DE69902906T2

DE69902906T2 - Bilddarstellung und untersuchung der bewegung von einzelnen erythrozyten in blutgefässen

Info

Publication number: DE69902906T2
Application number: DE69902906T
Authority: DE
Inventors: Amiram Grinvald; Darin Nelson
Original assignee: Yeda Research and Development Co Ltd
Current assignee: Yeda Research and Development Co Ltd
Priority date: 1998-06-08
Filing date: 1999-06-07
Publication date: 2003-07-31
Anticipated expiration: 2019-06-08
Also published as: IL124814A; AU4162299A; JP4139563B2; EP1085834A1; IL124814A0; US6588901B1; CN1163190C; DE69902906D1; ATE223677T1; EP1085834B1; HK1036002A1; JP2002517269A; CN1305354A; WO1999063882A1

Description

Gebiet der Erfindung

Die vorliegende Erfindung betrifft ein System und ein Verfahren zum Abbilden und Analysieren von Bewegungen einzelner Erythrozyten in Blutgefäßen. Das System und das Verfahren in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung sind besonders nützlich zur Abbildung und zum Analysieren der Bewegung von Erythrozyten in einer Retina oder dem Vorderende des optischen Nervs, um den Blutfluss bzw. Blutstrom leichter messen zu können.

Hintergrund der Erfindung

Erkrankungen unter Einbezug der Retinalvaskulatur stellen eine der Hauptursachen für Erblindung weltweit dar. Zahlreiche dieser Erkrankungen sind sowohl progressiv wie behandelbar. Ihre frühzeitige Ermittlung ist deshalb hochgradig erwünscht. Diagnosen erfolgen häufig auf Grundlage der zahlreichen offensichtlichen strukturellen Änderungen, die in der Retina infolge von Problemen mit dem Retinalblutfluss auftreten. Diese Probleme umfassen Neovaskularisation (das Wachstum neuer Blutgefäße in einem Versuch, eine Verringerung des (Blut- )Flusses durch bereits existierende Gefäße zu kompensieren), Baumwollflecken (Bereiche, in denen ein Nervenfaseraxoplasmietransport fehlgeschlagen ist), und gegebenenfalls die Degeneration von. Retinalnervenfasern. Sobald sie beobachtet werden, können diese sowie weitere Phänomene genutzt werden, um Retinalvaskularerkrankung zu diagnostizieren und die Behandlung kann beginnen, um eine weitere Degenerierung zu unterbinden. Es ist jedoch erwünscht, diese Probleme frühzeitig zu ermitteln, wenn irgend möglich, bevor eine irreversible Beschädigung aufgetreten ist.
Aus den vorstehend genannten Gründen hat sich die Aufmerksamkeit auf die Entwicklung von Verfahren zum Diagnostizieren von Retinalvaskulaturproblemen fokussiert, durch Messen des Retinalblutdurchsatzes, dessen Verringerung vor späteren ernsthafteren Problemen auftritt. Es besteht ein Bedarf an einem Verfahren, das rasch, quantitativ und so nicht invasiv wie möglich sich gestaltet. Filmfotografiefluoreszein- und Indozyaningrün(ECG)angiografie sind beispielsweise herkömmlich eingesetzte Techniken zum Ermitteln des Retinalblutflusses. Fluoreszenzangiografie stellt eine relativ lange Prozedur (beispielsweise eine Stunde oder mehr) dar und sie ist nicht quantitativ, was die Zusammenstellung einer Datenbasis verhindert, mit der Patiententestergebnisse problemlos verglichen werden können. Fluoreszein- und ICG-Angiografie erfordern das Einspritzen eines großen Bolus einer Fluoreszenz- Verbindung in den Blutstrom, wobei es sich hierbei um eine Prozedur handelt, die unkomfortabel ist und sogar gefährliche Nebeneffekte aufweisen kann, weshalb sie nur dann verordnet wird, wenn andere Erkrankungszeichen klar angezeigt sind. Außerdem kann ausschließlich ein Auge pro Injektion sorgfältig verfolgt werden. Eine Verfeinerung dieser Technik hat die Quantifizierung von Blutflussergebnissen verbessert, wie in den US-Patenten 5394199 und 5437274 erläutert; die Nachteile der Invasivität bleiben jedoch bestehen und im Fall des US- Patents 5394199 ist weiterhin eine nahe Beobachtung von lediglich einem Auge möglich.
Ein weiteres älteres Verfahren zum Messen des Retinalblutflusses ist im US-Patent 4142796 offenbart und beruht auf dem Laser-Dopplerverschiebungseffekt zur Ermittlung von Durchsätzen an einzelnen Punkten. Diese Technik beruht auf Änderungen der Frequenz von Licht, das zu einem Detektor ausgehend von einer kohärenten Lichtquelle zurückflektiert wird auf Grund der Bewegung des Targets (d. h. der Blutzellen). Dieses Verfahren führt jedoch nicht zu einer Ermittlung des gesamten Blutflussmusters und stellt damit nur begrenzte Information bereit. Verfeinerungen dieses Verfahrens in jüngerer Zeit, offenbart in den US-Patenten 5640963 und 5620000 stellen Mittel zum Bewegen des Laserstrahls bereit, wobei ein interessierender Bereich abgetastet wird, um ein zweidimensionales Bild zu erzeugen. Die Verwendung dieser Technik hat jedoch bislang zu keiner weit verbreiteten Akzeptanz unter Ophthalmologen geführt, insbesondere weil sie eine indirekte Messung von Blutdurchsätzen nutzt, und zwar mit ungewisser Variabilität in den Messungen.
Lasertupfendurchflussregistrierung, erläutert in den US- Patenten 4950070 und 5090799, ist vorgeschlagen worden als Mittel zum Messen des Retinalblutdurchsatzes bzw. -flusses. Diese Technik analysiert Veränderungen des reflektierten Lichts von einem Laserstrahl in einem kleinen Bereich zur Ermittlung der Rate, mit der Blut durch diesen Bereich fließt. Wie bei der Abtastlaserdopplerabbildung nutzt diese Technik ein indirektes Verfahren zum Gewinnen des Durchsatzes aus dem Signal, das erhalten wird.
Beide der vorstehend erläuterten Techniken erfordern den Einsatz eines Lasers, einer Vorrichtung zum abtastenden Führen des Lasers über der Oberfläche der Retina und eine signifikante Anzahl zusätzlicher Ermittlungsoptiken über die Basisfunduskamera hinaus.
Eine weitere Familie von auf dem Dopplersystem basierenden Systemen ist im US-Patent 5701898 erläutert und beruht auf Verschiebungen von Ultraschallfrequenzen anstelle von Lichtfrequenzen zur Ermittlung von Durchsätzen. Von den Ergebnissen wird jedoch wiederum von einigen Ophthalmologen angenommen, dass sie schwer zu interpretieren sind und kein gut aufgelöstes Bild, wie einige andere Techniken, erzeugen.
Der gemeinsame Nachteil sämtlicher vorstehend genannter Techniken ist, dass keine von ihnen die Visualisierung einzelner Erythrozyten an zahlreichen Stellen bzw. Orten ermöglicht. Da der Retinalfluss quer über unterschiedliche Blutgefäße sowie über die Zeitdauer heterogen ist, steht eine wesentliche diagnostische Information nicht zur Verfügung.
Das interessierende Gebiet und die Wichtigkeit der Entwicklung eines direkteren Verfahrens zum Messen des Retinalblutflusses ist zusätzlich illustriert durch eine Technik, die im Investigative Ophthalmology and Visual Science, Band 39, Seiten 407-415 (Februar 1998) veröffentlicht ist. Bei dieser Technik handelt es sich um ein erfolgreiches Mittel zur direkten Abbildung des lokalen Blutflusses und von einzelnen Erythrozyten; dessen ungeachtet ist sie hochgradig invasiv, erfordert einen chirurgischen Einschnitt in das Auge und eine nachfolgende Einführung eines intraokularen Endoskops. Ihre klinische Einsetzbarkeit ist deshalb extrem beschränkt.
Es besteht deshalb ein Bedarf an einer diagnostischen Vorrichtung bzw. Diagnosevorrichtung zum Messen des Blutdurchsatzes in einem Gefäß in nicht invasiver, quantitativer und schneller Weise, die ausreichend unmittelbar bei der Interpretation sind, um bei Ärzten zum regulären Einsatz an Patienten allgemeine Akzeptanz zu finden.

