DE4330460A1 - Vorrichtung zur Untersuchung von Gewebe mit Licht unterschiedlicher Wellenlängen - Google Patents
Vorrichtung zur Untersuchung von Gewebe mit Licht unterschiedlicher WellenlängenInfo
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Description
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Untersuchung von
Gewebe mit Licht unterschiedlicher Wellenlängen. Derartige
Vorrichtungen können mit sichtbarem, NIR- oder IR-Licht ar
beiten. Die Wellenlänge des sichtbaren Lichtes liegt zwischen
380 und 780 nm, die von NIR-Licht, d. h. nahinfrarotem Licht,
zwischen 780 nm und 1,5 µm und die von IR-Licht, also infra
rotem Licht, zwischen 1,5 µm und 1 mm, wobei für Vorrichtun
gen der eingangs genannten Art der Wellenlängenbereich von
600 nm bis 1,2 µm besonders geeignet ist.
Viele optische Eigenschaften von Gewebe, z. B. die Absorption,
die Streuung und die spektralen Eigenschaften, lassen sich
durch Einstrahlung von Licht bestimmen. Es ist daher bei
spielsweise möglich, in der Mammadiagnostik Gewebeveränderun
gen festzustellen, indem Licht in die Mamma eingestrahlt, das
aus dieser austretende Licht detektiert und die so gewonnene
Information in geeigneter Weise ausgewertet wird. Bekannte
Vorrichtungen lassen es lediglich zu, Inhomogenitäten des un
tersuchten Gewebes festzustellen. Erkenntnisse über die Art
des untersuchten Gewebes, insbesondere einer Inhomogenität,
lassen sich aus den Meßergebnissen nicht ableiten.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, eine Vorrich
tung der eingangs genannten Art anzugeben, die es gestattet,
bezüglich des jeweils untersuchten Bereiches Erkenntnisse
über die hier vorhandenen Gewebekomponenten zu gewinnen.
Nach der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch eine Vor
richtung zur Untersuchung von Gewebe mit Licht aufweisend
- a) Mittel zur wenigstens im wesentlichen gleichzeitigen Ein strahlung von Licht definierter unterschiedlicher Wellen längen in das zu untersuchende Gewebe, wobei die Mittel zur Einstrahlung eine für das Licht aller Wellenlängen we nigstens im wesentlichen gleiche Lichtaustrittszone auf weisen,
- b) Mittel zum Detektieren von Licht, die eine der Lichtaus trittszone gegenüberliegende Lichteintrittszone aufweisen und die der jeweiligen Intensität der Anteile des Lichtes der definierten unterschiedlichen Wellenlängen an dem de tektierten Licht entsprechende Signale abgeben, und
- c) Auswertemittel, denen die Signale der Mittel zum Detektie ren zugeführt sind, wobei die Auswertemittel anhand ge speicherter Daten, die der Absorption einer höchstens der Anzahl der definierten unterschiedlichen Wellenlängen ent sprechenden Anzahl unterschiedlicher Gewebekomponenten für Licht der definierten unterschiedlichen Wellenlängen ent sprechen, aus den Signalen Daten bezüglich der Konzentra tion der unterschiedlichen Gewebekomponenten ermitteln.
Die Mittel zum Detektieren detektieren also die durch das zu
untersuchende Gewebe transmittierten Anteile des mittels der
Mittel zum Einstrahlen in das zu untersuchende Gewebe
eingestrahlten Lichtes und geben für die definierten
unterschiedlichen Wellenlängen der Intensität der durch das
zu untersuchende Gewebe transmittierten Anteile des
eingestrahlten Lichtes entsprechenden Signale ab, anhand
derer die Auswertemittel der Konzentration der
unterschiedlichen Gewebekomponenten in dem zu untersuchenden
Gewebe entsprechende Daten ermitteln. Die erfindungsgemäße
Vorrichtung gestattet es somit, infolge des Umstandes, daß
bei der Auswertung der von den Mitteln zum Detektieren
gelieferten Signale Daten bezüglich der Absorption
unterschiedlicher Gewebekomponenten für Licht der bei der
Untersuchung verwendeten Wellenlängen herangezogen werden,
Aussagen über die Konzentration, vorzugsweise die relative
Konzentration, der Gewebekomponenten, bezüglich derer Daten
herangezogen werden, im untersuchten Gewebebereich zu machen.
Bei den der Absorption der unterschiedlichen Gewebe
komponenten entsprechenden Daten muß es sich nicht unbedingt
um Daten handeln, die die Absorption selbst angeben. Statt
dessen könnend die Daten auch die Transmission bzw. die
Transparenz oder Extinktion bzw. der Extinktionskoeffizient
der Gewebekomponenten für die definierten unterschiedlichen
Wellenlängen angeben.
Nach einer Ausführungsform der Erfindung ermitteln die Aus
wertemittel die relative Konzentration der unterschiedlichen
Gewebekomponenten unter Verwendung der Gleichung
wobei
λ (i = 1, . . . n) die unterschiedlichen definierten Wellenlän gen,
I (λi) die Intensität des detektierten Lichtes der jeweiligen Wellenlänge,
Io (λi) die Intensität des in das Objekt bzw. das zu untersu chende Gewebe eingestrahlten Lichtes der jeweiligen Wellen länge,
d die Dicke des durchstrahlten Gewebebereiches sind,
ν (ν = 1, . . ., L) die unterschiedlichen Gewebekomponenten kenn zeichnet, sowie
Kν (0 Kν 1) die relative Konzentration der jeweiligen Ge webekomponente,
αν (λi) der Extinktionskoeffizient der jeweiligen Gewebekompo nente bei der Wellenlänge λi und
A (λi) die Absorption des zu untersuchenden Gewebes bei der jeweiligen Wellenlänge λi sind.
