способ получения изображения кровесодержащих полостей

Формула изобретения

1. Способ получения изображения кровесодержащих полостей, включающий введение эндоскопа в исследуемую полость, освещение полости светом и прием отраженного оптического сигнала с помощью эндоскопа, формирование на основе отраженного оптического сигнала изображения с границы сред внутри полости, отличающийся тем, что полость освещают через движущуюся кровь светом с длиной волны, выбранной из интервала длин волн, соответствующих минимальному суммарному коэффициенту поглощения и рассеяния света кровью, в отраженном оптическом сигнале отфильтровывают сигнал фоновой помехи, вызванный движущейся кровью, а изображение формируют на основе отфильтрованного оптического сигнала.

2. Способ по п.1, отличающийся тем, что полость освещают светом с длиной волны, выбранной из интервала длин волн, соответствующих минимальному суммарному коэффициенту поглощения и рассеяния света кровью конкретного пациента, определенной в ходе предварительных исследований.

3. Способ по пп.1 и 2, отличающийся тем, что сигнал фоновой помехи отфильтровывают посредством задержки стробирующего сигнала на время Т = 2d/с_к, где d - глубина просмотра полости, с_к - скорость света в крови, и преобразовывают его и отраженный сигнал в сигнал для формирования изображения.

4. Способ по пп.1 и 2, отличающийся тем, что сигнал фоновой помехи отфильтровывают посредством получения голографического изображения кровесодержащей полости и интерференции оптического сигнала, отражаемого неподвижным объектом в полости, с оптическим сигналом, отражаемым от восстановленного голографического изображения при его реконструкции.

5. Способ по пп.1 и 2, отличающийся тем, что сигнал фоновой помехи отфильтровывают посредством поляризованного фильтра при освещении полости поляризованным светом.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к области медицины, а именно к области сердечно-сосудистой хирургии, и может быть использовано для диагностики состояния сосудов и сердца, а также для получения изображения операционного поля при хирургическом лечении сердечно-сосудистой системы.

Известен способ для исследования кровеносных сосудов [1], при котором сосуд выделяют из окружающей ткани и помещают в специальный желоб контрольного устройства, к которому подведены световые волокна. После этого сосуд освещают от источника света и получают теневое изображение исследуемого объекта для суждения о состоянии стенок сосуда.

Недостатком данного способа является необходимость инвазивного вмешательства для выделения сосуда, что не всегда возможно, а также то, что получают теневое изображение стенки сосуда.

Известен способ [2], при котором внутрь сосуда вводят катетер, оснащенный системой для эндоваскулярной двухмерной ультразвуковой графии, позволяющий получить изображение для оценки состояния полости сосуда. Недостатком способа является то, что сканирование стенки сосуда происходит в плоскости, перпендикулярной оси сосуда. Для получения трехмерного изображения требуется продвижение катетера вдоль оси сосуда с получением ряда плоскостных изображений, что делает данный способ непригодным для манипуляций, где необходим контроль зрения по профильной оси исследуемого объекта.

Известен способ определения повреждения сосуда и определения места истечения крови [3], в котором используют видеоэндоскоп с монитором и работающий в гетеродинном режиме доплеровский лазерный датчик.

К недостаткам способа можно отнести то, что в нем не строится изображение стенки сосуда, а только определяется место кровотечения.

Известен способ [4] интраваскулярной эндоскопии, включающий введение эндоскопа в кровеносный сосуд, освещение полости сосуда источником света с длиной волны, вызывающий флюоресценцию молекул вещества атеросклеротической бляшки и прием обратного флюоресцентного сигнала от тканей сосуда. Отраженный сигнал регистрируется приемным устройством в виде светового блика, по которому судят об изменении стенки сосуда. Недостатком данного способа является невозможность построения видеоизображения внутренней стенки сосуда, а также недостаточная селективность способа, так как в ряде случаев обратный флюоресцентный сигнал может быть получен от стенки сосуда, не имеющей структурных изменений.

