieten.
Fig. 5 zeigt eine Aktivierung des Somatosensorikcortex durch Stimulation eines Peripherienervs in einer anästhesierten Ratte (afferentes Sensorikeingangssignal durch direktes Stimulieren des Ischiasnervs im Hinterlauf einer Ratte). Das Bild ganz links ist ein Graustufenbild des Somatosensorikcortex für einen Hinterlauf in einer anästhesierten Ratte. Die Vergrößerung ist ausreichend groß dafür, dass einzelne Kapillare unterschieden werden können (die kleinsten Gefäße, die in diesem Bild erkennbar sind). Das mittlere Bild ist ein optisches Prozentdifferenz-Kontrollbild in Ruhe. Die Stärke der optischen Änderung ist durch den Grauskalabalken in der Mitte des Bilds angegeben. Der Pfeil neben dieser Grauskala kennzeichnet die Richtung zunehmender Amplitude. Das Bild ganz rechts ist eine Prozentdifferenz-Abbildung der optischen Änderungen im Somatosensorikcortex für einen Hinterlauf während Stimulation des Ischiasnervs.
Fig. 6 zeigt eine Funktionsabbildung der Gebiete für die menschliche Spräche (Broca-Gebiet) und die Zungen- und Gaumensensorik in einem wachen menschlichen Patienten. Während dreier Versuche eines "Zungenwackelns" wurden Bilder gemittelt (32 Einzelbilder, 1 Sek.) und alle zwei Sekunden abgespeichert. Einen Zungenwackel-Versuch bestand darin, dass 5-6 Bilder in Ruhe erfasst wurden, dann Bilder während der 40 Sekunden erfasst wurden, während denen der Patient seine Zunge mit Druck gegen das Gaumendach seines Munds hin und herbewegen musste, wobei dann während einer Erholungsperiode weiterhin Bilder aufgenommen würden. Derselbe Patient nahm an einem "Benennungs"-Sprachversuch teil. Ein Benennungs-Sprachversuch bestand aus dem Erfassen von 5-8 Bildern in Ruhe (Kontrollbilder - der Patient sah ohne zu sprechen eine Reihe leerer Dias an), anschließendem Erfassen von Bildern während einer Zeitperiode, in der der Patient mit einem Benennungsmuster beschäftigt war (Benennen einer Reihe von Objekten, die mit einem Diaprojektor alle zwei Sekunden gezeigt wurden und die so ausgewählt waren, dass sie im Broca-Gebiet eine große Reaktion hervorriefen), wobei schließlich eine Reihe von Bildern während einer Erholungsperiode folgend auf den Zeitpunkt aufgenommen wurden, zu dem der Patient die Benennungsaufgabe beendete (erneut Betrachten leerer Dias, während er nicht sprach). Die Bilder. A1 und B1 sind Graustufenbilder eines Gebiets des menschlichen Cortex, wobei links vorne ist, rechts hinten ist, oben superior ist und die Sylvius-Furche unten liegt. Die zwei Sterne an A1, B1 und B2 dienen als Bezugspunkte zwischen diesen Bildern. Die Skalenbalken in der unteren rechten Ecke von A1 und B1 entsprechen 1 cm. In A1 repräsentieren die nummerierten Kästchen Orte, an denen eine Cortexstimulation mit elektrischen Stimulierelektroden Folgendes hervorrief: Gaumenkribbeln (1), Zungenkribbeln (2), Sprachhemmung - Broca-Gebiete (3, 4) sowie keine Reaktion (11, 12, 17, 5-vormotorisch). Das Bild A2 ist ein Prozentdifferenz-Kontrollbild des Cortex in Ruhe bei einem der Zungenwackel-Versuche. Der Grauskalabalken auf der rechten Seite von a2 zeigt die Relativstärke des den Bildern a2, A3, B2 und B3 zugeordneten Farbcodes. Das Bild B3 ist eine Prozentdifferenz-Abbildung optischer Spitzenänderungen, wie sie während eines der Zungenwackel- Versuche auftraten. Gebiete, die gemäß Cortexstimulation als Zungen- und Gaumensensorikgebiete identifiziert wurden, zeigten eine große positive Änderung. Die Unterdrückung von Grundlinienrauschen in umgebenden Gebieten zeigte, dass, während der Zungenwackel-Versuche, Sprachmotorikgebiete ein nach negativ gehendes optisches Signal zeigten. Das Bild B2 ist ein Prozentdifferenz-Kontrollbild des Cortex während eines der Benennungs-Sprachversuche. Das Bild B3 ist ein Prozentdifferenzbild der optischen Spitzenänderung im Cortex während der Benennungs-Sprachaufgabe. Im Broca-Gebiet zeigen sich große nach positiv gehende Signale. Nach negativ gehende Signale sind im Zungen- und Gaumensensorikgebiet vorhanden.
Fig. 7 zeigt eine Kurve zum zeitlichen Verlauf von der Stärke dynamischer optischer Änderungen im menschlichen Cortex, die im Zungen- und Gaumensensorikgebiet und im Broca- Gebiet (Sprache) hervorgerufen wurden. Diese Figur zeigt Kurven für die prozentuale Änderung der optischen Absorption des Gewebes innerhalb der in der Fig. 6, Bilder A1 und B1, dargestellten Kästchenbereiche während jedes der drei Zungenwackel-Versuche und eines der Benennungs-Sprachversuche (siehe Beschreibung zur Fig. 6). Das Diagramm 7A zeigt Kurven während der drei Zungenwackel-Versuche mit einer räumlichen Mittelung innerhalb der Kästchen 1, 2, 3 und 4, wie sie in der Fig. 6, Bild A1 gekennzeichnet sind. Das Diagramm 7B zeigt Kurven während eines der Benennungs-Sprachversuche, die räumlich innerhalb der Kästchen 1-7 und 17 gemittelt sind.
Fig. 8 zeigt eine optische Abbildung eines für das Sprachverständnis wichtigen Cortexgebiets (Wernicke-Gebiet) in einem wachem Menschen. Die Fig. 8, Bild A, zeigt die Cortexoberfläche eines Patienten, wobei für die anatomische Ausrichtung Folgendes gilt: links ist vorne, unten ist inferior und die Sylvius-Furche verläuft oben. Nach einer optischen Bilderzeugung wurde das gesamte Cortexgewebe links von der dicken Linie chirurgisch entfernt. Die Orte #1 und #2 wurden als für die Sprache wesentlich erkannt (z. B. durch Cortexstimulation gesperrte Fähigkeit der Person, Objekte zu benennen). Am Ort #3 ergab sich ein Benennungsfehler bei drei Stimulierversuchen. Wenn die chirurgische. Entfernung das durch die Sterne auf der dicken Linie markierte Gebiet erreichte, war die Sprache des Patienten beeinträchtigt. Alle nicht markierte Orte in der Fig. 8A zeigten keine Fehler beim Benennen von Dias während Cortexstimulation. In der Fig. 8 zeigte das Bild B eine Überlagerung eines Prozentdifferenzbilds mit dem Graustufenbild des Cortex, wie es während eines Benennungs-Sprachversuchs aufgenommen wurde (siehe die Fig. 6 zur Beschreibung des Benennungs-Sprachversuchs). Die Stärke der optischen Änderung ist durch den Grauskalabalken unten rechts im Bild dargestellt. Dieses Bild demonstriert, wie ein Chirurg eine Ausführungsform der Erfindung intraoperativ zum Abbilden des Sprachcortex verwenden könnte.
Fig. 9 zeigt den seitlichen Verlauf und die Stärke dynamischer optischer Änderungen im menschlichen Cortex, hervorgerufen im Wernicke-Gebiet (Sprachverständnis). Die Fig. 9A zeigt Kurven zur prozentualen Änderung der optischen Absorption von Gewebe innerhalb der in der Fig. 8 dargestellten Kästchenbereiche. Die Kurven der Kästchen 1 und 2 liegen über wesentlichen Sprachorten, und die mit 4, 5 und 6 markierten Kästchen liegen über Sekundär-Sprachorten. Jede dieser fünf Ansichten zeigt deutliche Änderungen, wie sie auftreten, während sich der Patient mit einer Benennungs- Sprachaufgabe beschäftigte. Die Fig. 9B zeigt prozentuale Änderungen für die in der Fig. 8 dargestellten sechs unmarkierten Kästchen. Innerhalb dieser vorderen Orte existierten keine deutlichen Zuwächse oder Abnahmen.
Fig. 10 veranschaulicht die Differenzdynamik von Farbstoff betreffend das Identifizieren eines niedrig klassifizierten menschlichen CNS-Tumors. Die Reihe dieser Bilder stammt von einem Patienten mit, niedrig klassifiziertem CNS-Tumor (Astrocytom, Klasse 1). In der Fig. 10A (oben links) liegen die vom Chirurgen auf dem Gehirn platzierten Buchstabenmarkierungen über dem Tumor, wie er intraoperativ durch Ultraschall identifiziert wurde. Jedoch ist es bekanntlich schwierig, Tumoren dieses Typs und dieser Klasse von normalem Gewebe zu unterscheiden, wenn einmal die chirurgische Beseitigung des Tumors begonnen hat. Die Fig. 10B (Mitte links) zeigt ein Differenzbild, das ungefähr 15 Sekunden nach intravenöser Injektion eines Farbstoffs (Indocyanin- Grün mit 1 mg/kg) aufgenommen wurde. Die Fig. 10C (unten links) zeigt das Differenzbild ungefähr 30 Sekunden nach dem Verabreichen des Farbstoffs. Das Gebiet des Tumorgewebes zeigte die erste Gewebeanfärbung. Die Fig. 10D (oben rechts) zeigt, dass bei diesem niedrig klassifizierten Tumor das gesamte Gewebe (sowohl normal als auch anormal) 45 Sek. nach dem Verabreichen des Farbstoffs Anfärbung zeigte. Die Fig. 10E (Mitte rechts) gilt für eine Minute nach der Verabreichung des Farbstoffs, und die Fig. 10F gilt für fünf Minuten danach (wobei sich bei diesem niedrig klassifizierten Tumor vollständige Klärung zeigt). Diese Daten zeigen, dass Indocyanin-Grün in niedrig klassifiziertes Tumorgewebe schneller als in normales Hirngewebe eindringt und dass es länger dauert, es aus bösartigem Tumorgewebe als aus normalem Gewebe zu klären, was die Möglichkeit verschafft, Bilder selbst niedrig klassifizierter Tumore zu erzeugen und intraoperativ niedrig klassifiziertes Tumorgewebe von umgebendem, normalem Gewebe zu unterscheiden.
Fig. 11 zeigt, dass durch die Differenzdynamik eines Farbstoffs ein bösartigen menschlicher CNS-Tumor identifizierbar ist. Die Reihe der Bilder in dieser Figur rührt vom Cortex eines Patienten mit bösartigem CNS-Tumor (Glioblastom; Astrocytom, Klasse IV). Die Fig. 11A (oben links) zeigt ein Graustufenbild, bei dem bösartiges Hirntumorgewebe in der Mitte und nach rechts am dichtesten war, aber ansonsten überwiegend normales Gewebe Vorlag, wie es sich durch Pathologiedias und Strömungscytometrie zeigte, die eine Woche nach der Operation verfügbar waren). Die Fig. 11B (Mitte links) ist ein Differenzbild 15 Sekunden nach intravenöser Injektion von Indocyanin-Grün, und es zeigt, dass die Dynamik der Farbstoff-Perfusion in den ersten Sekunden in bösartigem Gewebe ähnlich derjenigen in den ersten wenigen Sekunden gutartigen Tumorgewebes ist (siehe die Fig. 11C). Die Fig. 11C (unten links) zeigt, dass bei 30 Sekunden das bösartige Gewebe im Vergleich zum normalen noch intensiver ist. Die Fig. 11D (oben rechts, 1 Minute nach der Farbstoff-Injektion) und 11E (unten rechts, 10 Minuten nach der Farbstoff-Injektion) zeigten, dass in bösartigem Tumorgewebe, abweichend von gutartigem Tumorgewebe, Farbstoff deutlich länger zurückgehalten wird und er sich in einigen Fällen über längere Zeitperioden hinweg weiterhin im bösartigen Tumorgewebe abscheidet. Diese Daten veranschaulichen eine Gelegenheit, bösartiges Tumorgewebe zu identifizieren, intraoperativ zwischen normalem und bösartigem Tumorgewebe zu unterscheiden und zwischen den verschiedenen Tumorklassen zu unterscheiden (z. B. normal gegenüber gutartig gegenüber bösartig).
Fig. 12 zeigt, dass eine Differenzdynamik betreffend Farbstoff kleine Rückstände von Tumorgewebe am Rand eines resezierten bösartigem menschlichen CNS-Tumors identifiziert. Die Bilder sind aus einem interessierenden Gebiet, aus dem ein Tumor chirurgisch reseziert wurde und Biopsien für histologische Mehrfach-Randprobennahme entnommen wurden. Es wurde angenommen, dass das interessierende Gebiet nach der chirurgischen Entfernung des Tumors frei von Tumorgewebe sei. Normalerweise würde für diese Größe eines Resektionsrands nur eine einzelne gefrorene Probe zur pathologischen Analyse entnommen werden. Zu den Zwecken dieser Untersuchung wurden fünf Biopsien vom Rand entnommen, um die Korrelation des Histologieergebnisses mit der durch eine Ausführungsform der Erfindung erhaltenen Abbildung zu unterstützen. Die Fig. 12A (oben links) zeigt ein Graustufenbild des Tumorrands. Die Fig. 12B zeigt den Rand mit Markierungen, die der Chirurg direkt am Gehirn anbrachte. Der Zweck dieser Markierungen bestand darin, zu identifizieren, wo der Chirurg Biopsieproben zur histologischen Analyse entnehmen wollte, nachdem mittels der Ausführungsform der Erfindung Differenzbilder erfasst wurden. Die Fig. 12C (unten links) zeigt das Differenzbild 1 Minute nach intravenöser Farbstoff-Injektion, und die Fig. 12D (unten rechts) zeigt das Differenzbild 10 Minuten nach der Farbstoff-Injektion. Diese Nachfarbstoff-Differenzbilder enthüllen eine Anzahl von Ansichten, die Tumorgewebe und auch Gebiete normalen Gewebes enthalten. Die Genauigkeit der optischen Bilderzeugung wurde postoperativ durch Analyse der Biopsien bestätigt. Es ist zu beachten, dass das kleine Gebiet unten rechts in der Fig. 12D einen möglichen Bereich von Tumorgewebe kennzeichnet, für den vom Chirurgen keine Biopsie entnommen worden wäre. Demgemäß überschreitet, selbst im Fall extensiver Biopsie, der Probennamefehler die Genauigkeit der Ausführungsform. Diese Daten zeigen eine Gelegenheit zum Identifizieren kleiner Rückstände von Tumorgewebe in einen Tumorrand nach Resektion eines Tumors.
Fig. 13 zeigt, dass eine Differenzdynamik von Farbstoff Tumore in menschlichen Patienten identifizieren und kennzeichnen kann, für die durch KSR-Bilderzeugung keine Kontrastanhebung besteht. Ein Anteil der nicht gutartigen Tumore ist durch aktuelle KSR-Bilderzeugungstechniken nicht beobachtbar. Die Bilder in dieser Figur gelten für einen Patienten, dessen Tumor bei KSR keine Kontrastanhebung zeigte. Dieses Fehlen einer Anhebung ist für gutartige Tumore im Allgemeinen typisch. Jedoch konnte mit optischer Bilderzeugung dieser Tumor als nicht gutartiger Typ identifiziert worden (eine Woche später ergab sich durch Pathologie und Strömungscytometrie ein anoplastisches Astrocytom). Die Fig. 13A zeigt das Graustufenbild des interessierenden Gebiets. Die Fig. 13B zeigt das Differenzbild vor der. Farbstoff-Injektion. Die Fig. 13C zeigt das interessierende Gebiet 1 Minute nach intravenöser Farbstoff-Injektion, und die Fig. 13D zeigt das interessierende Gebiet 5 Minuten nach der Farbstoff-Injektion. Es ist zu beachten, dass der Farbstoff für wesentliche Zeit in diesem Gewebe zurückgehalten wird. Wie es in den Fig. 10, 11 und 12 dargestellt ist, ist dieses dynamische Verhalten eine Eigenschaft eines nicht gutartigen Tumors.
Fig. 14 zeigt eine nichtinvasive Bilderzeugung der Farbstoffdynamik und der Identifizierung eines Glioms durch den unversehrten Schädel. Diese Figur demonstriert, dass eine Ausführungsform der Erfindung dazu verwendet werden kann, Tumore durch den unversehrten Schädel hindurch zu identifizieren. Die Fig. 14A ist ein Graustufenbild der Schädeloberfläche einer Ratte. Die Sagittallinie verläuft durch die Mitte des Bilds nach unten. Tumorzellen wurden einige Tage früher in die linke Seite injiziert, so dass dieses Tier in der linken Hemisphäre seines Gehirns ein Gliom entwickelt, hatte. Die rechte Hemisphäre war normal. Das Kästchen 1 liegt über dem verdächtigem Bereich des Hirntumors, und das Kästchen 2 liegt über normalem Gewebe. Die Fig. 14B ist ein Differenzbild. 1 Sekunde nachdem der Farbstoff Indocyanin- Grün intravenös in das Tier injiziert worden war. Der Tumorgewebe enthaltende Bereich wurde durch den unversehrten Schädel hindurch direkt erkennbar. Die Fig. 15C zeigt, dass 5 Sekunden nach der Farbstoff-Injektion erkennbar ist, dass der Farbstoff sowohl durch normales als auch Tumorgewebe hindurch üppig vorhanden ist. Die Fig. 14D zeigt, dass das normale Gewebe 1 Minute nach der Farbstoff-Injektion den Farbstoff geklärt hatte, dass jedoch im Tumorbereich immer noch Farbstoff vorhanden war. Die Konzentration von Farbstoff in der Mitte dieses Differenzbilds beruht auf im Sagittalsinus zirkulierendem Farbstoff.
Fig. 15 zeigt dynamische Information zur Aufnahme und Klärung von Farbstoff in Tumorgewebe gegenüber Nicht-Tumorgewebe durch die unversehrte Hirnschale hindurch. Es ist eine Kurve eines Mittelwerts der prozentualen Änderung des EMR- Absorptionsmittelwerts über die durch die Kästchen 1 und 2 in der Fig. 14A gekennzeichneten Raumgebiete. Die Zunahme der Absorption war eine Funktion der Konzentration vom Farbstoff im Gewebe zu einem speziellen Zeitpunkt. Das mit "extragranialer Tumor" markierte Kurvenbild entspricht einer Kurve zur Dynamik von Absorptionsänderungen innerhalb des Kästchens 1 in der Fig. 14A. Das mit "extragranial: normal" markierte Kurvenbild entspricht einer Kurve zur Dynamik der Absorptionsänderung innerhalb des Kästchens 2 der Fig. 14A.
Fig. 16 zeigt eine räumliche Karte dynamischer Änderungen in Tumorgebieten gegenüber Nicht-Tumorgebieten bei einem Ratten-Gliommodell. Die Abfolge der Bilder in dieser Figur demonstriert die dynamischen Differenzen der Absorptionsänderungen auf Grund von Farbstoff zwischen Tumorgewebe und Nicht-Tumorgewebe. Die Fig. 16A zeigt ein Graustufenbild des interessierenden Gebiets. Es handelt sich um dasselbe Tier, wie es in der Fig. 14 dargestellt ist, wobei jedoch nun die Schädeldecke entfernt ist, um die das Gliom enthaltende linke Hemisphäre und die normales Gewebe enthaltende rechte Hemisphäre frei zu legen. Das Kästchen liegt über dem Tumor, das Kästchen 2 liegt über der Tumorumgebung und das Kästchen liegt über normalem Gewebe. Die Fig. 16D zeigt das Differenzbild des interessierenden Gebiets 1 Sekunde nachdem 1 mg/kg Indocyanin-Grün intravenös in das Tier injiziert worden war. Während dieser Anfangszeit zeigte das Tumorgewebe als Erstes eine messbare optische Änderung, die anzeigt, dass die Aufnahme von Farbstoff als Erstes im Tumorgewebe auftritt. Der Grauskalabalken zeigt die relative Stärke der optischen Änderungen in der Abfolge der Differenzbilder. Die Fig. 16C und 16D zeigen Differenzbilder des interessierenden Gebiets 4 Sekunden bzw. 30 Sekunden nach der Farbstoff-Injektion. In diesen mittleren Stadien scheint sich Farbstoff sowohl in normalem als auch Tumorgewebe anzusammeln. Die Fig. 16E und 16F zeigen Differenzbilder des interessierenden Gebiets 1 Minute bzw. 5 Minuten nach der Farbstoff-Injektion. Zu diesen späteren Zeitpunkten wird es deutlich, dass sich Farbstoff immer noch im Tumorgewebe ansammelt, obwohl er aus normalem Gewebe geklärt wurde.
Fig. 17 zeigt dynamische Information zur Aufnahme und Klärung von Farbstoff in Tumorgewebe gegenüber Nicht-Tumorgewebe. Es handelt sich um ein Kurvenbild eines Mittelwert des prozentualen Änderung der emr-Absorption, gemittelt über die durch die Kästchen 1, 2 und 3 in der Fig. 16A gekennzeichneten Raumgebiete. Die Zunahme der Absorption war eine Funktion der Farbstoffkonzentration in Gewebe zu einem speziellen Zeitpunkt. Das mit "Tumorgewebe" markierte Kurvenbild ist eine Kurve zur Dynamik der Absorptionsänderungen innerhalb des Kästchens 1 der Fig. 16A. Das mit "Tumorumgebung" markierte Kurvenbild ist eine Kurve zur Dynamik der Absorptionsänderungen innerhalb des Kästchens 2 der Fig. 16A. Das mit "normales Gehirn" markierte Kurvenbild ist eine Kurve zur Dynamik der Absorptionsänderungen innerhalb des Kästchens 3 in 16A.
Fig. 18 zeigt eine dynamische Bilderzeugung zur Farbstoffaufnahme, und es zeigen sich Rückstandsspuren von Tumorzellen in resezierten Tumorrändern. Dies ist eine Fortsetzung der Untersuchung zum selben Tier, wie es in den Fig. 14 und 17 dargestellt ist. Die Fig. 18A zeigt ein Bild mit höherer Vergrößerung für den Tumorrand in der linken Hemisphäre des Tiers nach der Resektion des Tumors. Die Kästchen 1 liegen über Gebieten, die kleine Spüren an verbliebenen Tumorzellen enthalten, und die Kästchen 2 liegen über Gebieten, die nur normales Gewebe enthalten. Der Grauskalabalken kennzeichnet die Stärke der optischen Änderung in den Differenzbildern. Die Fig. 18B, 18C und 18D zeigen Differenzbilder des Tumorrands 5, 30 bzw. 60 Sekunden nach intravenöser Farbstoff- Injektion. Aus Gebieten, die bevorzugte Farbstoff-Aufnahme zeigten und aus Gebieten, in den der Farbstoff schnell geklärt wurde, wurden winzige Biopsien entnommen. Diese Biopsien wurden blind analysiert und später mit dem Ort korreliert, aus dem die Biopsien entnommen würden. Es zeigte sich, dass diejenigen Biopsien, die aus Gebieten mit geklärtem Farbstoff entnommen worden waren, nur normale Zellen enthielten, wohin es sich zeigte, dass Biopsien, die aus Gebieten mit abgesondertem Farbstoff entnommen worden waren, Tumorzellen enthielten. Innerhalb der Tumorränder können extrem kleine Resttumorinseln abgebildet werden.
Fig. 19 zeigt dynamische Information zur Aufnahme und Klärung von Farbstoff in Tumorgewebe über Nicht-Tumorgewebe. Es handelt sich um ein Kurvenbild eines Mittelwerts der prozentualen Änderung des emr-Absorptionsmittels über die Raumgebiete, die durch die Kästchen 1 und 2 in der Fig. 18A gekennzeichnet sind. Die Zunähme der Absorption ist eine Funktion der Farbstoffkonzentration im Gewebe zu einem speziellen Zeitpunkt. Das mit "Tumorränder" markierte Kurvenbild ist eine Kurve zur Dynamik der Absorptionsänderungen innerhalb des Kästchens 1 der Fig. 18A. Das mit "normale Ränder" markierte Kurvenbild ist eine Kurve zur Dynamik der Absorptionsänderungen innerhalb des Kästchens 2 der Fig. 18A. Diese Daten, sowie die der Fig. 18, zeigen, dass eine Ausführungsform der Erfindung Tumorgewebe von Nicht-Tumorgewebe innerhalb Tumorrändern mit extrem hoher räumlicher und zeitlicher Auflösung unterscheiden kann.