Zusammenfassung der Erfindung

Die allgemeinste Aufgabe der Erfindung besteht darin, ein System und ein Verfahren zum direkten und nicht invasiven Messen von Blutdurchsatz in einem Gefäß in einer Retina oder am Kopf eines optischen Nervs zu schaffen.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Verfahren zum direkten, nicht invasiven Messen von Blutdurchsätzen in einem Gefäß in einer Retina oder dem Kopf eines optischen Nervs zu schaffen durch Ermitteln der Bewegung einzelner Erythrozyten in einem Blutstrom.
Noch eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Verfahren zum direkten, nicht invasiven Messen von Blutdurchsätzen in einem Gefäß in einer Retina oder dem Kopf eines optischen Nervs zu schaffen durch Ermitteln von Änderungen des Bildreflexionsvermögens einzelner Erythrozyten in einem Blutstrom und durch Ermitteln des Durchsatzes.
In Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung wird ein System in Übereinstimmung mit dem Anspruch 1 bereit gestellt.
Die Erfindung stellt außerdem ein Verfahren zum direkten Abbilden und Analysieren der Bewegung einzelner Erythrozyten in Blutgefäßen in Übereinstimmung mit dem Anspruch 8 bereit.
Die Erfindung wird nunmehr im Zusammenhang mit bestimmten bevorzugten Ausführungsformen unter Bezug auf die nachfolgenden illustrativen Figuren erläutert, um ihr vollständiges Verständnis zu fördern.
Unter spezieller Bezugnahme auf die Figuren im Einzelnen wird bemerkt, dass Einzelheiten lediglich beispielhaft und für eine illustrative Diskussion der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung gezeigt und dazu geeignet sind, die Erläuterung der Prinzipien und konzeptionellen Aspekte der Erfindung am nützlichsten und problemlosesten zu fördern. In diesem Hinblick wird nicht versucht, strukturelle Einzelheiten der Erfindung näher darzustellen, als für ein grundsätzliches Verständnis der Erfindung erforderlich. Die im Zusammenhang mit den Zeichnungen erfolgende Erläuterung setzt den Fachmann auf dem Gebiet der Technik in die Lage, zu erkennen, wie mehrere Ausführungsformen der Erfindung in die Praxis umgesetzt werden können.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 zeigt ein Blockdiagramm des Systems in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung zum nicht invasiven Messen des Blutdurchsatzes in einem Gefäß;
Fig. 2 zeigt die Bildverarbeitungstechnik;
Fig. 3 zeigt eine Darstellung einer Erythrozytenclusterbewegung in einem Blutgefäß;
Fig. 4 zeigt ein Flussdiagramm der Schritte der Bilderfassung;
Fig. 5 zeigt ein Flussdiagramm von Bilderfassungs- Vorbereitungsstufen und Bildverarbeitung; und
Fig. 6 zeigt ein Flussdiagramm des Verfahrens in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung unter Darstellung von sowohl automatischen wie interaktiven Analysen.

Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen

In Fig. 1 ist eine bevorzugte Ausführungsform eines Systems zum invasiven Messen des Blutdurchsatzes in einem Gefäß gezeigt. Zu illustrativen Zwecken betrifft die Erläuterung hauptsächlich als praktisches Beispiel Messungen, die in der Retina eines Auges durchgeführt werden. Das System 2 umfasst eine Abbildungseinrichtung 4 guter Qualität (unter Bereitstellung von zumindest 10 Bits nutzbarer Auflösung im digitalisierten Fall), wie etwa eine CCD-Kamera in Kombination mit einer Gefäßabbildungsoptikanordnung 6, wie etwa eine Funduskamera oder ein Ophthalmoskop zur Betrachtung der Gefäße, in denen Messungen durchgeführt werden sollen, im illustrierten Fall Gefäße in der Retina 8. Die Abbildungsdaten bzw. Bilddaten werden einem Computer 10 durch eine Bilderfassungsschnittstelle 12, beispielsweise einen Digital Frame Grabber, zugeführt. Der Computer 10 steuert die Bilderfassung und die Belichtungszeit bzw. Beleuchtungszeit durch ein Blitzlicht 14, und er ist außerdem mit Speicherkapazität ausgestattet. Optional ist ein Anzeigemonitor 16 zum Betrachten der Ergebnisse der automatischen Bildanalyse vorgesehen, und um eine interaktive Bildanalyse zu ermöglichen, und ein Drucker 18 für eine Hardcopy der Bildergebnisse.
Offensichtlich ist wesentlich, das abgebildete Gefäß in genau gesteuerter Weise zu beleuchten. Für jeden Abbildungsbereich der zu analysierenden Gefäße werden mehrere Abbildungsversuche unternommen. Für jeden Versuch werden zwei Hochauflösungsbilder mit hoher Bittiefe der Retinaldaskular innerhalb weniger Millisekunden untereinander gewonnen. Ein Zwischenbildintervall liegt in dem Bereich zwischen 5 und 200 msec, typischerweise zwischen 5 und 100 msec. Das Intervall wird variiert, um das Extrahieren einer langsamen Bewegung gegenüber einer schnellen Bewegung von sowohl Kapillaren großen Durchmessers wie sehr kleinen Durchmessers, von Venulen und Arteriolen zu fördern. Kurze Lichtblitze von wenigen Millisekunden oder kürzer sind erforderlich, um klare Bilder zu gewinnen. Die Lichtblitze müssen außerdem nahezu identische Intensität besitzen, um eine Extrahierung des Bewegungssignals zu ermöglichen.
Ein wesentliches Merkmal der Erfindung betrifft die genaue Steuerung der Parameter für die Beleuchtung des Auges während der Abbildung. Mehrere Abbildungsversuche werden für jedes Subjekt vorgenommen. Für jeden Versuch werden zwei Hochauflösungsbilder hoher Bittiefe der Retinalvaskulatur innerhalb von 5 bis 200 Millisekunden voneinander gewonnen (das Intervall wird variiert, um eine Extrahierung einer langsamen gegenüber einer schnellen Bewegung von sowohl Kapillaren großen Durchmessers wie sehr kleinen Durchmessers, Venulen und Arteriolen zu ermöglichen, wie nachfolgend erläutert. Um klare Bilder zu erzielen, ist es vorteilhaft, kurze Lichtblitze (von wenigen Millisekunden oder kürzer) zu verwenden; die Lichtblitze müssen außerdem nahezu identische Intensität besitzen, um eine Extrahierung des Bewegungssignals zu ermöglichen. Die Beleuchtung besteht vorteilhafterweise primär aus blauem Licht (400 bis 450 nm) und/oder grünem Licht (530 bis 580 nm), um den Kontrast zwischen den Erythrozyten, die in diesem Bereich sehr stark absorbieren, und der relativ reflektierenden Retina zu verbessern, gegen die sie abgebildet werden. Dies erlaubt eine Verringerung der Gesamtbeleuchtung der Retina.
Die vorstehend angeführten Betrachtungen führen zu dem Einbau einer hochgradig stabilisierten Blitzvorrichtung 14 in das System, wobei die Beleuchtungsquelle entweder körperlich mit der Abbildungsoptikanordnung 6 integriert oder über eine Faseroptikleitung 18 angebracht ist. Diese Blitzvorrichtung besteht bevorzugt aus einer durch eine extern gesteuerte Stromversorgung mit Strom versorgten Hochleistungsxenonblitzlampe, die so konfiguriert ist, dass sie dem speziellen Beleuchtungszeitablauf und den Intensitätsanforderungen der vorliegenden Erfindung entspricht, die durch Lichtquellen nicht erfüllt werden, die in bislang existierenden ophthalmischen Abbildungsvorrichtungen verwendet werden. Der Zeitablauf bzw. die Taktung des Blitzes wird durch die Bilderfassungssoftware des Computers 10 gesteuert.
Das auf der Retina einfallende Licht durchläuft einen Bandpassfilter (beispielsweise 400-450 nm oder 530-580 nm), um den Kontrast zu erhöhen, wie vorstehend angesprochen. Während die Blitzbeleuchtung in der Fundusfotografie bereits seit langem eingesetzt wird, besteht im Zusammenhang mit der vorliegenden Erfindung ein spezielles Interesse an kurzen (5 - 200 msec) Zwischenblitzintervallen und einer hohen Zwischenblitzstabilität, bei denen es sich um wesentliche Merkmale der vorliegenden Erfindung handelt.