Известен способ получения изображения кровесодержащих полостей [5], выбранный авторами в качестве прототипа, включающий введение в исследуемую полость эндоскопа, освещение полости светом, формирование на основе отраженного от границы сред светового сигнала изображения исследуемой полости. При этом поле зрения обеспечивается путем временного рассеяния крови физиологическим раствором, вводимым через дистальный конец эндоскопа. Полученное изображение может быть сфотографировано или записано на видеомагнитофон.

Недостатком способа является то, что для получения изображения объекта (сосудистой стенки) необходимо на время исследования заместить кровь оптически прозрачной жидкостью, в частности физиологическим раствором. Эта жидкость является дополнительной объемной нагрузкой на сердечно-сосудистую систему человека. При этом объем данной нагрузки тем больше, чем больше время исследования и чем больше диаметр сосуда и скорость кровотока в нем. Величина объемной нагрузки не может превышать некоторого порогового значения, опасного для здоровья и жизни человека, что ограничивает использование способа в сосудах большого диаметра и в сосудах сердца для выполнения лечебных и диагностических процедур, требующих длительного контроля зрения. Дополнительным ограничивающим фактором применения способа для сосудов любого диаметра является то, что длительное замещение крови физиологическим раствором может привести к ишемии ткани, снабжающейся кровью исследуемым сосудом.

Задачей, которую решают авторы предлагаемого изобретения, является расширение функциональных возможностей и улучшение физиологичности получения изображения кровесодержащих полостей.

Сущность способа заключается в том, что вводят эндоскоп в исследуемую кровесодержащую полость, освещают полость светом и принимают отраженный оптический сигнал с помощью эндоскопа, формируют на основе отраженного оптического сигнала изображение с границы сред внутри полости, причем освещение полости светом и прем отраженного оптического сигнала осуществляют через естественный кровоток, в отраженном оптическом сигнале отделяют методом оптической фильтрации составляющую, вызванную отражением света движущейся кровью, а формирование изображения осуществляют на основе отфильтрованного оптического сигнала, причем освещение полости светом осуществляют светом с длиной волны, выбранной из интервалов длин волн, соответствующих минимальному суммарному коэффициенту поглощения и рассеяния света кровью.

Кроме того, наилучший результат способа достигается при освещении полости светом с длиной волны, выбранной из интервала длин волн, соответствующего минимальному суммарному коэффициенту поглощения и рассеяния света кровью конкретного пациента, определенного в ходе предварительных исследований.

Сущность способа заключается также в том, что в качестве метода оптической фильтрации используют метод временной задержки, включающий прием отраженного оптического сигнала по отношению к моменту времени посылки светового сигнала, освещающего полость, через время Т = 2d/C_к, где d - глубина просмотра полости, C_к - скорость света в крови.

Сущность способа заключается также в том, что в качестве метода оптической фильтрации используется метод голографической интерферометрии.

Сущность способа заключается также в том, что в качестве метода оптической фильтрации используется метод поляризационной фильтрации.

Новыми признаками по отношению к ближайшему аналогу способа (прототипу) являются следующие признаки.

Освещение полости светом и прием отраженного оптического сигнала осуществляют через естественный кровоток, в отраженном оптическом сигнале отделяют методом оптической фильтрации составляющую, вызванную отражением света движущейся кровью, формирование изображения осуществляют на основе отфильтрованного оптического сигнала, причем освещение полости осуществляют светом с длиной волны, выбранной из интервала длин волн, соответствующих минимальному суммарному коэффициенту поглощения и рассеяния света кровью.

Новыми признаками является также то, что освещение полости осуществляют светом с длиной волны, выбранной из интервала длин волн, соответствующего минимальному суммарному коэффициенту поглощения и рассеяния света кровью конкретного пациента, определенного в ходе предварительных исследований.

Новыми признаками являются также то, что в качестве метода оптической фильтрации может быть использован метод временной задержки, метод голографической интерферометрии, метод поляризационной фильтрации.