λ (i = 1, . . . n) die unterschiedlichen definierten Wellenlän gen,
I (λi) die Intensität des detektierten Lichtes der jeweiligen Wellenlänge,
Io (λi) die Intensität des in das Objekt bzw. das zu untersu chende Gewebe eingestrahlten Lichtes der jeweiligen Wellen länge,
d die Dicke des durchstrahlten Gewebebereiches sind,
ν (ν = 1, . . ., L) die unterschiedlichen Gewebekomponenten kenn zeichnet, sowie
Kν (0 Kν 1) die relative Konzentration der jeweiligen Ge webekomponente,
αν (λi) der Extinktionskoeffizient der jeweiligen Gewebekompo nente bei der Wellenlänge λi und
A (λi) die Absorption des zu untersuchenden Gewebes bei der jeweiligen Wellenlänge λi sind.
Um einen größeren Gewebebereich untersuchen zu können, sind
gemäß einer bevorzugten Ausführungsform Abtastmittel vorgese
hen, die eine Verlagerung der Lichtaustrittszone im Sinne ei
ner Abtastbewegung bewirken. In diesem Falle ermitteln die
Auswertemittel die relative Konzentration der unterschiedli
chen Gewebekomponenten als Funktion der Position der Licht
austrittszone unter Verwendung der Gleichung
wobei identische Formelzeichen die gleiche Bedeutung wie im
Falle der Gleichung (1) haben und
xk( k = 1, . . ., M) die jeweilige Position der Lichtaustrittszone während der Abtastbewegung,
I (λi, xk) die Intensität des detektierten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge für die jeweilige Position der Lichtaus trittszone und
Kν (xk) die relative Konzentration der jeweiligen Gewebekompo nente für die jeweilige Position der Lichtaustrittszone sind.
xk( k = 1, . . ., M) die jeweilige Position der Lichtaustrittszone während der Abtastbewegung,
I (λi, xk) die Intensität des detektierten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge für die jeweilige Position der Lichtaus trittszone und
Kν (xk) die relative Konzentration der jeweiligen Gewebekompo nente für die jeweilige Position der Lichtaustrittszone sind.
Wenn die Auswertemittel unter der Verwendung der Gleichung
(1) oder der Gleichung (2) arbeiten, setzt dies voraus, daß
die Intensitäten Io (λi) bekannt und zeitlich konstant sind.
Dies stellt hohe Anforderungen an die Genauigkeit entspre
chender Eichmessungen, an die Konstanz der Lichtquellen der
Mittel zum Einstrahlen sowie an die Stabilität der optischen
Ein- bzw. Auskopplung des Lichtes in das bzw. aus dem zu un
tersuchenden Gewebe. Um diese Anforderungen zu entschärfen,
sieht eine besonders bevorzugte und vorteilhafte Ausführungs
form der Erfindung für den Fall, daß eine Abtastbewegung
stattfindet, vor, daß die Auswertemittel für die unterschied
lichen Gewebekomponenten die Änderung der relativen Konzen
tration zwischen aufeinanderfolgenden Positionen der Licht
eintrittszone unter Verwendung der Gleichung
ermitteln, wobei identische Formelzeichen jeweils die gleiche
Bedeutung wie im Falle der Gleichungen 1) und 2) haben und
ΔKν (k) der zwischen den aufeinanderfolgenden Positionen k und
k+1 der Lichtaustrittszone für die jeweilige Gewebekomponente
auftretenden Änderung der relativen Konzentration entspricht.
Gemäß einer Variante der Erfindung sind für die Signale der
Detektormittel Logarithmierer vorgesehen. Hierdurch wird eine
Vereinfachung der Auswertemittel bzw. eine Verringerung des
von den Auswertemitteln zu treibenden Rechenaufwandes er
reicht, da die zwischen zwei aufeinanderfolgenden Positionen
der Lichtaustrittszone, die Positionen der Lichtaustrittszone
werden im folgenden als Abtastpositionen bezeichnet, auftre
tenden Absorptionsänderungen durch einfache Subtraktion der
zu benachbarten Abtastpositionen gehörigen Intensitäten er
mittelt werden können.
Eine Ausführungsform der Erfindung sieht vor, daß wenigstens
eine der definierten unterschiedlichen Wellenlängen so ge
wählt ist, daß sie der Wellenlänge eines isobestischen Punk
tes von zwei der Gewebekomponenten entspricht. Da die beiden
Gewebekomponenten an dem isobestischen Punkt den gleichen Ex
tinktionskoeffizienten haben, ist bei der entsprechenden Wel
lenlänge die Absorption unabhängig von dem Verhältnis der
beiden Gewebekomponenten zueinander. Dies stellt eine Er
leichterung bei der Lösung der durch die Formel (1) bis For
mel (3) beschriebenen linearen Gleichungssysteme dar, die die
Auswertemittel zur Ermittlung der Konzentrationen bzw. Kon
zentrationsänderungen lösen. Dabei arbeiten die Auswertemit
tel beispielsweise nach der Methode der Matrixinversion oder
des least square fit.
Ausführungsbeispiele der Erfindung werden anhand der beige
fügten Zeichnungen erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 in grob schematischer, teilweise blockschaltbildar
tiger Darstellung eine erfindungsgemäße Vorrich
tung,
Fig. 2 ein Detail der Vorrichtung nach Fig. 1,
Fig. 3 und 4 in qualitativer Darstellung die Absorp
tionsspektren von Wasser und weiblichem
Brustdrüsengewebe,
Fig. 5 eine schematische Veranschaulichung der Abtastbewe
gung der Vorrichtung gemäß den Fig. 1 und 2,
Fig. 6 ein Schaubild zur Erläuterung der Funktion der Vor
richtung gemäß den Fig. 1 und 2, und
Fig. 7 eine Variante der Vorrichtung nach den
Fig. 1 und 2.