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG

Eine Ausführungsform der Erfindung verfügt über eine Vorrichtung zur Bilderzeugung aus neuronalen, intrinsischen Signalen in Echtzeit und zum Ermitteln des Vorliegens, der Größe, der Ränder, der Abmessungen und der Klasse einer kompakten Tumormasse unter Verwendung eines Farbstoffs. Sie betrifft ferner die Funktionsabbildung des Cortex eines Patienten durch Abbilden intrinsischer Signale in Echtzeit, ein Verfahren zum Ermittelndes Vorliegens, der Größe, des Orts und der. Klasse kompakten Tumorgewebes in Echtzeit ohne die Probennahmefehler von Biopsien oder die Verzögerung betreffend die pathologische Analyse gefrorener Schnitte und die möglichen Fehldiagnosen dabei, sowie die Bilderzeugung betreffend Nervengewebe, das körperlich beschädigt sein kann oder von Tumorzellen umgeben sein und angrenzend an diese liegen kann. Es kann eine Vorrichtung mit einer Reihe von Komponenten verwendet werden, einschließlich Videoeingangs- Hardware und spezieller Bildverarbeitungs-Hardware. Die Videoeingabe-Hardware besteht z. B. aus einem Fotodetektor, wie einer CCD(charge coupled device)-Kamera (vorzugsweise einer Monochromkamera COHU 6510 CCD mit einem von COHU Electronics San Diego, CA hergestellten elektronischen Steuergerät COHU 6500. In einigen Kameras wird das analoge Signal mit einer Tiefe von 8 Bits auf einer ADI-Platte (Analog-Digital-Platte) digitalisiert. Die spezielle. Bildverarbeitungs-Hardware wird im Allgemeinen durch einen "Hostcomputer" gesteuert. Der Hostcomputer ist ein beliebiger üblicher Universalcomputer (wie ein solcher vom IBM-PC-Typ mit, einem Intel-Mikroprozessor 386, 486 oder besser oder ein Sun SPARC), der über eine Schnittstelle mit der speziellen Bilderzeugungs-Hardware verbunden ist und Befehle an diese sendet, die den Datenfluss, Berechnungen, Bilderfassung und dergleichen bestimmen. So bestimmt der Hostcomputer die Aktionen der Bilderzeugungs-Hardware, und er bildet die Benutzerschnittstelle.

Definitionen

Das Folgende sind Definitionen allgemein verwendeter Begriffe, die in dieser Anmeldung entsprechend ihrem in der Technik anerkannten Gebrauch verwendet werden, wie von Inoue, Video Microscopy, Plenum Press, New York, 1989 beschrieben.
Interessierendes Gebiet ist das Gewebegebiet, das den Bildgegenstand enthält.
Arithmetik-Logik-Einheit (ALU) ist die Hardwarekomponente, die eine Anzahl mathematischer und logischer Operationen (z. B. Summierung, Differenzbildung, Exklusiv-Oder, Multiplikation mit einer Konstante usw.) mit extrem hoher Geschwindigkeit am Bildsignal ausführt.
Gemitteltes Kontrollbild ist dasjenige aktualisierbare Bild, das der Mittelwert einer Reihe von Echtzeitbildern über eine Zeitperiode ist.
CCD (Charge Coupled Device) ist ein empfindlicher Siliciumchip, der an Stelle einer Aufnahmeröhre in Miniatur-Videokameras verwendet wird.
Differenzbild ist das manipulierte Bild, das durch Addieren oder. Subtrahieren eines folgenden Bilds oder eines zeitlich speziellen Bilds an einem gemittelten Kontrollbild erzeugt wird.
Einzelbild ist ein einzelnes digitalisiertes Array einzelner Videobilder.
Einzelbildpuffer ist eine Hardwarekomponente, die als Zwischenspeicher für ein Einzelbild, wie ein gemitteltes Kontrollbild, ein folgendes Bild oder ein Differenzbild, dient.
Geometrische Transformation (Gonzalez und Wintz, Digital Image Processing, Addison-Wesley Publishing Co., Reading 1987) modifiziert im Allgemeinen räumliche Beziehungen zwischen Pixeln in einem Bild. Aus diesem Grund werden geometrische Transformationen häufig als "Gummifolientransformationen" bezeichnet, da sie als ein Prozess angesehen werden können, bei dem ein Bild auf eine Gummifolie "gedruckt" wird und diese Folie gemäß einem vorbestimmten Satz von Regeln gestreckt wird. Bei Anwendung auf Videobilderzeugung können aufeinanderfolgende Bilder so angesehen werden, als seien sie auf Grund einer Bewegung verzerrt, wobei es wünschenswert ist, diese Bilder so zu "verziehen", dass sie den Kontrollbildern ähnlich sind. Geometrische Transformationen unterscheiden sich von "Punktransformationen" dahingehend, dass Punkttransformationen einen Pixelwert in einem Bild alleine auf Grundlage des Werts und/oder des Orts dieses Pixels modifizieren, wobei keine anderen Pixelwerte an der Transformation beteiligt sind.
Bild ist ein Einzelbild oder eine Zusammenfassung von Einzelbildern, die nach Digitalisierung geändert sind, wie durch eine Verarbeitung einer Abfolge von Einzelbildern zu einem gemittelten Kontrollbild oder einem nachfolgenden gemittelten Bild.
Intrinsisches Signal bedeutet eine erfassbare Änderung von Reflexionseigenschaften neuronalen Gewebes auf Grund endogener physiologischer Aktivität. Zu möglichen Gründen intrinsischer Signale gehören z. B. Membrandepolarisation, Anschwellen von Gliazellen, Ionenfluss über Neuronmembranen, Blutvolumenänderungen, Blut-Sauerstoffentzug (Hämoglobin in Deoxyhämoglobin), Sauerstoffanreichung im Gewebe und Kombinationen hiervon.
Lineare Histogrammdehnung ist eine Transformation, bei der die Werte zwischen zwei Punkten (hoch, niedrig) neu abgebildet werden, um einen vollständigen Wertebereich (d. h. Dynamikbereich) zu überdecken. Zum Beispiel wird der niedrige Wert auf null abgebildet, det hohe auf 255, und die Zwischenwerte werden auf linear zunehmende Helligkeitswerte abgebildet. Alle Helligkeitswerte unter dem niedrigen Wert werden auf null gesetzt, und alle Helligkeitswerte über dem hohen Wert werden auf den hohen Wert gesetzt.
Nachschlagetabelle (LUT) ist eine Hardwarekomponente, die so arbeitet, dass sie Speicherplatz speichert, der die Umsetzung des Grauwerts jedes Pixels in einen anderen Grauwert oder eine Färbe, wie von der LUT spezifiziert, bestimmt. Die LUT kann so programmiert werden, dass der Bildkontrast, der Schwellenwert eines Bilds, die Anwendung einer Pseudofarbe und dergleichen manipuliert werden (wie ein zweckdienliches Realisierungsverfahren für Punkt-Verarbeitungsalgorithmen). Die LUTs werden vorzugsweise für Geschwindigkeit auf einer ADI- und/oder ALU-Platine realisiert.
Muster sorgen für eine Änderung der elektrischen Aktivität in einem Gebiet von Cortexgewebe, das einer speziellen Funktion (z. B. Sprechen, Sprache, Gesichtssinn usw.) dient, um so für eine Zunahme oder Abnahme dessen zu sorgen, was als intrinsisches Signal bezeichnet wird.
Pixel ist die Einzeleinheit eines Bilds in jedem Einzelbild des digitalisierten Signals. Die Intensität jedes Pixels ist linear proportional zur Beleuchtungsstärke vor einer Signalmanipulation, und sie entspricht dem emr-Umfang (Photonen), der an einem speziellen. Gewebegebiet, entsprechend einem speziellen Pixel, reflektiert wird. Es ist zu beachten, dass ein Bildpixel die kleinste Einheit eines digitalen Bilds ist und dass seine Ausgangsintensität ein beliebiger Wert sein kann. Ein CCD-Pixel ist das kleinste Erfassungselement bei einem CCD-Chip, und sein analoges Ausgangssignal ist linear proportional zur. Anzahl der Photonen, die es erfasst hat.
Verarbeitetes Differenzbild ist das rohe Differenzbild, das verarbeitet oder manipuliert wurde, um Störungen oder Bewegung auszufiltern und die Dynamik des Effekts verschiedener Pixelwerte zu erhöhen, um Ereignisse in interessierenden Gebieten zu veranschaulichen.
Tumorrand ist das Gebiet, in dem der Chirurg den Tumor reseziert hat.