Наиболее физиологичными являются способы получения изображения кровесодержащих полостей, которые осуществляются без изменения естественного состава крови и без нарушения естественной циркуляции крови по кровеносной системе человека.

До настоящего времени существует устойчивое представление о невозможности получения четкого изображения кровесодержащих полостей на основании оптического сигнала, освещающего полость, непосредственно через кровь, так как кровь является оптически непрозрачной средой. Хотя существуют некоторые интервалы длин волн света, для которых суммарный коэффициент поглощения и рассеяния света кровью является минимальным [6], однако даже при использовании сигнала с длиной волны, выбранной из вышеуказанных интервалов, не удается получить четкое изображение с границы сред внутри кровесодержащих полостей на основе светового сигнала, проходящего через неподвижную кровь. В сформированном изображении всегда присутствует регулярная растровая помеха в виде геометрической сетки, наложенной на изображение исследуемого объекта и мешающей его восприятию. Указанная помеха вызвана отражением света от взвешенных в жидкой компоненте крови - плазме твердых элементов взвеси - кровяных тел (эритроцитов, лейкоцитов и так далее). Кроме того, в неподвижной крови происходит оседание кровяных тел (эритроцитов) под действием силы тяжести, что приводит к исчезновению изображения исследуемого объекта из-за невозможности прохождения оптического сигнала через плотный слой осевших эритроцитов.

Экспериментальные исследования авторов показали, что в случае формирования изображения кровезаполненных полостей с использованием отраженного сигнала, получаемого при освещении полости светом с длиной волны, выбранной из интервалов длин волн, соответствующих минимальному суммарному коэффициенту поглощения и рассеяния света кровью, достигается неожиданный результат, если освещение полости светом и прием отраженного сигнала осуществляются в естественном кровотоке. Оказалось, что при прохождении оптического сигнала через поток крови в сформированном изображении исчезает регулярная растровая помеха в виде геометрической сетки, а на изображение накладывается некоторая фоновая помеха, вызываемая отражением света, рассеянного неравномерно распределенными в плазме и движущимися вместе с ней кровяными телами. Указанную фоновую помеху оказалось возможным устранить известными из волновой оптики методами оптической фильтрации. При этом сформированное изображение с границы сред кровесодержащих полостей является достаточно четким и позволяет осуществить визуальный контроль дефектов стенок сосудов (сердца), а также визуализацию других объектов, введенных внутрь исследуемых полостей, в реальном масштабе времени, что особенно важно при осуществлении оперативного лечения сердечно-сосудистой системы.

Поскольку состав крови достаточно индивидуален для каждого человека, то наилучшие результаты заявляемого способа получают при использовании оптического сигнала с длиной волны, соответствующей минимальному суммарному коэффициенту поглощения и рассеяния света кровью конкретного пациента. Указанная длина волны определяется на основании предварительных исследований спектрограммы пробы крови пациента.

В качестве методов оптической фильтрации для устранения фоновой помехи в формируемом изображении объекта, вызванной отражением света движущейся кровью, используют методы, основанные на волновых свойствах света.

В качестве метода оптической фильтрации может быть использован метод временной задержки принимаемого сигнала по отношению к моменту посылки сигнала, освещающего полость, на время T = 2d/C_к, где d - глубина просмотра полости, которая определяется расстоянием от дистального конца эндоскопа до объекта наблюдения (например, до стенки сосуда), а C_к - скорость света в крови. При этом формируют изображение слоя крови или объекта, которые находятся на расстоянии d от эндоскопа. И таким образом отфильтровывают помеху в изображении, вызываемую сигналами, отраженными с других глубин.

Благодаря движению крови происходит усреднение растровой помехи в формируемом изображении объекта. В каждый момент Т приема сигнала, несущего информацию об изображении объекта, растровая сетка, присутствующая в изображении, меняет свое пространственное изображение, что в конечном итоге, приводит лишь к некоторому потемнению сформированного изображения, не мешающему восприятию контуров исследуемого объекта (эффект "невидимости " спиц колеса при его вращении).

