DE19850350C1

DE19850350C1 - Verfahren und Vorrichtung zur Erzeugung von Daten für die Diagnose des Schädigungsgrades von Hautgewebe eines Patienten

Info

Publication number: DE19850350C1
Application number: DE19850350A
Authority: DE
Inventors: Uwe Haubenreiser; Werner Reiland; Bernd Lustermann; Werner Eisenbeis
Original assignee: Jena Optronik GmbH
Current assignee: DELPHI OPTICS GMBH, DE
Priority date: 1998-11-02
Filing date: 1998-11-02
Publication date: 2000-09-28
Anticipated expiration: 2018-11-03
Also published as: FR2785170A1; IL132667A0; IT1311438B1; CA2287687A1; ITTO990937A1; FR2785170B1; ITTO990937A0; JP2000139846A

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Erzeugung von Daten für die Diagnose des Schädigungsgrades von Hautgewebe eines Patienten. DOLLAR A Erfindungsgemäß wird die Aufgabe, eine neue Möglichkeit zur Beurteilung des Schädigungsgrades menschlicher Haut auf Basis spektralzerlegter Videoaufnahmen zu finden, die eine objektive und reproduzierbare Bewertung der Hautschädigung unabhängig vom Hauttyp und Zeitpunkt der Hautschädigung gestattet, gelöst, indem bei Beleuchtung mit weißem Licht von der Oberfläche des Hautgewebes remittiertes Licht gleichzeitig in mindestens vier separate Lichtwege aufgeteilt wird, wobei durch aufeinanderfolgende spektral selektive Kantenfilter stufenweise spektral definierte Wellenlängenbereiche für die Spektralkanäle ausgekoppelt werden, nach der stufenweisen Spektralzerlegung eine schmalbandige spektrale Filterung in jedem Spektralkanal vor der optoelektronischen Bildwandlung vorgenommen wird, eine Clusteranalyse in einem Parameterraum der Remissionswerte durchgeführt wird, wobei die Zentren und Radien der Cluster durch Anlernen mit Remissionswerten von Schädigungsgraden bekannter Hautgewebsmuster ermittelt und gespeichert werden und eine Zuordnung von Remissionswerten unbekannter Hautgewebe zu diesen angelernten Clustern von Hautschädigungsgraden erfolgt, und Flächen unterschiedlicher Hautschädigungsgrade im Bereich der aufgenommenen Hautoberfläche auf Basis der Clusterzuordnung dargestellt werden.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Erzeugung von Daten für die Diagnose des Schädigungsgrades von Hautgewebe eines Patienten. Sie findet insbesondere Anwendung zur medizinischen Erstdiagnose, Verlaufskontrolle, Dokumentierung und Archivierung von Brandwunden im operativen klinischen Einsatz.

In der klinischen Diagnostik werden krankhafte Hautveränderungen, insbesondere Hautverbrennungen, heute wie vor 200 Jahren nach dem Debridement visuell mit dem Auge des untersuchenden Arztes, d. h. subjektiv und erfahrungsabhängig diagnostiziert. Speziell bei Brandwunden liegen durch Patienten- und Umwelteinflüsse die Diagnosefehler im allgemeinen und je nach Erfahrung des Arztes in der Größenordnung von 30 bis 50%. Sehr häufig wird das Ausmaß der Schäden erst nach einigen Tagen oder zum Zeitpunkt der ersten Operation erkennbar.

Auf der Suche nach objektiven Verfahren hat man mit Ultraschall, Thermographie, Färbemethoden, Isotopen, NMR (Nuclear Magnetic Resonance) und Laser-Doppler-Techniken experimentiert, ohne den entsprechenden klinischen Erfolg erzielen zu können, da die Methoden meist invasiv (Kontamination des Patienten), für Intensivpatienten zu risikobehaftet, zu zeitaufwendig oder zu teuer sind und die Reproduzierbarkeit der Ergebnisse oft unzureichend ist. Auch die bisherigen Arbeiten zu reflexionsoptischen Verfahren waren nicht ausreichend erfolgreich und wurden deshalb nicht in die Praxis umgesetzt. Die Versuche im sichtbaren Wellenlängenbereich (Afromowitz et al., 1988) schlugen in der klinischen Praxis fehl, u. a. dadurch, daß die Fehlerquote infolge der unterschiedlichen Hauttypen zu groß war.

In der US 5 701 902 wurde der Versuch unternommen, Fluoreszenzanregung (im UV- oder sichtbaren Spektralbereich) und gleichzeitige IR-Spektroskopie zur Charakterisierung von Verbrennungen anzuwenden. Diese Lösung ist jedoch ebenfalls invasiv (intravenös verabreichte Fluoreszenzfarbstoffe) und auf punktuelle Messungen (≦ 1 mm²) beschränkt. Weder eine Verlaufskontrolle (Reproduzierbarkeit der Meßstelle) noch großflächige Aufnahmen (ein Gebiet von 10 cm . 10 cm würde ca. 6 Stunden benötigen) sind durchführbar.

Aus dem Patent US 4 693 255 ist bekannt, großflächige, bildhafte Videoaufzeichnungen von Hautverbrennungen aufzunehmen, indem die Kinetik von Änderungen des Erscheinungsbildes des verbrannten Gewebes mittels eines kurz zuvor eingebrachten Markierungsfarbstoffes, vorzugsweise eines Fluoreszenzfarbstoffes, zur Analyse genutzt wird. Da das Verfahren invasiv ist und sich die Farbstoffdynamik in einem Zeitfenster von 1-20 Minuten abspielt, ist das Verfahren schon allein für Sofortdiagnosen, und Verlaufskontrollen ungeeignet.

Die US 4 170 987 beschreibt ein medizinisches Hautdiagnosesystem und -ver fahren mit einem Schwenkspiegel und drei Detektoren, auf die simultan dieselben im Zeilenraster abgetasteten Bildpunkte der Haut des Patienten abgebildet werden. Dabei befinden sich Schwarz-Weiß-Detektoren hinter unterschiedlichen Farbfiltern (z. B. grün, rot, IR). Die Grauwerte der Detektoren werden nach vorverarbeitender Kontrasterhöhung oder Dynamik bereichsanpassung digitalisiert und gespeichert. Aus den jeweils drei zusammengehörigen gespeicherten numerischen Werten pro Bildpunkt werden dann Verhältniszahlen gebildet, die auf einem Farbmonitor als Falschfarbenbild zur Anzeige gebracht oder gedruckt werden können. Neben der Tatsache, daß das scannende Abtastverfahren grundsätzlich Nachteile bei mobilem Einsatz hat, ist hauptsächlich der hohe optische Justieraufwand und die infolge der mehrfachen Intensitätsaufteilung eintretende Lichtschwächung zu bemängeln. Da der Justieraufwand eigentlich nur bei Strahlteilungen innerhalb einer Ebene in beherrschbarem Umfang bleibt und die unerwünschte Lichtschwächung bei zwei Teilerspiegeln bereits erheblich hoch ist, kann das in der US 4 170 987 vorgestellte System eigentlich nur Intensitätsbilder für bis zu drei unterschiedlichen Wellenlängen aufnehmen, wenn eine pixelsynchrone Bildaufnahme mit ausreichendem Signal-Rausch-Abstand erreicht werden soll

Ein weiterer genereller Nachteil aller bekannten Lösungen für die Diagnose des Grades einer Hautschädigung liegt darin, daß die Meßwerte vom individuellen Hauttyp, von der Lokalisation der Verbrennung, vom Zeitpunkt der Messung nach der Verbrennung, von der Beleuchtungssituation und der eventuellen Vorbehandlung (Salben) abhängt. Deshalb haben die absoluten Meßwerte nur eine eingeschränkte Aussagekraft, so daß die meisten Untersuchungen, die in der Literatur beschrieben wurden, an einem entsprechendem Normierungs- und Interpretationsmodell gescheitert sind. Die Folge ist, daß die Meßverfahren durch die Hinzunahme zusätzlicher, zum Teil artfremder Meßgrößen kompliziert wurden, z. B. durch zusätzliche Meßkanäle und/oder invasive Schritte (Farbstoffe).