Selbst dann, wenn sorgfältig stabilisierte Beleuchtungsquellen eingesetzt werden, können Unregelmäßigkeiten im Bild auf Grund räumlicher Inhomogenitäten des Beleuchtungsmusters auftreten, die nicht in jedem Blitz reproduziert werden. Ohne zusätzliche Bildinformation kann diese Art von Beleuchtungsunregelmäßigkeit nicht exakt kompensiert werden. Die vorliegende Erfindung umfasst optional eine Einrichtung zur Gewinnung dieser Information.
Durch die Verwendung eines weiteren Strahlteilungselements in dem Beleuchtungspfad, beispielsweise eines teilweise reflektierenden Spiegels 20, wird ein Bruchteil bzw. eine Fraktion des Lichtstrahls zur Beleuchtung der Retina entlang dem Pfad 22 unterteilt und zum Auftreffen auf einem Kalibrierungstarget 24 gebracht, das in derselben Bildebene wie die Retina 8 zu liegen kommt. Bei dem Kalibrierungstarget kann es sich um eine gleichmäßige, weiße, lichtdurchlässige Oberfläche, wie etwa ein mattes Glas, handeln, das von der Rückseite durch eine zweite Abbildungseinrichtung 26 abgebildet wird, wie etwa eine Videokamera mit Fokussieroptik 28, 30. Das Strahlteilerelement 20 muss lediglich einen kleinen Bruchteil der Gesamtbeleuchtung abtrennen, weil ein Mattglastarget heller ist als die stärker Licht absorbierende Retina für dasselbe Beleuchtungsausmaß. Für eine Lichtquelle mit guter spektraler Stabilität muss auf den Kalibrierungsstrahl keine Bandpassfilterung angewendet werden (wie auf den Retinalbeleuchtungsstrahl), wodurch der Anteil des gesamten Lichts, der abgeteilt werden muss, noch stärker verringert wird.
Variationen von Blitz zu Blitz in dem Bild, gesehen durch die Kalibrierungsabbildungseinrichtung 24, werden aufgezeichnet und die Information wird genutzt, um einen Korrekturfaktor sowohl für die gesamten wie die räumlich lokalisierten Ungleichmäßigkeiten bzw. Irregularitäten der Beleuchtungsintensität bereit zu stellen. Nach hinten gerichtete Reflexionen von dem Kalibrierungstarget zu der Retinalabbildungskamera interferieren nicht mit der Bilderfassung, weil sie auf Grund des Teilreflexionsvermögens des Strahlteilers stark abgeschwächt werden, und weil sie demselben Korrekturvorgang unterliegen wie das von der Retina reflektierte Licht.
Es wird bemerkt, dass die Kalibrierungsabbildungseinrichtung 24 relativ kostengünstig sein kann. Sie muss nicht die feine Bildauflösung der Retinalabbildungseinrichtung 4 besitzen, weil räumliche Inhomogenitäten im Beleuchtungsmuster keine scharfen Grenzen aufweisen.
Die Optik der Gefäßabbildungsanordnung 6 kann in unterschiedlicher Weise verkörpert sein. Wie bereits erläutert, kann sie aus einer Funduskamera zum Betrachten der Retina bestehen. Ein Ophthalmoskop kann ein alternatives Mittel zum Betrachten der Retina darstellen. Die Gefäßabbildungsoptik kann durch Standardkameramakrolinsen verkörpert sein, wenn Blutgefäße auf der Oberfläche des Gehirns abgebildet werden, von dem die Überzugshaut und die Dura entfernt worden sind. Insbesondere stellt ein Endoskop ein offensichtliches Mittel zum Gewinnen sichtlichen Zugangs auf die Blutgefäßbette dar, die in einem Körper enthalten sind. Die Bewegung einzelner Erythrozyten in dem Blutstrom kann dadurch als kleine, verfolgbare Änderungen des Bildreflexionsvermögens ermittelt werden, wobei diese Änderungen direkt analysiert werden können, um sowohl quantitative wie qualitative Information bezüglich des Durchsatzes zu erzeugen.
Das Verfahren zur Bilderfassung und -analyse in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung wird nunmehr unter Bezug auf Fig. 2 bis 6 erläutert. Um das Verständnis zu fördern, wird zunächst auf Fig. 2 Bezug genommen, die ein hypothetisches Bildpaar (Tafeln A und B) zeigt, die eine einzige sich bewegende Blutzelle enthalten, die analysiert werden soll. In diesem Beispiel können kleine Kreise (die ein sich bewegendes Erythrozyt darstellen) unterhalb sowie links vom Zentrum der oberen beiden Bilder problemlos ausgemacht werden. In einem tatsächlichen Bildpaar sind die Einzelvollbilder der Blutzellen vollständig unsichtbar für das menschliche Auge; sie sind zu illustrativen Zwecken vorliegend vergrößert dargestellt.
Durch Subtrahieren von B von A oder durch Teilen von A durch B, gefolgt vom Reskalieren des Ergebnisses (Multiplizieren mit einem Faktor von beispielsweise 100), werden die Differenzen zwischen den beiden Bildern spezifisch offenbart und hervorgehoben. Die Differenzen umfassen Rauschen, dargestellt durch Flecken bzw. Tupfen, jedoch auch Änderungen des Reflexionsvermögens auf Grund der Bewegung der Blutzelle. Die Bewegung der Zelle ist dargestellt als das dunkle Fleck- /Lichtfleckpaar in der Tafel C. Dort, wo das Tafelpaar dunkel ist, hat sich die dunkel gefärbte Blutzelle aus einer anfänglichen (Tafel-A-) Position bewegt; dort, wo das Bild heller ist, hat sie sich in eine neue (Tafel-B-) Position bewegt. Der Überlappungsbereich zwischen den beiden Positionen bleibt als signalfreies Grau codiert, da in diesem Punkt keine Differenz bezüglich des Reflexionsvermögens gemessen wird.