In Fig. 1 ist eine erfindungsgemäße Vorrichtung dargestellt,
die beispielsweise zur Mamma-Diagnostik verwendet werden
kann. Die Vorrichtung weist eine Anzahl von Lichtquellen 1₁
bis 1 n auf, von denen jede kohärentes Licht einer anderen
Wellenlänge λ₁ bis λn abgibt. Jede der Lichtquellen 1₁ bis 1 n
enthält eine Halbleiter-Laserdiode und die jeweils zugehörige
Stromversorgung. Dies ist in Fig. 2 dargestellt, die die
Lichtquelle 1 n mit der Halbleiter-Laserdiode 24 n und der
Stromversorgung 25 n zeigt. Jeder Lichtquelle 1₁ bis 1 n ist
ein elektrischer Signalgenerator 2₁ bis 2 n zugeordnet, der
der in der jeweiligen Lichtquelle 1₁ bis 1 n enthaltenen
Stromversorgung ein Wechselstromsignal fester Frequenz zu
führt, mittels dessen der Versorgungsstrom der in der jewei
ligen Lichtquelle 1 l bis 1 n enthaltenen Halbleiter-Laserdiode
moduliert wird. Jeder der Signalgeneratoren 2₁ bis 2 n erzeugt
ein Wechselstromsignal einer anderen Frequenz f₁ bis fn. Da
die Amplitude bzw. die Intensität des von den Laserdioden ab
gegebenen Lichtes der Stromstärke ihres Versorgungsstromes im
wesentlichen proportional ist, geben die Lichtquellen 1₁ bis
1 n also Licht jeweils unterschiedlicher Wellenlänge λ₁ bis λn
ab, das mit einer jeweils anderen Modulationsfrequenz f₁ bis
fn amplitudenmoduliert ist. Das von den Lichtquellen 1₁ bis
1 n abgegebene Licht wird über Lichtwellenleiter 3₁ bis 3 n ei
nem Lichtwellenleiter-Fan-In-Koppler 4 zugeführt, der n Ein
gänge, mit denen jeweils einer der Lichtwellenleiter 3₁ bis
3 n verbunden ist, und einen Ausgang aufweist, mit dem ein
Lichtwellenleiter 5 verbunden ist. Über den Lichtwellenleiter
5, dessen freies Ende die Lichtaustrittszone der Vorrichtung
darstellt, wird einem lebenden zu untersuchenden Objekt 6,
nämlich einem Körperbereich eines menschlichen Patienten, und
zwar insbesondere einer Mamma, ein Meß-Lichtsignal zugeführt.
Das Meß-Lichtsignal ergibt sich durch Überlagerung des von
den Lichtquellen 1₁ bis 1 n jeweils abgegebenen Lichtes mit
tels des Lichtwellenleiter-Fan-In-Kopplers 4. Das Licht der
Lichtquellen 1₁ bis 1 n wird dem Objekt 6 gleichzeitig und am
gleichen Ort zugeführt. Es genügt aber, wenn das Licht der
Lichtquellen 1₁ bis 1 n dem Objekt wenigstens im wesentlichen
gleichzeitig (quasi-gleichzeitig) zugeführt wird. Das heißt,
h., daß das Licht der Lichtquellen 1₁ bis 1 n so rasch aufein
anderfolgend eingestrahlt wird, daß keine Veränderungen des
jeweils durchstrahlten Gewebes auftreten können, die zu einer
Beeinflussung der Meßergebnisse führen könnten. Auch genügt
es, wenn das Licht der Lichtquellen 1₁ bis 1 n dem Objekt 6 an
wenigstens im wesentlichen dem gleichen Ort zugeführt wird.
Es ist also z. B. möglich, auf den Lichtwellenleiter-Fan-In-
Koppler 4 zu verzichten und statt dessen ein Lichtleitfaser
bündel zu verwenden, dessen eines Ende die Lichtaustrittszone
bildet und das an seinem anderen Ende derart aufgefächert
ist, daß jeweils eine gleiche Anzahl von Lichtleitfasern zu
jeder der Lichtquellen 1₁ bis 1 n führt.
Die Lichtaustrittszone der Vorrichtung sollte sich möglichst
dicht bei der Oberfläche 6 befinden. Der Lichtaustrittszone
gegenüberliegend sind auf der dieser abgewandten Seite des
Objektes 6 Mittel zum Detektieren in Form eines Photomultli
pliers 7 angeordnet. Dieser bildet die Lichteintrittszone der
Vorrichtung, in die der der Lichtaustrittszone gegenüberlie
gend aus dem Objekt 6 austretende transmittierte Anteil des
Licht-Meßsignales eintritt. Den transmittierten Anteil des
Licht-Meßsignales wandelt der Photomultiplier 7 in ein elek
trisches Signal, dessen zeitlicher Verlauf den zeitlichen
Verlauf der Intensität des empfangenen Lichtes insoweit re
präsentiert, als er der Amplituden-Hüllkurve des empfangenen
Lichtes entspricht. Auch die Lichtaustrittszone ist dicht bei
der Oberfläche des Objektes 6 angeordnet, das zwischen planen
und parallel zueinander verlaufenden für das Licht-Meßsignal
im wesentlichen transparenten Kompressionsplatten 19, 20 der
art aufgenommen ist, daß es eine im wesentlichen konstante
Dicke d aufweist.
Die Lichtaustritts- und die Lichteintrittszone sind relativ
zueinander derart angeordnet, daß bei Abwesenheit eines Ob
jektes das von der Lichtaustrittszone ausgehende Licht mittig
in die Lichteintrittszone fällt.