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine neue Möglichkeit zur Beurteilung des Schädigungsgrades menschlicher Haut auf Basis spektralzerlegter Videoaufnahmen zu finden, die eine objektive und reproduzierbare Bewertung der Hautschädigung unabhängig vom Hauttyp und Zeitpunkt der Hautschädigung gestattet. Es ist eine spezielle Aufgabe der Erfindung ein objektives diagnostisches Hilfsmittel zu realisieren, das sicher zwischen den Verbrennungsgraden 2a (2, oberflächlich) zu 2b (2, tief) und 3 und gesunder Haut sowie Szenen im Bild, die nicht den Patienten betreffen, unterscheidet.

Erfindungsgemäß wird die Aufgabe bei einem Verfahren zur Erzeugung von Daten für die Diagnose des Schädigungsgrades von Hautgewebe eines Patienten bei dem eine gleichzeitige Bildaufnahme der Oberfläche des Hautgewebes in mehreren spektral unterschiedlichen Kanälen erfolgt, abgeleitete Bilddaten aus den spektral unterschiedlichen Bildern erzeugt werden und unterschiedlich geschädigte Bereiche des Hautgewebes bildlich angezeigt werden, dadurch gelöst, daß das Hautgewebe großflächig mit weißem Licht derart beleuchtet wird, daß im wesentlichen nur remittiertes Licht von der Oberfläche des Hautgewebes in die Spektralkanäle zur Bildaufnahme gelangt, daß das remittierte Licht in mindestens vier separate Lichtwege aufgeteilt wird, wobei durch aufeinanderfolgende spektral selektive Kantenfilter, die an optischen Flächen von Prismen aufgebracht sind, stufenweise spektral definierte Wellenlängenbereiche für die Spektralkanäle ausgekoppelt werden, daß nach der stufenweisen Spektralzerlegung eine schmalbandige spektrale Filterung in jedem Spektralkanal vor der optoelektronischen Bildwandlung vorgenommen wird, wobei diese Bandpaßfilterung charakteristischen Änderungen des Remissionsvermögens von verschiedenen Hautschichten bei deren Schädigung Rechnung trägt, daß eine Clusteranalyse in einem Parameterraum der Remissionswerte durchgeführt wird, wobei die Zentren und Radien der Cluster durch Anlernen mit Remissionswerten von Schädigungsgraden bekannter Hautgewebsmuster ermittelt und gespeichert werden und eine Zuordnung von Remissionswerten unbekannter Hautgewebe zu diesen angelernten Clustern von Hautschädigungsgraden erfolgt, und daß mindestens eine Darstellung der Flächen unterschiedlicher Hautschädigungsgrade im Bereich der aufgenommenen Hautoberfläche auf Basis der Clusterzuordnung angezeigt wird.

Es erweist sich als vorteilhaft, daß zur spektralen Zerlegung des remittierten Lichts in Wellenlängenbereiche selektiv reflektierende Kantenfilter eingesetzt werden, um schrittweise Spektralanteile räumlich auszukoppeln. Vorzugsweise werden dabei aufeinanderfolgende reflektierende Tiefpaßfilter mit stufenweise höherer Wellenlänge der Tiefpaßkante verwendet. Gleichermaßen können als aufeinanderfolgende Kantenfilter auch Hochpaßfilter mit stufenweise niedrigerer Wellenlänge der Hochpaßkante verwendet werden.

Es erweist sich für die Verringerung des Einflusses verschiedener Hauttypen, unterschiedlicher Beleuchtung und anderen variierenden Faktoren bei der Bildaufnahme von besonderem Vorteil, wenn vor der Clusteranalyse für die einzelnen einander zugeordneten Bildpunkte aus den zeitgleich aufgenommenen spektralen Bildern Verhältnisse zur Erzeugung abgeleiteter Remissionswerte gemäß der Beziehung

gebildet werden, wobei r_i digitalisierte Remissionswerte der n unterschied lichen spektral schmalbandig aufgenommenen Remissionswerte für einen einzelnen Bildpunkt der abgebildeten Hautoberfläche bedeuten.

Es erweist sich für viele Anwendungsfälle als ausreichend, als Anzahl n der spektral schmalbandig aufgenommenen Remissionswerte vier zu wählen und dazu Teile des blauen, grünen, roten und nahen infraroten (NIR-) Spektralbereichs zu verwenden.

Zur Klassifizierung von Hautverbrennungsgraden werden Vorzugsweise als zentrale Wellenlängen der schmalbandigen Filterung 450 nm, 550 nm, 650 nm und 800 nm verwendet werden, wobei die Halbwertsbreiten der Bandpaßfilterung im Bereich zwischen 5 und 20 Nanometer gewählt werden.

Für die deutlichere Darstellung der unterschiedlichen Hautschädigungsgrade erweist sich eine Falschfarbendarstellung der Flächen unterschiedlicher Hautschädigung als zweckmäßig.

Zusätzlich zur Darstellung der unterschiedliche Hautschädigungsgrade kann auch ein Echtfarbenbild aus den schmalbandig aufgenommenen Spektralkanälen Rot, Grün und Blau zusammengesetzt werden, wobei zwischen den beiden Darstellungen umgeschaltet werden kann.

Die oben angegebene Aufgabe wird bei einer Vorrichtung zur Erzeugung von Daten für die Diagnose des Schädigungsgrades von Hautgewebe eines Patienten mit einer Bildaufnahmeeinheit zur zeitgleichen Aufnahme mehrerer spektral unterschiedlicher Bilder der Oberfläche des Hautgewebes mittels eines Strahlteilers, geeigneter Spektralfilter und Bildsensoren, mit einer Auswerteeinheit, die Mittel zur Erzeugung von aus den spektral unterschiedlichen Bildern abgeleiteten Bilddaten enthält und einer Ausgabeeinheit zur Anzeige von unterschiedlich geschädigten Bereichen des Hautgewebes, dadurch gelöst, daß in der Bildaufnahmeeinheit ein Objektiv zur großflächigen Erfassung remittierten weißen Lichts vom Hautgewebe vorgesehen ist, um das erfaßte Licht dem Strahlteiler zuzuführen, daß der Strahlteiler ein Wellenlängenmultiplexer aus aneinandergereihten Prismen ist, der eine Aufteilung des von der Hautoberfläche remittierten Lichts in mindestens vier unterschiedliche Bilder zuläßt, wobei die Prismen an ihrer vom Objektiv abgewandten Fläche jeweils eine spektral selektive Kantenfilterschicht zur räumlichen Auskopplung eines Lichtbündels mit begrenztem Wellenlängenbereich aufweisen und jedes dieser selektiv ausgekoppelte Lichtbündel vor dem Auftreffen auf dem zugeordneten Bildsensor schmalbandig gefiltert wird, und daß in der Auswerteeinheit Mittel zur Durchführung einer Datenanalyse in einem aus den spektral unterschiedlichen Remissionswerten der Bildsensoren erzeugten Parameterraum vorhanden sind, wobei die Datenanalyse einen Vergleich von aktuellen Daten mit bereits in demselben Parameterraum gespeichterten Daten von angelernten bekannten Hautschädigungsgraden beinhaltet und die aktuellen Daten den bekannten Hautschädigungsgraden zuordnet.

Vorteilhaft ist jede Kantenfilterschicht ein als Tiefpaß wirkendes Reflexionsfilter mit steiler Kante, wobei die Kante des Tiefpasses von Prisma zu Prisma stufenweise zu größeren Wellenlängen verschoben ist. Andererseits ist es auch möglich, daß jede Kantenfilterschicht ein als Hochpaß wirkendes Reflexionsfilter ist und die Kante jedes Hochpasses von Prisma zu Prisma stufenweise bei einer kleineren Wellenlänge liegt. Mit dieser Art Stufenkantenfilteranordnung wird bei der Strahlteilung eine große Selektivität, eine hohe optische Transmission und eine gute Bildübertragungsqualität für alle Spektralkanäle erhalten.

Es erweist sich für die Justierung der Strahlteilung und Bildaufnahme als zweckmäßig, daß sämtliche Kantenfilter senkrecht zu einer gemeinsamen Ebene angeordnet sind, die die einheitliche Ebene der spektralen räumlichen Strahlteilung ist.