Другим методом оптической фильтрации фоновой помехи, используемым в предлагаемом способе, является метод голографической интерферометрии.

Получают голографическое изображение кровесодержащей полости, используя в качестве предметного луча световой сигнал, проходящий через эндоскоп, и фиксируют на носителе из фототермопластика голограмму исследуемой зоны, включающую голографическое изображение неподвижного объекта (например, стенки сосуда) и некоторое усредненное изображение, полученное от движущихся кровяных тел в виде пятна без интерференционной структуры. В ходе реконструкции зафиксированного на фототермопластике голографического изображения происходит интерференция оптического сигнала, отражаемого неподвижным объектом с оптическим сигналом, отражаемым от его восстановленного изображения, что приводит к появлению полос фазового контраста, дающих четкие контуры объекта. Свет, отраженный движущейся кровью, не дает четкой интерференционной картины со световым сигналом, отраженным от зафиксированного на фототермопластике усредненного фонового изображения. Фоновая помеха, вызванная движущейся кровью, присутствует на восстановленном голографическом изображении в виде слабого равномерного свечения, не мешающего восприятию контуров объекта.

Еще одним методом оптической фильтрации фоновой помехи, который может быть использован в предлагаемом способе, является метод поляризационной фильтрации.

При освещении биологических тканей и жидкостей, находящихся в стационарном состоянии, в том числе и крови, поляризованным светом отраженный световой сигнал также остается поляризованным, при этом плоскость поляризации отраженной волны остается той же самой, либо поворачивается на некоторый угол в зависимости от природы биологического вещества. Материал стенок сосудов и сердечных полостей и неподвижная кровь могут иметь близкие по значению углы поворота плоскости поляризации отражаемого ими света, так что разделить эти сигналы с помощью поляризационного фильтра оказывается невозможным.

Однако, как показали исследования авторов, поляризованный свет, попадающий в среду движущейся крови, деполяризуется, и отраженный движущейся кровью световой сигнал является естественным с беспорядочной ориентацией вектора напряженности Е вдоль луча света. Это позволяет в совокупном отраженном световом сигнале, освещающем кровезаполненную полость, выделить с помощью поляризационного фильтра поляризованный световой сигнал (оставшийся поляризованным, так как он отразился от неподвижной границы сред), на основании которого формируют изображение исследуемого объекта, при этом деполяризованная компонента светового сигнала, обусловленная фоновой помехой, отфильтровывается.

На фиг. 1, 2, 3 представлены схемы установок, используемых при реализации предлагаемого способа.

Способ осуществляют следующим образом.

В оптическом диапазоне выбирают длину волны источника света из интервалов длин волн, соответствующих минимальному суммарному коэффициенту поглощения и рассеяния света кровью.

При этом для получения более качественного изображения следует выбирать длину волны света из интервала, лежащего в близкой к инфракрасной или в инфракрасной части спектра (600-800 нм).

Указанная часть спектра к тому же совпадает с областью рекомендованных в медицине для различных терапевтических целей длин волн.

Для получения наилучших результатов по предлагаемому способу в ходе предварительных исследований с помощью стандартного спектрографа определяют длину волны света, соответствующую минимальному суммарному коэффициенту поглощения и рассеяния света кровью (то есть минимальному ослаблению интенсивности света в крови) для конкретного обследуемого пациента.

Вводят эндоскоп в исследуемую полость с помощью известных хирургических приемов. Так как современные технологии позволяют создавать эндоскопы для введения в кровеносные сосуды, как мелкого, так и крупного диаметра (в том числе и в коронарную и в сонную артерии), для осуществления способа выбирают эндоскоп, не создающий препятствий для естественного кровотока, что позволяет избежать риск развития ишемии.

От источника света подают световой сигнал с длиной волны, выбранной в ходе предварительных исследований, и с помощью эндоскопа освещают исследуемую полость через естественный кровоток. Мощность источника выбирают в диапазоне 25-150 мВт, которая является достаточной для получения отраженного сигнала, пригодного для формирования на его основе изображения, и при этом не вызывает коагуляции крови.