Vorrichtung

Die Vorrichtung ist als eine Einheit oder eine Gruppe von Komponenten aufgebaut. Die erste Komponente ist eine emr- Quelle hoher Intensität. Die emr-Quelle dient zum Beleuchten der Cortexoberfläche eines interessierenden Gebiets, wie eines Gebiets, für das vermutet wird, dass es kompaktes Tumorgewebe enthält. Verschiedene intrinsische Signale können durch Beleuchtung mittels verschiedener emr-Wellenlängen erzielt werden. Darüber hinaus muss die emr-Quelle die vom Farbstoff für das Tumor-Bilderzeugungsverfahren absorbierten emr-Wellenlängen enthalten. Wenn der Farbstoff z. B. Indocyanin-Grün ist, liegen bevorzugte Wellenlängen von ungefähr 730 nm bis ungefähr 840 nm vor. Für andere Farbstoffe sollten die bevorzugten Wellenlängen der emr-Beleuchtung Wellenlängen beinhalten, bei denen der Farbstoff absorbiert. Der Begriff emr wird an Stelle von Licht verwendet, da es auch möglich ist, eine Bilderzeugung im Infrarotbereich des Spektrums, außerhalb des. Bereichs sichtbaren Lichts, auszuführen.
Wenn intrinsische Signale vom Cortex ermittelt werden, kann reflektierte emr gefiltert werden, um eine Videobilderzeugung mittels nur ausgewählter emr-Wellenlängen zu ermöglichen. Zu bevorzugten ausgewählten emr-Wellenlängen gehören z. B. von ungefähr 500 nm bis ungefähr 900 nm, oder am bevorzugtesten, das Spektrum im nahen Infrarot. Im Allgemeinen wird mit längeren Wellenlängen (z. B. ungefähr 800 nm) tiefere Cortexaktivität gemessen.
Darüber hinaus erlaubt derjenige Teil des Infrarotspektrums im Unsichtbarkeitsbereich zwischen 0,75 und ungefähr 1000 Mikrometern die Ermittlung intrinsischer Signale durch die Dura mater und die Hirnschale hindurch, wodurch eine Ermittlung intrinsischer Signale durch die unbeschädigte Hirnschale und die Dura mater und ohne Gefahren in Zusammenhang mit Neurochirurgie möglich ist. Wenn dieser Bereich von Wellenlängen im fernen Infrarot verwendet wird, ist ein IR-Detektor ein anderes Bauteil als ein CCD-Chip für eine Analogkamera für den sichtbaren Bereich. IR-Detektoren bestehen aus Materialien wie Indiumarsenid, Germanium und Quecksilbercadmiumtellurid statt aus Silicium. IR-Detektoren müssen cryogenisch gekühlt werden, damit sie auf kleine Temperaturänderungen empfindlich sind. Zum Beispiel ist ein IR-Bilderzeugungssystem die Infrarotkamera IRC-64 (Cincinnati Electronics, Mason, OH).
Wenn Wärme die Oberfläche des Cortex erreicht, emittiert er elektromagnetische Strahlung im Bereich von ungefähr 3-5 oder 8-14 um. Andere haben versucht, diese emittierte Strahlung abzubilden (siehe z. B. Gorbach et al., "Infrared Mapping of the Cerebral Cortex", Thermography 3 : 108, 1989). Jedoch können in Verbindung mit einer Ausführungsform der Erfindung diese emittierten Wellenlängen ausgefiltert werden, und es kann ein IR-Detektor an Stelle eines CCD-Detektors verwendet werden. Eine IR-emr-Quelle ist z. B. ein durchstimmbarer IR-Diodenlaser von Laser Photonics, Orlando, FL. Die bei der Bilderzeugung verwendeten Wellenlängen unterscheiden sich von der Körperwärme, und es können Bilder zu Absorptionsänderungen und emr-Streuung erhalten werden.
Im Fall von Tumorbildern durch die unversehrte Haut und möglicherweise Knochen hindurch, kann ein im IR absorbierender Farbstoff verwendet werden (z. B. Indocyanin-Grün). Zu anderen nützlichen Farbstoffen gehören z. B. Photofrin(R), das von einem HÄmatoporphyrinderivat (HPD) abgeleitet ist und Licht bei 630 nm absorbiert, Monoespatylchlorin-36 (NPe&sub6;, Nippon Petrochemical, Japan), ein Benzoporphyrinderivat, (BPD, Quadra Logic Vancouver, BC), Evans-Blau und Kombinationen hiervon.
Vorzugsweise ist die emr-Quelle eine solche hoher Intensität mit breitem Spektrum, wie eine Wolframhalogenidlampe mit einem Sperrfilter für alle Wellenlängen unter 695 nm. Am bevorzugtesten wird die emr-Quelle mittels einer faseroptischen Einrichtung auf das interessierende Gebiet gelenkt. Ein Beispiel für eine derartige emr-Quelle ist faseroptische emr, die einen Strahlteiler, der von einer geregelten Gleichspannungsversorgung (Lambda, Inc.) gesteuert wird, und ein Breitpassfilter von 695 nm durchläuft.
Die Vorrichtung verfügt ferner über eine Einrichtung zum Erzielen eines analogen Videosignals für den Cortex des interessierenden Gebiets. Eine bevorzugte Vorrichtung zum Erzielen eines analogen Videosignals ist eine CCD(charge coupled, device)-Videokamera, die ein Ausgangs-Videosignal von 30 Hz mit. z. B. 512 Horizontalzeilen pro Vollbild unter Verwendung des Standards RS 170 erzeugt. Eine derartige Vorrichtung ist die Festkörperkamera CCD-72 (Dage-MTI Inc., Michigan City, IN), und eine andere derartige Vorrichtung ist COHU 6500 (cOHU, San Diego, CA).
Das interessierende Gebiet muss gleichmäßig beleuchtet werden, um das Signal über den vollständigen Dynamikbereich besser einzustellen. Wenn im interessierenden Gebiet ungleichmäßige Beleuchtung besteht, begrenzt diese den Dynamikbereich. Vorzugsweise wird ein diffuses oder gleichmäßiges Beleuchtungssystem hoher Intensität verwendet. Zu Techniken zum Erzielen gleichmäßiger Beleuchtung über das interessierende Gebiet gehören z. B. diffuse Beleuchtung, Bildverarbeitungsalgorithmen zum Kompensieren ungleichmäßiger Beleuchtung in einem digitalisierten Bild, ein Graubild-Markierungspunkt für konstante Abschattung im interessierenden Gebiet als Kontrollpunkt, ein Wellenlängen-Sperrfilter vor der Kamera und/oder der emr-Quelle, oder Kombinationen hiervon. Vorzugsweise verhindert eine geregelte Spannungsversorgung Schwankungen bei den emr-Quellen. Ein Standplattensystem ist ein optisches Glas (steril), das mit dem interessierenden Gebiet in. Kontakt steht und es bedeckt, um für eine ebenere Kontur zu sorgen. Die Standplatte verzögert auch Gewebebewegungen.
Das analoge Signal muss als Erstes so eingestellt werden, dass die Erfassungsempfindlichkeit maximiert wird (auf der. Ebene des analogen Signals und vor dem Digitalisieren), um das Signal zu verstärken und es über den vollen möglichen Dynamikbereich zu erstrecken, um dadurch die Empfindlichkeit der Vorrichtung zu erhöhen. Störsignale von 60 Hz (wie von Wechselspannungsleitungen) werden durch ein analoges Filter im Kamera-Steuerungsgehäuse ausgefiltert. Derartige Einstellungen dienen ferner dazu, das analoge. Signal vom CCD zu verbessern, zu verstärken und aufzubereiten. Eine Maßnahme zum zweckdienlichen Einstellen des analogen Eingangssignals besteht im Digitalisieren dieses Signals mit Videogeschwindigkeit (30 Hz) und das interessierende Gebiet als digitalisiertes Bild zu betrachten, das in ein analoges Bild rückgewandelt wird.
Es ist wesentlich, kleine Bewegungen des Gewebes oder des Patienten während des Bilderzeugungsprozesses zu kompensieren. Größere Patientenbewegungen erfordern eine Neuausrichtung der Kamera und das Ermitteln eines neuen gemittelten Kontrollbilds. Die Bewegungskompensation kann durch mechanische oder rechnerische Maßnahmen oder beides erfolgen. Zu mechanischen Maßnahmen gehören z. B. das Positionieren einer Standplatte über dem interessierenden Gebiet, wobei die Standplatte ein sterilisiertes optisches Qualitätsglas in einer Rahmenvorrichtung aufweist, und/oder Befestigen der Kamera und möglicherweise der emr-Quelle am Skelett des Patienten, und Kombinationen der beiden Maßnahmen. Wenn die Kamera und/oder die emr-Quelle an der Skelettstruktur des Patienten befestigt werden, beeinflussen keinerlei Patientenbewegungen das Bild, da die Kamera und die Beleuchtungsquelle in konstanter Ausrichtung zum interessierenden Gebiet verbleiben. Der Vorteil einer Standplatte besteht darin, dass sie eine Gewebebewegung verzögert, zu der es durch ateriellen Druck und/oder Atmung kommt, und dass sie Änderungen auf Grund einer Verdampfung der Cerebrospinalflüssigkeit verhindert. Zu rechnerischen Maßnahmen gehören z. B. die Verwendung von Funktionskontrollpunkten im interessierenden Gebiet und Triangulationsalgorithmen zum Kompensieren von Bewegungen dieser Kontroll- oder Ankerpunkte sowie "Bildverzieh"-Techniken, wobei jedes Folgebild geometrisch zum gemittelten Kontrollbild registriert wird, um eine Bewegung zu kompensieren, und Kombinationen beider Techniken. Die Bildverziehtechnik ist z. B.. von Wolberg in "Digital Image Warping" IEEE Computer. Society Press, Los Alimitos, CA, 1990 beschrieben. Die Bildverziehtechnik kann ferner anzeigen, wann eine Bewegung für das gemittelte Kontrollbild zu groß wurde und dass ein neues gemitteltes Kontrollbild aufgenommen werden muss. Kontrollpunkte können direkt im interessierenden Gebiet platziert werden, wie direkt auf der Cortexoberfläche, um intrinsische Signale zu analysieren. Zum Beispiel beschreibt Goshtasby ("Piecewise Linear Mapping Functions for Image Registration" in Pattern Recognition, Vol. 19. S. 459-66, 1986) ein Verfahren, bei dem ein Bild unter Verwendung von Kontrollpunkten in Dreiecksbereiche unterteilt wird. Für jeden Dreiecksbereich wird eine gesonderte geometrische Transformation angewandt, um jeden Kontrollpunkt räumlich mit einem entsprechenden Dreiecksbereich in einem Kontrollbild auszurichten.
Wenn die zwei Bilder (gemitteltes Kontrollbild und folgendes Bild) vor der Subtraktion fehlausgerichtet sind, ergeben sich Fehlsignale, da das Differenzbild einem Gradientenbild, mit Verstärkung von Störsignalen und Randinformation, ähnlicher ist. Eine Bild-Fehlausrichtung kann von einer Patientenbewegung, dem. Herzschlag und der Atmung herrühren. Eine Lösung besteht darin, die Kamera an einer mit dem Patienten, wie seinem Kopf, verbundenen starren Anordnung zu befestigen, damit mit jeder Patientenbewegung entsprechend auch das Gesichtsfeld der Kamera verstellt wird. Eine andere Lösung besteht darin, mittels Bewegungserfassung und geometrischer Transformation mittels der Bildverarbeitungsplatine eine Bewegungskompensation in Echtzeit auszuführen. Abhängig von der eingegebenen Einzelbildrate und dem Umfang der Mittelwertbildung kann eine einfachere Verschiebung oder ein komplizierterer (und damit genauerer) Vorgang zum Aufheben einer Verziehung realisiert werden.
Im Fall der Bilderzeugung von Gewebe (entweder für neuronale Aktivität oder für dynamische Bilderzeugung des Flusses eines Farbstoffs durch Gewebe) in einem Menschen ist es erforderlich, die Bewegung der Person zu kompensieren, wie sie zwischen der Erfassung aufeinanderfolgender Bilder auftreten kann.
Für viele Bildtypen ist es möglich, mittels geometrischer Kompensation zu kompensieren, bei der das. Bild durch Verschiebung in der xy-Ebene transformiert wird. Damit ein Algorithmus wie dieser ausführbar ist, muss er rechenmäßig effizient (vorzugsweise durch Ganzzahlenarithmetik realisierbar), speichereffizienz und robust in Bezug auf Änderungen des Umgebungslichts sein.
Ein mögliches Verfahren bestünde darin, ein Bild in jeder möglichen Richtung um 0 bis k Pixel in Bezug auf das Kontrollbild zu verschieden. Für jede der (2·k + 1)·(2k + 1) Translationen wird ein Subtraktionsbild erzeugt und es wird ein Maß zum Abschätzen der Nähe zum Kontrollbild berechnet. Ein Beispiel für ein derartiges Maß wäre die Varianz des Subtraktionsbilds. Der Nachteil dieses Verfahrens besteht darin, dass es nicht effizient ist, da für jedes der (2·k + 1)·(2k + 1) Subtraktionsbilder die Varianz über 512·512 Pixel berechnet werden müsste.
Eine effiziente Verbesserung dieses Algorithmus besteht darin, die Varianz der Subtraktionsbilder dadurch abzuschätzen, dass eine kleine Anzahl interessierender Gebiete (z. B. neun interessierende Gebiete), von denen jedes aus einer kleinen Anzahl von Pixeln (z. B. 8 · 8) besteht, aus dem Bild ausgewählt wird, das in Bezug auf das Kontrollbild verschoben werden soll. Auch ist eine gewisse Suchtiefe (z. B. 10 Pixel) zu wählen, über die diese kleinen interessierenden Gebiete in Bezug auf die ihnen entsprechenden interessierenden Gebiete im Kontrollbild zu verschieben sind. Nach dem Verschieben in allen möglichen Richtungen über 0 bis 10 Pixel ist diejenige Verschiebung zu wählen, die die Varianz über die ausgewählten interessierenden Gebiete minimiert. Da alle interessierenden Gebiete dieselbe Größe haben, ist bei der Berechnung der Varianz, die zu bestimmen ist, keine Division erforderlich, so dass die minimale Varianz ausgewählt werden kann. Demgemäß können alle Berechnungen mit einer Ganzzahlenarithmetik ausgeführt werden. Da die interessierenden Gebiete ausreichend klein sind, können die meisten Daten in den RAM des Hostcomputers eingelesen werden, was IO-Vorgänge für die Einzelbildpuffer begrenzt und, die Geschwindigkeit erhöht.
Ein anderes Problem besteht darin, Gleichmäßigkeit bei der Beleuchtung der Gewebeoberfläche zu gewährleisten. Ungleichmäßigkeit rührt von Schwankungen der Beleuchtungsquelle und Intensitätsvariationen her, die sich aus der dreidimensionalen Art der Gewebeoberfläche ergeben. Eine Schwankung bei der Beleuchtungsquelle wird dadurch berücksichtigt, dass ein Lichtrückkoppelungsmechanismus verwendet wird, um die Energieversorgung der Beleuchtungsquelle zu regeln. Diese beiden Probleme können auch im Bildverarbeitungsmodus kompensiert Werden.
Das analoge Videosignal wird dauernd in eine Einrichtung zum Verarbeiten desselben eingespeist. Eine derartige Einrichtung zum Erfassen und Analysieren von Daten ist ein Bildanalysator (z. B. Bildprozessor der Reihe 151, Image Processor, Imaging Technologies, Inc., Woburn, MA). Ein Bildanalysator kann ein analoges Videosignal mittels einer Analog-Digital- Schnittstelle empfangen und digitalisieren und eine derartige Funktion mit einer Einzelbildgeschwindigkeit von ungefähr 1/30 einer Sekunde (z. B. 30 Hz oder "Videogeschwindigkeit") ausführen. Zur Verarbeitung des Signals gehört es, als Erstes das Signal in einer Reihe von Pixeln oder kleinen Quadraten zu digitalisieren, denen ein Wert, (in einem Binärsystem) abhängig von der Anzahl von Photonen (d. h. der emr-Menge) zugewiesen wird, die am Gewebe aus demjenigen Teil des interessierenden Gebiets, das diesem Pixel zugewiesen ist, reflektiert werden. Zum Beispiel würden bei einem Standardbild von 512 · 512 mit aktueller CCD-Technologie 262144 Pixel pro Bild existieren. In einem 8-Bit-System ist jedes Pixel durch acht Bits repräsentiert. Das CCD kann gekühlt werden, um thermisches Rauschen zu verringern.
Vorzugsweise verfügt die Signalverarbeitungseinrichtung über eine programmierbare Nachschlagetabelle (z. B. CM150-LUT16, Imaging Technology, Woburn, NA), die mit Werten zum Umsetzen graucodierter Pixelwerte, die ein Schwarz/Weiß-Bild repräsentieren, in farbcodierte Werte auf Grundlage der Intensität jedes graucodierten Werts initialisiert wird. Dies sorgt für eine Bildverbesserung über eine Bildstreckung. Eine Bildstreckung ist eine Technik, durch die der höchste und der niedrigste Pixelintensitätswert, die dazu verwendet werden, die Pixel in einem digitalen Einzelbild zu repräsentieren, über denjenigen Bereich des Einzelbilds bestimmt werden, der zu strecken ist. Das Strecken eines ausgewählten Bereichs über einen größeren Wertebereich erlaubt z. B. einfachere Identifizierung und Beseitigung relativ hoher, unerwünschter Werte durch Störungen (z. B. helles Licht).
Jedes empfangene Bild wird im Einzelbildpuffer abgespeichert, vorzugsweise innerhalb des Zusammenhangs mit einer CPU als Vollbild von Datenelementen, die z. B. als Array von 512 auf 512 Pixeln repräsentiert sind. Jedes Pixel verfügt über einen 8-Bit-Wert entsprechend einem von 256 Graupegeln.
Die Verarbeitungseinrichtung verfügt ferner über mehrere Einzelbildpuffer mit Einzelbild-Speicherbereichen zum Speichern von Einzelbildern digitalisierter Bilddaten, wie sie von der A/D-Schnittstelle empfangen werden. Der Einzelbild- Speicherbereich verfügt über mindestens ein Megabyte an Speicherraum, vorzugsweise über mindestens 8 Megabyte an Speicherraum. Ein zusätzlicher 16-Bit-Einzelbild-Speicherbereich ist als Akkumulator zum Speichern verarbeiteter Einzelbilder mit Pixelintensitäten, die durch mehr als 8 Bits repräsentiert sind, bevorzugt. Die Einzelbildpuffer sind schnelle Zwischenspeicher. Die Verarbeitungseinrichtung sollte mindestens drei Einzelbildpuffer enthalten. Einer dient zum Speichern des gemittelten Kontrollbilds, ein anderer dient zum Speichern des nachfolgenden Bilds und ein dritter dient zum Speichern des Differenzsignals zwischen dem gemittelten Steuersignal und dem nachfolgenden Bild.
Die Verarbeitungseinrichtung verfügt ferner über eine Arithmetik-Logik-Einheit (ALU) (z. B. Pipeline Prozessor-ALU 150) zum Ausführen arithmetischer (Addition, Subtraktion usw.) und logischer (und, oder usw.) Funktionen an Daten, die sich in einem oder mehreren der Einzelbildpuffer befinden. Eine ALU ist ein schneller Prozessor. Die ALU erlaubt eine Bildmittelung in Echtzeit. Zum Beispiel kann ein neu eintreffendes digitalisiertes Signal direkt an die ALU geliefert werden, und es wird dadurch zu einem gemittelten, sich in einem Einzelbildpuffer befindenden Kontrollbild addiert oder von ihm subtrahiert, dass beide Bilder durch die ALU geschickt werden und sie addiert werden. Nachdem das letzte Bild addiert wurde, kann das 16-Bit-Ergebnis erneut an eine ALU geliefert werden, die das Ergebnis durch eine Konstante (d. h. die Gesamtanzahl der Bilder) teilt. Das Ausgangssignal der ALU wird entweder in einen Einzelbildpuffer eingespeichert, zu einer weiteren Verarbeitung geliefert, oder als eigenes Eingangssignal verwendet und erneut, mit einem anderen Bild kombiniert.
Es ist wesentlich, in den digitalisierten Bildern für eine Kompensation einer Patientenbewegung zu sorgen, bevor derartige Bilder subtrahiert werden. So werden an den Bildern geometrische Transformationen angewandt, damit sie vor einer Substraktion geometrisch ausgerichtet werden.
Die Verarbeitungsgeschwindigkeit der Vorrichtung zum Erzeugen eines Differenzeinzelbilds kann dadurch erhöht werden, dass zum Bildprozessor ein Echtzeit-Modularprozessor oder ein schnellerer CPU-Chip hinzugefügt wird. Zum Beispiel ist ein Echtzeit-Modularprozessor der Echtzeit-Modularprozessor 150 RTMP-150 (Imaging Technology, Woburn, MA).
Die Verarbeitungseinrichtung kann ferner über eine Einrichtung zum Ausführen einer Histogrammstreckung für die Differenzeinzelbilder aufweisen (2. B. Histogramm/Merkmals-Entnahmemodul HF 151-1-V, Imaging Technology, Woburn, MA), um jedes Differenzbild über sein Dynamikbild zu verbessern. Eine lineare Histogrammstreckung ist z. B. von Green in Digital Image Processing: A Systems Approach, Van Nostrand Reinhold, New York, 1983 beschrieben. Eine Histogrammstreckung spezifiziert das hellste Pixel, oder eines mit dem höchsten Wert im Differenzbild, und weist diesem den Maximalwert zu. Dem kleinsten Pixelwert wird der Minimalwert zugewiesen, und jedem anderen Wert dazwischen wird ein linearer Wert (für eine lineare Histogrammstreckung, oder ein logarithmischer Wert für eine logarithmische Histogrammstreckung, usw.) zwischen dem Maximal- und dem Minimalwert zugewiesen. Dies erlaubt es, dass das Differenzbild den vollständigen Dynamikbereich nutzt, was für Absolutänderungen sorgt.
Das Bildverarbeitungssystem kann eine Vielfalt von Hardware verwenden, wie sie verfügbar ist oder entwickelt wird. Zum Beispiel wird für Bewegungsvideo-Anwendungen der Multimedia- Videoprozessor (MVP) von Texas Instrument entwickelt. Der MVP verwendet eine hoch parallele interne Architektur, viel Speicher auf dem Chip und Kommunikation mit extrem hohe Bandbreite innerhalb der CPU sowie zwischen dem CPU-Speicher und I/O-Einrichtungen, um für über zwei Billionen Operationen vom RISC-Typ pro Sekunde zu sorgen, was ein Funktionsvermögen ist, das dazu erforderlich ist, die Bedingungen von Echtezeit-Videokompressionsstandards und Echtzeit-Bilderfassung, -verarbeitung und -sichtbarmachung zu unterstützen. Zum Beispiel kann die Hardware über Module in Form gedruckter Leiterplatten verfügen, die über eine Schnittstelle mit einem VME-Busverbunden sind. Ein einzelnes Chassis kann alle Module aufnehmen und sich in einem Gestell befinden, das in einem Operationssaal oder zwischen Operationssälen, gemeinsam mit Anzeigemonitoren und Eingabe- und Ausgabe-Peripherievorrichtungen leicht transportierbar ist. Das Echtzeitsystem verfügt z. B. über vier Leiterplatten zur erfassenden Bildverarbeitung, zur Peripheriesteuerung und für einen Hostcomputer. Eine Minimalkonfiguration mit verringerten Verarbeitungsfähigkeiten verfügt nur über die Erfassungs- und die Hostcomputer-Platine. Die Erfassungsplatine verfügt über eine Schaltungsanordnung zum Ausführen einer Echtzeitmittelung eintreffender Videoeinzelbilder, und sie erlaubt das Auslesen gemittelter Einzelbilder mit maximaler Busräte. Ein VME-Bus ist wegen seiner hohen Spitzenbandbreite (mehr als 80 MBytes für die jüngste Revision, VMEG4) und seiner Verträglichkeit mit einer Menge existierender VME-Erzeugnisse bevorzugt. Die Erfassungsplatine muss auch viele verschiedene Kameratypen über eine variable Scan-Schnittstelle unterstützen. Eine Tochterplatine kann die Schnittstellenerfordernisse vieler verschiedener Kameratypen unterstützen und variable Scansignale an das Erfassungs-Motherboard liefern. Vorzugsweise verfügt die Einheit über eine Tochterplatine, die eine Schnittstelle zu einem RS-170A-Videosignal bildet, um eine große Basis von Kameras zu unterstützen. Andere Kameratypen, wie langsam scannende Kameras mit höherer räumlicher/Kontrastauflösung und/oder besserem Signal/- Rauschsignal-Verhältnis) können entwickelt und in die Vorrichtung eingebaut werden, ebenso wie verbesserte Tochterplatinen, um derartigen verbesserten Kameras zu genügen.
Der Hostcomputer ist ein Computer mit eingebauter Einzelplatine mit VME-Schnittstelle. Vorzugsweise verfügt der Hostcomputer über eine VME64-Schnittstelle oder eine VME-Standardschnittstelle (IEEE 1014-1987), was von Überlegungen betreffend die Busbandbreite abhängt. Zu Beispielen von Hostcomputerplatinen gehören z. B. Force SPARC/CPU-2E und das HP9000-Modell 7471. Die Benutzerschnittstelle kann z. B. eine Unix/x-Window-Umgebung sein. Die Bildverarbeitungsplatine kann z. B. auf dem MVP von Texas Instruments und anderen Chips beruhen, um eine Bildmittelung, eine Ausrichtung und andere Verarbeitungsvorgänge in Echtzeit auszuführen, die dazu erforderlich sind, für intraoperative Betrachtung Differenzbilder hoher Qualität zu erzeugen. Diese Platine steuert auch ein 120 · 1024-RGB-Display an, um eine zeitliche Abfolge von Differenzbildern mit Pseudofarben-Abbildung für hervorgehobenes Tumorgewebe anzuzeigen. Vorzugsweise wird für den Hostcomputer ein zweiter Monitor verwendet, um die Gesamtschirmfläche zu vergrößern und die Benutzerschnittstelle angenehmer auszubilden. Die Verarbeitungsplatine (vollständig programmierbar) kann eine VME64-Masterschnittstelle unterstützen, um Datentransaktionen mit den anderen Platinen zu kontrollieren. Schließlich kann eine Peripherie- Steuerplatine für elektrische Schnittstellen sorgen, um mechanische Schnittstellen ausgehend vom Hostcomputer zu kontrollieren. Zu derartigen mechanischen Schnittstellen können z. B. eine computergesteuerte motorbetriebene Spritze zur Farbstoff-Injektion, eine Lichtquelle und ein Kamera-Steuerungsgehäuse gehören.
Das Differenzbildsignal wird, vorzugsweise, weiter verarbeitet, um das Bild zu glätten und hochfrequente Störsignale zu entfernen. Zum Beispiel kann ein Tiefpass-Raumfilter hohe Raumfrequenzen und/oder niedrige Raumfrequenzen sperren, um hochfrequente Störsignale an beiden Enden des Dynamikbereichs zu beseitigen. Dies sorgt für ein geglättetes, verarbeitetes Differenzbild (in digitalem Format). Das digital verarbeitete Differenzbild kann dadurch farbcodiert werden, dass verschiedenen Graustufen ein Spektrum von Farben zugewiesen wird. Dieses Bild wird dann in ein analoges Bild (mittels einer ADI-Platine) rückgewandelt und für Echtzeit- Sichtbarmachung von Differenzen zwischen einem gemittelten Kontrollbild und nachfolgenden Bildern angezeigt. Darüber hinaus kann das verarbeitete Differenzbild dem analogen Bild überlagert werden, um auf eine Videoanzeige des interessierenden Gebiets hin Bereiche mit denjenigen speziellen Gewebeorten anzuzeigen, wo der Farbstoff eine schnellere Aufnahme zeigen kann oder wo ein intrinsisches Signal auftreten kann.
Die Vorrichtung verfügt ferner über eine Einrichtung zur subtraktiven Verarbeitung der Differenzbilder zum Identifizieren von Cortexgebieten mit neuronaler Hemmung. Normale Gebiete erhöhter neuronaler Aktivität führen zu einer Zunahme des emr-Absorptionsvermögens normalen Gewebes (z. B. wird das Gewebe dunkler, wenn zur emr-Beleuchtung sichtbares Licht verwendet wird, oder ein intrinsisches Signal nimmt in positiver Richtung zu). In ähnlicher Weise führt eine Verringerung der neuronalen Aktivität zu einer Verringerung des emr-Absorptionsvermögens des Gewebes (d. h., das Gewebe erscheint heller oder intrinsische Signale werden negativ). Zum Beispiel ist ein Bild A ein nachfolgendes gemitteltes Bild, und ein Bild B ist ein gemitteltes Kontrollbild. Normalerweise wird, wenn ein Pixel im Bild A von einem Pixel im Bild B subtrahiert wird und sich ein negativer Wert ergibt, dieser Wert als null behandelt. Demgemäß können die Differenzbilder keine Hemmungsgebiete berücksichtigen. Jedoch können sowohl negative als auch positive intrinische Signale durch Folgendes identifiziert werden: (a) Subtrahieren des Bilds A (nachfolgendes gemitteltes Bild) vom Bild B (gemitteltes Kontrollbild), um ein erstes Differenzbild zu erzeugen, wobei alle negativen Pixelwerte null sind; und (b) Subtrahieren des Bilds B vom Bild A, um ein zweites Differenzbild zu erzeugen, wobei alle negativen Pixelwerte null sind; sowie Addieren des ersten und des zweiten Differenzbilds, um ein "Summendifferenzbild" zu erzeugen. Das Summendifferenzbild zeigt Gebiete erhöhter Aktivität (d. h. mit wärmeren Farben wie Gelb, Orange, Rot farbcodiert) sowie Gebiete geringerer Aktivität oder Hemmung (d. h. mit kälteren Farben wie Grün, Blau, Violett farbcodiert). Alternativ kann das erste Differenzbild dem zweiten Differenzbild überlagert werden. Jedes Verfahren erzeugt ein Bild erhöhter neuronaler Aktivität und verringerter neuronaler Aktivität.
Vorzugsweise verfügt die Verarbeitungseinrichtung ferner über eine optische Platte zum Speichern digitaler Bilddaten, einen Drucker zum Erzeugen eines Ausdrucks des digitalen und/oder analogen Videobilds sowie einen Monitor, um es dem Arzt zu ermöglichen, das Differenzeinzelbild als Ausgangssignal (in ein analoges Signal rückgewandelt) der Vorrichtung kontinuierlich zu überwachen. Das ausgegebene Differenzeinzelbild kann dem analogen Echtzeit-Videobild überlagert werden, um für ein Videobild des interessierenden Gebiets (z. B. der Cortexoberfläche oder eines vermutlichen Tumororts) zu sorgen, das einem farbcodierten Differenzeinzelbild, mit fest gefrorener Zeit, überlagert wird, um anzuzeigen, wo Bereiche schnellerer Farbstoffaufnahme aufgetreten sind und wo auf einige Stimuli oder Muster hin intrinsische Signale vorhanden sind.
Während einer chirurgischen Prozedur existiert häufig eine Patientenbewegung. Im Fall eines anästhesierten Patienten beruht die Bewegung häufig auf Atmung und Blutfluss. Bei einem wachen Patienten existieren zusätzliche Bewegungen. Die Bewegung muss in den digitalisierten Bildern kompensiert werden, so dass die Bilder vor einer Subtraktion geometrisch ausgerichtet werden. Geometrische Kompensation wird, dadurch bewerkstelligt, dass geometrische Transformationen auf die digitalisierten Bilder angewandt werden. Eine Komponente von Bildverarbeitungs-Hardware, die geometrische Transformationen in Echtzeit bewerkstelligen kann, ist die Geometrieprozessorplatine GP-150 (Informatique et Techniques Avancees, Issy-les-Moulineaux, France). Die Prozessorplatine GP-150 ist mit Itex-Hardware verträglich, und sie führt Rotationen, Verschiebungen, Zoomvorgänge und Verzerrungskorrekturen zweiten Grads bei Videoraten und bilinearer Interpolation an 512 · 512 · 8-Bit-Bildern in Echtzeit aus.