Die Auswerteeinheit enthält vorteilhaft Mittel zur Verhältnisbildung der einzelnen Bildpunkte der zeitgleich aufgenommenen spektral unterschiedlichen Bilder für die Erzeugung abgeleiteter Remissionswerte gemäß der Beziehung

wobei r_i die digitalisierten Remissionswerte der n unterschiedlichen spektral schmalbandig gemessenen Remissionswerte für jeden einzelnen Bildpunkt der abgebildeten Hautoberfläche bedeuten.

Weiterhin sind in der Auswerteeinheit für die Klassifizierung von Hautschädigungen, insbesondere Hautverbrennungen, vorteilhaft Mittel zur Durchführung einer Clusteranalyse im Parameterraum der spektral unterschiedlichen Remissionswerte vorhanden, wobei die Zentren und Radien der Cluster durch Anlernen mit Remissionswerten von Schädigungsgraden bekannter Hautgewebsmuster ermittelt und gespeichert sind und Remissionswerte unbekannter Hautgewebe zu diesen angelernten Clustern von Hautschädigungsgraden zuordenbar und somit bezüglich ihrer Schädigung klassifizierbar sind, und in der Ausgabeeinheit sind zweckmäßig mindestens Mittel zur Darstellung der Flächen unterschiedlicher Hautschädigungsgrade im Bereich der aktuell aufgenommenen Hautoberfläche auf Basis der Clusterzuordnung und Klassifizierung vorgesehen.

Vorteilhaft werden zur Klassifizierung von Hautverbrennungsgraden genau vier verschiedene spektrale schmalbandig aufgenommene Remissionswerte aus Teilen des blauen, grünen, roten und nahen infraroten (NIR-) Spektralbereichs eingesetzt. Dabei hat sich herausgestellt, daß als zentrale Wellenlängen der schmalbandigen Filterung 450 nm, 550 nm, 650 nm und 800 nm vorteilhaft verwendbar sind, wobei die Halbwertsbreiten der Bandpässe im Bereich zwischen 5 und 20 Nanometer liegen.

Der Wellenlängenmultiplexer der erfindungsgemäßen Vorrichtung besteht in diesem Fall vorzugsweise aus drei keilförmigen Prismen zur seitlichen Ankopplung des ersten bis dritten Bildsensors und einem sich diesen Prismen anschließenden vierseitigen Anschlußprismas zur geradlinigen Ankopplung des vierten Bildsensors, wobei bezüglich des vom Objektiv eintretenden Lichts bei den keilförmigen Prismen auf der Rückseite jeweils die reflektierende Kantenfilterschicht angeordnet ist und auf der Vorderseite sich mindestens eine Luftschicht befindet zur Innenreflexion des vom jeweiligen Kantenfilter des Prismas ausgekoppelten Lichts in Richtung der kurzen Prismenseite, an der orthogonal zur Richtung der Innenreflexion der Bildsensor angebracht ist, und sämtliche Prismen so dimensioniert sind, daß die optische Weglängen innerhalb jedes der Prismenbis hin zum Bildsensor gleich sind.

Zur Abbildung der Hautoberfläche über den Wellenlängenmultiplexer auf die spektral unterschiedlichen beleuchteten Bildsensoren weist das Objektiv zweckmäßig objektseitig eine kurze und bildseitig eine große Schnittweite auf. Vorzugsweise ist die Bildaufnahmeeinheit mit Objektiv, Wellenlängen multiplexer, Kantenfilterschichten, Bandpaßfiltern, Bildsensoren und einem Bildspeicher in einer kompakten Videokamera angeordnet, und lediglich zur Clusteranalyse und Klassifikation der Hautschädigung ist ein Datentransfer zu einem Personalcomputer vorgesehen.

Zur Verringerung von Fehlereinflüssen der Beleuchtung ist eine starke weiße Lichtquelle fest mit der Videokamera verbunden, wobei die Beleuchtung derart auszurichten ist, daß direkt an der Hautoberfläche reflektiertes Licht nicht in das Kameraobjektiv gelangen kann.

Der Erfindung liegt Grundidee zugrunde, insbesondere für die Diagnose von Hautverbrennungen ein methodisch einfaches multispektrales Detektions verfahren durch eine mobile, leicht handhabbare und menügeführte digitale Videokamera in CCD-Technologie mit aktiver Beleuchtung des Hautgewebes mit weißem Licht und der Verwendung von adaptiven Cluster- Auswerteverfahren basierend auf einer medizinisch verifizierten lernfähigen Patientendatenbank zur automatisierten Auswertung der Daten mit Ausgabe eines Echtfarbenbildes hoher Brillanz und eines Falschfarbenbildes, das den Arealen gleicher Verbrennungstiefe eine definierte Farbe zuordnet.

Durch umfangreiche Voruntersuchungen ist erkannt worden, daß mit mehr als drei Wellenlängen eine sicherere Bestimmung der Verbrennungstiefen 2a (engl.: superficial), 2b (deep dermal) und 3 (full thickness) möglich ist. Dabei liegt der Erfindung weiterhin die Erkenntnis zugrunde, daß die spektroskopischen Daten von gesunder und (homogen) verbrannter Haut in dem o. g. Farbraum Clusterstrukturen bilden, so daß mit einer klinisch vorverifizierten Datenbank, die die Vielfalt von Hauttypen und deren Verbrennungsgrade remissionsspektroskopisch beschreibt und auch Patienten- und (klinische) Behandlungsdaten enthält und unter der Verwendung eines Fuzzy-Cluster-Algorithmus (z. B. des modifizierten "Fuzzy c-means" Algorithmus von Bezdek, 1981) eine eindeutige Zuordnung der Meßwerte zu den klinisch relevanten Verbrennungstiefen (ohne zusätzliche Referenz messungen) möglich ist. D. h. es wird gezielt nach Clusterbildungen der aktuellen Meßdaten in dem aus den Remissionswerten gebildeten Farbraum gesucht, und diese Meßcluster werden den bereits angelernten Clustern bekannter Schädigungsgrade durch Ermittlung der geringsten Abweichung zugeordnet. Somit ist es möglich, jedes Hautpixel mit mindestens drei (durch Verhältnisbildungen) abgeleiteten Remissionsintensitäten einem Meßcluster zuzuordnen. Nach Filterung und Vorklassifikation der Meßdaten, die der Umgebung und der nicht verbrannten Haut (bzw. zu dunkle oder überbelichtete Areale) zuzuordnen sind, bestimmt der Algorithmus dann die Unschärfe ("fuzzyness"), die charakteristische topographische Form der Cluster ("pattern recognition") und adaptiert die Koordinaten des "gemessenen" Farbraums an die der Datenbank. Neben den spektroskopischen Daten, berücksichtigt der Algorithmus auch Patientendaten, wie z. B. die Art der Verbrennung, Verbrennungsprozeß, Zeit nach der Verbrennung und Art der Vorbehandlung.

Mit der erfindungsgemäßen Anordnung ist es möglich, eine Beurteilung des Schädigungsgrades menschlicher Haut auf Basis spektralzerlegter Videoaufnahmen zu finden, die eine objektive und reproduzierbare Bewertung der Hautschädigung unabhängig vom Hauttyp und Zeitpunkt der Hautschädigung gestattet. Speziell schafft die erfindungsgemäße Vorrichtung ein objektives diagnostisches Hilfsmittel, das sicher zwischen den Verbrennungsgraden 2a (2, oberflächlich) zu 2b (2, tief) und 3 und gesunder Haut unterscheidet.