Offensichtlich besteht ein Bedarf an einem automatisierten Verfahren der Bewegungsanalyse, um Zwischenbilddifferenzen in Zahlen umzusetzen, die den Durchsatz wiedergeben. Eine Skizze der Strategie, die verwendet wird, um diese Analyse auszuführen, folgt unter Bezug auf Fig. 3, die ein Cluster von Erythrozyten in einem Blutgefäß zeigt. In der Tafel D ist ein Cluster von Erythrozyten zu erkennen, das sich durch ein Blutgefäß BS in der momentanen Richtung bewegt, die durch den Pfeil bezeichnet ist. Offensichtlich kann ein einzelne Blutzelle ebenfalls gezeigt werden; ein Cluster ist lediglich deshalb gezeigt, um die Allgemeinheit des Verfahrens zu illustrieren. Die Tafel E zeigt die Position dieser Zellen einige Millisekunden später. Für ein ausreichend kurzes Zeitintervall ist die relative Platzierung und Drehung dieser Zellen ähnlich genug zwischen Bildern, um ihren direkten Vergleich zu ermöglichen. Tatsächliche Erythrozyten, die flexibel sind, können bezüglich ihrer Form während des Hindurchtritts durch Blutzellen Transformationen unterliegen. Der Rahmen (Kastenbereich) in der Tafel D stellt einen willkürlichen Teilbereich im ersten Bild dar, einen von zahlreichen, die automatisch getestet werden. Der Rahmen in der Tafel E befindet sich an einer anderen Stelle; der Anteil des Gesamtbilds, den er enthält, ist jedoch derjenige, der dem Rahmen in der Tafel D am ehesten entspricht. Visuell ist die Ähnlichkeit problemlos ermittelbar; das automatische Testschema mehrere Kandidatenbereiche zur Ermittlung der besten Übereinstimmung, wie nachfolgend erläutert, wird genutzt, um dieselbe Art von Abgleichaufgabe durchzuführen.
Die Verschiebung der beiden Rahmen relativ zueinander (vergleiche die beiden Sätze von Cursorlinien in der Tafel E) ergibt eine anfängliche Abschätzung der örtlichen Richtung der Bewegung der Blutzellen in dem Bereich, der im Rahmen in der Tafel D zentriert ist. Da dieses Verfahren ausschließlich auf Vergleichen zwischen kleinen Teilbereichen beruht, beruht es nicht auf der Gesamtform der Gruppen von Blutzellen, die sich durch das Bild bewegen, sondern ausschließlich auf die momentane Ähnlichkeit ihrer relativen Positionen, wenn sie durch das Gefäß fließen.
Aus Fig. 4 geht hervor, dass während der Bilderfassungsphase des Diagnoseprozesses zahlreiche Paare von Bildern mit unterschiedlichen Zwischenbildintervallen gewonnen und gespeichert werden können (Schritte 32 bis 38), ermittelt durch die Bedienperson bei 40. Unterschiedliche Durchsätze, wie etwa Kapillare im Vergleich zu Ateriole oder normaler Patient im Vergleich zu anoxischem Patient, lassen sich am besten ermitteln unter Verwendung unterschiedlicher Zwischenbildintervalle. Ein Bereich von Intervallen wird deshalb auf Grundlage des Typs des Blutgefäßes gewählt, das abgebildet werden soll, sowie auf Grundlage der Erwartungen der Bedienperson auf Grundlage vorausgehender Ermittlungen im Patienten. Ein vorbestimmter Standardbereich von Intervallen kann selbstverständlich ebenfalls eingesetzt werden.
Zwei unterschiedliche Typen von Analyseverfahren stehen zur Verfügung. Eines der Verfahren läuft vollständig automatisch ab, sobald Anfangsparameter durch die Bedienperson gewählt worden sind, und ein Satz von Paaren erfasster Bilder werden ein einziges Pseudofarbenbild des Blutdurchsatzes umgesetzt. Das andere Verfahren sieht zwei Anzeigen vor, die es der Bedienperson erlauben, das Bewegungssignal unter Verwendung des Anzeigemonitors 16 direkt zu betrachten, und zwar zur Ergänzung der automatisierten Analyse. Während die primäre Aufgabe der vorliegenden Erfindung darin besteht, einen quantitativen Bericht über den Blutdurchsatz bereit zu stellen, führt die Versorgung von Bedienpersonen mit der Möglichkeit, diese Ergebnisse qualitativ zu bestätigen durch direkte Inspektion der erfassten Bilder, zu einer Erhöhung des Vertrauens des Arztes in die Gültigkeit der automatisch erzeugten Ergebnisse. Außerdem übersteigt die Interpretationsleistungsfähigkeit des menschlichen Gehirns und des visuellen Systems stark diejenige der Maschinenvision; eine direkte Inspektion des rohen Bewegungssignals kann deshalb diagnostische Einsichten erzeugen, die anderweitig nicht zugänglich wären, wie etwa beispielsweise die Ermittlung langsam ausleckender Blutgefäße, verklumpter oder fehlgestalteter Korpuskel sowie die Ermittlung eines lokalen und diskontinuierlich ungleichmäßigen Stroms u. dgl.