Bilderzeugungsverfahren

Zum Verfahren der Bilderzeugung für einen kompakten Tumor gehört das periodische Verabreichen eines Farbstoffs durch. Bolusinjektion in das Gefäßsystem (z. B. Arterie oder Vene), wobei ein Durchdringen des vermutlichen Tumororts im interessierenden Gebiet erfolgt. Vorzugsweise verfügt der Farbstoff über eine relativ kurze Halbwertsdauer (z. B. weniger als fünf Minuten), und er wird schnell geklärt, um wiederholte Verabreichung zu erlauben. Das Video-CCD der Vorrichtung wird auf den vermutlichen Ort des kompakten Tumors (interessierendes Gebiet) fokussiert, und der Ort wird mit emr hoher Intensität beleuchtet, die die durch den Farbstoff absorbierte Wellenlänge enthält. Unmittelbar vor der Verabreichung des Farbstoffs wird das erste digitalisierte Bild aufgenommen, digitalisiert und in einem Einzelbildpuffer abgespeichert. Der Farbstoff wird schnell und in kürzer Zeit als Bolus injiziert. Es werden nachfolgende Einzelbilder aufgenommen und abgespeichert und subtraktiv verglichen, um Differenzbilder (z. B. 1 oder 1 pro Sekunde) unter Verwendung der Verarbeitungseinrichtung zu erzeugen. Ein anfängliches Sichtbarwerden des Farbstoffs im Differenzbild zunächst in Tumorgewebe auf, da der Farbstoff schneller in Tumorgewebe perfundiert. Kompakte Tumorränder sind die ersten Bilder, die im Differenzeinzelbild als dunklere Linien erscheinen, die eine kompakte Tumormasse umgeben. Dieses Differenzeinzelbild kann eingefroren und abgespeichert werden, damit der Chirurg das Tumorbild studieren und Tumorränder in Echtzeit während einer Operation identifizieren kann. Darüber hinaus verbleibt der Farbstoff für eine längere Zeitperiode in Tumorgewebe als in normalem Gewebe. Daher ist, nachdem der Farbstoff allgemein im gesamten interessierenden Gebiet sowohl in normalem als auch Tumorgewebe erschien, die Klärung des Farbstoffs im Tumorgewebe verzögert, was eine andere Gelegenheit schafft, Tumorränder durch Vorliegen von Farbstoff in Tumorgewebe, jedoch nicht in normalem Gewebe, sichtbar zu machen. Bei aggressiveren oder bösartigeren Tumoren verbleibt der Farbstoff umso länger im Tumorgewebe, je höher die Klasse des Tumors ist. Für niedrigere klassifizierte oder eher gutartige Tumore verbleibt der Farbstoff für 45 Sek. bis 2 Min. in Tumorgewebe, wohingegen er in bösartigeren Tumoren bis zu 10 Minuten verbleiben kann.
Das Verfahren ist durchgesetzten Tumor-Bilderzeugungstechniken, wie KSR (Kernspinresonanz), überlegen, da optische Bilderzeugung niedrig klassifizierte Tumore unterscheiden kann, die mit aktuellen KSR-Techniken (KSR ist, eine intraoperative Technik) nicht unterschieden werden können, und während einer chirurgischen Prozedur sind durch Wiederverabreichend es Farbstoffs dauernd aktualisierte. Bilder verfügbar. Der Farbstoff kann während einer einzelnen chirurgischen Prozedur, nachdem die Resektion begonnen hat, bei mehreren Gelegenheiten verabreicht werden, um an resezierten Wänden nach verbliebenem Tumorgewebe zu schauen. Bei CNS-Tumoren erfordern KSR-Techniken einen Tumor in fortgeschrittenem Stadium, der die Blut-Gehirn-Barriere beeinträchtigt hat, um einen derartigen Tumor abzubilden. Das vorliegene optische Bilderzeugungsverfahren kann demgegenüber sogar niedrig klassifizierte Tumore bilden, die die Blut-Gehirn- Barriere noch nicht beeinträchtigt haben. Daher ist optische Bilderzeugung eine empfindlicher Technik als KSR, sie kann intraoperativ verwendet werden und sie sorgt für eine ungefähre Maßnahme zum Klassifizieren von Tumoren.
Der Farbstoff kann jeder emr absorbierende Farbstoff sein, der für In-Vivo-Verabreichung sicher ist, und der über eine kurze Halbwertsdauer verfügt, wenn er intravenös oder intraarteriell verabreicht wird. Beispiele derartiger Farbstoffe sind Farbstoff-Injektion, Photofrin(R), NPe&sub6;, BPD, Evans- Blau und Kombinationen hiervon. Ferner ist es während chirurgischer Resektion eines kompakten Tumors von Bedeutung, dass der Farbstoff im interessierenden Gebiet schnell geklärt wird. Auf diese Weise können Farbstoff-Verabreichungen wiederholt werden, um während der Resektion verbliebenes Tumorgewebe zu bestimmen.
Während einer Bilderzeugungsuntersuchung ist es von Bedeutung, die gemittelten Einzelbilder dauernd zu aktualisieren, um Patientenbewegungen zu berücksichtigen, insbesondere bei einem wachen Patienten. Dadurch werden umgewälzter Restfarbstoff und Patientenbewegungen oder Gewebebewegungen auf Grund chirurgischer Manipulation berücksichtigt.
Zum Beispiel wurde eine Ausführungsform dazu verwendet, Tumorgewebe in einem Ratten-Gliommodell eines Vorderlaufs sichtbar zu machen, um die Fähigkeit zu testen, normales oder ödematöses Hirngewebe von Tumorgewebe zu unterscheiden und zu ermitteln, ob normales von anormalen Gewebe unterschieden werden kann, nachdem der gesamte sichtbare Tumor reseziert wurde. Die dynamische Art der Perfusion des Farbstoffs durch das Gefäßsystem des Gehirns erlaubte eine Unterscheidung von normalem Hirngewebe und Tumorgewebe. Darüber hinaus können bei einer räumlichen Auflösung optischer Bilder unter 20 um²/Pixel selbst kleine Gebiete an verbliebenem Tumor identifiziert werden. Ferner wurde Tumorgewebe durch die unversehrte Ratten-Hirnschale hindurch identifiziert, so dass ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Tumor- Bilderzeugung vor einer Operation geschaffen sind.
Die dynamischen Unterschiede der Farbstoff-Perfusion durch umgebendes normales Gehirngewebe und Tumorgewebe könnten durch jeden der folgenden vier Gründe, oder eine Kombination derselben, begründet sein, ohne dass hierdurch eine Begrenzung auf die Theorie bestünde: (1) größerer Austritt des Farbstoffs aus Gefäßen ins Gewebe durch leckende Tumorkapillaren hindurch; (2) schnellere Aufnahme des Farbstoffs durch Tumorgewebe; (3) größere Durchtrittszeiten durch Tumorgewebe; und (4) bevorzugte Aufnahme des Farbstoffs durch Tumorzellen.
Das Ratten-Gliommodell wurde untersucht, und es wurde das Mikro-Gefäßsystem mit normalen Cortex verglichen. Der Blutfluss im Tumorgewebe ist langsamer und variabler als in normalem Gewebe. Der Unterschied zwischen Tumorgehirn und normalem Gehirn wurde dem Tumorort, dem Grad der Infiltration und Nekrose zugeschrieben. Bei anderen Untersuchungen unter Verwendung gezüchteter Kugeln von C6-Astrogliazellen, die im Rattengehirn transplantiert wurden, war der Blutfluss in wachstumfähigem Tumor größer als in normalem Rattengehirn. Der Volumenanteil von Mikrogefäßen war für tumoröses und normales Gehirn entsprechend. Da jedoch nur ungefähr 50% des Tumors aktiv perfundiert wurden, war die Oberfläche perfundierter Mikrogefäße im Tumor die Hälfte derjenigen im normalen Gehirn. Diese Änderungen können für einen langsameren Fluss von Farbstoff durch den Tumor im Vergleich zu normalem Gehirn zuständig sein und auch zu einer schnelleren Klärung durch normales Gehirn im Gegensatz zu Tumor führen.
Die Durchlässigkeit von Tumorkapillaren ist viel höher als in normalem Gehirn. Das Lecken dieser Kapillaren führt, zum Austreten größerer Teilchen, was zu Ödemen und einer Zunahme des Zwischenraumdrucks um Tumor-Mikrogefäße herum führt. Da Tumor-Mikrogefäße keinen normalen glatten Muskel mit kleinsten Arterien enthalten, besteht bei ihnen auch keine örtliche Kontrolle von Druckgradienten. Dies führt zu einer Flussstauung im Tumorgewebe. Der Gesamteffekt auf die Farbstoff-Perfusion sind längere Durchgangszeiten als in normalem Gehirn und ein Anstieg, der die Dauer des großen optischen Signals von Tumorgewebe verlängert. Derartige Überlegungen begründen die dynamischen Änderungen des optischen Signals von Tumor- und normalem Gehirn, die sich während Farbstoff-Perfusion zeigten. Es existiert eine nahezu äquivalente Aufnahme, jedoch eine viel größere Durchgangszeit in Tumorgewebe, was zu verlängerten Anstiegen im optischen Signal führt. Auch ist zu erwarten, dass Gewebe um den Tumor herum Anstiege der Zwischenraumdrücke verzeichnet, jedoch ohne leckende Kapillaren und andere Änderungen des Mikro-Gefäßsystems, was für die Tatsache verantwortlich ist, dass Tumorgewebe eine mittlere Dauer optischer Änderungen zeigte.
Es ist nicht klär, ob ein Mechanismus mit schnellerer Klärung des Farbstoffs aus normalem Gehirn auftrat oder ob sich der Farbstoff vorzugsweise in Tumorzellen absonderte. Im letzteren Fall werden vorzugsweise Hämatoporphyrine in Tumorzellen aufgenommen, und dies begründet die Fähigkeit, bei derartigen Zellen eine fotodynamische Therapie zu nutzen. Wenn der Farbstoff vollständig intravaskulär verbleiben würde, würde eine sehr ungleichmäßige Verteilung von Farbstoff zwischen normalen und Tumorzellen zu erwarten sein. Jedoch beobachteten wird aus vielen Zwischenbildern, die aus Gebieten zwischen größeren Pia-Mater-Mikrogefäßen aufgenommen wurden, das Entgegengesetzte.
Eine Ausführungsform sorgt ferner für Bilderzeugung funktionierender und funktionsgestörter Cortexgebiete, wie solcher Gebiete schwerer epileptischer Aktivität. Dazu gehört das Anwenden eines Sensoriksignals zum Abbilden einer speziellen Cortexfunktion oder zum Identifizieren eines Hyperaktivitäts-Gebiets, das der Ort der epileptischen Aktivität bei einem epileptischen Patienten ist. Ein Epilepsie auslösendes Gebiet des Cortex wird als spontan mehr aktiv sichtbar gemacht, und es kann durch die Vorrichtung unter Verwendung eines Verfahrens zum Abbilden intrinsischer Signale der Cortexaktivität abgebildet werden. Zum Verfahren des Sichtbarmachen intrinsischer Signale gehört das Stimulieren von Cortexgewebe durch spezielle Muster. Zu verschiedenen Mustern gehört es z. B., einem Patienten Bilder von Gegenständen zu zeigen und den Patienten zu bitten, den Gegenstand zu benennen, um die neuronale Aktivität zu ändern, was zu einem zugehörigen intrinsischen Signal führt.
Ein anderes Merkmal der Vorrichtung und des Verfahrens ist die Fähigkeit, periphere Nervenschädigungen und -narbenbildungen abzubilden. Nerven des zentralen und peripheren Nervensystems (PNS) sind durch die Fähigkeit gekennzeichnet, sich nach Schäden zu regenerieren. Während Operationen zum Reparieren beschädigter peripherer oder Hirnnerven können Gebieten einer Nervenschädigung dadurch abgebildet werden, dass Gebiete einer Sperrung intrinsischer Signale abgebildet werden. Zum Beispiel wird der Nerv im interessierenden Gebiet freigelegt. Der. Nerv wird stromaufwärts des Beschädigungsorts stimuliert. Der aktive Nervenweg wird durch intrinsische Signale im verarbeiteten Differenzeinzelbild nach der Aktivierung abgebildet. Der Ort der Nervenschädigung oder -sperrung wird durch ein abruptes Ende oder eine Schwächung des intrinsischen Signals am Beschädigungsort erkennbar. Auf diese Weise ist der Chirurg dazu in der Lage, genaue Echtzeitinformation dazu zu erhalten, wo der Nervenschaden vorliegt, und den Schaden zu korrigieren, falls möglich.
Darüber hinaus können die Vorrichtung und die Fähigkeit, intrinsische Signale abzubilden, dann verwendet werden, wenn es erforderlich ist, Tumorgewebe zu entfernen, das um Nervengewebe herum oder angrenzend an dieses liegt. Zum Beispiel liegt ein als akustisches Neurom bezeichneter Tumor im Allgemeinen um einen Gehörnerv (Hörnerv) herum. Es ist häufig eine schwierige Prozedur, Tumorgewebe zu entfernen, ohne den Hörnerv (einen Hirnnerv) durchzutrennen und zu bewirken, dass ein Ohr taub wird, oder den Gesichtsnerv zu beschädigen, der das Gesicht bewegende Muskeln inerviert. Die Ausführungsform sorgt für die Fähigkeit, Tumorgewebe unter Verwendung eines Farbstoffs von umgebenden Nervengewebe zu unterscheiden. Außerdem kann es dem Chirurgen kontinuierlich Information liefern, die den genauen Ort des Hör- oder Gesichtsnervs zeigt, was durch kontinuierliches oder periodisches Stimulieren des Nervs mit einem Schallmuster für den Hörnerv oder durch Rückstimulieren des Gesichtsnervs von einem Gesichtsmuskel erfolgt, wobei das der Nervenaktivität zugehörige intrinsische Signal erfasst wird. Demgemäß kann, wenn sich Tumorgewebe in enger Nachbarschaft zu Nervengewebe befindet, die Fähigkeit genutzt werden, sowohl Tumorgewebe mittels eines Farbstoffs zu lokalisieren als auch Nervengewebe dadurch zu lokalisieren, dass ein intrinsisches Signal unter Verwendung derselben Bilderzeugungsvorrichtung erfasst wird.
Das Bilderzeugungsverfahren kann Information von der Oberfläche eines interessierenden Gebiets erhalten, oder es kann auf ein interessierendes Gebiet in einer tieferen Ebene im Gewebe abzielen. Zum Sondieren interessierender Gebiete, die tiefer im Gewebe liegen, können längere Wellenlängen der zum Erzeugen des Bilds (gemitteltes Kontrollbild und nachfolgende gemittelte Bilder) verwendeten emr verwendet werden. Darüber hinaus zeigt, wenn zwischen dem mit emr von 500 nm gesehenen Bild und dem mit emr von 700 nm gesehenen Bild ein Differenzbild erzeugt wird, dasselbe eine optische Scheibe des Gewebes. Darüber hinaus kann die Verarbreichung eines Farbstoffs, anstatt dass Sperrfilter verwendet werden, als, Gewebefilter für emr wirken, um für ein Filter im interessierenden Gebiet zu sorgen. In diesem Fall ist es wünschenswert, einen Farbstoff zu verwenden, der für verlängerte Zeit in Tumor- oder normalem Gewebe verbleibt.
Eine Ausführungsform sorgt ferner für eine Verbesserung der Empfindlichkeit und des Kontrasts der von Tumorgewebe erhaltenen Bilder oder der Differenzbilder aus intrinsischen Signalen mittels Folgendem: (a) Beleuchten eines interessierenden Gebiets mit mehreren emr-Wellenlängen, unter denen sich zumindest eine erste und eine zweite emr-Wellenlänge befindet; (b) Gewinnen einer Reihe von Einzelbildern entsprechend jeder emr-Wellenlänge; wobei eine erste Abfolge von Einzelbildern von der ersten emr-Wellenlänge herrührt, die zweite Abfolge von Einzelbildern von der zweiten emr- Wellenlänge herrührt, usw.; (c) Verarbeiten der ersten Abfolge von Einzelbildern zu einem ersten gemittelten Kontrollbild, der zweiten Abfolge von Einzelbildern zu einem zweiten gemittelten Kontrollbild usw.; (d) Stimulieren intrinsischer Signale oder Verabreichen eines. Farbstoffs zu Abbildung von Tumorgewebe; (e) Gewinnen einer ersten Rate aufeinanderfolgender Einzelbilder unter Verwendung der ersten emr-Wellenlänge, einer zweiten Reihe aufeinanderfolgender Einzelbilder unter Verwendung der zweiten emr-Wellenlänge, usw.; und Verarbeiten der ersten, zweiten usw. Reihen aufeinanderfolgender Einzelbilder zu einem ersten, zweiten bzw. nachfolgenden gemittelten Bildern; (f) Gewinnen eines ersten Differenzbilds durch Subtrahieren des ersten gemittelten Kontrollbilds vom ersten nachfolgenden gemittelten Bild sowie eines zweiten Differenzbilds durch Subtrahieren des zweiten gemittelten Kontrollbilds vom zweiten nachfolgenden gemittelten Bild, usw.; und (g) Gewinnen eines»verbesserten Differenzbilds durch Bilden eines Verhältnisses zwischen dem ersteh und dem zweiten Differenzbild. Dies kann z. B. mittels zweier Quellen mit einzelnen emr-Wellenlängen oder unter Verwendung einer breitbandigen Quelle mit mehreren emr-Wellenlängen sowie mehreren Breitpassfiltern bewerkstelligt werden. Vorzugsweise rührt monochromatische emr zum Beleuchten interessierenden Gebiets von Laserquellen her.
Die Ausführungsform zur Bilderzeugung intrinsischer Signale und von Tumorgewebe kann außerhalb eines Aufbaus für eine chirurgische Prozedur arbeiten. Genauer gesagt, ist es möglich, eine Bilderzeugung betreffend Gewebe durch die unversehrte Haut und den Knochen hindurch zu gewinnen. Bei einigen Gebieten des Körpers kann sichtbares Licht längerer Wellenlängen und emr im nahen Infrarot leicht zur Bilderzeugung durch das Gewebe dringen, wie durch Brustgewebe. Durch Farbstoff-Injektion können Gebiete mit erhöhter Gefäßbildung, wie Tumorgewebe, identifiziert werden.
Zu noch einer anderen Erscheinungsform einer Ausführungsform der Erfindung gehört die Verwendung eines emr absorbierenden oder fluoreszierenden Farbstoffs, der mit einem Zielmolekül konjugiert ist, wie einem Antikörper, spezieller einem monoklonalen Antikörper oder einem Bruchteil eines solchen, der für einen Antigen-Oberflächenmarker einer Tumorzelle spezifisch ist. Das interessierende Gebiet wird mit emr beleuchtet, die Anregungswellenlängen des fluoreszenten Farbstoffs, jedoch keine Emissionswellenlänge enthält. Dies kann unter Verwendung eines Sperrfilter über der emr-Quelle bewerkstelligt werden. Vorzugsweise ist die CCD-Kamera mit einem Bildverstärker oder einer Mikrokanalplatte (z. B. KS-1381 Video Scope International, Wash DC) verbunden, um die Empfindlichkeit des Systems über mehrere Größenordnungen zu erhöhen und weine Sichtbarmachung von Zellen zu erlauben, an denen fluoreszente Farbstoffe anhaften. Zu Beispielen fluoreszenter Farbstoffe, die mit einem Zielmolekül konjugiert werden können, gehören z. B. Kaskade-Blau, Texas-Rot und Luzifer-Gelb CH von Molecular Probes, Eugene, OR.
Es sind noch weitere Anwendungen von Ausführungsformen der Erfindung möglich. Zum Beispiel kann die Vorrichtung zur Kalibrierung von Elektroden verwendet werden, die zum elektrischen Stimulieren der Cortexoberfläche verwendet werden (siehe z. B. die Fig. 1 und 2). Eine Technik, wie sie derzeit von Chirurgen dazu verwendet wird, die funktionelle Organisation des Cortex eines wachen Patienten abzubilden, besteht im direkten Zuführen von Strom (über Stimulierelektroden) zur Oberfläche des Cortex. Der Chirurg würde eine möglichst große Stärke des Stimulierstroms anwenden, ohne dass ein epileptischer Anfall ausgelöst wird oder eine Gewebeschädigung verursacht wird. Als Verfahren zum Kalibrieren der Stimulierelektroden stimuliert der Chirurg den Cortex des Patienten mit Strömen variierender Intensitäten, und er überwacht die elektrische Aktivität durch Beobachten des Ausgangssignals von Aufzeichnungselektroden, die direkt an der Oberfläche des Patientenhirns platziert wurden. Der Chirurg führt den Strom mittels der Stimulierelektroden für mehrere Sekunden zu, und er prüft das Ausgangssignal der Aufzeichnungselektroden auf epileptiforme Nachentladungsaktivität, die für eine Zeitperiode nach Beendigung der Stimulation andauern kann. Die Vorrichtung sorgt für eine genaue Maßnahme zum überwachen der räumlichen Ausdehung des durch den Elektroden-Stimulierstrom beeinflussten Cortex und für den zeitlichen Verlauf (falls vorhanden) einer durch Stimulierung hervorgerufenen Aktivität, die nach Beendigung des Stimulierstroms andauert. Zum Verfahren gehört das Erfassen eines Kontrollbilds vor der Stimulation mit anschließendem Erfassen nachfolgender Bilder während und nach der Stimulation. Die Bilder werden so wie hier beschrieben verarbeitet, um für eine räumliche Karte hoher Auflösung derjenigen Gebiete des Cortex zu sorgen, deren Ruheaktivität durch den zugeführten Stimulierstrom beeinflusst wurde. Die Vorrichtung sorgt für eine Karte der räumlichen Ausdehung und des zeitlichen Verlaufs der Stimulation und epileptischer Aktivität, die der Chirurg dazu verwenden kann, für seine Elektroden einen geeigneten Stimulierstrom zu wählen.
Es ist auch möglich, die Vorrichtung für gleichzeitige räumliche Bildung dynamischer Änderungen des Blutflusses in Blutgefäßen und der Cortexaktivität unter Verwendung intrinsischer optischer Änderungen zu nutzen (siehe z. B. die Fig. 1 und 2). Die intrinsischen optischen Signale innerhalb Bereichen größerer Blutgefäße beruhen, ohne dass ein Beschränkung auf die Theorie bestünde, auf einer Änderungsrate der Flussrate innerhalb dieser Gefäße. Es ist für eine Überwachung dieser Flussänderung innerhalb einzelner Blutgefäße gesorgt.
Es ist auch möglich, die Erfindung für ein Verfahren zum Abbilden der funktionellen Organisation des Cortex in einem anästhesierten Patienten während einer neurochirurgischen Prozedur zu verwenden (siehe z. B. die Fig. 5). Zu einem Verfahren gehört es, für eine afferente Sensorikstimulation zu sorgen, um ein Gebiet des Cortex zu aktivieren, das für die Verarbeitung dieses afferenten Sensorikeingangssignal spezifisch ist, und die mittels der Vorrichtung und des Verfahrens beobachteteten hervorgerufenen intrinsischen Signale dazu zu verwenden, Bereiche des Cortex, die von der afferenten Sensorikstimulation betroffen sind, optisch abzubilden.
Zum Beispiel kann es während der chirurgischen Entfernung eines Tumors erforderlich sein, dass der Chirurg weiß, welches Cortexgebiet an der Verarbeitung eines Sensorikeingangssignals von einem Gliedmaß eine anästhesierten Patienten beteiligt ist. Der Chirurg kann ein afferentes Sensorikeingangssignal, wie einen Vibrationsstimulus, an das Gliedmaß anlegen, um die Leitung von Information zu demjenigen Teil des Cortex zu veranlassen, der an der Sensorikverarbeitung für dieses Gliedmaß beteiligt ist. Dieser Sensorikstimulus aktiviert den geeigneten Cortexbereich, der dann unter Verwendung der Vorrichtung und des Verfahrens abgebildet werden kann. Zu anderen Beispielen afferenter Sensorikeingangssignale gehört es, Schaltstimuli anzuwenden, um den Gehörcortex zu aktivieren, visuelle Stimuli anzuwenden, um den Gesichtscortex abzubilden, ein Gelenk zu bewegen usw. Dieses Verfahren ist von Nutzen, um bestimmte Funktionsgebiete in einem anästhesierten Patienten abzubilden.
Es ist auch möglich, die Vorrichtung für ein Verfahren zum intraoperativen Unterstützen des Chirurgen bei der Erfassung von Biopsien von einem Tumorrand zu nutzen (siehe z. B. die Fig. 12). Nach der chirurgischen Entfernung eines Tumors verbleibt dem Chirurgen die Aufgabe, zu versuchen, zu unterscheiden, welche Gebiete des Tumorresektionsrands Rückstände an Tumorgewebe enthalten. Dies ist wichtig, da davon ausgegangen wird, dass bei vielen Tumortypen die Effektivität nachoperativer Bestrahlung und Chemotherapie mit der Menge verbliebenen Tumorgewebes korreliert ist. Die vorliegende Technik zum Identifizieren dieser Tumorrückstände dient dazu, dass der Chirurg kleine Gewebemengen bei zufälliger Probenname entnehmen kann und diese Proben zur Analyse an einen Pathologen senden kann. Diese Probennahme und Analyse müssen im Verlauf der Operation erfolgen, da der Chirurg diese Information dazu benötigt, seine chirurgischen Entscheidungen darauf zu stützen, welches Gewebe weiter reseziert werden sollte. Diese Technik leidet unter mehreren Nachteilen, wie der, dass die benötigte Zeit die. Dauer der Operation verlängert, wodurch die Kosten und die Gefahren für die Patienten zunehmen, und dass das zufällige Probennahmeverfahren zur Bestimmung von Biopsieansichten in unvermeidlicher Weise mit einem Probennahmefehler behaftet ist. Eine Ausführungsform der Erfindung sorgt dafür, dass die wahrscheinlichen Orte verbliebenen Tumorgewebes innerhalb eines Tumorrands schnell bestimmt werden. Dies kann eine chirurgische Entscheidung dahingehend unterstützen, aus welchen Gewebegebieten zu Biopsiezwecken Proben genommen werden sollten und aus welchen Gebieten wahrscheinlich vorhandenes Tumorgewebe unmittelbar entfernt werden sollte.