Die Erfindung soll nachstehend anhand eines Ausführungsbeispieles näher erläutert werden. Die Zeichnungen zeigen:

Fig. 1: ein Schema der wesentlichen funktionalen Elemente des erfindungsgemäßen Verfahrens

Fig. 2: die erfindungsgemäße Bildaufnahmeeinheit mit Wellenlängenmultiplexer für 4-Wellenlängen

Fig. 3: das Farbteilungskonzept der erfindungsgemäßen 4-Kanal- Bildaufnahme

Fig. 4: das erfindungsgemäße Prinzip der Bilddatenanalyse, angewandt auf Hautverbrennungsgrade

Fig. 5: eine Darstellung der Remissionswerte der Haut in Abhängigkeit vom Verbrennungsgrad der Haut für die erfindungsgemäß gewählten Spektralkanäle

Fig. 6: die erfindungsgemäße Funktion der Software für die adaptive Klassifikation multispektraler Bilddaten

Das erfindungsgemäße Verfahren besteht im wesentlichen aus den Schritten

- des Hautgewebe großflächige Beleuchtung mit weißem Licht derart, daß im wesentlichen nur remittiertes Licht von der Oberfläche des Hautgewebes in die Spektralkanäle zur Bildaufnahme gelangt,
- Aufteilung des von der Hautoberfläche remittierten Lichts in mindestens vier separate Lichtwege, wobei durch aufeinanderfolgende spektral selektive Kantenfilter stufenweise spektral definierte Wellenlängenbereiche für die Spektralkanäle ausgekoppelt werden,
- schmalbandige spektrale Filterung in jedem nach der stufenweisen Spektralzerlegung entstandenen Lichtweg vor der optoelektronischen Bildwandlung, wobei diese Bandpaßfilterung charakteristischen Änderungen des Remissionsvermögens der Haut bei Hautschädigungen Rechnung trägt,
- Clusteranalyse in einem Parameterraum der Remissionswerte durchgeführt wird, wobei die Zentren und Radien der Cluster durch Anlernen mit Remissionswerten von Schädigungsgraden bekannter Hautgewebsmuster ermittelt und gespeichert werden und eine Zuordnung von Remissionswerten unbekannter Hautgewebe zu diesen angelernten Clustern von Hautschädigungsgraden erfolgt, und
- Darstellungen der Flächen unterschiedlicher Hautschädigungsgrade im Bereich der aufgenommenen Hautoberfläche auf Basis der Clusterzuordnung.

Dieses Grundkonzept ist schematisch in Fig. 1 dargestellt. Eine Lichtquelle 1, vorzugsweise eine Halogenleuchte beleuchtet das zu begutachtende Hautgewebe, z. B. verbrannte Haut, intensiv mit weißem Licht. Von der Hautoberfläche remittiertes Licht (direkt reflektiertes Licht wird durch die Beleuchtungsgeometrie für die Bildaufnahme unterdrückt) wird mit einer weiter unten noch näher beschriebenen Multispektralkamera in mindestens vier Spektralkanälen aufgenommen, wie es im Teil 1 (Image Acquisition) von Fig. 1 skizziert ist. Die aufgenommenen Spektralbilder 4 werden gemäß Fig. 1, Teil 2 (Image Transfer) an eine Auswerteeinheit 5, vorzugsweise ein Personal Computer (PC), Labtop oder eine andere Rechnereinheit, übertragen, ohne daß die aufgenommenen Spektralbilder vorverarbeitet, d. h. komprimiert oder anderweitig verarbeitet wurden. Entsprechend Teil 3 von Fig. 1 (Image Analysis and Classification) werden die Spektralbilder 4 - wie nachfolgend noch genau beschrieben - mit einer geeigneten Software pixelweise analysiert, wobei durch bestimmte Verhältnisbildungen und Vergleich mit Remissionswerten von Schädigungsgraden bekannter Hautgewebsmuster eine Klassifikation der Hautschädigung der aktuell aufgenommenen Hautoberfläche vorgenommen wird. Daraus ist eine Anzeige der Schädigungsbereiche in einer Anzeigeeinheit 6 auf verschiedene Weise möglich. Zum einen ist eine farbrichtige Farbdarstellung (True Color Image) geeignet, insbesondere zur Visualisierung der Brandwunde für Begutachtungen durch nicht direkte Inaugenscheinnahme des Brandverletzten. Zum anderen ist insbesondere die Falschfarbendarstellung als Anzeigemodus zu bevorzugen, um die unterschiedlichen Verbrennungsgrade gebietsweise deutlich trennen zu können. Beide Darstellungsformen sind als Papierausdruck oder als Monitordarstellung sinnvoll ausgebbar und nach Bedarf auszuwählen.

Im folgenden wird, ohne Beschränkung der Allgemeinheit, auf Grund der einfacheren Darstellbarkeit und der technischen Übersichtlichkeit die Erfindung anhand eines vierkanaligen Aufbaus beschrieben, der sich insbesondere für die Klassifikation von Hautverbrennungsgraden als günstig erwiesen hat.

Im Falle von genau 4 Wellenlängen wird die Auswahl der Wellenlängen anhand eines einfachen Schichtmodells der Haut (Anselmo et al., 1977, Afromowitz et al. 1987, 1988) getroffen.

Das vom menschlichen Körper (und der Brandwunde) remittierte Licht wird, wie in Fig. 2 dargestellt, durch ein spezielles Objektiv 31 mit langer bildseitiger Schnittweite und motorisierter objektseitiger Brennweiteneinstellung gesammelt und über einen Blockfilter 32, der gegen langweiliges Infrarotlicht (IR) sperrt, auf einen Wellenlängenmultiplexer 33 in Form eines kompakten Prismenblockes geleitet. Der Wellenlängenmultiplexer 33 ist im allgemeinsten Fall aus einer Vielzahl miteinander starr verkitteten Prismen in einer Art aufgebaut, daß die verschiedenen Wellenlängenregimes innerhalb einer Ebene ohne wesentliche Verluste in separate Strahlengänge aufgespaltet, und erst unmittelbar vor dem Auftreffen auf die entsprechenden CCD-Matrix-Sensoren entsprechend der gewählten Zentralwellenlänge und assoziierten Halbwertsbreite mit einem geeigneten Bandpaßfilter (der für andere Anwendungen auch elektrisch gesteuert sein kann) gefiltert. Dabei wird sichergestellt, daß gleichzeitig die Selektivität groß, die optische Transmission hoch sind und eine gute Bildübertragungsqualität erhalten bleibt. Mit einer planaren Anordnung (ab < 4 Wellenlängen wird eine außerplanare Anordnung erforderlich) und durch Verwendung von modernen Klebetechnologie wird eine extrem präzise und dauerhafte Justierung der CCD-Module relativ zueinander erreicht und damit die Pixelsysnchronisation zwischen den einzelnen Pixeln der CCD-Sensoren sichergestellt.

In dem konkreten Fall, wie er in Fig. 2 dargestellt ist, besteht der Wellenlängenmultiplexer 33 aus drei dreiseitigen Prismen 331 bis 333 und einem (vierseitigen) Anschlußprima 334. Auf der vom Objektiv 31 (und damit dem Lichteintritt) abgewandten Fläche der dreiseitigen Prismen 331 bis 333 sind jeweils Farbteilerschichten 341 bis 343, die Refexionsfilterschichten sind und in Reflexion Hochpaßfiltercharakteristik aufweisen, so daß hochfrequentes Licht bis zur vorgegebenen Filterkante nahezu vollständig reflektiert und niederfrequentes Licht unterhalb der Kante fast ungeschwächt durchgelassen wird. Infolge der unterschiedlichen Neigungen der die Farbteilerschichten 341 bis 343 tragenden Flächen der Prismen 331 bis 333 werden die reflektierten spektralen Anteile des durch das Objektiv 31 eintretenden weißen Lichts aus dem einfallenden Lichtweg (gestrichelt gezeichnet) ausgekoppelt. Um den für die Detektion notrwendigen räumlichen Abstand zu erhöhen, wird die im Lichtweg vorn liegende Fläche der Prismen 331 bis 333 als Innenreflexionsfläche genutzt. Zu diesem Zweck ist an dieser Fläche eine hohe Brechzahländerung erforderlich, die durch einen Luftspalt zwischen den Prismen 331 und 332 und zwischen den Prismen 332 und 333 sowie die freiliegende Vorderfläche des Prismas 331 realisiert werden. Die beiden Luftspalte werden vorzugweise durch Verkittung vermittels einer den Lichtweg freilassenden Lochmaske fest konfiguriert. Die spezielle, zum Teil eigenwillige Form und Größe der Prismen 331 bis 334 ist dadurch in engen Grenzen vorgegeben, daß es sich als sehr nützlich für die Multispektralaufnahme technik erweist, in allen Spektralkanälen das Licht dieselbe optische Weglänge bis hin zu den Sensoren durchlaufen zu lassen. Dabei ist ein Kompromiß zwischen dem möglichst kleinen Winkel der spektral selektiven Reflexion an den Farbteilerschichten und dem möglichst großen Raumgewinn für die Ankopplung der Sensoren in Form der CCD-Sensorblöcke 361 bis 364 zu finden.