Die Analyse der Bilder beginnt im Wesentlichen anfänglich identisch sowohl für die interaktive wie für die automatische Analyse. Im Fall der Abbildung eines Gefäßes in einem nicht stationären Organ, wie etwa der Retina, existieren zwei Vorbereitungsschritte, die in Fig. 5 gezeigt sind: Der erste besteht in einer globaler. Ausrichtung der Bilden bei 42 auf Grundlage des Musters der Vaskulatur zur Korrektur jeglicher Augenbewegung; der zweite besteht in einer Korrektur der Bildhelligkeit, der Histogramm-basierten Normalisierung der Bilder bei 44, um geringe Beleuchtungsschwankungen bzw. - variationen zu korrigieren, die aufgetreten sind. Ein Hintergrundrohling wird bei 46 erstellt durch gemeinsames Mitteln zahlreicher dieser Bilder. Der Hintergrundrohling wird daraufhin vom jeweiligen einzelnen Bild bei 42 subtrahiert. Das resultierende Differenzbild hebt die einzigartigen Merkmale in den niederstelligen Bits der Pixel von jedem Bild hervor, die primär auf der fortschreitenden Bewegung der Erythrozyten in dem Blutstrom beruhen. Dieser Schritt zum Durchführen eines Differenzbetriebs stellt den Schlüssel zum Extrahieren des Bewegungssignals dar, das in jedem Bildpaar zur weiteren Analyse der Bewegung bei 48 verfügbar ist, und, falls erwünscht, zur Einsparung der Analyse bei 50. Fig. 2 zeigt die Bedeutung dieses Schritts beim Analysieren des Reflexionssignals in Diagrammform. Die beiden oberen Tafeln A und B zeigen die Position eines einzigen Erythrozyten, die sich zwischen zwei Bildrahmen verändern kann gegenüber einem stabilen, jedoch komplexen Hintergrund. Während der runde Umriss des Erythrozyten in beiden Rohbildern klar sichtbar ist, ergibt das Differenzbild in der unteren Tafel C klar ein Schwarzweißpaar von Flecken, das die Position des Erythrozyten zu zweit Zeitpunkten darstellt.
Ein derartiger Differenzabbildungsschritt kann über alternative Algorithmen implementiert werden, die sich bezüglich ihrer Einzelheiten unterscheiden. Ein alternatives Verfahren, das im Wesentlichen denselben Typ von Bildverstärkung erzeugt, dient zum gegenseitigen Teilen der beiden Bilder, was wiederum den Effekt hat, statische Information auszulöschen und Zwischenbilddifferenzen hervorzuheben.
Eine automatisierte Bewegungsanalyse auf Grundlage dieser Differenzbilder läuft so ab, wie in Fig. 6 gezeigt. Eine Ermittlung der Richtung und der Rate des Flusses bzw. des Stroms wird begonnen durch Vergleichen kleiner Teilbereiche des ersten Bilds, zentriert in jedem Pixel von typischerweise einer Größe von 3 · 3 Pixeln, jedoch austauschbar durch die Bedienperson, falls erwünscht, für zahlreiche identisch bemessene, nahe gelegene Teilbereiche des zweiten Bilds in Übereinstimmung mit den Schritten 52 bis 68. "Nahe" bedeutet innerhalb einer Distanz, die durch die Bedienperson festgelegt ist, typischerweise 10 bis 20 Pixel. Bereiche mit Zentren, die nicht entlang der lokalen Achse des Gefäßes liegen, oder mit Bewegungssignalen, die zu klein sind für eine zuverlässige Analyse, wie beispielsweise aus einem Schwellenwertbild ermittelt, können optional ausgeschlossen werden, um die Verarbeitung zu beschleunigen.
Für jedes Paar von getesteten Teilbereichen wird bei 62 eine Zahl gewonnen, die deren Gleichheit bzw. Übereinstimmung repräsentiert, zunächst durch Quadrieren der Differenz zwischen ihnen und daraufhin durch Mitteln dieses Werts über sämtliche Pixel in der Differenz zwischen den Teilbereichen. Dies ergibt den mittleren quadratischen Fehler (MSE) zwischen den beiden Teilbereichen. Kleine Werte stellen eine größere Ähnlichkeit dar. Für den Teilbereich, der auf jedem Pixel im ersten Bild zentriert ist, kann die relative Verschiebung bezüglich zwei Dimensionen aus dem Zentrum von jedem der M ähnlichsten Bereiche ausgehend vom zweiten Bild (M wird variiert abhängig von der Wahl der Bedienperson) entsprechend der Rangzahl aufgezeichnet werden.
Von den Ergebnissen des vorstehend Genannten wird erwartet, dass sie eine Anzahl von Fehlern enthalten, einschließlich Fehlabgleichen. Die nächste Phase des Algorithmus 72 bis 80 ist dazu ausgelegt, die Konsensrichtung und die Distanz des Flusses bzw. der Strömung (dem Bewegungsvektor) in dem lokalen Bereich des Bilds zu ermitteln, das auf jedem Pixel zentriert ist. Dies erfolgt in einer bevorzugten Ausführungsform durch Ermitteln der gewichteten mittleren lokalen Verschiebung des zweiten Bilds unter Erzeugung maximaler Ähnlichkeit bei 76. Bei dem vorstehend genannten "lokalen Bereich" handelt es sich um einen vom Nutzer ermittelten Parameter, typischerweise 3 · 3 oder 5 · 5 Pixel. Die mittlere Ermittlung wird gewichtet mit dem Faktor, der durch die inverse Rangfolge der Ähnlichkeit gewonnen wird, gemessen für jede Verschiebung, die für jedes Pixel aufgezeichnet ist. Eine offensichtliche Erweiterung dieser Technik besteht in einer Verwendung des Mittels der Bewegungsvektoren, die in die Nähe des Mittelwerts fallen, um den Bewegungsvektor mit einer Präzision, besser als ein Pixel, zu ermitteln. Weitere spezifische Algorithmen, die typischerweise von dem vorstehend Angeführten abweichen, ergeben im Wesentlichen dieselbe Information; der Kern ist dabei die Transformation von Einzelpixelströmungs- bzw. -durchsatzschätzungen in Schätzungen auf Grundlage der Ähnlichkeit der Strömungsrichtung zwischen nahe liegenden Pixeln.