BEISPIEL!

Dieses Beispiel veranschaulicht optische Änderungen an einem Menschen durch direkte elektrische Cortexstimulation. Mit diesen optischen Änderungen wurden elektrische Oberflächen- Aufzeichnungssignale (Oberflächen-EEG, ECOG) korreliert. Die Fig. 1 und 2 veranschaulichen dynamische Änderungen intrinsischer optischer Eigenschaften des menschlichen Cortex während direkter elektrischer Stimulation des Cortex sowie während epileptiformer Aktivität. Die Figur A, B, C und D veranschaulichen beispielhaft eine typische Studie optischer Bilderzeugung, bei der die Vorrichtung dazu verwendet wird, dynamische Information mit hoher räumlicher Auflösung zu den intrinsischen optischen Signalen des menschlichen Cortex während neurologischer Chirurgieabläufe entweder im wachen oder anästhesierten Zustand zu liefern. In der Fig. 1 wurden intrinsische optische Änderungen in einem wachen Patienten während einer "Kalibrierung" für die Stimulierelektrode hervorgerufen. Auf die Cortexoberfläche wurden aufeinanderfolgende vier Stimulierversuche angewandt, wobei jede Stimulation eine epileptiforme Nachentladungsepisode hervorrief. Ein Stimulierversuch besteht aus Folgendem: 1) Überwachen der Cortex-Ruheaktivität durch Beobachten des Ausgangssignals der Aufzeichnungselektroden für eine kurze Zeitperiode, 2) Zuführen eines elektrischen Stroms über die Stimulierelektrode zur Cortexoberfläche mit einem speziellen Strom für mehrere Sekunden, und 3) Überwachen des Ausgangssignals der Aufzeichnungselektroden für eine Zeitperiode nach Beendigung der Stimulation.
Für jeden der vier Stimulierversuche wurde eine Reihe von Bildern aufgenommen (wobei jedes Bild aus einem Mittelwert von 128 Einzelbildern besteht, die mit 30 Hz aufgenommen wurden). Für die ersten drei Stimulierversuche wurde ein Strom 6 mA verwendet, und 8 mA für den Vierten. Nachdem eine Abfolge von 3-6 gemittelten Kontrollbildern erfasst war, wurde ein bipolarer Cortex-Stimulierstrom zugeführt (entweder 6 mA oder 8 mA) bis eine epileptiforme Nachentladungsaktivität hervorgerufen wurde (wie durch die Oberflächenelektrode aufgezeichnet). Bilder wurden während jedem Ganzen der vier Stimulierversuche kontinuierlich erfasst.
Die prozentuale Änderung der Lichtabsorption wurde für jedes Pixel für jedes während der vier Stimulierversuche erfasste Bild berechnet. Die mittleren prozentualen Änderungen über die vier Gebiete (durch die vier in der Fig. 1A markierten Rechteckbereiche gekennzeichnet) wurden in den Fig. 1B, 1C und 1D zum Vergleich und zur Analyse der in diesen vier Raumgebieten auftretenden dynamischen Änderungen grafisch aufgetragen.
Die Fig. 1A ist eine Ansicht des menschlichen Cortex unmittelbar vor dem Gesichtsmotorikcortex mit einer Aufzeichnungselektrode (r) und zwei Stimulierelektroden (s) sowie vier Orten (den umrandeten Gebieten, die mit 1, 2, 3 und 4 markiert sind), wobei die mittleren prozentualen Absorptionsänderungen über diese Gebiete ermittelt wurden. Der Cortex wurde mit emr > 690 nm beleuchtet. Der Skalenbalken entspricht 1 cm.
Die Fig. 1B sind Kurven zur prozentualen Änderung der emr- Absorption pro Sekunde in den Raumgebieten der Kästchen 1 und 3 (wie in der Fig. 1A markiert). Für beide Bereiche gilt die Spitzenwertänderung während des vierten Stimulierversuchs (mit 8 mA), bei dem die größte Stimulierstromstärke zur am stärksten verlängerten epileptiformen Nachentladungsaktivität führte. Die Änderungen innerhalb des Kästchens 3 waren größer und länger als diejenigen im Kästchen 1. Das Kästchen 3 lag über dem Gebiet des Epilepsieherds (das erregbare Gewebegebiet, das möglicherweise für die Epilepsie für Patienten zuständig ist).
Die Fig. 1C zeigt Kurven zur prozentualen Änderung der emr- Absorption pro Sekunde in den Raumbereichen der Kästchen 1 und 4 (wie in der Fig. 1A markiert). Das Kästchen. 1 liegt über einem Cortexgewebegebiet zwischen den zwei Stimulierelektroden, und das Kästchen liegt über einem Blutgefäß. Die Änderungen innerhalb des Kästchens 4 sind viel größer und in entgegengesetzter Richtungen zu denen im Kästchen 1, und diese Änderungen sind ebenfalls abhängig von der Stärke des Stimulierstroms und der Nachentladungsaktivität gestuft. Da die Änderungen in Kästchen 4 am wahrscheinlichsten auf Änderungen der Blutflussrate innerhalb eines Blutgefäßes beruhen, zeigt diese Kurve, dass mit der Ausführungsform gleichzeitig die Cortexaktivität und der Blutfluss überwacht werden können.
Die Fig. 1D zeigt Kurven zur prozentualen Änderung der emr- Absorption pro Sekunde in den Raumgebieten der Kästchen 1 und 2 (wie in der Fig. 1A markiert). Es ist zu beachten, dass diese zwei Gebiete zwar nahe beieinander liegen, dass jedoch ihre optischen Änderungen während der ersten drei Stimulierversuche unter Verwendung eines Stroms von 6 mA in entgegengesetzten Richtung vorliegen. Die nach Negativ gehenden Änderungen innerhalb des Bereichs des Kästchens 2 zeigen an, dass die Ausführungsform dazu verwenden werden kann, sowohl die Hemmung der Cortexaktivität als auch deren Anregung zu überwachen.
Alle bei diesem Beispiel mitgeteilten Bilderzeugungsprozeduren und die Patienten-Zustimmungserklärung wurden vom University of Washington Human Subjects Review Committee geprüft und genehmigt. Alle Patienten unterzeichneten eine Zustimmungserklärung dahingehend, dass sie sowohl über Operations- als auch Bilderzeugungsversuche informiert waren. Der Cortex wurde durch faseroptische emr gleichmäßig beleuchtet, die durch einen Strahlteiler lief, durch eine geregelte Gleichspannungsversorgung (Lambda, Inc.) gesteuert wurde und ein Breitpassfilter von 695 nm durchlief. Bilder wurden mit einer CCD-Kamera (COHU 6500) erfasst, die mittels eines spezielle modifizierten Kameraadapters am Operationsmikroskop angebracht wurde. Der Cortex wurde mittels einer Glas-Standplatte stabilisiert. Bilder wurden mit 30 Hz erfasst und mit 8 Bits digitalisiert (512 · 480 Pixel) unter Verwendung eines Systems der Serie 151 von Imaging Technologie Inc., Woburn, MA). An Bildern wurden geometrische Transformationen angewandt, um kleine Ausmaße einer Patientenbewegung zu kompensieren (Wohlberg, Digital Imaging Warping, IEEE Computer Society, Los Alamitos, CA, 1988). Die Subtraktion von während des Stimulationszustands (z. B. während Cortexoberfläche-Stimulation, Zungenbewegung oder Benennung) gesammelten Bildern von denen, die während eines Kontrollzustands gesammelt worden waren, mit anschließender Division durch ein Kontrollbild führte zu Prozentdifferenzkarten. Rohdaten (d. h. ohne digitale Verbesserung) wurden dazu verwendet, die mittlere optische Änderung in spezifizierten Bereichen zu ermitteln (die mittlere Kästchengröße betrug 30 · 30 Pixel oder 150-250 um²). Für Pseudofarbbilder entfernte ein lineares Tiefpassfilter hochfrequente Störsignale, und es wurden lineare Histogrammtransformation angewandt. Störungen wurden als Standardabweichung von Schwankungen in aufeinanderfolgend erfassten Kontrollbildern von 0,003-0,009 definiert.
Die optischen Änderungen zwischen den Stimulierelektroden (Ort #1 in der Fig. 1A) und nahe der Aufzeichnungselektrode (Ort #3) zeigten eine gestufte Reaktion auf die Intensität und die Dauer jeder Nachentladungsepisode (Fig. 1B). Die räumliche Erstreckung der epileptiformen Aktivität wurde dadurch demonstriert, dass ein vor einer Stimulation erfasstes Grundlinienbild mit denen verglichen würde, die unmittelbar nach der Stimulation erhalten wurden. Die Intensität und die Erstreckung der optischen Änderungen waren folgend auf die Stimulation #2 (kürzeste und geringst intensive Nachentladungsepisode) viel kleiner als nach der Stimulation #4 (- längste und intensivste Nachentladungsepisode).
Wenn die optischen Änderungen unterhalb der Grundlinie lagen, identifizierten die EEG-Oberflächenaufzeichnungen keine epileptiforme Aktivität (n = 3 Patienten). Am Ort #3 in der Fig. 2A1 lagen die optischen Änderungen nach der Stimulation unter der Grundlinie (d. h. leere Bereiche in der Fig. 2A3). Jedoch weitete sich die epileptiforme Aktivität während der vierten Stimulation in das Gebiets des Orts #3 aus und das optische Signal ging bis später nicht unter die Grundlinie (Ort #3, Fig. 1B). Dieses negative optische Signal repräsentiert wahrscheinlich gehemmte neuronale Populationen (eine epileptische Hemmungsumgebung), verringerte Sauerstoffzufuhr oder ein auf aktivierte Bereiche umgeleitetes Blutvolumen.
Die Fig. 3 zeigt eine Abfolge dynamische Änderungen optischer Signale, die aktive Gebiete und Anfallsherde identifizieren. Diese Figur zeigt acht Prozentdifferenzbilder aus dem für die vorigen zwei Figuren beschriebenen Stimulierversuch 2. Jedes Bild erfasst ein Intervall von zwei Sekunden. Es ist das Herdgebiet größter optischer Änderung in der Mitte der Bilder 4, 5 und 6 zu beachten, das den Bereich größter Cortexaktivität anzeigt. Die Stärke der optischen Änderung ist durch den Grauskalabalken der Fig. 2 gekennzeichnet. Jedes Bild kartiert ein Cortexgebiet von näherungsweise 4 cm auf 4 cm.
Die Fig. 4 zeigt eine Echtzeitabfolge dynamischer Änderungen von durch Stimulation hervorgerufenen optischen Änderungen im menschlichen Cortex. In der Fig. 4 zeigen die Tafeln 1 bis 8 acht aufeinanderfolgende Prozentdifferenzbilder, von denen jedes ein Mittel aus acht Einzelbildern ist (< 1/4 Sekunde pro Bild). Jedes Bild kartiert ein Cortexgebiet von näherungsweise 4 cm auf 4 cm.
In der Fig. 6 wurde die Stimulationsabbildung der Cortexoberfläche an wachen Patienten unter lokaler Anästhesie ausgeführt, um den Sensorik-/Motorikcortex und Broca-Gebiete zu identifizieren. Während dreier "Zungenwackel"-Versuche wurden Bilder gemittelt (32 Einzelbilder, 1 Sek.) und alle zwei Sekunden gespeichert. Ein Zungenwackel-Versuch bestand aus einer Erfassung von 5-6 Bildern in Ruhe, anschließender Erfassung von Bildern während der 40 Sekunden, während der der Patient seine Zunge am Gaumendach seines Munds hin und her bewegen sollte, und anschließender fortgesetzter Erfassung von Bildern während einer Erholungsperiode. Dann musste derselbe Patient an einem "Bennenungs"-Sprachversuch teilnehmen. Ein Benennungs-Sprachversuch bestand aus einer Erfassung von 5-8 Bildern in Ruhe (Kontrollbilder - der Patient sah ohne zu sprechen eine Reihe leerer Dias an), anschließender Erfassung von Bildern während der Zeitperiode, in der der Patient mit dem Benennen von Mustern beschäftigt war (Benennen einer Reihe von Objekten, die alle zwei Sekunden mittels eines Diaprojektors gezeigt wurden und die so ausgewählt waren, dass eine große Reaktion im Broca-Gebiet hervorgerufen werden sollte), und abschließender Erfassung einer Reihe von Bildern während der Erholungsperiode folgend auf den Zeitpunkt, zu dem der Patient seine Benennungsaufgabe beendete (wobei er erneut leere Dias betrachtete ohne zu sprechen). Die Bilder A1 und B1 sind Graustufenbilder eines Gebiets des menschlichen Cortex, wobei links vorne ist, rechts hinten ist, oben superior ist und die Sylvius-Furche unten liegt. Die zwei Sterne an A1, B1, A2 und B2 dienen als Bezugspunkte zwischen diesen Bildern. Die Skalenbalken in der unteren rechten Ecke von A1 und B1 entsprechen 1 cm. In A1 repräsentieren die nummerierten Kästchen Orte, an denen eine Cortexstimulation durch elektrische Stimulierelektroden Gaumenkribbeln (1), Zungenkribbeln (2), Broca-Gebiete mit, Sprachhemmung (3, 4) und keine Reaktion (11, 12, 17, 5-Vormotorikgebiet) hervorrief. Das Bild A2 ist ein Prozentdifferenz-Kontrollbild des Cortex in Ruhe bei einem der Zungenwackel-Versuche. Der Grauskalabalken rechts in A2 zeigt die Relativstärke der Grauskala in Zusammenhang mit den Bildern A2, A3, B2 und B3. Das Bild A3 ist eine Prozentdifferenzkarte der optischen Spitzenwertänderungen, wie sie während eines der Zungenwackel-Versuche auftraten. Es ist zu beachten, dass Gebiete, die als Zungen- und Gaumensensorikgebiete bei Cortexstimulation gekennzeichnet sind, eine große positive Änderung zeigen. Die Unterdrückung von Grundlinienrauschen in umgebenden Gebieten zeigt, dass, während der Zungenwackel-Versuche, die Sprachmotorikbereiche ein nach Negativ gehendes Signal zeigten. Das Bild B2 ist ein Prozentdifferenz-Kontrollbild des Cortex während eines der Benennungs- Sprachversuche. Das Bild B3 ist ein Prozentdifferenzbild der optischen Spitzenwertänderung im Cortex während der Benennungs-Sprachaufgabe. Im Broca-Gebiet sind große nach Positiv gehende Signale vorhanden, jedoch sind im Zungen- und Gaumensensorikgebiet nach Negativ gehende Signale vorhanden.
Die Fig. 7 zeigt, eine Kurve zum zeitlichen Verlauf und zur Stärke dynamischer optischer Änderungen im menschlichen Cortex, die in Zungen- und Gaumensensorikgebieten und im Broca- Gebiet (Sprache) hervorgerufen wurden. Die Fig. 7 zeigt die Kurven der prozentualen Änderung der optischen Absorption von Gewebe innerhalb der in der Fig. 6, Bilder A1 und B1, dargestellten Kästchenbereiche während jedes von drei Zungenwackel-Versuchen und eines Benennungs-Sprachversuchs. Das Diagramm 7A zeigt die Kurven während der drei Zungenwackel- Versuche, mit räumlicher Mittelung innerhalb der Kästchen 1, 2, 3 und 4, wie in der Fig. 6, Bild A1 gekennzeichnet. Das Diagramm 7B zeigt die Kurven während eines der Benennungs- Sprachversuche, mit räumlicher Mittelung innerhalb der Kästchen 1-7 und 17. Diese Ergebnisse stimmen mit den von Lee et al. (Ann. Neurol. 20: 32, 1986) berichteten Daten überein, die über große elektrische Potenziale im Sensorikcortex während einer Fingerbewegung berichteten. Die Stärke der optischen Änderungen im Sensorikcortex während einer Zungenbewegung (10-30%) steht mit Untersuchungen zum Sensorik-/Motorikcortex in Einklang, wo der zerebrale Blutfluss während Motorikaufgaben um 10-30% zunimmt (Colebatch et al., J. Neurophysiol. 65: 1392, 1991). Ferner haben Forscher unter Verwendung von Kernspinresonanz (KSR) betreffend Blutvolumenänderungen im menschlichen Gesichtscortex während visueller Stimulation Anstiege von bis zu 30% des zerebralen Blutvolumens demonstriert (Belliveau et al., Science 254: 716, 1991).
Aus demselben Cortexbereich (d. h. dem interessierenden Gebiet) wurden optische Bilder erhalten, während der Patient leere Dias betrachtete und während er Objekte auf Dias benannte, die alle zwei Sekunden gezeigt wurden. Während der Benennung erzielte Prozentdifferenzkarten zeigten Aktivierung des Vormotorikgebiets. Die Orte der Sprachhemmung und des Gaumenkribbelns wurden durch Oberflächestimulation identifiziert, und es zeigen sich in entgegengesetzten Richtungen verlaufende optische Signale. Das Aktivierungsgebiet war deutlich von demjenigen verschieden, das durch Zungenbewegung ohne Spracherzeugung hervorgerufen wurde. Die optischen Bilder zur Aktivierung des Vormotorikcortex während der Benennung befanden sich an ähnlichen Stellen wie die bei PET-Einzelwort-Verarbeitungsstudien identifizierten Cortexgebiete (Peterson et al., Nature 331: 585, 1991 und Frith et al., J. Neuropsychologia 29: 1137, 1991). Die optischen Änderungen waren im Gebiet des Cortex am größten, die traditionell als Broca-Gebiet bezeichnet werden, jedoch nicht in Gebieten, in denen elektrische Stimulation zu Sprachhemmung führte.
Die Fig. 8 zeigt eine optische Karte eines Cortexgebiets, das für das Sprachverständnis (Wernicke-Gebiet) in einem wachen Menschen von Bedeutung ist. Die Fig. 8, Bild A zeigt die Cortexoberfläche eines Patienten, wobei die anatomische Ausrichtung die Folgende ist: links ist vorne, unten ist inferior und die Sylvius-Furche verläuft oben. Nach optischer Bilderzeugung wurde das gesamte Cortexgewebe links von der dicken schwarzen Linie chirurgisch entfernt. Die Orte #1 und #2 wurden als für Sprache wesentlich identifiziert (z. B. sperrte eine Cortexsimulation die Fähigkeit der Person, Objekte zu benennen). Am Ort #3 ergab sich ein Benennungsfehler bei drei Stimulierversuchen. Wenn die chirurgische Entfernung das mit den Sternen an der dicken Linie markierte Gebiet erreichte, wurde die Sprache des Patienten beeinträchtigt. Für alle unmarkierten Orte in der Fig. 8A ergaben sich keine Fehler beim Benennen von Dias während Cortexstimulation. Die Fig. 8, Bild B zeigt eine Überlagerung eines Prozentdifferenzbilds mit einem Graustufenbild des Cortex, das während eines Benennungs-Sprachversuchs erfasst wurde (siehe die Beschreibung zur Fig. 6 zur Beschreibung des Benennungs-Sprachversuchs). Die Stärke der optischen Änderung ist im Grauskalabalken unten rechts im Bild dargestellt. Dieses Bild zeigt, wie ein Chirurg diese Ausführungsform intraoperativ zum Abbilden des Sprachcortex verwenden könnte.
Die Fig. 9 zeigt den zeitlichen Verlauf und die Stärke dynamischer optischer Änderungen im menschlichen Cortex, die im Wernicke-Gebiet hervorgerufen werden (Sprachverständnis). Die Fig. 9A zeigt Kurven zur prozentualen Änderung der optischen Absorption von Gewebe innerhalb der in der Fig. 8 dargestellten Kästchenbereiche. Die Fig. 9A zeigt Kurven der Kästchen 1 und 2 über wesentlichen Sprachorten, und die mit 4, 5 und 6 markierten Kästchen liegen über Sekundär-Sprachorten. Jede dieser fünf Erfassungsstellen zeigte deutliche Änderungen, wie sie auftraten, während der Patient mit einer Benennungs-Sprachaufgabe beschäftigt war. Die Fig. 9B zeigt prozentuale Änderungen für die in der Fig. 8 dargestellten sechs unmarkierten Kästchen. Innerhalb dieser vorderen Orte existierte keine wesentliche Zunahme oder Abnahme. Diese Daten demonstrieren, dass mit optischer Bilderzeugung auch sowohl wesentliche als auch Sekundär-Sprachgebiete identifiziert werden können, die während neurochirurgischer Prozeduren erhalten bleiben müssen.