Das innen an den Vorderflächen der Prismen 331 bis 333 reflektierte spektral selektierte Licht wird an der dritten, kurzen Seite der Prismen auf die CCD- Sensorblöcke 361 bis 364 ausgekoppelt, und zwar derart, daß die besagte kurze Prismenseite jeweils lotrecht durchstoßen wird und sich an diese ein schmalbandiges Spektralfilter (SF) 351 bis 353 und die CCD-Sensorblöcke 361 bis 363 anschließen. Dabei sind die Spektralfilter 351 bis 353 und CCD- Sensorblöcke 361 bis 363 unmittelbar mit der besagten kurzen Prismenseite verkittet. Gleiches gilt auch für die im direkten Lichtweg befindlichen Elemente Anschlußprisma 334, Spektralfilter 354 und CCD-Sensorblock 364.

Die CCD-Sensorblöcke 361 bis 364 haben bezüglich ihrer CCDs von der Pixelanzahl her gesehen mindestens Videostandard. Größe und Anzahl der Pixel ist durch die räumliche Auflösung der Brandwunde von < 1 bis ca. 3 mm und den Meßabstand von typischerweise 30 cm (Nahaufnahme) bis 200 cm (Ganzkörperaufnahme) gegeben.

Bezüglich der Farbteilerschichten 341 bis 343 ist die erwünschte Lichtteilung durch Farbselektion im Wege von stufenweise differenzierter Hochpaßfilterung in Fig. 3 konkret dargestellt. Die verwendeten Kantenfilter zeichnen sich durch steile Kante und nahezu vollständige reflektive Auskopplung des Bandpaßwellenlängenbereichs. Weiter ist in Fig. 3 auch die Bandpaßauswahl der schmalbandigen Spektralfilter 351 bis 354 über der Wellenlänge dargestellt. Auf Basis der berechneten und experimentell genauer bestimmten Werte arbeitet die erfindungsgemäße Vorrichtung mit den Wellenlängen (450 ± Λ₁) nm (blau), (550 ± Λ₂) nm (grün), (650 ± Λ₃) nm (rot) und (800 ± Λ₄) (NIR), wobei die Halbwertsbreiten Λ_n typischerweise im Bereich von 5 bis 15 nm liegen und in Bezug auf einen stabilen Auswertealgorithmus und die ingenieurtechnische Realisierbarkeit optimiert wurden, indem der blaue Spektralbereich deutlich breitbandiger (20 nm) gewählt wurde. Die Bandbreiten sind ein Kompromiß zwischen der Kameraempfindlichkeit (möglichst große Bandbreiten) und der Spezifik der Absorptionskurven der Haut (möglichst enge Bandbreiten). Im Blauen befinden sich zwar keine starken spektralen Änderungen des Remissionsvermögens der verbrannten Haut, jedoch ist eine abnehmende Intensität der herkömmlich verfügbaren Lichtquellen (Halogenstrahler) zu verzeichnen, so daß dies mit einer größeren Bandbreite des Bandfilters im Vergleich zu den übrigen Bandfiltern ausgeglichen wird. Ansonsten richtet sich die Wahl der Zentralwellenlänge der Bandpaßfilter nach den Absorptions- und Streukurven relevanter Hautbestandteile, insbesondere dem Hämoglobin:
450 nm: relativ starker Anteil der obersten Schicht
550 nm: starke Abhängigkeit vom Volumenanteil Blut der zweiten Schicht (Absorption des Hämoglobins)
650 nm: starker relativer Unterschied zwischen der Absorption von HbO₂ und Hb
800 nm: isobestischer Punkt von HbO₂ und Hb, kaum Streuung, aber es zeigt sich empirisch ein starker Effekt für drittgradige Verbrennungsareale.

Bei Erweiterung des bisher verwendeten Hautmodells und Einbeziehung weiterer optisch wirksamer, verbrennungsrelevanter Hautkomponenten kann die Verwendung weiterer Wellenlängen sinnvoll sein. Diese führen dann zwar zur Erweiterung der Dimensionen des Parameterraumes (Farbraumes) 52, die nachfolgenden Analyse- und Klassifikationsalgorithmen ändern sich (mathematisch) dadurch aber nicht.

Um die remittierten Werte einer Brandwunde mit 4 (oder mehr) CCD-(oder anderen Bildsensoren, wie z. B. CMOS Active Pixel-) Matrixsensoren zu erfassen, wird das geschädigte Hautgewebe (und die dieses umgebende gesunde Haut) mit der weißen Lichtquelle 1 (separat oder mit der Bildaufnahmeeinheit (im folgenden wegen ihrer grundsätzlichen funktionellen Ähnlichkeit mit einer Videokamera "Kamera" genannt) verbunden, kontinuierlich oder gepulst (Einsparung von Akku-Energie) bestrahlt. Somit ist eine intensive Beleuchtung in den o. g. Wellenlängenintervallen gegeben, die umgebende Strahlungsquellen "überstrahlt", so daß sie die Meßergebnisse nicht verfälschen. Durch die starke Streuung des Lichtes im (verbrannten) Gewebe ist die Remissionsintensität unabhängig vom Beleuchtungswinkel. Durch Vermeidung von direkten Reflexionen (Beleuchtung der Wunde unter einem Winkel zur Flächennormalen) wird sichergestellt, daß die Remissionsintensitäten sehr viel größer als die Reflexionsintensitäten sind. Die Kamera ist ihrerseits durch einen internen Schwarz- und einen externen Weißabgleich (Standard) automatisch auf die verwendete Beleuchtung "farbkalibriert". Durch eine (einstellbare) großflächige Beleuchtung und ein etwas kleineres, aber vergleichbares Gesichtsfeld des Kameraobjektivs sind neben lokalen auch großflächige und sogar Ganzkörperaufnahmen möglich.

Eine mobile Version der Kamera wird mit einer wiederaufladbaren Batterie betrieben, die jederzeit ausgewechselt werden kann und bei vollem Betrieb und voller Beleuchtung (100 W) eine Betriebszeit von mindestens 20 min. erlaubt, was erfahrungsgemäß mehr als ausreichend ist für die Aufnahmen. Die Kameraelektronik ist so ausgelegt, daß ein Videomodus realisiert wird, der im Sucher der Kamera das Farbbild einspeist, so wie bei einer professionellen Videokamera. Gleichzeitig wird in den Sucher (je nach Bedarf) ein Menü zur Steuerung und Überwachung der Kamera eingeblendet. Da die Kamera sich selbst überwacht, wird im Falle einer Aufnahmepause die Beleuchtung zeitverzögert abgeschaltet (um den Akku zu schonen) bzw. der Ladezustand des Akku im Sucher und per LED auf der Kamera angezeigt.

Erkennt der Arzt im Sucher, die seiner Meinung nach optimale Aufnahmeszene, so wird diese Szene per Knopfdruck im Sucher eingefroren (Schalterstellung "Freeze"), der Betrachter entscheidet kurzfristig darüber, ob das Bild brauchbar ist, d. h. gespeichert (Schalterstellung "Safe") oder ob die Aufnahme verworfen, d. h. wieder auf den Videomode umgeschaltet werden soll (Schalter loslassen). Da die mobile Kamera mit einem PC-Chip und Flash- Speicher ausgestattet ist, können wahlweise ca. 10 (à 4 . 1.5 Mbit s/w-Bilder) und mehr Aufnahmen in der Kamera gespeichert werden. Bereits gemachte Aufnahmen gehen grundsätzlich nicht verloren.

Nach Abschuß einer Aufnahme-Sitzung oder bei vollem Speicher (was automatisch im Sucher angezeigt wird), werden die Daten von der mobilen Kamera auf die Festplatte des PCs (Labtops), der off-site stehen kann, transferiert (zweiter Schritt in Fig. 1). Dieser Transfer geschieht im seriellen Datenaustausch und wird nur freigeben, wenn vorher die Patienten- Identifikationsnummer eingegeben wurde.