С помощью приемника оптического излучения принимают поступающий через эндоскоп отраженный стенкой полости и движущейся кровью сигнал.

Отфильтровывают в отраженном сигнале сигнал фоновой помехи, вызываемый движущейся кровью, методом оптической фильтрации, который реализуют с использованием оптических средств.

На основе отфильтрованного сигнала с помощью средств преобразования оптического сигнала в видеосигнал формируют изображение с границы сред внутри полости. Полученное изображение может быть сфотографировано, выведено на монитор персонального компьютера или воспроизведено с помощью других средств визуализации.

Предлагаемый способ позволяет получить качественное изображение внутренней стенки, а также операционного поля внутри исследуемой полости (в том числе введенного в полость хирургического инструмента), что позволяет проводить как диагностические процедуры, так и хирургические операции под зрительным контролем в реальном масштабе времени. Важной особенностью способа является возможность получения изображения полостей сердца и клапанного аппарата, что создает перспективу устранения клапанного стеноза под контролем зрения без вскрытия сердца.

Таким образом способ имеет широкое функциональное применение. Достоинством способа является его физиологичность, так как в нем используется световой сигнал с параметрами, рекомендованными к применению в медицине, а также не изменяют состав крови и ее естественный кровоток в процессе освещения полости и приема отраженного сигнала.

Пример 1. С помощью стандартного спектрографа для обследуемого пациента определяют длину волны, соответствующую минимальному ослаблению интенсивности света, проходящего через кровь.

Для реализации способа используют установку, приведенную на фиг. 1.

Вводят в исследуемую область эндоскоп. От источника 1 света подают импульсный световой сигнал с длиной волны, выбранный в ходе предварительного обследования пациента. В качестве источника 1 света используют, например, лазер с перестройкой длины волны типа ЛТИПЧ - 1, его управление осуществляют дистанционно с помощью системы 2 управления. Мощность источника 1 излучения задают равной 150 мВт. С помощью системы 2 управления подают управляющий сигнал, в соответствии с которым осуществляют посылку импульсного светового сигнала от источника 1 света, и сигнал в схему 3 задержки.

Освещают проходящим через согласующую оптическую систему 4 и эндоскоп 5 световым сигналом исследуемый объект 6 (например, внутреннюю стенку сосуда) через естественный кровоток.

Принимают световой сигнал, отраженный объектом 6 и движущейся кровью, проходящий через приемную часть эндоскопа 5 и фокусирующую оптическую систему 7, с помощью чувствительного элемента 8, где осуществляют преобразование оптического сигнала в электрический.

Указанный электрический сигнал подается в преобразователь 9, куда также падают стробирующий сигнал с выхода схемы 3 задержки. В момент прихода стробирующего сигнала в преобразователе 9 осуществляется преобразование сигнала, поступающего из чувствительного элемента 8, в телевизионный сигнал.

Время Т задержки, через которое подают стробирующий сигнал из схемы 3 задержки, выбирают, исходя из требуемой глубины d просмотра, определяющейся диаметром сосуда или размером полости, и рассчитывают из соотношения T = 2d/C_к, где C_к - скорость света в крови. Для реализации метода оптической фильтрации фоновой помехи в отраженном световом сигнале длительность импульсов, освещающих исследуемый объект 6, выбирают из условия << Т/2. В таком случае видеосигнал на выходе преобразователя 9 несет информацию об изображении слоя среды и объекта 6, находящихся на глубине d. Телевизионный сигнал из преобразователя 9 через плату сопряжения 10 подают в персональный компьютер 11, где получают изображение исследуемого объекта 6 на мониторе, или записывают изображение в цифрованном виде для дальнейшей обработки.

Пример 2. С помощью стандартного спектрографа для обследуемого пациента определяют длину волны, соответствующую минимальному ослаблению интенсивности света в его крови.

Для реализации способа используют оптическую установку, представленную на фиг. 2.

Вводят в исследуемую полость эндоскоп.