Das elektrische Signal des Photomultipliers 7 ist einer der
Anzahl der Lichtquellen 1₁ bis 1 n entsprechenden Anzahl von
Bandpaßfiltern 8₁ bis 8 n zugeführt, deren Mittelfrequenzen f₁
bis fn möglichst genau den Modulationsfrequenzen f₁ bis fn
entsprechen. An den Ausgängen der Bandpaßfilter 8₁ bis 8 n
stehen also elektrische Signale zur Verfügung, die die Inten
sität der von den Lichtquellen 1₁ bis 1 n stammenden Anteile
des Lichtes der Wellenlängen λ₁ bis λn an dem detektierten,
durch das Objekt 6 transmittierten Anteil des Licht-Meßsigna
les repräsentieren.
Die Photomultiplier 7 und die Bandpaßfilter 8₁ bis 8n bilden
also Mittel zum Detektieren. Deren elektrische Signale gelan
gen jeweils zu einer Signalaufbereitungsschaltung 9₁ bis 9n,
wo eine dem jeweiligen Untersuchungsfall angepaßte Signalauf
bereitung, beispielsweise durch Gleichrichtung, Glättung oder
Integration, erfolgt. Die Ausgangssignale der Signalaufberei
tungsschaltungen 9₁ bis 9 n sind einem n : 1-Analog-Multiple
xer 10 zugeführt, dessen Ausgang mit dem Eingang eines Ana
log/Digital-Wandlers 11 verbunden ist. Die digitalen Aus
gangsdaten des Analog/Digital-Wandlers 11 gelangen zu Auswer
temitteln in Form einer elektronischen Recheneinrichtung 12,
an die eine Tastatur 13 zur Bedienung der Vorrichtung und ei
ne Anzeigevorrichtung in Form eines Monitors 14 angeschlossen
sind.
Die elektronische Recheneinrichtung enthält einen in Fig. 1
strichliert angedeuteten Speicher 26, in dem für eine Anzahl
unterschiedlicher Gewebekomponenten, z. B. Muskelgewebe, Drü
sengewebe, etc. (auch Wasser, Blut und Fett sollen im vorlie
genden Fall als Gewebekomponenten gelten), der Absorption
entsprechende Daten für die unterschiedlichen Wellenlängen λ₁
bis λn gespeichert sind, z. B. die jeweiligen Extinktionskoef
fizienten αν (λi). Für Wasser und weibliches Brustdrüsengewebe
sind die Absorptionsspektren (Absorption A über der Wellen
länge λ) in den Fig. 3 und 4 schematisch dargestellt. Die
Speicherung der genannten Daten in dem Speicher 26 kann bei
spielsweise in Form einer Funktionstabelle erfolgen. Die An
zahl der unterschiedlichen Gewebekomponenten ist höchstens
gleich der Anzahl der unterschiedlichen Wellenlängen λ₁ bis
λn.
Unter Verwendung der in dem Speicher 26 gespeicherten Daten
ermittelt die elektronische Recheneinrichtung 12 Daten bezüg
lich der Konzentration, insbesondere der relativen Konzentra
tion, derjenigen Gewebekomponenten in dem zu untersuchenden
Gewebe, bezüglich derer Daten in dem Speicher 26 gespeichert
sind.
Um Daten bezüglich größerer Bereiche des Objektes sammeln zu
können, sind Abtastmittel in Form eines Trägers 15 für den
Lichtwellenleiter 5 und den Photomultiplier 7 vorgesehen. Der
Träger 15 kann mittels einer Verstelleinheit 16, die von der
elektronischen Recheneinrichtung 12 gesteuert wird, derart
verstellt werden, daß die Lichtaustrittszone (und damit der
Einstrahlort) und die Lichteintrittszone der Vorrichtung nach
Art einer Abtastbewegung relativ zu dem Objekt 6 verstellt
werden. Vorzugsweise erfolgt die Abtastbewegung nicht konti
nuierlich, sondern in einer solchen Weise, daß eine Vielzahl
von diskreten Abtastpositionen nacheinander abgetastet wird.
Beispielsweise kann vorgesehen sein, daß im Zuge der Abtast
bewegung Daten für 256 Abtastpositionen gesammelt werden,
welche Abtastpositionen matrixartig in jeweils 16 Zeilen und
Spalten angeordnet sind und sowohl in Zeilen- als auch in
Spaltenrichtung jeweils den gleichen Abstand voneinander auf
weisen. Dabei erfolgt die Abtastbewegung vorzugsweise
schrittweise in Form einer mäanderförmigen Bewegung, so wie
dies in Fig. 5 für vierundsechzig durch Kreuz markierte Ab
tastpositionen x₁ bis x₆₄ schematisch angedeutet ist.
In welcher Weise die elektronische Recheneinrichtung 12 die
Daten bezüglich der Konzentration der unterschiedlichen Gewe
bekomponenten ermittelt, hängt davon ab, welche von drei Be
triebsarten der Vorrichtung mittels der Tastatur 13 gewählt
wurde.
In einer ersten Betriebsart erfolgt die Ermittlung von Daten
nur für eine einzige Abtastposition, die den Bedürfnissen des
jeweiligen Untersuchungsfalles entsprechend durch geeignete
Betätigung der Tastatur 13 angefahren werden kann.