Die Aufnahme einer Brandwunde besteht aus (mindestens) 4 s/w-Bildern, wobei jedes Bild einem engen Spektralkanal λ ± Λ zugeordnet ist. Damit ist jedem "Hautpixel" (einige mm²) über die Pixel der CCD-Sensoren durch die optische Abbildung und Wellenlängenaufteilung vier Remissionsintensitäten l_xy1 bis l_xy4 zugeordnet, die auf die Gesamtremissionsintensität kalibriert drei unabhängige Variablen ergeben und somit einen 3-dimensionalen Farbraum 52 aufspannen.

Das Problem besteht nun in der Zuordnung dieser Meßwerte zur "normalen" Haut und den Verbrennungsgraden, da es die normale Haut nicht gibt, die Haut(schichten)modelle gegenüber dem tatsächlichen biologischen Gewebe stark vereinfacht sind und spektroskopische in-vivo Meßdaten zu den verschiedenen Verbrennungstiefen bei verschiedenen (individuellen !) Hauttypen, den unterschiedlichen Körperregionen und verschiedenen Vorbehandlungsmethoden fehlen. Folglich können die Koordinatenachsen des 3-dimensionalen Farbraums nicht als absolut angesehen werden.

Der Erfindung liegt die Erkenntnis zugrunde, daß die spektrokopischen Daten von gesunder und (homogen) verbrannter Haut in dem o. g. Farbraum 52 Clusterstrukturen bilden, so daß mit einer klinisch vorverifizierten Datenbank, die die Vielfalt von Hauttypen und deren Verbrennungsgrade remissionsspektroskopisch beschreibt und auch Patienten- und (klinische) Behandlungsdaten enthält, und unter der Verwendung eines Fuzzy-Cluster- Algorithmus (z. B. der modifizierte "Fuzzy c-means" Algorithmus von Bezdek, 1981) eine eindeutige Zuordnung der Meßwerte zu den klinisch relevanten Verbrennungstiefen (ohne zusätzliche Referenzmessungen) möglich ist. Somit ist es möglich, jedem Hautpixel mit seinen (mindestens) 3 abgeleiteten Remissionsintensitäten r_xy1 bis r_xy3 einem Meßcluster zuzuordnen. Die abgeleiteten Remissionsintensitäten erhält man, wie in Fig. 5 dargestellt, und gemäß der Beziehung

wobei r_i digitalisierte Remissionswerte der n unterschiedlichen spektral schmalbandig aufgenommenen Remissionswerte für einen einzelnen Bildpunkt der abgebildeten Hautoberfläche bedeuten.

Wie in Fig. 4 schematisch unterstützt - werden die von der verbrannten Haut durch die Kamera 3 pixelweise erfaßten spektralen Remissionsintensitäten zu bestimmten Intensitätsverhältnissen zusammengefaßt als Cluster im Farbraum 52 erkannt. Nach Filterung und Vorklassifikation der Meßdaten, die der Umgebung und der nicht verbrannten Haut (bzw. zu dunkle oder überbelichtete Areale) zuzuordnen sind, bestimmt ein Software-Algorithmus dann die Unschärfe ("fuzzyness"), die charakteristische topographische Form der Cluster ("pattern recognition") und adaptiert die Koordinaten des "gemessenen" Farbraums an die der Datenbank. Dies entspricht einem zweistufigen Prozeß, der im ersten Schritt die aktuell vorliegenden verschiedenen Zustände im Parameterraum 52 ermittelt (Cluster), die Bildpixel diesen Clustern zuordnet und im zweiten Schritt diese Zustandscluster 53 über einen Mustervergleich klassifiziert, wodurch dann rückwirkend auch die Bildpunkte klassifiziert werden. Fig. 5 zeigt für die Clusterbildung die qualitativen Abhängigkeiten, im oberen Teil im Modell und im unteren Teil die empirisch durch geeigneten Verhältnisbildung gefundenen Intensitätszusammenhänge zu den Verbrennungsgraden der menschlichen Haut.

Den prinzipiellen Ablauf des Auswertealgorithmus zeigt Fig. 6 in der Gesamtheit. Er beginnt mit der Meßdatenaufnahme in vier Spektralkanälen, setzt sich fort über die Transformation der spektralen Remissionswerte in einen (n - 1) Parameterraum (durch Verhältnisbildung, hier bei vier Wellenlängen: 3 Verhältnisse) sowie die Clusterbildung und Clusterzuordnung bis hin zur Klassifizierung der Cluster in Hautverbrennungsgrade durch Vergleich mit bereits in einer Musterdatenbank klassifizierten Mustern.

Neben den spektroskopischen Daten, berücksichtigt der Algorithmus auch Patientendaten, wie z. B. die Art der Verbrennung, Verbrennungsprozeß, Zeit nach der Verbrennung und Art der Vorbehandlung.

Im Anlernprozeß des Verfahrens wird eine repräsentative Verteilung der Verbrennungsgrade in dem Farbraum als Grundlage für die Klassifizierung der Cluster bestimmt und der Zuordnungsalgorithmus (Achsenskalierung) trainiert. Die Lernphase dient ebenfalls zur statistischen Sicherung der Klassifikation durch Vergleich der Auswertung mit den Ergebnissen histo-morphometrischer Untersuchungen.

Das Anlernen geschieht an einer großen Zahl von Verbrennungen mit feingeweblicher Untersuchungen von Proben aus den betroffenen Gewebearealen und histologischer Zuordnungen der Biopsien zu unterschiedlichen Verbrennungsgraden. Hierzu werden in den ersten 3 Tagen nach der Verbrennung die debridiert und topisch behandelten Areale in festen zeitlichen Intervallen gemessen und bewertet. Zusätzlich werden an dem verbrannten Gewebe Biopsien am Operationstage entnommen und histologisch der Verbrennungsbefund bestimmt.

Das Auswerteverfahren zeichnet sich darüber hinaus durch seine Adaptivität aus. Es hat nicht, wie üblich festgelegte Segmentgrenzen und damit eine starre Klassifikation der einzelnen Bildpunkte, sondern wird fortlaufend angepaßt. Das ergibt sich aus einem zweistufigen Prozeß, der im ersten Schritt die aktuell vorliegenden verschiedenen Zustände im Parameterraum ermittelt (Cluster), die Bildpixel diesen Clustern zuordnet und im zweiten Schritt diese Zustandscluster über eine Mustervergleich klassifiziert, wodurch dann rückwirkend auch die Bildpunkte klassifiziert werden. Hierdurch wird die durch die starke Variabilität der Hautfarbtönung und feste Segmentgrenzen bedingte unsichere Klassifizierung vermieden.

Der Erfindung hat vor allem Vorteile in der klinischen Diagnostik. So liefert ein objektives diagnostisches Hilfsmittel, das sicher zwischen den Verbrennungsgraden 2a (2, oberflächlich), 2b (2, tief) und 3 und gesunder Haut und Szenen im Bild, die nicht den Patienten betreffen, unterscheidet. Mit der bildlichen Echt- und Falschfarbendarstellung wird ein objektives Hilfsmittel für Operationsplanung und die damit verbundene Logistik bereitgestellt. Die Tiefen einer oberflächlich schweren Hautverbrennung können bereits unmittelbar nach dem Debridement bestimmt werden. Mit dem objektiven Detektionsverfahren ist eine Verlaufskontrolle der Brandwunde in den ersten 3-4 Tagen (danach beginnt sich die Wunde so zu verändern, so daß neue Algorithmen Anwendung finden müßten) möglich. Insbesondere steht dem Mediziner nun ein diagnostisches System zur Verfügung, das es ermöglicht, die Grenze der konservativen Wundbehandlung der Verbrennungsgrade von 2a in den 2b-Bereich weiterzuentwickeln, mit den damit verbundenen oben bereits genannten positiven Auswirkungen.