От когерентного источника 1 света, в качестве которого используют лазер ЛГ106М, подают световой сигнал для возбуждения кюветы 2 с органическим красителем, позволяющим перестраивать длину волны соответственно длине волны, выбранной в ходе обследования пациента. В качестве источника 1 света используют лазер ЛГ106М, мощность которого задают в пределах 25- 100 мВт.

Световой сигнал проходит через оптическую систему 3, где разделяется на опорный луч 4 и предметный луч 5. Освещают предметным лучом 5, проходящим через эндоскоп 6, исследуемый объект 7 через естественный кровоток. Отраженный объектом 7 и движущейся кровью световой сигнал проходит через приемную часть эндоскопа 6 и подается в чувствительный элемент 8, в качестве которого используют, например, пластину из фототермопластика. На чувствительный элемент 8 подается также опорный луч 4. На фототермопластике 8 регистрируют голограмму, на которой присутствует голографическое изображение исследуемого объекта 7 и некоторая фоновая помеха в виде темного пятна без интерференционной структуры, вызванная отраженным движущейся кровью светом.

Проявляют полученное голографическое изображение и фиксируют его в исходном положении на фототермопластике 8. Восстанавливают голографическое изображение с помощью опорного источника 9 света, при этом происходит интерференция исследуемого объекта 7 и его восстановленного изображения, что приводит к появлению полос фазового контраста, дающих четкие контуры объекта 6. Четкой интерференции фоновой помехи с восстановленным голографическим изображением исследуемой зоны не происходит, и таким образом осуществляется фильтрация помехи. На восстановленном изображении фоновая помеха присутствует в виде слабого равномерного свечения, не мешающего восприятию контуров объекта 7.

Сформированное изображение объекта 7 фотографируется телекамерой (на чертеже не показана) и передается на дисплей персонального компьютера 10.

Для осуществления фильтрации фоновой помехи по методу голографической интерферометрии необходимо, чтобы выполнялось следующее условие: < T , где T - время экспозиции; - собственный период движения наблюдаемого объекта, вызванного физиологическими причинами (пульсовая волна, дыхательный процесс и прочее), - собственный период движения кровяных тел - время, за которое кровяные тела смещаются на расстояние s, большее чем длина волны света .

Пример 3. Для реализации способа используют оптическую установку, представленную на фиг. 3.

Вводят в исследуемую полость эндоскоп.

От источника 1 света подают непрерывный световой сигнал, который является поляризационным. В качестве источника 1 света используют лазер ЛГН215, дающий на выходе поляризационный свет. Мощность лазера задают 150 мВт.

Освещают с помощью эндоскопа 2 исследуемый объект 3 через естественный кровоток. Пропускают сигнал, отраженный объектом 3 и движущейся кровью и проходящий через эндоскоп 2, через поляризационный фильтр 4.

Меняя угол поляризации поляризационного фильтра, из отраженного светового сигнала выделяют поляризованный сигнал, отраженный от границы сред исследуемой полости (объектом 3), при этом деполяризованный сигнал от помехи отфильтровывают.

С помощью чувствительного элемента 5 преобразуют отраженный поляризованный световой сигнал в видеоизображение.

Изображение объекта 3 наблюдают, например, с помощью персонального компьютера 6.

Источники информации

1. Заявка ФРГ N 3831216, МКИ: А 61 В 5/02, публ. 90.03.22, N 12.

2. Патент США N 4.794.931, МКИ: А 61 В 10/00, 1989.

3. Патент ФРГ N 3838396, МКИ G 01 S 17/88, A 61 В 1/04, 5/11, 5/026, 6/00/ G 06 F 15/42, 1990 г.

4. Патент США N 5217456, A 61 B 17/32, публ. 1993 г.

5. Патент США N 4934339, МКИ: A 61 B 1/04, 1989 г.

6. Приезжев А.В., Тучин В.В., Шубочкин Л.П. Лазерная диагностика в биологии и медицине. М., Наука, 1989, стр. 13.