In dieser ersten Betriebsweise ermittelt die elektronische
Recheneinrichtung die relative Konzentration der unterschied
lichen Gewebekomponenten unter Anwendung der Formel
wobei
λi (i = 1, . . . n) die unterschiedlichen definierten Wellenlän gen,
I (λi) die Intensität des detektierten Lichtes der jeweiligen Wellenlänge,
Io (λi) die Intensität des in das Objekt eingestrahlten Lich tes der jeweiligen Wellenlänge,
d die Dicke des durchstrahlten Gewebebereiches sind,
ν (ν = 1, . . ., L) die unterschiedlichen Gewebekomponenten kenn zeichnet, sowie
Kν (0 Kν 1) die relative Konzentration der jeweiligen Ge webekomponente,
αν (λi) der Extinktionskoeffizient der jeweiligen Gewebekompo nente bei der Wellenlänge λi, und
A (λi) die Absorption des zu untersuchenden Gewebes bei der jeweiligen Wellenlänge λi sind.
λi (i = 1, . . . n) die unterschiedlichen definierten Wellenlän gen,
I (λi) die Intensität des detektierten Lichtes der jeweiligen Wellenlänge,
Io (λi) die Intensität des in das Objekt eingestrahlten Lich tes der jeweiligen Wellenlänge,
d die Dicke des durchstrahlten Gewebebereiches sind,
ν (ν = 1, . . ., L) die unterschiedlichen Gewebekomponenten kenn zeichnet, sowie
Kν (0 Kν 1) die relative Konzentration der jeweiligen Ge webekomponente,
αν (λi) der Extinktionskoeffizient der jeweiligen Gewebekompo nente bei der Wellenlänge λi, und
A (λi) die Absorption des zu untersuchenden Gewebes bei der jeweiligen Wellenlänge λi sind.
Die so gewonnenen Daten bezüglich der relativen Konzentration
der unterschiedlichen Gewebekomponenten werden auf dem Moni
tor 14 vorzugsweise numerisch angezeigt.
In einer zweiten Betriebsart wird die zuvor beschriebene Ab
tastbewegung ausgeführt. Aus den dabei gesammelten Daten er
mittelt die elektronische Recheneinrichtung 12 für die ein
zelnen Abtastpositionen x₁ bis xk die relativen Konzentra
tionen der unterschiedlichen Gewebekomponenten unter Verwen
dung der Gleichung
wobei identische Formelzeichen die gleiche Bedeutung wie im
Falle der Gleichung (1) haben und
xk (k = 1, . . ., M) die jeweilige diskrete Abtastposition während der Abtastbewegung,
I (λi, xk) die Intensität des detektierten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge für die jeweilige Abtastposition und
Kν (xk) die relative Konzentration der jeweiligen Gewebekompo nente für die jeweilige Abtastposition sind.
xk (k = 1, . . ., M) die jeweilige diskrete Abtastposition während der Abtastbewegung,
I (λi, xk) die Intensität des detektierten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge für die jeweilige Abtastposition und
Kν (xk) die relative Konzentration der jeweiligen Gewebekompo nente für die jeweilige Abtastposition sind.
Die so ermittelten Daten bezüglich der relativen Konzentra
tion der unterschiedlichen Gewebekomponenten werden auf dem
Monitor 14 vorzugsweise graphisch angezeigt. Dies kann bei
spielsweise in der Weise erfolgen, daß unterschiedlichen Ge
webekomponenten unterschiedliche Farben und unterschiedlichen
relativen Konzentrationen unterschiedliche Helligkeiten der
jeweiligen Farbe zugeordnet sind und die graphische Darstel
lung der relativen Konzentrationen in ihrer Anordnung der An
ordnung der Abtastpositionen entspricht. Es kann auf diese
Weise eine graphische Anzeige der relativen Konzentrationen
für mehrere Gewebekomponenten gleichzeitig erfolgen, wobei
dann mehrere "Bilder" zugleich auf dem Monitor 14 dargestellt
werden. Es können aber auch die relativen Konzentrationen be
züglich nur einer der unterschiedlichen Gewebekomponenten
dargestellt werden. Es wird dann nur ein einziges, größeres
"Bild" auf dem Monitor 14 dargestellt. Anhand so gewonnener
Bilder besteht die Möglichkeit, das Vorhandensein von
Inhomogenitäten, z. B. eines Tumors T, zu erkennen und die
Inhomogenitäten zu lokalisieren.
Im Falle einer dritten Betriebsart ermittelt die elektroni
sche Recheneinrichtung 12 nicht die relativen Konzentrationen
der unterschiedlichen Gewebekomponenten für die einzelnen Ab
tastpositionen, sondern die Änderungen der relativen Konzen
tration für die unterschiedlichen Gewebekomponenten, die zwi
schen aufeinanderfolgenden und somit benachbarten Abtastposi
tionen auftreten. Dies geschieht unter Verwendung der Glei
chung
wobei identische Formelzeichen jeweils die gleiche Bedeutung
wie im Falle der Gleichungen (1) und (2) haben und ΔKν (k) der
zwischen den Abtastpositionen k und k+1 auftretenden Änderung
der relativen Konzentration entspricht. Die Darstellung der
so ermittelten Daten auf dem Monitor 14 erfolgt in der zuvor
im Zusammenhang mit der zweiten Betriebsart beschriebenen
Weise, mit dem Unterschied, daß nicht unterschiedlichen rela
tiven Konzentrationen, sondern Änderungen der relativen Kon
zentration unterschiedlicher Helligkeitswerte zugeordnet
sind.
Ein einfaches, in Fig. 6 dargestelltes Modellbeispiel soll
die der Funktion der erfindungsgemäßen Vorrichtung zugrunde
liegenden Zusammenhänge veranschaulichen.
Angenommen sei ein Modellkörper 21 konstanter Dicke aus zwei
Gewebekomponenten A und B, so daß zur Ermittlung der
Änderungen der relativen Konzentration zwischen benachbarten
Abtastpositionen eine Durchstrahlung mit Licht von zwei
Wellenlängen λ₁ bzw. λ₂ ausreichend ist.