Dem Arzt wird somit ein Verfahren angeboten, das mit hoher Diagnose- und Reproduktionssicherheit die Nutzung ergänzender Datenbasen sowie auch eine Berücksichtigung der Einflüsse verschiedenen Behandlungsverfahren erlaubt. Es wird ein verläßliches objektives Diagnoseergebnis erzielt unter der automatischen Berücksichtigung der verschiedenen menschlichen Hauttypen und der Unterschiede zwischen den verschiedenen Körperpartien durch die Detektion von Szenen, die auch unverbrannte Hautstellen im Umfeld der Verbrennung im Bild zeigen. Damit wird eine separate Kalibrierung auf gesunde oder eine fiktive Referenzhaut überflüssig.

Dem Arzt steht damit ein mobiles Bildaufnahmesystem zur Verfügung, das maximale Beweglichkeit bei einfacher Bedienung erlaubt und damit den Patienten schont. Es bietet grundsätzlich die Möglichkeit, neben lokalen Brandwunden, auch Ganzkörperaufnahmen durchzuführen. Die Notwendig keit von Ganzkörperaufnahmen und die damit mögliche objektive Bestimmung des Verhältnisses der unterschiedlich tief verbrannten Hautareale zur gesamten Körperoberfläche sind ein entscheidendes Hilfsmittel für die Einleitung der notwendigen intensivmedizinischen Maßnahmen bei Einlieferung des Schwerstbrandverletzten in die Klinik und der Planung der (stufenweise) erforderlichen chirurgischen und logistischen Maßnahmen. Damit wird die Möglichkeit geschaffen, frühzeitig nur noch die absolut notwendigen Hauttransplantationsmaßnahmen durchzuführen und damit die Grundlagen zu schaffen für bessere Heilungschancen, kürzere Behandlungszeiten von Hautschädigungen, insbesondere Brandverletzungen.

Weiterführende Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Verfahrens und der zugehörigen Vorrichtung liegen darin, die Bildauswertung nicht nur im separaten, (elektrisch) nicht verbundenen PC durchzuführen, sondern aufgrund der in der Kamera enthaltenen PC-Chip unter Verwendungen zusätzlicher Speichermodule die Analyse in Echtzeit durchzuführen und neben dem Echtfarbenbild dem untersuchenden Arzt gleichzeitig das Ergebnis in der oben beschriebenen Falschfarbendarstellung im Sucher oder einem anderen Display anzuzeigen. Damit ist auch die on-line Übertragung dieser Daten in Echtzeit zu Ausbildungszwecken und im Rahmen von on-line Tele-Consulting möglich. Hierzu können die Daten auf einem zusätzlich an der Kamera installierbaren Display, den in der Umgebung anwesenden Personen dargestellt oder über einen Kabelanschluß oder eine Freiraumdatenverbindung auf beliebige Empfangsmodule in und außerhalb des OP übertragen und damit zeitgleich und weltweit mitverfolgt werden.

Durch Erweiterung der Bildverarbeitungssoftware um Module der Flächenberechnung ist auch die exakte Erfassung der numerischen Flächeninhalt der verbrannten Areale (mit Vergleichsmaßstab im Bild oder durch Extrapolation aus den Körperdimensionen) möglich.

Des weiteren ist es mit dem erfindungsgemäßen Verfahren möglich, z. B. unter Verwendung von endoskopischen Hilfsmitteln, auch "Brandwunden" innerhalb des menschlichen Körpers zu untersuchen, die z. B. in der Lunge beim Einatmen von heißer Luft entstanden sind.

Die Messung von Vitalität und "Teint" bei schönheitschirurgischen Transplantationen gehören ebenfalls zu den möglichen Anwendungsfällen der Erfindung. Gleiches gilt für Messung und Verlaufskontrolle von karzinogenen Hautveränderungen (neben dem einzelnen Karzinom ist es auch möglich, daß bei dichter Verteilung durch eine großflächige Parallelanalyse, nur diejenigen Karzinome dem untersuchenden Arzt angezeigt werden, welche positiv sind/bzw. sein könnten.

Eine weitere Anwendung stellt die Vermessung des Zustandes und die nachfolgende Verlaufskontrolle von offenen Wunden dar.

Auch die Beobachtung der Wirkung von Skin-Engineering-Maßnahmen (z. B. Laserbehandlung) mit Erfassung der behandelten Flächenmaßzahlen wird durch das erfindungsgemäße Verfahren realisierbar (im besonderen die zukünftige Möglichkeit, das Debridement von Brandwunden und die Beseitigung von "totem" Gewebe unter Zuhilfenahme der hier beschriebenen Erfindung mit Hilfe z. B. von Laserablationsverfahren zu automatisieren, sowohl in der Fläche als auch in der Tiefe).

Liste der verwendeten Bezugszeichen

1

Lichtquelle

2

Hautgewebe/Hautoberfläche

3

Kamera

31

Objektiv

32

IR-Blockfilter

33

Wellenlängenmultiplexer/Prismenblock

331-333

(dreiseitige) Prismen

334

(vierseitiges) Anschlußprisma

34

Farbteilerschichten

341-343

Farbteilerschichten/Reflexionsfilterschichten

35

spektrale Bandpaßfilter

351-354

schmalbandige Spektralfilter (blau, grün, rot, NIR)

36

CCD-Sensoren

361-364

CCD-Sensorblöcke

4

Spektralbilder

5

Auswerteeinheit/Rechner

51

spektrale Remissionsintensitäten

52

Cluster im Parameter-/Farbraum

53

Zustandscluster

54

Datenbank

6

Anzeigeeinheit

Claims

1. Verfahren zur Erzeugung von Daten für die Diagnose des Schädigungsgrades von Hautgewebe eines Patienten bei dem eine gleichzeitige Bildaufnahme der Oberfläche des Hautgewebes in mehreren spektral unterschiedlichen Kanälen erfolgt, abgeleitete Bilddaten aus den spektral unterschiedlichen Bildern erzeugt werden und unterschiedlich geschädigte Bereiche des Hautgewebes bildlich angezeigt werden, dadurch gekennzeichnet, daß

- das Hautgewebe großflächig mit weißem Licht derart beleuchtet wird, daß im wesentlichen nur remittiertes Licht von der Oberfläche des Hautgewebes in die Spektralkanäle zur Bildaufnahme gelangt,
- das remittierte Licht in mindestens vier separate Lichtwege aufgeteilt wird, wobei durch aufeinanderfolgende spektral selektive Kantenfilter, die an optischen Flächen von Prismen aufgebracht sind, stufenweise spektral definierte Wellenlängenbereiche für die Spektralkanäle ausgekoppelt werden,
- nach der stufenweisen Spektralzerlegung eine schmalbandige spektrale Filterung in jedem Spektralkanal vor der optoelektronischen Bildwandlung vorgenommen wird, wobei diese Bandpaßfilterung charakteristischen Änderungen des Remissionsvermögens von verschiedenen Hautschichten bei deren Schädigung Rechnung trägt,
- eine Clusteranalyse in einem Parameterraum der Remissionswerte durchgeführt wird, wobei die Zentren und Radien der Cluster durch Anlernen mit Remissionswerten von Schädigungsgraden bekannter Hautgewebsmuster ermittelt und gespeichert werden und eine Zuordnung von Remissionswerten unbekannter Hautgewebe zu diesen angelernten Clustern von Hautschädigungsgraden erfolgt, und
- mindestens eine Darstellung der Flächen unterschiedlicher Hautschädigungsgrade im Bereich der aufgenommenen Hautoberfläche auf Basis der Clusterzuordnung angezeigt wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zur spektralen Zerlegung des remittierten Lichts in Wellenlängenbereiche in Reflexion wirksame Kantenfilter eingesetzt werden, um schrittweise Spektralanteile räumlich auszukoppeln.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß zur spektralen Zerlegung des remittierten Lichts als aufeinanderfolgende Reflexionsfilter Tiefpaßfilter mit stufenweise größerer Wellenlänge der Tiefpaßkante verwendet werden.

4. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß zur spektralen Zerlegung des remittierten Lichts als aufeinanderfolgende Kantenfilter Hochpaßfilter mit stufenweise niedrigerer Wellenlänge der Hochpaßkante verwendet werden.

5. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß vor der Clusteranalyse für die einzelnen einander zugeordneten Bildpunkte aus den zeitgleich aufgenommenen spektralen Bildern Verhältnisse zur Erzeugung abgeleiteter Remissionswerte gemäß der Beziehung
gebildet werden, wobei r_i digitalisierte Remissionswerte der n unterschied lichen spektral schmalbandig aufgenommenen Remissionswerte für einen einzelnen Bildpunkt der abgebildeten Hautoberfläche bedeuten.

6. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß als Anzahl n der spektral schmalbandig aufgenommenen Remissionswerte vier gewählt wird und Teile des blauen, grünen, roten und nahen infraroten (NIR-) Spektralbereichs verwendet werden.

7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß zur Klassifizierung von Hautverbrennungsgraden als zentrale Wellenlängen der schmalbandigen Filterung 450 nm, 550 nm, 650 nm und 800 nm verwendet werden, wobei die Bandbreiten im Bereich zwischen 5 und 20 Nanometer gewählt werden.

8. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zur deutlichen Darstellung der unterschiedlichen Hautschädigungsgrade eine Falschfarbendarstellung gewählt wird.

9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß zusätzlich zur Darstellung der unterschiedliche Hautschädigungsgrade ein Echtfarbenbild aus den schmalbandig aufgenommenen Spektralkanälen Rot, Grün und Blau zusammengesetzt wird, wobei zwischen den beiden Darstellungen umgeschaltet werden kann.

10. Vorrichtung zur Erzeugung von Daten für die Diagnose des Schädigungsgrades von Hautgewebe eines Patienten mit einer Bildaufnahmeeinheit zur zeitgleichen Aufnahme mehrerer spektral unterschiedlicher Bilder der Oberfläche des Hautgewebes mittels eines Strahlteilers, geeigneter Spektralfilter und Bildsensoren, mit einer Auswerteeinheit, die Mittel zur Erzeugung von aus den spektral unterschiedlichen Bildern abgeleiteten Bilddaten enthält und einer Ausgabeeinheit zur Anzeige von unterschiedlich geschädigten Bereichen des Hautgewebes, dadurch gekennzeichnet, daß

- in der Bildaufnahmeeinheit ein Objektiv zur großflächigen Erfassung remittierten weißen Lichts vom Hautgewebe vorgesehen ist, um das erfaßte Licht dem Strahlteiler zuzuführen,
- der Strahlteiler ein Wellenlängenmultiplexer aus aneinandergereihten Prismen ist, der eine Aufteilung des von der Hautoberfläche remittierten Lichts in mindestens vier unterschiedliche Bilder zuläßt, wobei die Prismen an ihrer vom Objektiv abgewandten Fläche jeweils eine spektral selektive Kantenfilterschicht zur räumlichen Auskopplung eines Lichtbündels mit begrenztem Wellenlängenbereich aufweisen und jedes dieser selektiv ausgekoppelte Lichtbündel vor dem Auftreffen auf dem zugeordneten Bildsensor schmalbandig gefiltert wird, und
- in der Auswerteeinheit Mittel zur Durchführung einer Datenanalyse in einem aus den spektral unterschiedlichen Remissionswerten der Bildsensoren erzeugten Parameterraum vorhanden sind, wobei die Datenanalyse einen Vergleich von aktuellen Daten mit bereits in demselben Parameterraum gespeichterten Daten von Hautschädigungs graden bekannter Hautgewebsmuster beinhaltet und die aktuellen Daten den bekannten Hautschädigungsgraden zuordnet.

11. Vorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß jede Kantenfilterschicht ein als Tiefpaß wirkendes Reflexionsfilter mit steiler Kante ist, wobei die Kante des Tiefpasses von Prisma zu Prisma stufenweise zu größeren Wellenlängen verschoben ist.

12. Vorrichtung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß jede Kantenfilterschicht ein als Hochpaß wirkendes Reflexionsfilter mit steiler Kante ist und die Kante jedes Hochpasses von Prisma zu Prisma stufenweise bei einer kleineren Wellenlänge liegt.

13. Vorrichtung nach Anspruch 11 oder 12, dadurch gekennzeichnet, daß sämtliche Kantenfilter senkrecht zu einer gemeinsamen Ebene angeordnet sind, die die einheitliche Ebene der spektralen räumlichen Strahlteilung ist.

14. Anordnung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Auswerteeinheit Mittel zur Verhältnisbildung der einzelnen Bildpunkte der zeitgleich aufgenommenen spektral unterschiedlichen Bilder aufweist für die Erzeugung abgeleiteter Remissionswerte gemäß der Beziehung
wobei r_i die digitalisierten Remissionswerte der n unterschiedlichen spektral schmalbandig gemessenen Remissionswerte für jeden einzelnen Bildpunkt der abgebildeten Hautoberfläche bedeuten.

15. Anordnung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß

- in der Auswerteeinheit Mittel zur Durchführung einer Clusteranalyse im Parameterraum der spektral unterschiedlichen Remissionswerte vorgesehen sind, wobei die Zentren und Radien der Cluster durch Anlernen mit Remissionswerten von Schädigungsgraden bekannter Hautgewebsmuster ermittelt und gespeichert sind und Remissionswerte unbekannter Hautgewebe zu diesen angelernten Clustern von Hautschädigungsgraden zuordenbar und somit bezüglich ihrer Schädigung klassifizierbar sind, und
- die Ausgabeeinheit mindestens Mittel zur Darstellung der Flächen unterschiedlicher Hautschädigungsgrade im Bereich der aktuell aufgenommenen Hautoberfläche auf Basis der Clusterzuordnung und Klassifizierung aufweist.

16. Anordnung nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, daß zur Klassifizierung von Hautverbrennungsgraden vier verschiedene spektrale schmalbandig aufgenommene Remissionswerte aus Teilen des blauen, grünen, roten und nahen infraroten (NIR-) Spektralbereichs vorgesehen sind.

17. Vorrichtung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß zur Klassifizierung von Hautverbrennungsgraden als zentrale Wellenlängen der schmalbandigen Filterung 450 nm, 550 nm, 650 nm und 800 nm vorgesehen sind, wobei die Halbwertsbreiten des Bandpasses im Bereich zwischen 5 und 20 Nanometer liegen.

18. Anordnung nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, daß der Wellenlängenmultiplexer aus drei keilförmigen Prismen zur seitlichen Ankopplung des ersten bis dritten Bildsensors besteht und ein sich diesen Prismen anschließendes vierseitiges Anschlußprisma zur geradlinigen Ankopplung des vierten Bildsensors aufweist, wobei bezüglich des vom Objektiv eintretenden Lichts bei den keilförmigen Prismen

- auf der Rückseite jeweils die reflektierende Kantenfilterschicht angeordnet ist,
- auf der Vorderseite sich mindestens eine Luftschicht befindet zur Innenreflexion des vom jeweiligen Kantenfilter des Prismas ausgekoppelten Lichts in Richtung der kurzen Prismenseite, an der sich orthogonal zur Richtung der Innenreflexion der Bildsensor befindet, und
- die Prismen so dimensioniert sind, daß die optische Weglängen innerhalb jedes der Prismen gleich sind.

19. Anordnung nach Anspruch 10 oder 18, dadurch gekennzeichnet, daß zur Abbildung der Hautoberfläche über den Wellenlängenmultiplexer auf die spektral unterschiedlichen beleuchteten Bildsensoren das Objektiv objektseitig eine kurze und bildseitig eine große Schnittweite aufweist.

20. Anordnung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Bildaufnahmeeinheit mit Objektiv, Wellenlängenmultiplexer, Kantenfilterschichten, Bandpaßfiltern, Bildsensoren und einem Bildspeicher in einer kompakten Videokamera angeordnet ist, und lediglich zur Clusteranalyse und Klassifikation der Hautschädigung ein Datentransfer zu einem Personalcomputer vorgesehen ist.

21. Anordnung nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet, daß eine starke weiße Lichtquelle fest mit der Videokamera verbunden ist, wobei die Beleuchtung derart ausgerichtet ist, daß direkt an der Hautoberfläche reflektiertes Licht nicht in das Kameraobjektiv gelangt.