BEISPIEL 2

Dieses Beispiel demonstriert Bilderzeugung eines niedrig klassifizierten Tumors mittels Indocyanin-Grün. Vor dem Vorgang wurde eine KSR-Durchrasterung ausgeführt. Außerdem wurde der Patient unter Verwendung der Vorrichtung, wie sie entsprechend der speziell beim Beispiel 1 verwendeten Ausführungsform verwendet wurde, auf Tumorgewebe untersucht.
Für das spezielle Cortexoberflächengebiet von Interesse wurde, ein gemitteltes Kontrollbild gewonnen. Der Farbstoff Indocyanin-Grün wurde zu einem Zeitpunkt 0 in ein peripheres Intravenöskatheter als Bolus verabreicht. Die Fig. 10 veranschaulicht die Differenzdynamik des Farbstoffs, um einen niedrig klassifizierten menschlichen CNS-Tumor zu identifizieren. Diese Reihe von Bildern rührt von einem Patienten mit einem niedrig klassifizierten CNS-Tumor (Astrocytom, Klasse 1) her. In der Fig. 10A (oben links) liegen die vom Chirurgen auf dem Gehirn platzierten Buchstabenmarkierungen auf dem Tumor, wie er intraoperativ durch Ultraschall identifiziert wurde. Jedoch sind Tumore dieses Typs und dieser Klasse bekanntlich schwierig von normalem Gewebe zu unterscheiden, wenn einmal die chirurgische Beseitigung des Tumors begonnen hat. Die Fig. 10B (Mitte links) zeigt ein Differenzbild, das ungefähr 15 Sekunden nach intravenöser Injektion von Farbstoff (Indocyanin-Grün mit 1 mg/kg) aufgenommen wurde. Die Fig. 10C (unten links) zeigt das Differenzbild ungefähr 30 Sekunden nach der Farbstoff-Verabreichung. Das Gebiet des Tumorgewebes zeigte die erste Gewebefärbung. Die Fig. 10D (oben rechts) zeigt, dass bei diesem niedrig klassifizierten Tumor das gesamte Gewebe (sowohl normal als auch anormal) 45 Sek. nach der Farbstoff-Verabreichung Einfärbung zeigte. Die Fig. 10E (Mitte rechts) gilt für eine Minute nach der Farbstoff-Verabreichung, und die Fig. 10F gilt für fünf Minuten nach derselben (wobei sich in diesem niedrig klassifizierten Tumor eine vollständige Klärung zeigt). Diese Daten zeigen, dass Indocyanin-Grün in niedrig klassifiziertes Tumorgewebe schneller als in normales Gehirngewebe eintritt und es länger dauern kann, es aus bösartigem Tumorgewebe als auch normalem Gewebe zu klären. Daher ist es möglich, mit dieser Vorrichtung Bilder selbst für niedrig klassifizierte Tumore zu erzeugen. Ferner ist es möglich, niedrig klassifiziertes Tumorgewebe intraoperativ von umgebenden normalem Gewebe zu unterscheiden.
Daher ist es möglich, durch die erfindungsgemäße Vorrichtung Bilder selbst niedrig klassifizierter Tumore zu erzeugen. Eine anschließende Pathologie dieses Tumorgewebes ergab, dass es sich um niedrig klassifiziertes Gliom handelte.

BEISPIEL 3

Dieses Beispiel veranschaulicht das Bild eines stark bösartigen CNS-Tumors (Glioblastom). Für einen Patient wurde ein Bild bei einer neurochirurgischen Prozedur erzeugt, wie sie beim. Beispiel 1 beschrieben ist. Die Tumor-Bilderzeugungsprozedur war dieselbe wie beim Beispiel 2. Die Reihe der Bilder in der Fig. 11 rührt vom Cortex eines Patienten mit bösartigem CNS-Tumor her (Glioblastom; Astrocytom, Klasse IV). Die Fig. 11A (oben links) zeigt ein Graustufenbild, bei dem bösartiges Hirntumorgewebe in der Mitte und nach rechts hin am dichtesten war, aber ansonsten überwiegend normales Gewebe vorlag (wie es sich durch pathologische Schnitte zeigte, die eine Woche nach der Operation verfügbar waren). Die Fig. 118 (Mitte links) ist das Differenzbild 15 Sekunden nach intravenöser Injektion von Indocyanin-Grün, und es zeigt, dass die Dynamik der Farbstoffperfusion in den ersten Sekunden in bösartigem Gewebe ähnlich derjenigen in den ersten wenigen Sekunden in gutartigem Tumorgewebe ist (siehe die Fig. 11C). Die Fig. 11C (unten links) zeigt, dass bei 30 Sekunden das bösartige Gewebe im Vergleich mit dem normalen Gewebe noch intensiver ist. Die Fig. 11D (oben rechts, 1 Minute nach der Farbstoff-Injektion) und 11E (unten rechts, 10 Minuten nach der Farbstoff-Injektion) zeigen, dass in bösartigem Tumorgewebe, abweichend von gutartigem Tumorgewebe, Farbstoff deutlich länger zurückgehalten wird und er in einigen Fällen über längere Zeitperioden im bösartigen Tumorgewebe abgeschieden ist. Daher ist es mit dieser Vorrichtung möglich, bösartiges Tumorgewebe zu erkennen, intraoperativ zwischen normalem und bösartigem Tumorgewebe zu unterscheiden und zwischen verschiedenen Tumorklassen zu unterscheiden (z. B. normal gegenüber gutartig gegenüber bösartig). So ist es möglich, nicht nur den Ort des Tumorgewebes abzubilden, sondern auch den Tumor zu klassifizieren, da bösartige Tumore den Farbstoff für eine längere Zeitperiode als ein niedrig klassifizierter Tumor zurückhalten.

BEISPIEL 4

Dieses Beispiel veranschaulicht eine Reihe von Bildern, die nach Resektion eines bösartigen CNS-Tumors, bis das Gewebe normal zusein schien, aufgenommen wurden. Dieser Typ einer Bilderzeugung von Tumorrändern sorgt für ein neuartiges Verfahren der Echtzeit-Bilderzeugung für Tumorränder. Nach der Resektion führte der Chirurg eine histologische Mehrfach- Randprobennahme aus, und wenn auf Ergebnisse gefrorener Schnitte gewartet würde, wurden die in der Fig. 13 dargestellten Bilder erhalten. Die Fig. 13 zeigt eine Reihe von Bildern und Differenzbildern für ein interessierendes Gebiet, aus dem ein Tumor reseziert wurde. Nach der chirurgischen Entfernung des Tumors wurde angenommen, dass das interessierende Gebiet frei von Tumorgewebe sei. Normalerweise wird bei dieser Größe eines Resektionsrands nur eine einzelne gefrorene Probe zur pathologischen Analyse entnommen. Zu Zwecken dieser Untersuchung wurden aus dem Rand fünf Biopsien entnommen, um die Korrelation der Histologie mit der durch die Ausführungsform erhaltenen Karte zu unterstützen. Die Fig. 12A (oben links) zeigt ein Graustufenbild des Tumorrands. Die Fig. 12B zeigt den Rand mit Markierunge, die der Chirurg direkt auf dem Gehirn anbrachte. Der Zweck dieser Markierungen bestand darin, zu identifizieren, wo der Chirurg Biopsieproben zur histologischen. Analyse entnehmen wollte, nachdem Differenzbilder mit der Vorrichtung erfasst worden waren. Die Fig. 120 (unten links) zeigt das Differenzbild 1 Minute nach intravenöser Injektion des Farbstoffs, und die Fig. 12D (unten rechts) zeigt das Differenzbild 10 Minuten nach der Farbstoff-Injektion. Diese Differenzbilder nach der Farbstoff-Verabreichung zeigen eine Anzahl von Tumorgewebe enthaltenden Stellen sowie Gebiete normalen Gewebes. Die Genauigkeit der optischen Bilderzeugung wurde postoperativ durch Analyse der Biopsien bestätigt. Es ist zu beachten, dass ein kleines Gebiet unten rechts in der Fig. 12D einen möglichen Bereich von Tumorgewebe anzeigt, für den vom Chirurgen keine Biopsie genommen worden wäre. Demgemäß überschreitet der Probennahmefehler selbst im Fall extensiver Biopsie die Genauigkeit dieser Ausführungsform. Diese Daten zeigen, dass diese Ausführungsform dazu in der Lage ist, kleine Rückstände von Tumorgewebe in einem Tumorrand nach Resektion eines Tumors zu identifizieren. Auch könnte die Ausführungsform als Hilfsmittel zum Entnehmen von Biopsien vom Ort eines Tumorrands dienen, um den natürliche Probenamefehler in Zusammenhang mit der aktuell verwendeten Technik einer zufälligen Probenname zu verringern.

BEISPIEL 5

Dieses Beispiel veranschaulicht eine Maßnahme zum Einstellen des CCD zum Optimieren der Vorrichtung, so dass sie dazu in der Lage ist, ein Signal mit maximaler Empfindlichkeit über einen vollen Dynamikbereich zu erfassen. Die CPU sollte mit Software mit den folgenden Merkmalen programmiert sein: (1) analoges Ausgangssignal, wobei Werte des Bilds, die nahe an der Sättigung am hellen Ende (d. h. nahe bei 225 liegen) als charakteristische Farbe, wie Rot, angezeigt werden; (2) Werte, die nahe am dunklen Ende (d. h. nahe bei null) liegen, werden ebenfalls als charakteristische Farbe, wie Blau, angezeigt. Die folgende Prozedur ist ein Beispiel für die Einstellung der CCD-Kamera.
1. Die Verstärkung und der Schwarzpegel eines Kamera-Steuerungsgehäuses (CCD = camera-control box)- werden anfangs auf null eingestellt, und die emr-Intensität wird erhöht, bis das Videosignal am hellen Ende gerade auf null geht (d. h., einige Werte im analogen Ausgangssignal liegen nahe bei 255)
2. Erhöhen des Schwarzpegels mittels des CCB, bis erkennbar ist, dass das Ausgangsbild am dunklen Ende in Sättigung geht (d. h., einige Werte im analogen Ausgangsbild liegen erkennbar nahe bei null).
3. Erhöhen der Verstärkung mittels des CCB, bis einige Werte des analogen Ausgangsbilds erkennbar am hohen Ende in Sättigung gehen.
4. Iterieren der Schritte (2) und (3), bis entweder (a) die Verstärkung auf ihren möglichen Maximalwert eingestellt ist oder (b) der Schwarzpegel auf seinen möglichen Maximalwert eingestellt ist oder (c) das Bild über seinen vollständigen Dynamikbereich maximal angehoben ist (d. h., dass keine weiteren Verstellungen der CCB-Verstärkung, des Schwarzpegels oder der emr-Quelle das Bild verbessern).
5. Wenn im Schritt (4) (a) die Verstärkung auf ihren Maximalpegel-eingestellt wird oder (b) der Schwarzpegel auf seinen Maximalwert eingestellt wird, jedoch das Ausgangsbild immer noch nicht maximal angehoben ist, dann wird im Fall (a) die Einstellung der CCB-Verstärkung geringfügig abgesenkt, die Intensität der emr-Quelle wird bis gerade zur Sättigung am hellen Ende erhöht und es wird zum Schritt (2) zurückgekehrt. Im Fall (b) wird die Einstellung des Schwarzpegels geringfügig zurückgenommen, die emr-Intensität wird verringert und es wird zum Schritt (3) zurückgekehrt.