Folgend auf die vorstehend angeführte Analyse wird für jeden analysierten Pixelort ein Bewegungsvektor bei 80 erzeugt, wodurch aufgezeigt wird, wie weit und in welche Richtung die Erythrozyten sich während des Zwischenbildintervalls bewegt haben.
Während die vorstehend angeführte Erläuterung sich auf die Analyse von ausschließlich einem einzigen Paar von Bildern bezieht, wird diese Analyse für jedes der mehreren Bildpaare gewonnen. Eine Tabelle der Blutströmungsrichtung wird aus den Konsensergebnissen gewonnen, die durch Analysieren zahlreicher derartiger Bildpaare gewonnen werden. Durch Teilen der Größe dieser Vektoren durch das Zwischenbildintervall wird bei 82 eine Strömungsratentabelle (Durchsatztabelle) erzeugt, die als Farbbild dargestellt werden kann. Offensichtlich unterliegt dieses Bild selbst Standardverarbeitungsalgorithmen, die zum Verringern von Rauschen räumlichen Filtern unterliegen. Eine Anzeige dieser Information kann auch mit Information bezüglich des lokalen Blutgefäßdurchmessers integriert werden, der aus dem Schwellenwertbild des Gefäßes berechnet wurde. Beispielsweise kann eine Kurve erzeugt werden, die den optisch gemessenen Blutdurchsatz als Funktion des Blutgefäßdurchmessers zeigt, was ein Maß für Zwischenpatientenvergleiche bzw. Vergleichen von Patienten untereinander ergibt.
Die interaktive Analyse der Bilder beginnt ausgehend von den ausgerichteten, normalisierten bzw. normierten Bildern. Die Bedienperson kann diese Bilder in einer von zwei Möglichkeiten betrachten: Entsprechend der ersten Möglichkeit wird das gemittelte Bild, das aus durchgeführten Versuchen hergestellt ist, ähnlich zu der Prozedur für die automatisierte Analyse, von jedem eines Paars von Bilden subtrahiert, die bei 84 durch die Bedienperson gewählt werden. Offensichtlich kann wiederum mehr als ein einziges Paar verwendet werden. Diese beiden Bilder werden daraufhin schnell und abwechselnd in einem auf dem Bildschirm dargestellten Fenster angezeigt, wobei die Rate bzw. der Durchsatz unter manueller Steuerung steht (animierte Ansicht 86). Die Bewegungsillusion, die hierdurch erzeugt wird, gestattet es der Bedienperson, Bereiche relativ größeren und kleineren Durchsatzes visuell zu ermitteln. Das automatisch erzeugte quantitative Durchsatzbild kann gleichzeitig angezeigt werden, um die qualitativen Eindrücke der Bedienperson zu verifizieren.
Ein zweites qualitatives Analyseverfahren subtrahiert das zweite Bild in dem Paar einfach von dem ersten bei 88. Dieses direkte Differenzbild führt zum selben Bewegungsbild wie die gemittelten Hintergrundbildsubtraktionen, komprimiert es jedoch in ein einziges Bild ohne zusätzliche Analyse durch Eingriff. Erzeugt wird ein statisches Bild, hauptsächlich ein graues Bild, in dem keine Änderung der Pixelintensität zwischen den Bildern vorliegt, mit dunklen, negativ bewerteten Pixeln und hellen, positiv bewerteten Pixeln, die Bereiche darstellen, aus denen (dunkle) und in die (helle) Erythrozyten sich während des Zwischenbildintervalls bewegt haben. Dieses Verfahren arbeitet offensichtlich am besten, wenn die Distanz, um die sich die Erythrozyten bewegt haben, nicht zu groß ist (in der Größenordnung der Breite des Zellenkörpers oder kleiner), und wenn der Abstand zwischen einzelnen Erythrozyten relativ klar ist, wie dies insbesondere im Fall von Kapillaren der Fall ist. Die Steuerung des Intervalls zwischen Rahmen bzw. Bildern erlaubt die Erzeugung/Wahl der optimalen Bilder.
Während das Analysealgorithmusflussdiagramm von Fig. 6 die vorstehend erläuterten Analyseverfahren als logisch getrennte Zweige darstellt, wird bemerkt, dass ein Umschalten zwischen automatisierten und interaktiven Analysebetriebsarten, in für die Bedienperson möglichst nahtloser Weise, das Verständnis der Ergebnisse fördert. Diese Betrachtung wird in der bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung implementiert, wobei die Erfassungs- und Analysesoftware dazu ausgelegt ist, eine schnelle und flexible Bewegung zwischen Paaren von Bildern und zwischen verschiedenen Ansichten dieser Bilder zu ermöglichen, die auf dem Computermonitor dargestellt werden.
Dem Fachmann auf diesem Gebiet der Technik erschließt sich, dass die Erfindung nicht auf die Einzelheiten der vorstehend illustrierten Ausführungsformen beschränkt ist, sondern dass die vorliegende Erfindung in anderen spezifischen Formen verkörpert sein kann, ohne von wesentlichen Eigenschaften abzuweichen. Die vorliegenden Ausführungsformen sind deshalb sämtliche als illustrativ und nicht beschränkend anzusehen und der Umfang der Erfindung wird durch die anliegenden Ansprüche anstatt durch die vorstehend angeführte Erläuterung festgelegt und sämtliche Änderungen, die im Umfang der Bedeutung der Ansprüche liegen, werden deshalb als von diesen umfasst angesehen.