Bei der Gewebekomponente A handelt es sich um eine Gewebekom
ponente, deren Extinktion wellenlängenunabhängig ist. Es gilt
also αA (λ₁) = αA (λ₂) = α.
Die Wellenlänge λ₁ ist so gewählt, daß sie der Wellenlänge
isobestischen Punktes entspricht. Es gilt also
αA (λ₁) = αB (λ₁) = α.
Der Extinktionskoeffizient der Gewebekomponente B für die
Wellenlänge λ₂ sei αB (λ₂) = α + βα.
Der Modellkörper 21 ist wie in Fig. 6 dargestellt so beschaf
fen, daß in x-Richtung die relative Konzentration der Gewebe
komponente A linear abnimmt, während die der Gewebekomponente
B linear zunimmt.
Wird der Modellkörper 21 durch eine in x-Richtung verlaufende
Abtastbewegung bei quer zur Abtastbewegung von links nach
rechts verlaufender Durchstrahlungsrichtung abgetastet, so
ergibt sich für die Absorptionsänderung für die erste Wellen
länge λ₁
ΔA (λ₁, x) = 0,
und zwar deshalb, weil die Wellenlänge λ₁ der Wellenlänge ei
nes isobestischen Punktes entspricht.
Für die Absorptionsänderung bezüglich der Wellenlänge λ₂ er
gibt sich
ΔA (λ₂, x) = βα Δx/xo,
d. h. eine lineare Zu- oder Abnahme (je nach Abtastrichtung).
Die Auflösung der Gleichung (3) für das Modellbeispiel ergibt
ΔKA = -ΔKB
und
ΔKA = -Δx/xo bzw. ΔKB = Δx/xo,
also eine lineare Zunahme der Komponente B bzw. eine lineare
Abnahme der Komponente A.
Für die Verläufe der relativen Konzentration gilt somit
KA = a-x/xo bzw. KB = b+x/xo,
wobei sich die Werte der additiven Konstanten a bzw. b durch
die Lösung der Gleichung (3) nicht bestimmen lassen.
Die Bestimmung dieser Konstanten wäre allerdings möglich,
wenn statt der Absorptionsänderungen zwischen benachbarten
Abtastpositionen für die einzelnen Abtastpositionen die Ab
sorptionen gemessen würden. In diesem Falle würden im Zuge
der Lösung der Gleichung (2) auch die Konstanten a und b be
stimmt.
Ein weiteres Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in der
Fig. 7 dargestellt. Es unterscheidet sich von dem zuvor be
schriebenen Ausführungsform zunächst dadurch, daß wenigstens
eine der Wellenlängen λ₁ bis λn so gewählt ist, daß sie der
Wellenlänge des isobestischen Punktes zweier der Gewebekompo
nenten entspricht, bezüglich derer Daten in dem Speicher 26
gespeichert sind. Da dann Änderungen des Verhältnisses der
entsprechenden Gewebekomponenten zueinander ohne Auswirkung
auf die gemessene Absorption bzw. die gemessenen Absorptions
änderungen bleiben, ergibt sich ein verminderter Rechenauf
wand für die elektronische Recheneinrichtung 12.
Ein weiterer Unterschied besteht darin, daß zwischen die Si
gnalaufbereitungsschaltungen 9₁ bis 9 n und den Multiplexer 10
Logarithmierer 17₁ bis 17 n geschaltet sind. Außerdem sind
Schalter 18₁ bis 18 n vorgesehen, die es erlauben, die
Logarithmierer 17₁ bis 17 n zu umgehen.
Arbeitet die Vorrichtung gemäß Fig. 7 in der im Zusammenhang
mit dem zuvor beschriebenen Ausführungsbeispiel erläuterten
ersten, zweiten oder dritten Betriebsweise, betätigt die
elektronische Recheneinrichtung 12 die Schalter 18₁ bis 18 n
derart, daß die Logarithmierer 17₁ bis 17 n umgangen werden.
Die Vorrichtung gemäß Fig. 7 unterscheidet sich dann hin
sichtlich der bereits geschilderten drei Betriebsarten in ih
rer Funktion nicht von der zuvor beschriebenen Vorrichtung.
Allerdings kann die Vorrichtung gemäß Fig. 7 in einer vierten
Betriebsart betrieben werden, die der dritten Betriebsart
entspricht, mit dem Unterschied, daß die Schalter 18₁ bis 18 n
in nicht dargestellter Weise von der elektronischen Rechen
einrichtung 12 derart betätigt werden, daß die Logarithmierer
17₁ bis 17 n im Signalweg liegen. Die Absorptionsänderung zwi
schen zwei benachbarten Abtastpunkten kann dann leicht durch
Subtraktion der entsprechenden logarithmierten Signale ermit
telt werden, so daß der von der elektronischen Recheneinrich
tung 12 zu treibende Rechenaufwand weiter verringert wird.
Im Falle der beschriebenen Ausführungsbeispiele ist der Pho
tomultiplier 7 so angeordnet, daß er das aus dem Objekt 6
austretende Licht direkt aufnimmt. Es besteht aber auch die
Möglichkeit, in nicht dargestellter Weise das aus dem Objekt
6 austretende Licht mittels eines anstelle des Photomulti
pliers an dem Träger 15 angebrachten, insbesondere faseropti
schen Lichtwellenleiters oder Lichtwellenleiterbündels auf
zunehmen und dem Photomultiplier zuzuführen.
Die Mittel zum Detektieren können anstelle eines Photomulti
pliers auch eine Photodiode oder ein CCD aufweisen.
Statt des Monitors 14 kann als Anzeigemittel ein LED-, LCD-
oder Plasma-Display vorgesehen sein.