BEISPIEL 6

Dieses Beispiel veranschaulicht eine Reihe von Versuchen unter Verwendung eines Ratten-Gliommodells zum interoperativen Untersuchen, ob eine Ausführungsform der Erfindung bei einer Operationssaal-Einstellung so arbeiten kann, dass, sie dem Chirurgen hinsichtlich der Resektion des gesamten Tumorgewebe Echtzeitinformation liefern kann. Das Ratten-Gliommodell ist ein Standard-Vorhersagemodell, das dazu verwende wurde, die Farbstoff-Aufnahme, die Klärung und die Gesamtparameter der optischen Bilderzeugung zu entwerfen, die zu den besten Bildern führen. Die Vorteile dieses Modells sind die Fähigkeit, konstant reproduzierbare Tumore für Bilderzeugungsstudien zu erzielen und dazu in der Lage zu sein, einen Tumor unter einem Operationsmikroskop zu resezieren und immer noch Resttumormittel optischer Bilderzeugung aufzufinden. Ein Nachteil dieses Modells ist das eher sarkomartige Aussehen des Tumors und ein geringerer Grad an Gefäßreichtum im Vergleich zu menschlichen Gliomen.
Kurz gesägt, verwendet das Ratten-Gliommodell eine Ethylnitrosoharnstoff-induzierte F-344-Rattentumorlinie, die aus einer klonalen Population eines bösartigen Spinal-Astrozytoms entwickelt wurde. Dieser Tumor ist mikroskopisch und in vivo menschlichen Astrozytomen ähnlich, da beide im Hirn-Organgewebe über sternförmige Zellen verfügen und beide über Introcytoplasma-Filamente mit einem Durchmesser von 80-100 um, betrachtet durch Rasterelektronenmikroskopie, verfügen. Die Gliomzellen wurden in einem Weymouth-Medium gehalten, das mit 10% Kalbsfötusserum versorgt wurde. Lebensfähige Zellen (5 · 10&sup4;) wurden aus einer einschichtigen Kultur heraus mit Trypsin behandelt und stereotaktisch in die rechte Hirnhemisphäre 30 weiblicher Ratten mit gleichen Genen, die jeweils 140-160 g wogen, implantiert. Die Stereotaxis- Koordinaten für die Implantation für den rechten Vorderlauf betrugen 4,5 mm vor der frontalen Nullebene, 3 mm rechts von der Mittellinie und 6 mm tief. Die Ratten wurden zur Implantation anästhesiert. Die Köpfe wurden rasiert und die Hirnschalen geöffnet und es wurde an den geeigneten Koordinaten ein Knochenfräseloch von 1 mm hergestellt. Die Zellen wurden durch eine Nadel mit dem Maß 27 injiziert, wobei die Nadel nach der Injektion für 30 Sek. am Ort verblieb, und das Loch wurde mit Knochenwachs bedeckt. Es wurde die Kopfhaut aufgenäht und die Tiere wurden für 3-4 Std. beobachtet, bevor sie zu normaler Aktivität und Fütterung zurückkehrten. Die Tiere wurden 10-14 Tage nach der Tumorimplantation eingesetzt. Bei diesen Modell beginnen die Tiere nach 16-19 Tagen klinische Symptome aus dem Tumor zu zeigen, wie verringerte Aktivität und Futteraufnahme, halbseitige leichte Lähmung, und schließlich verstarben zwischen 19-27 Tagen durch Masseneffekte auf Grund einer Tumorexpansion.
Vierzehn Tiere wurden einer vollständigen Untersuchung unterzogen, einschließlich einer Bilderzeugung vor und nach der Resektion des Tumors. Zur Untersuchung wurden die Tiere mit 2% Isofluoran anästhesiert, und in die Oberschenkelvene wurde zur Verabreichung des Farbstoffs eine Kanüle gelegt. Die Anästhesie wurde mit α-Chloralsoe (50 mg/kg verabreichte ip) und Urethan (160 mg/kg verabreichte ip) aufrechterhalten. Die Tiere wurden in einem Stereotaxis-Halter positioniert. Bilderzeugungsuntersuchungen wurden dann vor (siehe das Beispiel 7 unten) oder nach der Entfernung der Schädeldecke ausgeführt. Der Tumor belegte typischerweise die vordere Hälfte zweier Drittel der freigelegten rechten Hemisphäre. Das zusammengedrückte Gehirn ohne jegliche Tumorinfiltration würde als Tumorumgebung definiert, um diese von der normalen Hemisphäre auf der kontralateralen Seite zu trennen. Als intravenöser Farbstoff wurde Indocyanin-Grün verwendet. In der Cerebrospinalflüssigkeit zeigte sich nach der Verabreichung kein Farbstoff.
Als Erstes wurde die Cortexoberfläche abgebildet, und dann wurde ein Operationsmikroskop dazu verwendet, eine im Wesentlichen gesamte Entfernung des Tumors zu versuchen. Dann wurden zur Biopsie auf Grundlage der optischen Bilderzeugungsergebnisse Orte ausgewählt, und später erfolgte eine histologische Analyse. Die Biopsieproben wurden in 10% Paraformaldehyd fixiert, Nissl-angefärbt und montiert. Alle Proben wurden blind gelesen und entweder positiv oder negativ auf den Tumor markiert. Diese Daten wurden mit den optischen Bilderzeugungsergebnissen korreliert, um Tumorreste zu identifizieren, und es wurde eine statistische Analyse (Chi-Quadrat-Test oder T-Test gemäß Student) ausgeführt, um die Bedeutung der Ergebnisse zu bestimmen.
Hier wird die Bilderzeugungsvorrichtung beschrieben. Licht kam von einer Wolframhalogen-Lampe her, die durch eine Gleichspannungsversorgung geregelt wurde. Es lief durch ein Breitpassfilter (690 nm) sowie durch ein rechtwinkliges Prisma, und es wurde durch eine Objektivlinse von 50 oder 100 mm auf die Cortexoberfläche reflektiert. Das reflektierte Licht wurde durch dieselbe Objektivlinse gesammelt und durch eine Projektionslinse auf die Oberfläche einer CCD- Kamera (COHU 6300) fokussiert. Die Bilderzeugungsvorrichtung wurde am Stereotaxis-Rahmen befestigt, der fest an einem Schwingungsisoliertisch befestigt war. Speziell konzipierte automatische Verziehalgorithmen wurden so entworfen, dass kleine Bewegungen kompensiert wurden. Bilder (512 · 480 Pixel) wurden mit 30 Hz erfasst und mit 8 Bits (256 Graustufen) digitalisiert. Alle zwei Sek. wurden ein Einzelbild aus 30 gemittelten Einzelbildern erfasst (1 Sek.) und dann abgespeichert (1 Sek.). Kontrollbilder wurden vor der Injektion des Farbstoffs und dann zwei Min. nach der Farbstoff-Injektion gesammelt. Die Farbstoff-Injektion erfolgte über eine Periode von 1 Sek., während das letzte Kontrollbild eingespeichert wurde. Zwischen Farbstoff-Injektionen wurde eine Periode von 20 Min. eingestellt, damit optische Bilder zur Grundlinie zurückkehren konnten. Die anfänglichen Kontrollbilder jedes Versuchs wurden voneinander subtrahiert, um zu gewährleisten, dass der Grundlinien-Ausgangspunkt bei allen Versuchen gleich war.
Es wurde ein einzelnes Kontrollbild gewählt und dann von jedem der Kontrollbilder (4-6 Bilder) und jedem der Bilder nach der Farbstoff-Injektion subtrahiert. Das sich ergebende Bild wurde durch das ursprüngliche Kontrollbild geteilt und mit 100 multipliziert, so dass sich für die gesamte Abfolge vor und nach der Farbstoff-Injektion eine zusammengesetzte Prozentdifferenz ergab. Die optische Änderung, wie sie zwischen gesonderten Kontrollbildern auftrat, betrug 0,2-0,7 %, wohingegen die sich aus der Farbstoff-Injektion ergebenden Spitzenänderungen im Bereich von 5-40% lagen. Die Prozentdifferenz-Kontrollbildern sind in den beigefügten Figuren dargestellt. Die räumliche Auflösung eines einzelnen Pixels im Bild lag im Bereich von 13,5 · 11,7 um² ... um². Auf die Bilder wurden Kästchen gezeichnet, die eine Abmessung von 50-30 Pixeln pro Seite aufwiesen. Es wurde die mittlere prozentuale Änderung innerhalb der einzelnen Kästchen berechnet und dazu verwendet, grafisch die optischen Änderungen über der Zeit für die verschiedenen Gewebetypen zu demonstrieren.
Bilderzeugungsuntersuchungen wurden an vierzehn Tieren ausgeführt. Der Zeitverlauf der Farbstoffperfusion durch das Gewebe zeigte einen dynamischen Aspekt. Optische Bilderzeugung einer Farbstoffperfusion von Indocyanin-Grün mit einer Dosis von 1 mg/kg bei 16 gesonderten Läufen von einer Cortexoberfläche in neun verschiedenen Tieren zeigte die dynamische Art der optischen Änderungen. Die Fig. 16 zeigte eine Abfolge von Bildern zum Veranschaulichen der dynamischen Unterschiede von Farbstoff-Absorptionsänderungen zwischen Tumorgewebe und Nicht-Tumorgewebe. Die Fig. 16A zeigt ein Graustufenbild des interessierenden Gebiets. Es handelt sich um dasselbe Tier, wie es in der Fig. 16 dargestellt ist, jedoch ist nun die Schädeldecke entfernt, um die linke, das Gliom enthaltende Hemisphäre sowie die rechte, normales Gewebe enthaltende Hemisphäre freizulegen. Das Kästchen 1 liegt über dem Tumor, das Kästchen 2 über der Tumorumgebung, und das Kästchen 3 liegt über normalem Gewebe. Die Fig. 16B zeigt das Differenzbild für das interessierende Gebiet 1 Sekunde nachdem 1 mg/kg Indocyanin-Grün intravenös in das Tier injiziert worden waren. Während dieser Anfangszeit ist das Tumorgewebe das erste, das eine messbare optische Änderung zeigt, die anzeigt, dass die Aufnahme des Farbstoffs als Erstes im Tumorgewebe erfolgt. Der Grauskalabalken kennzeichnet die relative Stärke der optischen Änderungen in der Abfolge der Differenzbilder. Die Fig. 16C und 16D zeigen Differenzbilder des interessierenden Gebiets 4 Sekunden bzw. 30 Sekunden nach der Farbstoff-Injektion. In diesen mittleren Stadien scheint sich der Farbstoff sowohl in normalem als auch Tumorgewebe anzusammeln. Die Fig. 16E und 16F zeigen Differenzbilder für das interessierende Gebiet 1 Minute bis 5 Minuten nach der Farbstoff-Injektion. Zu diesen späteren Zeitpunkten ist es deutlich, dass sich immer noch Farbstoff im Tumorgewebe ansammelt, obwohl er aus normalem Gewebe geklärt wird.
Die optische Spitzenänderung tritt 6 Sekunden nach der Farbstoff-Verabreichung auf, jedoch behält das Tumorgewebe, nachdem die normale Hemisphäre zu klären beginnt, auf Grund des Fehlens einer Farbstoffklärung weiterhin eine große optische Änderung bei. Diese Änderungen lokalisieren den Tumorort anatomisch.
Die optischen Signale beginnen sich innerhalb der ersten 2-3 Sekunden nach der Farbstoff-Injektion zu ändern, und sie zeigen in allen drei Gebieten, Tumorgewebe, Tumorumgebung und normales Gehirn, 6 Sekunden nach der Injektion einen Spitzenwert. Jedoch unterscheiden sich die drei verschiedenen Gewebetypen durch die Anstiegsrate während der ersten vier Sekunden, die erreichte optische Spitzenänderung und das schließliche Plateau, das flach den ersten 30 Sekunden auftritt. Das Tumorgewebe wies eine deutlich andere Prozentdifferenz-Spitzenänderung (40,5 ± 9,6%) als entweder die Tumorumgebung (16,4 ± 6,8%) oder das normale Gehirn (9,7 ± 4,7%) auf.
Die Fig. 17 ist eine Kurve des Mittelwerts der prozentualen Änderung der mittleren emr-Absorption über die Raumgebiete, die in der Fig. 16A durch die Kästchen 1, 2 und 3 gekennzeichnet sind. Die Zunahme der Absorption ist eine Funktion der Konzentration des Farbstoffs im Gewebe zu einem speziellen Zeitpunkt. Das mit "Tumorgewebe" markierte Kurvenbild ist eine Kurve der Dynamik der Absorptionsänderungen innerhalb des Kästchens 1 innerhalb des Kästchens 1 der Fig. 16A. Das mit "Tumorumgebung" markierte Kurvenbild ist eine Kurve der Dynamik der Absorptionsänderungen innerhalb des Kästchens 2 der Fig. 16A. Das mit "normales Gehirn" markierte Kurvenbild ist eine Kurve der Dynamik der Absorptionsänderungen innerhalb des Kästchens 3 in der Fig. 16A. Diese Daten, sowie die aus der Fig. 16, zeigen, dass die Vorrichtung dazu in der Lage ist, nicht nur Tumorgewebe von Nicht-Tumorgewebe zu unterscheiden, sondern auch Tumorumgebungsgebiete, die variierende Dichten von Tumorzellen in Bezug auf normale Zellen enthalten.
Das die optische Spitzenwertänderung immer 4-6 Sekunden nach der Farbstoff-Injektion erreicht war, existierte auch eine deutlich schnellere Rate der optischen Änderung in Tumorgewebe im Vergleich Zur Tumorumgebung oder dem normalen Gehirn. Ein schnelleres Einsetzen der Farbstoffperfusion in das Tumorgewebe zeigte sich als schnellerer Zeitverlauf. Das Tumorgewebe zeigte eine schnellere und größere Anstiegszeit als entweder die Tumorumgebung oder das normale Gehirn (p < 0,01).
Ein wesentliches Merkmal, um dazu in der Lage zu sein, normales von anormalem Gewebe zu unterscheiden, ist die Verteilung des Farbstoffs in drei sehr verschiedene Gewebeklassen. In 13 von 14 Tieren existierte im optischen Signal im Tumor ein verlängerter Anstieg (> 2 Min.), nachdem das normale und das Tumorumgebungsgewebe zur Grundlinie zurückgekehrt waren. Schließlich waren sogar das normale und Tumorumgebungsgewebe hinsichtlich der Farbstoffaufnahme deutlich verschieden (Anstiegszeit: normal 2,4%/s; Tumorumgebung 4,0%/s.). Daher sind die dynamischen Merkmale der Farbstoffaufnahme und -klärung zum Bestimmen des Gewebetyps kritisch, der an der Bilderzeugung von Resektionsrändern beteiligt ist.
Das Ratten-Gliommodell sorgte auch für eine Gelegenheit, nach Resektionsrändern aus der Bilderzeugung zu schauen, nachdem der gesamte erkennbare Tumor entfernt worden war. Die Fig. 18A zeigt ein Bild mit größerer Vergrößerung des Tumorrands in der linken Hemisphäre des Tiers nachdem der Tumor reseziert worden war. Die Kästchen 1 liegen über Gebieten, die kleine Spuren an Resttumorzellen enthielten, und die Kästchen 2 liegen über Gebieten, die nur normales Gewebe enthielten. Der Grauskalabalken kennzeichnet die Stärke der optischen Änderung in den Differenzbildern. Die Fig. 18B, 18C und 18D zeigen Differenzbilder des Tumorrands 4, 30 bzw. 60 Sekunden nach intravenöser Farbstoff-Injektion. Aus Gebieten, die bevorzugte Farbstoffaufnahme enthielten, und aus Gebieten, aus denen der Farbstoff schnell klärte, wurden winzige Biopsien entnommen. Diese Biopsien wurden blind analysiert und später mit dem Ort korreliert, von dem sie entnommen worden waren. Für diejenigen Biopsien, die aus Gebieten mit geklärten Farbstoff entnommen worden waren, zeigte sich, dass sie nur normale Zellen enthielten, während es sich für Biopsien, die aus Gebieten mit abgeschiedenem Farbstoff entnommen worden waren, zeigte, dass sie Tumorzellen enthielten. Die schnellere Anstiegsräte in den erzeugten Bildern für die Cortexoberfläche war auch noch für die Resektionsränder vorhanden, die auf Tumor positiv waren, im Vergleich mit normalem Gehirn. Wiederum bestanden zwischen dem Tumor und dem normalen Gehirn deutliche Unterschiede betreffend die Anstiegsrate, die optische Spitzenänderung und das Plateau 60 Sekunden nach der Farbstoff-Injektion (alle p < 0,01). Die Fig. 15-18 zeigen, dass die Vorrichtung in Kombination mit mehreren Farbstoff-Injektionen für wiederholte Anwendung während einer ganzen Tumorresektionsoperation verwendet werden kann (in diesem Fall wurden vier gesonderte Farbstoff-Injektionen verabreicht). Ferner können innerhalb der Tumorränder extrem kleine Resttumorinseln abgebildet werden.
Die Empfindlichkeit und die Spezifizität der optischen Bilderzeugung wurde für 34 Proben (n = 12 Tiere) ermittelt. Von 15 Biopsieorten, die durch optische Bilderzeugung als negativ hinsichtlich des Tumors angesehen wurden, waren 14 von 15 gemäß histologischer Analyse frei von Tumor (Empfindlichkeit 93%). Der größte Anteil der Proben, die auf Tumor negativ waren, war aus der Vorderwand des Tumorresektionsraums oder der Tiefe des Raums entnommen worden (wobei der Hippocampus oder denaturierte Gehirnwindungen häufig biopsiert wurden). Von 19 Biopsieorten, die durch optische Bilderzeugung als positiv auf Tumor angesehen wurden, wurden 17 der Biopsieproben als positiv auf Tumor gelesen (Spezifizität 89,5%). Die zwei Orte, die auf Tumor in der Histologie negativ, aber durch optische Bilderzeugung auf Tumor positiv waren, wiesen erhöhten zelleartigen Aufbau auf, wurden jedoch auf Tumor negativ angesehen, da kein Herd von Tumorgewebe vorlag. Die Gesamtsignifikanz dieser Ergebnisse beträgt p < 0,001.
Die Fig. 19. zeigt dynamische Information zur Farbstoffaufnahme und -klärung in Tumorgewebe gegenüber Nicht-Tumorgewebe. Es handelt sich um eine Kurve zum Mittelwert der prozentualen Änderung der gemittelten emr-Absorption über die Raumgebiete, die in der Fig. 18A durch die Kästchen 1 und 2 gekennzeichnet sind. Die Zunahme der Absorption ist eine Funktion der Konzentration des Farbstoffs im Gewebe zu einem speziellen Zeitpunkt. Das mit "Ränder: Tumor" markierte Kurvenbild ist eine Kurve der Dynamik der Absorptionsänderungen innerhalb des Kästchens 1 in der Fig. 18A. Das mit. "Ränder: normal" markierte Kurvenbild ist eine Kurve der Dynamik der Absorptionsänderungen innerhalb des Kästchens 2 in der Fig. 18A. Diese Daten sowie diejenigen aus der Fig. 19 zeigen, dass die Vorrichtung dazu in der Lage ist, Tumorgewebe von Nicht-Tumorgewebe innerhalb von Tumorrändern mit extrem hoher räumlicher zeitlicher Auflösung zu unterscheiden.

BEISPIEL 7

Dieses Beispiel veranschaulicht eine Reihe von Versuchen unter Verwendung eines Ratten-Gliommodells durch die unversehrte Schädeldecke hindurch, um zu untersuchen, ob eine Ausführungsform der Erfindung dahingehend arbeiten könnte, Tumorgewebe vor oder nach einer Operation durch die unversehrte Schädeldecke und die unversehrte Haut hindurch abzubilden. Es ist bekannt, dass emr mit Wellenlängen im fernen Rot durch Knochen und Haut dringt. Bilderzeugung von Tumorgewebe wurde durch die unversehrte Schädeldecke einer Ratte hindurch versucht. Das Ausmaß des erkannten Tumors war nicht so genau wie mit freigelegtem Cortex, jedoch wurde das unter der Schädeldecke liegende Gebiet mit Tumorgewebe leicht identifiziert, lokalisiert, und in ihm sammelte sich nach einigen Minuten weiterhin Farbstoff an. Zunächst, nach der Farbstoff-Injektion, zeigte das Gebiet des Tumors ein viel größeres Signal als das normale Gehirn in der kontralateralen Hemisphäre. Eine Minute nach der Farbstoff-Injektion war der Farbstoff aus dem normalen Gehirn geklärt, und im Tumorgewebe und dem Saggitalsinus/Transversalsinus war nur ein Restsignal verblieben.
Die Fig. 14A ist ein Graustufenbild der Schädelfläche einer Ratte. Die Saggitalnaht verläuft durch die Mitte des Bilds nach unten. Tumorzellen wurde einige Tage zuvor in die linke Seite injiziert, so dass dieses Tier in der linken Hemisphäre seines Gehirns ein Gliom entwickelt hatte. Die rechte Hemisphäre war normal. Das Kästchen 1 liegt üben dem vermuteten Bereich eines Gehirntumors, und das Kästchen 2 liegt über normalem Gewebe. Die Fig. 14B ist ein Differenzbild 1 Sekunde nach dem intravenösen Injizieren des Farbstoffs Indocyanin-Grün in das Tier. Der Tumorgewebe enthaltende Bereich wird durch den unversehrten Schädel hindurch direkt erkennbar. Die Fig. 14C zeigt, dass 5 Sekunden nach der Farbstoff-Injektion erkannt werden kann, dass der Farbstoff durch sowohl normales als auch Tumorgewebe perfundiert. Die Fig. 14D zeigt, dass das normale Gewebe 1 Minute nach der Farbstoff-Injektion den Farbstoff geklärt hat, dass jedoch im. Tumorbereich immer noch Farbstoff zurückgehalten wird. Die Konzentration des Farbstoffs in der Mitte dieses Differenzbilds ist der im Saggitalsinus zirkulierende Farbstoff.
Der zeitliche Verlauf optischer Änderungen, die durch den Schädel mittels 10 Läufen von vier Tieren abgebildet wurden, ist in der Fig. 15 dargestellt. Die optischen Änderungen wurden durch die mittlere optische Änderung in einem Kästchen ermittelt, das direkt über der Tumor- und über der normalen Hemisphäre lag. Der Anstieg der Absorption ist eine Funktion der Konzentration des Farbstoffs im Gewebe zu einer speziellen Zeit. Das mit ":extracranial: Tumor" markierte Kurvenbild ist eine Kurve der Dynamik der Absorptionsänderungen innerhalb des Kästchens 1 der Fig. 14A. Das mit "extracranial: normal" markierte Kurvenbild ist eine Kurve der Dynamik der Absorptionsänderung innerhalb, des Kästchens 2 der Fig. 14A. Die optischen Spitzenwertänderungen für den durch den Schädel abgebildeten Tumor betrugen 13,1 ± 3,1%, was deutlich größer als die 7,8 ± 2,3% (p < 0,01) für normales Gehirn war. Die Plateauphase 60 Sekunden nach der Farbstoff-Injektion war ebenfalls in Tumorgewebe (40,5 ± 9,6%) deutlich größer als in normalem Gewebe (3,1 ± 0,7% (p < 0,01).

BEISPIEL 8

Dieses Beispiel veranschaulicht ein Rattenmodell, das die Aktivierung des Sensorikcortex durch Stimulation eines peripheren Nervs zeigt. Genauer gesagt, wurde in einer anästhesierten Ratte durch direktes Stimulieren des Ischiasnervs ein afferentes Sensorikeingangssignal erzeugt. In der Fig. 5 ist das ganz linke Bild ein Graustufenbild des Somatosensorikcortex des Hinterlaufs einer anästhesierten Ratte. Die Vergrößerung ist ausreichend hoch dafür, dass einzelne Kapillaren unterschieden werden können (die kleinsten. Gefäße, die in diesem Bild erkennbar sind). Das mittlere Bild ist ein Bild eines optischen Prozentdifferenz-Kontrollbilds in Ruhe. Die Stärke der optischen Änderung ist durch den. Grauskalabalken in der Mitte dieses Bilds angegeben. Der Pfeil neben dieser Grauskala kennzeichnet die Richtung zunehmender Amplitude. Das ganz rechte Bild ist eine Prozentdifferenzkarte der optischen Äderungen im Sensorikcortex für den Hinterlauf während Stimulation des Ischiasnervs. Daher ist es möglich, die Vorrichtung dazu zu verwenden, Funktionsgebiete des Cortex abzubilden, die verschiedenen Körpergebieten entsprechen.