Claims

1. System zum direkten Abbilden und Analysieren der Bewegung individueller Erythrozyten in Blutgefäßen in einer Retina oder dem Kopf eines optischen Nervs, wobei das System folgendes umfaßt:

Abbildungsmittel, um innerhalb eines vorbestimmten Zeitintervalls voneinander mindestens ein Paar Bilder von mindestens ein und demselben Erythrozyten zu erfassen, um mindestens zwei Einzelbilder zu erzeugen, wobei jedes Bild ein analoges oder digitales Bild der Stelle des Erythrozyten in jedem der Einzelbilder zu einer vorbestimmten Zeit darstellt;

ein Bilderfassungsmittel zum Sammeln und Speichern analoger oder digitaler Bilder in maschinenlesbarer Form und

einen Computer zum Steuern des Betriebs des Abbildungsmittels und des Bilderfassungsmittels, um die mindestens zwei Einzelbilder zu verarbeiten und die Bewegung des Erythrozyten in den Blutgefäßen zu analysieren;

dadurch gekennzeichnet, daß:

es sich bei dem Abbildungsmittel um eine völlig außerhalb des Auges befindliche, nicht invasive Retinaabbildungsoptik handelt und dieser Computer ein Mittel zum Durchführen einer Bilddifferenzanalyse an den Einzelbildern umfaßt, um ein sich aus der Bewegung der Erythrozyten ergebendes Bewegungssignal zu bestimmen.

2. System nach Anspruch 1, wobei das Abbildungsmittel eine CCD-Kamera umfaßt.

3. System nach Anspruch 1, weiterhin mit einem computergesteuerten Blitz zum Beleuchten der Erythrozyten, wenn sie abgebildet werden.

4. System nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der computergesteuerte Blitz Mittel umfaßt, um zwei fast identische Lichtblitze abzugeben, die ausreichend intensiv sind, daß die Bewegung von RetinaErythrozyten von der in Verbindung mit der CCD-Kamera arbeitenden Retinaabbildungsoptik abgebildet und erfaßt wird, wobei das Mittel weiterhin in der Lage ist, beide Lichtblitze innerhalb eines Zeitintervalls von zwischen 5 und 100 Millisekunden zu liefern.

5. System nach Anspruch 1, weiterhin mit einer optischen Anordnung zum Erfassen von Schwankungen bei der Beleuchtung der Erythrozyten während aufeinanderfolgender Abbildung.

6. System nach Anspruch 1, weiterhin mit einem an den Computer angeschlossenen Monitor zum Anzeigen erfaßter Bilder und verarbeiteter Bilder und zur interaktiven Analyse der Bewegung der Erythrozyten in Blutgefäßen.

7. System nach Anspruch 1, weiterhin mit einem Drucker zum Drucken der erfaßten und verarbeiteten Bilder.

8. Verfahren zum direkten Abbilden und Analysieren der Bewegung individueller Erythrozyten in Blutgefäßen in einer Retina oder dem Kopf eines optischen Nervs, wobei das Verfahren gekennzeichnet ist durch:

nichtinvasives Erfassen innerhalb eines vorbestimmten Zeitintervalls voneinander, mindestens eines Paars von Bildern von mindestens ein und demselben Erythrozyten durch eine völlig außerhalb des Auges befindliche Retinaabbildungsoptik, um mindestens zwei Einzelbilder zu erzeugen, wobei jedes Bild ein analoges oder digitales Bild der Stelle des Erythrozyten in jedem der Einzelbilder zu einer vorbestimmten Zeit darstellt;

Sammeln und Speichern analoger oder digitaler Bilder in maschinenlesbarer Form und Anlegen der Bilder an einen Computer, um die Verarbeitung zu erleichtern;

Durchführen einer Bilddifferenzanalyse an den mindestens zwei Einzelbildern, um ein sich aus der Bewegung des Erythrozyten ergebendes Bewegungssignal zu bestimmen, und

Erzeugen einer quantitativen Messung der Bewegung des Erythrozyten in den Gefäßen.

9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei das Zeitintervall zwischen 5 und 100 Millisekunden liegt.

10. Verfahren nach Anspruch 8, wobei die Bilddifferenzanalyse durch Konstruieren eines leeren Hintergrunds durchgeführt wird, indem mehrere Einzelbilder zusammen gemittelt werden und der leere Hintergrund von jedem der mindestens zwei Einzelbilder subtrahiert wird.

11. Verfahren nach Anspruch 8, weiterhin mit dem vorbereitenden Schritt einer globalen Ausrichtung jedes der Bilder, um die Bewegung der die Erythrozyten führenden Gefäße zu korrigieren.

12. Verfahren nach Anspruch 8, weiterhin mit dem vorbereitenden Schritt der Normierung der Bildhelligkeit der Einzelbilder, um geringe Beleuchtungsschwankungen zwischen den Einzelbildern zu korrigieren.

13. Verfahren nach Anspruch 8, weiterhin mit dem Beleuchten der Blutgefäße beim Erfassen der Einzelbilder.

14. Verfahren nach Anspruch 8, weiterhin mit dem Schritt des Anzeigens der Bilder und eines durch das Bewegungssignal erzeugten Bilds, das sich aus der Bilddifferenzanalyse ergibt, um eine interaktive Analyse davon zu gestatten.