Die im Zusammenhang mit den Ausführungsbeispielen beschrie
bene Ausbildung der Mittel zum Einstrahlen von Licht in das
Objekt, die im Falle der Ausführungsbeispiele durch die
Lichtquellen 1₁ bis 1 n, die Signalgeneratoren 2₁ bis 2 n, die
Lichtwellenleiter 3₁ bis 3 n, den Lichtwellenleiter-Fan-In-
Koppler 4 und den Lichtwellenleiter 5 gebildet sind, können
auch andersartig ausgebildet sein. So kann beispielsweise die
gleichzeitige Einstrahlung des Lichtes der Lichtquellen 1₁
bis 1 n am gleichen Ort auch mittels einer Spiegelanordnung
bewirkt werden.
Auch die Ausbildung der Abtastmittel ist nur beispielhaft zu
verstehen. Ein anderer Aufbau der Abtastmittel sowie von der
beschriebenen Abtastbewegung abweichende Abtastbewegungen
sind möglich.
Im Falle der beschriebenen Ausführungsbeispiele ist das zu
untersuchende Objekt zwischen zwei Kompressionsplatten 19, 20
angeordnet, so daß sich eine im wesentlichen konstante Dicke
des Objektes 6 ergibt. Falls eine derartige Kompression des
zu untersuchenden Objektes nicht möglich sein sollte, besteht
auch die Möglichkeit, eine variable Dicke d des Objektes meß
technisch zu erfassen und entsprechende Signale der Rechen
einrichtung 12 zuzuführen. Entsprechende Maßnahmen kann der
Fachmann treffen, ohne erfinderisch tätig werden zu müssen.
Die in dem Speicher 26 gespeicherten Daten können durch Mes
sungen an Proben in vitro gewonnen werden. Beispielsweise
können ein reines Fettgewebespektrum, ein reines Drüsengewe
bespektrum, ein reines Blutspektrum usw. aufgenommen werden.
Falls die Vorrichtung derart ausgebildet ist, daß sie aus
schließlich in einer der zuvor beschriebenen vierten Be
triebsart entsprechenden Betriebsart arbeitet, ist ein ver
einfachter Aufbau der elektronischen Recheneinrichtung 12
möglich, da diese bei der Auswertung der ihr zugeführten Da
ten keine Logarithmier-Operationen ausführen muß.
Um zu vermeiden, daß der Photomultiplier 7 durch eine direkte
Bestrahlung mit dem Meß-Lichtsignal überbelichtet wird, be
steht die Möglichkeit, unter Zuhilfenahme einer geeigneten
Sensoreinrichtung die mäanderförmige Abtastbewegung so zu
steuern, daß sie, wie in Fig. 5 strichliert angedeutet, nur
solche Abtastpositionen erfaßt, bei denen sichergestellt ist,
daß sich das Objekt 6 zwischen Lichtaustritts- und Lichtein
trittszone befindet. Die entsprechenden Abtastpositionen sind
in Fig. 5 schraffiert.
Claims (7)
1. Vorrichtung zur Untersuchung von Gewebe mit Licht aufwei
send
- a) Mittel (1₁ bis 1 n, 2₁ bis 2 n, 3₁ bis 3 n, 4, 5) zur wenig stens im wesentlichen gleichzeitigen Einstrahlung von Licht definierter unterschiedlicher Wellenlängen (λ₁i bis λn), wobei die Mittel (1₁ bis 1 n, 2₁ bis 2 n, 3₁ bis 3 n, 4, 5) zur Einstrahlung eine für das Licht aller Wellenlängen (λ₁ bis λn) wenigstens im wesentlichen gleiche Lichtaustrittszone aufweisen,
- b) Mittel (7, 8₁ bis 8 n) zum Detektieren von Licht, die eine der Lichtaustrittszone gegenüberliegende Lichteintritts zone aufweisen und die der jeweiligen Intensität der An teile des Lichtes der definierten unterschiedlichen Wel lenlängen (λ₁ bis λn) an dem detektierten Licht entsprechende Signale abgeben, und
- c) Auswertemittel (12), denen die Signale der Mittel (7, 8₁ bis 8 n) zum Detektieren zugeführt sind, wobei die Auswer temittel (12) anhand gespeicherter Daten, die der Absorp tion einer höchstens der Anzahl der definierten unter schiedlichen Wellenlängen (λ₁ bis λn) entsprechenden An zahl unterschiedlicher Gewebekomponenten für Licht der de finierten unterschiedlichen Wellenlängen (λ₁ bis λn) ent sprechen, aus den Signalen Daten bezüglich der Konzentra tion der unterschiedlichen Gewebekomponenten ermitteln.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, deren Auswertemittel (12) die
relative Konzentration der unterschiedlichen Gewebekomponen
ten unter Verwendung der Gleichung
ermitteln, wobei
λi (i = 1, . . . n) die unterschiedlichen definierten Wellenlän gen,
I (λi) die Intensität des detektierten Lichtes der jeweiligen Wellenlänge,
Io (λi) die Intensität des eingestrahlten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge,
d die Dicke des durchstrahlten Gewebebereiches sind,
ν (ν = 1, . . ., L) die unterschiedlichen Gewebekomponenten kenn zeichnet, sowie
Kν (0 Kν 1) die relative Konzentration der jeweiligen Ge webekomponente,
αν (λi) der Extinktionskoeffizient der jeweiligen Gewebekompo nente bei der Wellenlänge λi und
A (λi) die Absorption des zu untersuchenden Gewebes bei der jeweiligen Wellenlänge λi sind.