BEISPIEL 9

Dieses Beispiel veranschaulicht, dass die Differenzdynamik der Farbstoffaufnahme und -zurückhaltung Tumorgewebe in menschlichen Patienten charakterisieren und identifizieren kann, das bei herkömmlicher KSR-Bilderzeugung keine Kontrastanhebung zeigt. Ein Anteil der nicht gutartigen Tumore ist durch aktuelle KSR-Bilderzeugungstechniken nicht beobachtbar. Die Bilder in der Fig. 13 gelten für einen Patienten, dessen Tumor bei KSR keine Kontrastanhebung zeigte. Dieses Fehlen einer Anhebung ist für gutartige Tumore im Allgemeinen typisch. Jedoch konnte mit optischer Bilderzeugung dieser Tumor als nicht gutartiger Typ identifiziert worden (ein anoplastisches Astrocytam). Die Fig. 13A zeigt das Graustufenbild des interessierenden Gebiets. Die Fig. 13B zeigt das Differenzbild vor der Farbstoff-Injektion. Die Fig. 13C zeigt das interessierende Gebiet 1 Minute nach intravenöser Farbstoff-Injektion, und die Fig. 13D zeigt das interessierende Gebiet 5 Minuten nach der Farbstoff-Injektion. Es ist zu beachten, dass der Farbstoff für wesentliche Zeit in diesem Gewebe zurückgehalten wird. Wie es in den Fig. 10, 11 und 12 dargestellt ist, ist dieses dynamische Verhalten eine Eigenschaft eines nicht gutartigen Tumors.

BEISPIEL 10

Dieses Beispiel veranschaulicht die Bilderzeugung von Funktionsbereichen peripherer Nerven. Eine Ratte wird anästhesiert und präpariert, um den Ischiasnerv frei zu legen. Unter Verwendung von Silberelektroden stimulieren wird das kaudale Ende des Nervs, während wir eine erste Abfolge von Differenzbildern erfassten. Wir verzeichnen das Ausmaß der Ausbreitung intrinsischer optischer Änderungen im Nerv ab dem Stimulationspunkt durch Untersuchen der erzeugten Differenzbilder, die gegenüber der Kontrolle die optische Spitzenänderung zeigen. Als Nächstes erzeugen wird mit einem kleinen Abstand vor dem Stimulierelektroden eine Quetschstelle im Nerv. Wir erfassen eine zweite Abfolge von Differenzbildern und Vergleichen das entsprechen das entsprechende Differenzbild aus dieser Abfolge mit dem Bild, das innerhalb des ersten Bilds die optische Spitzenänderung enthält. Wir vermerken, dass die intrinsische optische Änderung am Punkt abrupt abnimmt, an dem der Nerv beschädigt ist.
Schließlich stimulieren wir den Nerv vor der Quetschstelle, und nach dem Erfassen einer dritten Abfolge von Differenzbildern vermerken wird erneut, wo die intrinsischen Änderungen abrupt enden. Dieses Verfahren erlaubt es uns, den Ort und das Ausmaß des geschädigten oder funktionsgestörten Peripherienervengewebes zu lokalisieren.

BEISPIEL 11

Dieses Beispiel veranschaulicht eine Bilderzeugung betreffend Funktionsbereiche des Hirnnervs VIII. Es wird der Hirnnerv VIII (Nervus vestibulocochlearis) freigelegt. Schalltöne sorgen für einen Höherstimulus, der schließlich zur Aktivierung dieses Nervs führt. Es wird eine Abfolge von Differenzbildern vor, während und nach einem geeigneten Höherstimulus verwendet, die zeigen, dass intrinsische optische Änderungen des Nervs seiner funktionellen Aktivierung zugeordnet sind. Als Nächstes wird ein kleiner Bereich dieses Nervs durch Quetschen betätigt. Eine zweite Abfolge von Bildern zeigt, dass eine Höherstimulation intrinsische optische Änderungen im Nerv bis zum Beschädigungspunkt hervorruft.

BEISIPIEL 12

Dieses Beispiel veranschaulicht verschiedene Verfahren zum Verbessern von aus Tumorgewebe erhaltenen Bildern oder Differenzbildern betreffend intrinsische Signale unter Verwendung einer Beleuchtung mit mehreren Wellenlängen und/oder einem Laser sowie ein Verfahren zum Entnehmen von 3D-Information mehrerer Wellenlängen. Wir belichten einen Cortexbereich in einer anästhesierten Ratte. Als Erstes erfassen wir unter Beleuchtung mit weißem Licht von einer Wolframwendellampe eine Abfolge von Differenzbildern vor, während und folgend auf elektrische Stimulation dieses Cortexbereichs durch polare Stimulierelektroden. Als Nächstes erfassen wir eine zweite und eine dritte Abfolge von Differenzbildern, gemäß derselben Prozedur wie für die erste Abfolge, mit der Ausnahme, dass bei der zweiten Abfolge der Cortex mit Licht von 690 nm und bei der dritten Abfolge mit 510 nm beleuchtet wird. Die Änderung der Wellenlängen erfolgt dadurch, dass ein Interferenzfilter von 690 ± 10 nm oder ein solches von 510 ± 10 nm zwischen der Lichtquelle und dem Gehirn platziert wird.
Wir berechnen das kontrastverstärkte Bild dadurch, dass als Erstes ein Kontrollbild für 690 nm mit einem solchen für 510 nm ins Verhältnis gesetzt wird. Als Zweites setzen wird ein Bild während Stimulation mit 690 nm mit dem entsprechenden Bild für 510 nm in Beziehung. Dann kombinieren wir die Verhältnisbilder, um das Prozentdifferenzbild zu berechnen. Auf diese Weise wurden Störsignale beträchtlich verringert, so dass das Signal/Rauschsignal-Verhältnis deutlich verbessert war.
Als Nächstes zeigen wird, wie aus den erfassten Bildern bei mehreren Wellenlängen Tiefeninformation entnommen wird. Licht längerer Wellenlänge dringt in größerer Tiefe durch den Cortex, und Licht kürzerer Wellenlänge mit geringerem Ausmaß. Demgemäß drang Licht von 690 nm mit x mm in den Cortex ein, und ein Bild bei 510 nm galt für y mm, mit x < y.
Das Bild für 610 nm wird von demjenigen für 510 nm subtrahiert, wodurch sich ein "optischer Keil2 zeigt, der Information von einer Tiefe von (x - y) mm bis zu x mm innerhalb des Cortexgewebes enthält. Unter Verwendung einer Reihe anderer Interferenzfilter erfassen wir eine Abfolge von Bildern, die Information aus vielen verschiedenen Tiefen des Cortex enthalten. Es ist möglich, dreidimensionale Information zu erfassen.
Als Nächstes wiederholen wird mittels Belichtung von Tumorgewebe in einer Ratte, in der wird Tumorwachstum hervorgerufen haben, alle obigen Versuche, die zeigen, dass wir auf ähnliche Weise das Signal/Rauschsignal-Verhältnis verbessern können und dreidimensionale Information aus Tumorgewebe entnehmen können. Jedoch indizieren wird, anstatt dass wird das Gewebe elektrisch stimulieren, die Farbstoffe Indocyanin- Grün oder Evans-Blau.
Schließlich wiederholen wird die obigen Versuche durch Beleuchten des Cortex mit mehreren verschiedenen Wellenlängen mittels eines durchstimmbaren Farbstofflasers (einer kohärenten Quelle) statt mit der nicht kohärenten Wolframwendellampe. Mit dem Laser (oder jeder kohärenten Quelle) verfügen wird über den zusätzlichen Vorteil, dass wir die Signalkomponenten durch Änderungen der Reflexion oder durch Streuung abtrennen können. Durch Beleuchten des Cortex mit der Laser direkt parallel zur Kamera (die beide rechtwinklig zum Gehirn stehen) bilden wir nur reflektiertes Licht ab. Durch Bewegen des Lasers unter einem Winkel Θ zur Kamera messen wird Änderungen durch Streuung alleine unter diesem speziellen Winkel.

BEISPIEL 13

Dieses Beispiel veranschaulicht einen Code in C zum Realisieren eines Algorithmus und einer Strategie zum automatischen Verschieben eines Paars von Bildern für beste Anpassung an ein Kontrollbild, mit Verschiebung in der xy-Ebene. Der Algorithmus kann so realisiert werden, dass die Vorrichtung aufeinanderfolgend erfasste Bilder automatisch so auf das Kontrollbild verschieben kann, dass eine Bewegung in Online-weise im Operationssaal kompensiert wird. Auch ist es ersichtlich, dass dieser Algorithmus als Ganzzahlenalgorithmus realisiert werden kann, so dass seine Rechnerausführung effizient ist. Auch nutzt dieser Algorithmus den Speicher auf effiziente Weise, da der größte Teil des für diesen Algorithmus benötigten Speichers dynamisch zugewiesen werden kann.
Dieses Programm verschiebt automatisch zwei in den Einzelbildpuffern von Image Technology 151 gespeicherten Bilder auf eine beste Anpassung, wobei durch diese Verschiebung die Varianz der subtrahierten Bilder gegenüber den vom Benutzer ausgewählten interessierenden Gebieten minimiert wird. Der Benutzer spezifiziert ein Bild für den Einzelbildpuffer B1, und dann spezifiziert er ein Bild für den Einzelbildpuffer ALOW für automatische Verschiebung auf das Bild B1. Wenn die Anzahl der interessierenden Gebiete kleiner als neun ist und die Suchtiefe kleiner als acht ist, können alle Daten aus dem Einzelbildpuffer in den RAM des Hostcomputers eingelesen werden. Dies ermöglicht Geschwindigkeit und verringert die IO-Vorgänge für den Einzelbildpuffer. Dieses Programm kann leicht so abgeändert werden, dass nur Ganzzahlenarithmetik für alle Rechenvorgänge verwendet wird.
Dieses Programm ist mit dem Compiler Microsoft C/C&spplus;&spplus;, Version 7.0, mit Link auf die Laufzeitbibliothek ITEX von Imaging Technology compilierbar. Es läuft auf einem PC-486- kompatiblen Hostcomputer, der einen 1kx1k-Einzelbildpuffer, eine ADI und eine ALU aus der ITEX-151-Hardwareserie von Imaging Technology steuert.
draw boxes() ist eine einfache Funktion, die Kästchen im Bild zeichnet, damit der Benutzer eine Betrachtung unter Verwendung der Überlagerungsfähigkeiten der ITEX-151-ADI-Overlayfunktion vornehmen kann. Die Hauptfunktion besteht im Rückliefern eines Zeigers an die data-box, die die Information zum Ort und zur Erstreckung des ausgewählten interessierenden Gebiets enthält

Claims

1. Verwendung eines Farbstoffs zur Herstellung eines Mittels zur Verabreichung für einen interessierenden Bereich eines Patienten, um mit folgenden Schritten Ränder und Dimensionen von festem Tumorgewebe in dem interessierenden Bereich abzubilden:

a. Bestrahlen des interessierenden Bereichs mit elektromagnetischer Strahlung, die im sichtbaren oder Infrarotbereich eine von dem Farbstoff absorbierbare Wellenlänge enthält,

b. Gewinnen eines Videosignals von dem interessierenden Bereich als Abfolge von Einzelbildern und Verarbeiten der Abfolge von Einzelbildern zu einem gemittelten Kontrollbild,

c. Verabreichen des Farbstoffs an den interessierenden Bereich,

d. Gewinnen einer zeitlichen Folge nachfolgender Einzelbilder von dem interessierenden Bereich und Verarbeiten der Folge nachfolgender Einzelbilder zu einem nachfolgenden gemittelten Bild,

e. Vergleichen des nachfolgenden gemittelten Bilds mit dem gemittelten Kontrollbild unter Gewinnung eines Tumordifferenzbilds, und

f. Darstellen von Grenzen und Dimensionen festen Tumorgewebes in dem Tumordifferenzbild aufgrund einer Änderung der optischen Eigenschaft innerhalb des interessierenden Bereichs, wobei Tumorgewebe eine schnellere Absorption und ein längeres Halten des Farbstoffs als Nicht-Tumorgewebe zeigt.

2. Verwendung nach Anspruch 1, wobei der Farbstoff Indocyanin-Grün, Hematoporphyrin, Fluorescein, Fluorescamin, NPe&sub6;, BPD, Evans-Blau und/oder Kombinationen daraus darstellt.

3. Verwendung nach Anspruch 1, wobei der in Schritt (c) interessierende Bereich unterhalb intakter Haut und/oder Knochen liegt und die Wellenlänge in Schritt (a) im Infrarotbereich liegt.

4. Verwendung nach Anspruch 1, wobei in Schritt (f) außerdem das Tumordifferenzbild über seinen dynamischen Bereich verstärkt wird, indem in dem Tumordifferenzbild ein Pixel mit dem größten Wert erkannt und ihm ein Maximalwert zugewiesen wird, in dem Tumordifferenzbild ein Pixel mit dem kleinsten Wert erkannt und ihm ein Minimalwert zugewiesen wird, und Pixel mit dazwischenliegenden Werten logarithmisch oder linear zwischen dem maximalen und dem minimalen Wert abgebildet werden, wodurch der Kontrast des Tumordifferenzbilds erhöht wird.

5. Verwendung nach Anspruch 1, wobei in Schritt (f) unterschiedliche Pixelwerte im Tumordifferenzbild auf Farbwerte abgebildet werden, um den Kontrast des Tumordifferenzbilds zu erhöhen.

6. Verwendung nach Anspruch 1, wobei der Vergleichsschritt (e) eine räumliche Verschiebung des gemittelten Kontrollbilds und des nachfolgenden gemittelten Bilds relativ zueinander mittels einer geometrischen Transformation beinhaltet, um eine Bewegung in dem interessierenden Bereich zu kompensieren.

7. Verwendung nach Anspruch 1, wobei die Schritte (a), (b) und (d) außerdem eine Kompensation gegenüber einer Bewegung des Patienten mittels einer mechanischen Einrichtung beinhalten.

8. Verwendung nach Anspruch 7, wobei in den Schritten (a), (b) und (d) das Videosignal des interessierenden Bereichs mittels einer Erfassungseinrichtung gewonnen wird und der interessierende Bereich mittels einer Strahlungsquelle bestrahlt wird und die Strahlungsquelle und die Erfassungseinrichtung an einer Skelettstruktur des Patienten befestigt werden, um sie zum interessierenden Bereich in einer festen Orientierung zu halten.

9. Verwendung nach Anspruch 1, wobei in Schritt (f) festes Tumorgewebe klassifiziert wird, wobei sich malignes Tumorgewebe durch längeres Halten des Farbstoffs im Vergleich zu gutartigem und niedriger klassifiziertem Tumorgewebe auszeichnet.

10. Verwendung nach Anspruch 1, wobei das Tumorgewebe neben Nervengewebe liegt und die genannten Schritte außerdem noch die folgenden Schritte aufweisen:

Stimulieren des Nervengewebes mit einem geeigneten Muster, um den entsprechenden Nerv zu aktivieren, nachdem das gemittelte Kontrollbild gewonnen wurde,

Gewinnen einer nervennachfolgenden Folge an Einzelbildern zum Zeitpunkt der Stimulation und Verarbeiten der nervennachfolgenden Folge an Einzelbildern zu einem nervennachfolgenden gemittelten Bild, und

Gewinnen eines Nervendifferenzbilds durch Subtrahieren des gemittelten Kontrollbilds von dem nervennachfolgenden gemittelten Bild, um einen aktiven Nerv abzubilden.

11. Verwendung nach Anspruch 10, wobei das Tumordifferenzbild und das Nervendifferenzbild einander in Schritt (f) überlagert werden, um die relative Lage des Tumorgewebes und des Nervengewebes darzustellen.

12. Kombination aus einer Vorrichtung zur Abbildung von Grenzen und Dimensionen festen Tumorgewebes in einem interessierenden Bereich eines Patienten mit einer Einrichtung zum Spritzen eines Farbstoffs,

wobei die Einrichtung zum Spritzen eines Farbstoffs aufweist:

einen Farbstoff, der eingerichtet ist, elektromagnetische Strahlung bei einer Wellenlänge im sichtbaren oder Infrarotbereich zu absorbieren,

wobei die genannte Vorrichtung aufweist:

a. eine Quelle für elektromagnetische Strahlung, die die von dem Farbstoff absorbierbare Wellenlänge enthält,

b. eine Einrichtung zur Gewinnung analoger Videosignale von dem interessierenden Bereich als Abfolge von Einzelbildern,

c. eine Einrichtung zur Verarbeitung einer Abfolge von Einzelbildern zu einem gemittelten Kontrollbild, zum Verarbeiten einer Folge nachfolgender Einzelbilder zu einem nachfolgenden gemittelten Bild, nachdem dem interessierenden Bereich der Farbstoff verabreicht wurde, zum Vergleichen des nachfolgenden gemittelten Bilds mit dem gemittelten Kontrollbild, um ein Tumordifferenzbild zu liefern, das Änderungen einer optischen Eigenschaft zeigt, die darauf zurückzuführen sind, daß Tumorgewebe eine schnellere Absorption und ein längeres Halten des Farbstoffs als Nicht-Tumorgewebe zeigt, und

d. eine Einrichtung zur Anzeige des Tumordifferenzbilds.

13. Kombination nach Anspruch 12, wobei die Einrichtung (c) zur Verarbeitung der Abfolge an Einzelbildern zu einem gemittelten Kontrollbild oder dem nachfolgenden gemittelten Bild folgendes aufweist:

e. eine Einrichtung zum Digitalisieren des analogen Videosignals und zum Verarbeiten des digitalisierten Bilds über seinen gesamten dynamischen Bereich,

f. eine Einrichtung zum Mitteln einer Folge von Einzelbildern zu einem gemittelten Kontrollbild und zum Speichern von Daten von dem gemittelten Kontrollbild in einem ersten Einzelbildpuffer,

g. eine Einrichtung zum Speichern der Daten jedes nachfolgenden und verarbeiteten digitalisierten Bilds in einem zweiten Einzelbildpuffer,

h. eine Einrichtung zum subtraktiven Kombinieren des gemittelten Kontrollbilds mit einem nachfolgenden gemittelten Bild von dem ersten und dem zweiten Einzelbildpuffer, um ein Differenzbild zu liefern, das in einem dritten Einzelbildpuffer gespeichert wird,

i. eine Einrichtung zur Verarbeitung des Differenzbilds, um das Bild über einen vollen dynamischen Bereich zu erweitern,

j. eine Einrichtung zur Farbcodierung des Differenzbilds, und

k. eine Einrichtung zum Überlagern des farbcodierten Differenzbilds über einem analogen Videobild mit einem Monitor zur Darstellung dieses Bilds.

14. Kombination nach Anspruch 12 mit einer Einrichtung zum Gewinnen eines digitalen Bilds durch subtraktives Kombinieren mindestens zweier Bilder, die mittels einer geometrischen Transformation räumlich gegeneinander verschoben sind.

15. Kombination nach Anspruch 13, wobei die Einrichtung (h) und die Einrichtung (i) durch eine Einrichtung zum Subtrahieren eines nachfolgenden gemittelten Bilds von dem gemittelten Kontrollbild, um ein erstes Differenzbild zu erhalten, und zum Subtrahieren des gemittelten Kontrollbilds von dem nachfolgenden Bild, um ein zweites Differenzbild zu erhalten, und zum Addieren des ersten Differenzbilds und des zweiten Differenzbilds, um ein Summendifferenzbild zu erzeugen, das Bereiche erhöhter neuronaler Aktivität und Bereiche gehemmter neuronaler Aktivität zeigt, ersetzt sind.

16. Kombination nach einem der Ansprüche 12 bis 15, wobei die elektromagnetische Strahlungsquelle eine elektromagnetische Strahlungsquelle hoher Intensität mit breitem Spektrum, vorzugsweise eine Wolframhalogenlampe darstellt.

17. Kombination nach einem der Ansprüche 12 bis 16, wobei die elektromagnetische Strahlungsquelle und/oder die Einrichtung zum Gewinnen eines analogen Videosignals des interessierenden Bereichs einen Wellenlängenabsperrfilter vorzugsweise für Wellenlängen unterhalb von 695 nm aufweist.

18. Kombination nach einem der Ansprüche 12 bis 17 mit einer faseroptischen Einrichtung zum Leiten der elektromagnetischen Strahlung an den interessierenden Bereich.

19. Kombination nach einem der Ansprüche 12 bis 18, wobei die Einrichtung zur Verarbeitung des Differenzbilds eine Einrichtung zum Glätten des Differenzbilds und zum Entfernen von Raumfrequenzrauschen aufweist.

20. Kombination nach einem der Ansprüche 12 bis 19 mit einer Erfassungseinrichtung zum Gewinnen des Videosignals des interessierenden Bereichs, wobei die elektromagnetische Strahlungsquelle und die Erfassungseinrichtung zur Befestigung an einer Skelettstruktur des Patienten eingerichtet sind, um sie in einer festen Orientierung zum interessierenden Bereich zu halten.