λi (i = 1, . . . n) die unterschiedlichen definierten Wellenlän gen,
I (λi) die Intensität des detektierten Lichtes der jeweiligen Wellenlänge,
Io (λi) die Intensität des eingestrahlten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge,
d die Dicke des durchstrahlten Gewebebereiches sind,
ν (ν = 1, . . ., L) die unterschiedlichen Gewebekomponenten kenn zeichnet, sowie
Kν (0 Kν 1) die relative Konzentration der jeweiligen Ge webekomponente,
αν (λi) der Extinktionskoeffizient der jeweiligen Gewebekompo nente bei der Wellenlänge λi und
A (λi) die Absorption des zu untersuchenden Gewebes bei der jeweiligen Wellenlänge λi sind.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, welche Abtastmittel
(15, 16) aufweist, die eine Verlagerung der Lichteintritts
zone im Sinne einer Abtastbewegung bewirken.
4. Vorrichtung nach Anspruch 3, deren Auswertemittel (12) die
relative Konzentration der unterschiedlichen Gewebekomponen
ten als Funktion der Position der Lichtaustrittszone unter
Verwendung der Gleichung
ermitteln, wobei
λi (i = 1, . . . n) die unterschiedlichen definierten Wellenlängen,
xk (k = 1, . . ., M) die jeweilige Position der Lichtaustrittszone Einstrahlortes während der Abtastbewegung,
I (λi, xk) die Intensität des detektierten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge für die jeweilige Position der Lichtaus trittszone,
Io (λi) die Intensität des eingestrahlten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge,
d die Dicke des durchstrahlten Gewebebereiches sind,
ν (ν = 1, . . ., L) die unterschiedlichen Gewebekomponenten kenn zeichnet, sowie
αν (λi) der Extinktionskoeffizient der jeweiligen Gewebekompo nente bei der Wellenlänge λi,
Kν (xk) die relative Konzentration der jeweiligen Gewebekompo nente für die jeweilige Position der Lichtaustrittszone, und
A (λi) die Absorption des zu untersuchenden Gewebes bei der jeweiligen Wellenlänge λi sind.
λi (i = 1, . . . n) die unterschiedlichen definierten Wellenlängen,
xk (k = 1, . . ., M) die jeweilige Position der Lichtaustrittszone Einstrahlortes während der Abtastbewegung,
I (λi, xk) die Intensität des detektierten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge für die jeweilige Position der Lichtaus trittszone,
Io (λi) die Intensität des eingestrahlten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge,
d die Dicke des durchstrahlten Gewebebereiches sind,
ν (ν = 1, . . ., L) die unterschiedlichen Gewebekomponenten kenn zeichnet, sowie
αν (λi) der Extinktionskoeffizient der jeweiligen Gewebekompo nente bei der Wellenlänge λi,
Kν (xk) die relative Konzentration der jeweiligen Gewebekompo nente für die jeweilige Position der Lichtaustrittszone, und
A (λi) die Absorption des zu untersuchenden Gewebes bei der jeweiligen Wellenlänge λi sind.
5. Vorrichtung nach Anspruch 3, deren Auswertemittel (12) für
die unterschiedlichen Gewebekomponenten die Änderung der re
lativen Konzentration zwischen aufeinanderfolgenden Posi
tionen der Lichtaustrittszone unter Verwendung der Gleichung
ermitteln, wobei
λi (i = 1, . . . n) die unterschiedlichen definierten Wellenlän gen,
xk (k = 1, . . ., M) die jeweilige Position der Lichtaustrittszone während der Abtastbewegung,
I (λi, xk) die Intensität des detektierten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge für die jeweilige Position der Lichtaus trittszone,
Io (λi) die Intensität des eingestrahlten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge,
d die Dicke des durchstrahlten Gewebebereiches sind,
ν (ν = 1, . . ., L) die unterschiedlichen Gewebekomponenten kenn zeichnet, sowie
αν (λi) der Extinktionskoeffizient der jeweiligen Gewebekompo nente bei der Wellenlänge λi,
ΔKν (k) die zwischen den Positionen k und k+1 der Lichtaus trittszone auftretende Änderung der relativen Konzentration, und
ΔA (λi) die Absorptionsänderung des zu untersuchenden Gewebes zwischen den Positionen k und k+1 der Lichtaustrittszone bei der jeweiligen Wellenlänge λi sind.
λi (i = 1, . . . n) die unterschiedlichen definierten Wellenlän gen,
xk (k = 1, . . ., M) die jeweilige Position der Lichtaustrittszone während der Abtastbewegung,
I (λi, xk) die Intensität des detektierten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge für die jeweilige Position der Lichtaus trittszone,
Io (λi) die Intensität des eingestrahlten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge,
d die Dicke des durchstrahlten Gewebebereiches sind,
ν (ν = 1, . . ., L) die unterschiedlichen Gewebekomponenten kenn zeichnet, sowie
αν (λi) der Extinktionskoeffizient der jeweiligen Gewebekompo nente bei der Wellenlänge λi,
ΔKν (k) die zwischen den Positionen k und k+1 der Lichtaus trittszone auftretende Änderung der relativen Konzentration, und
ΔA (λi) die Absorptionsänderung des zu untersuchenden Gewebes zwischen den Positionen k und k+1 der Lichtaustrittszone bei der jeweiligen Wellenlänge λi sind.
6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 3 bis 5, welche für
die Signale der Mittel zum Detektieren (7, 8₁ bis 8 n)
Logarithmierer (17₁ bis 17 n) aufweist.
7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei welcher
wenigstens eine der definierten unterschiedlichen Wellenlän
gen (λ₁ bis λn) so gewählt ist, daß sie der Wellenlänge eines
isobestischen Punktes von zwei der Gewebekomponenten ent
spricht.
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