DE4332257A1 - Verfahren zum Erzeugen tomografischer Bilder - Google Patents
Verfahren zum Erzeugen tomografischer BilderInfo
- Publication number
- DE4332257A1 DE4332257A1 DE4332257A DE4332257A DE4332257A1 DE 4332257 A1 DE4332257 A1 DE 4332257A1 DE 4332257 A DE4332257 A DE 4332257A DE 4332257 A DE4332257 A DE 4332257A DE 4332257 A1 DE4332257 A1 DE 4332257A1
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- current
- impedance
- electrodes
- frequency
- phase
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R27/00—Arrangements for measuring resistance, reactance, impedance, or electric characteristics derived therefrom
- G01R27/02—Measuring real or complex resistance, reactance, impedance, or other two-pole characteristics derived therefrom, e.g. time constant
- G01R27/26—Measuring inductance or capacitance; Measuring quality factor, e.g. by using the resonance method; Measuring loss factor; Measuring dielectric constants ; Measuring impedance or related variables
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/05—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves
- A61B5/053—Measuring electrical impedance or conductance of a portion of the body
- A61B5/0536—Impedance imaging, e.g. by tomography
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
- G01N27/02—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance
- G01N27/22—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating impedance by investigating capacitance
- G01N27/24—Investigating the presence of flaws
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
- G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Electrochemistry (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- Immunology (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)
Description
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zum
Erzeugen tomografischer Bilder nach dem Oberbegriff des
Patentanspruches 1.
Die elektrische Impedanz von biologischem Gewebe ist
schon sein langem Gegenstand umfangreicher Untersuchun
gen (vgl. z. B. Schwan, H.P.: Electrical Properties of
Tissue and Cell Suspensions. In: Advances in Biological
and Medical Physics, J.H. Lawrence and C.A. Tobias
(eds.), Vol. 5, New York (1957) 148ff, und Pethig, R.:
Dielectric and Electronic Properties of Biological
Materials. Wiley, Chichester (1979)).
Auch in der Medizin hat die Auswertung der Impedanz
schon seit Jahrzehnten beispielsweise bei nichtinvasi
ven Methoden zur Bestimmung des Herz-Zeit-Volumens
Anwendung gefunden (vgl. z. B. Kubicek, W.G.: Develop
ment and Evaluation of an Impedance Cardiac Output
System. Aerosp. Med. 37 (1966) 1208-1212).
Da verschiedenartige Gewebe sich in ihrer Impedanz un
terscheiden, wird diese Eigenschaft seit einigen Jahren
auch zur Erzeugung von Bildern benutzt, d. h. die Vertei
lung der Impedanz in einer Körperschicht wird zur Abbil
dung gebracht (vgl. z. B. Barber, D.C., B.H. Brown:
Recent Developments in Applied Potential Tomography -
APT. Information Processing in Medical Imaging ed. S.
Bacherach, Martinus Nÿhoff, Dordrecht (1986) 446-462,
und Webster, J.G.: Electrical Impedance Tomography,
Verlag Adam Hilger, Bristol and New York 1990). Hierzu
werden über die Oberfläche eines Untersuchungsobjektes
diesem Wechselströme eingeprägt und an dessen Oberflä
che Spannungen gemessen, die durch die Ströme und durch
die Widerstandsverteilung im Körperinneren des Untersu
chungsobjektes bedingt sind (vgl. z. B. GB-A-2 119 520,
GB-A-2 160 323 und US-A-4 617 939).
Eine prinzipielle Schwierigkeit bei der Verwendung des
elektrischen Stromes als Mittel zur Abbildung liegt im
Gegensatz zu Röntgenstrahlen darin, daß der Weg des
Stromes durch das Körperinnere im allgemeinen nicht
bekannt ist. Die Stromdichteverteilung hängt nämlich
bei gegebener Stromeinspeisung von der örtlichen Ver
teilung der komplexen Leitfähigkeit ab, die aber gerade
in Erfahrung gebracht werden sollte. Trotzdem wurde
nicht ohne Erfolg versucht, mit vereinfachenden Annah
men geeignete Algorithmen zu entwickeln, die, einge
setzt in für diesen Zweck konstruierte Meßgeräte, Bil
der der Widerstandsverteilung im Körperinneren erzeugen
können (vgl. obige GB- und US-Schriften).
Beim derzeitigen Stand der Technik werden Bilder aus
dem Realteil oder dem Betrag der Impedanz erzeugt und
zwar überwiegend bei einer festen Frequenz des einge
speisten Stromes in der Größenordnung von 50 kHz, für
die technische Gründe sprechen. Die imaginäre Komponen
te (oder auch die Phase) wurde bisher nicht zur Abbil
dung herangezogen, weil sie im Verhältnis zum Realteil
klein erscheint und wenig Information enthalten soll
(vgl. Brown, B.H., A.D. Seagar: The Sheffield Data
Collection System. Clin. Phys. Physiol. Meas. 8 Suppl.
A(1987)91-97.
Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Vorrich
tung zur Erzeugung tomografischer Bilder zu schaffen,
die sich durch hohe Qualität und große Auflösung aus
zeichnen.
Diese Aufgabe wird bei einer Vorrichtung nach dem Ober
begriff des Patentanspruches 1 erfindungsgemäß durch
die in dessen kennzeichnendem Teil enthaltenen Merkmale
gelöst.
Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich
aus den Unteransprüchen.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung, die außer dem Real
teil bzw. Betrag der Impedanz auch den Imaginärteil
bzw. die Phase zur Abbildung auswertet und außerdem den
Frequenzbereich von 50 kHz bis hinab zu 10 Hz ausdehnt,
erlaubt die Erzeugung Zustands- oder Frequenz-differen
ter Bilder. Es werden beispielsweise 16 Oberflächen-
Elektroden verwendet, die zur Stromeinspeisung oder
Spannungsmessung angesteuert sind, um die Möglichkeit
zu haben, verschiedene Algorithmen zur Bildverarbeitung
einsetzen zu können; bevorzugt wird aber ein Algorith
mus der "Backprojection".
Die theoretischen Grundlagen für die Impedanztomografie
folgen aus der elektromagnetischen Feldtheorie. Das
Ohmsche Gesetz und die Maxwell-Gleichungen beschreiben
bekanntlich für ebene Felder den Zusammenhang zwischen
elektrischem Feld E, magnetischem Feld H, elektrischem
Fluß D, magnetischem Fluß B, eingeprägter Stromdichte J
und einer Leitfähigkeit K. Die quasistationäre Näherung
wird angenommen, um das elektrische Feld als Gradient
eines Potentials darzustellen.
Die Maxwellgleichungen für isotrope, lineare Leiter
lauten nach dem Übergang zur quasistationären Näherung
(, Ê, = komplexe Amplituden)
mit der komplexen Leitfähigkeit
Aus dem Induktionsgesetz (2) kann die komplexe Ampli
tude der elektrischen Feldstärke E durch das skalare
Potential Φ gemäß
lokal integriert werden. Zusammen mit der Kontinuitäts
gleichung
erhält man somit für das Potential Φ die lineare Diffe
rentialgleichung
Wird Gleichung (6) durch κ dividiert und mit κ₀ als
homogener Leitfähigkeitsverteilung normiert, so ergibt
sich
Mit
folgt:
Wenn speziell δ·κ = 0 ist, d. h. ein Medium mit homoge
ner Leitfähigkeit κ vorliegt, vereinfacht sich die
Potentialgleichung (7) zur Poisson-Gleichung
Für eine verschwindende Stromeinprägung δ · = 0 wird
die Poisson-Gleichung zur Laplace-Gleichung
In der praktischen Anwendung der Impedanztomografie
wird eine ringförmige Anordnung von Elektroden in einer
Schnittebene des Untersuchungsobjektes oder ein soge
nannter "Elektrodengürtel" verwendet. Die Stromeinprä
gungen und die Spannungsmessungen werden in einer Ebene
vorgenommen. Das elektrische Feld verläuft dabei aber
nicht nur in der Ebene der Elektroden, sondern er
streckt sich dreidimensional über das gesamte Volumen
des betrachteten Objekts. Die Spannungen an den Elek
troden hängen folglich auch von den Leitfähigkeitsver
hältnissen im Volumen des Untersuchungsobjektes ab.
Eine wesentliche Vereinfachung wird durch die Reduktion
der räumlichen Verhältnisse auf eine zweidimensionale
Ebene erreicht.
Die Berechnung der elektrischen Feldstärke Ê (oder des
Potentials Φ) zu einer gegebenen Verteilung der
Leitfähigkeit κ innerhalb eines Gebietes kann als "Vor
wärtsproblem" bezeichnet werden. Die Berechnung der
Verteilung der Leitfähigkeit κ im Inneren eines Gebie
tes für verschiedene nur auf dem Rand bekannte elektri
sche Feldstärkeverteilungen E (Potentialdifferenz auf
dem Rand) stellt ein sogenanntes "inverses Problem"
dar.
Das Vorwärtsproblem wird durch die direkte Lösung der
Vektorgleichungen (5,2)
mit Hilfe der Clifford-Algebra der Ebene gelöst (vgl.
hierzu: Hestenes, D.: New Foundations for Classical
Mechanics (1986), und Hestenes, D., G. Sobczyk:
Clifford Algebra to Geometric Calculus (1984)).
Statt der komplexen Potentialgleichung (7)
wird so allgemein die hyperkomplexe Feldgleichung
erhalten.
Das "inverse Problem" wird zunächst durch eine Lineari
sierung von Gleichung (10) und eine daran anschließende
Interpolation der gemessenen Randwerte von E - E₀ in das
Innere des Bereichs gelöst. Damit wird das praktische
Meßverfahren einer "Backprojection" entlang der für
homogenes Medium berechneten Äquipotentiallinien -
ähnlich dem Algorithmus von Barber und Brown (vgl.
oben) - begründet.
Gegeben sei für ein ebenes Gebiet mit zwei punktförmi
gen Stromelektroden ₁ und ₂ auf dem Rand die
Gleichung = Aufpunktvektor)
Aus kleinen Veränderungen von R sollen kleine Verände
rungen von E - E₀ resultieren:
δ (E-E₀) = ⟨Eδ R⟩ = ⟨(E-E₀)δ R⟩+⟨E₀δ R⟩. (12)
Eine lineare Näherung besteht in der Annahme, daß
(E - E₀) δ₂R gegenüber ⟨E₀δzR⟩ vernachlässigbar ist
und somit näherungsweise
δ (E-E₀) ≈ ⟨E₀δ R⟩ (13)
gilt.
Benötigt wird eine Interpolation E₁ der Randwerte von
E - E₀ in das Innere der Kreisscheibe, so daß damit
Gleichung (13) in der Form
δ (E-E₀) = ⟨E₀δ R⟩ (14)
nach R aufgelöst werden kann.
Der Algorithmus der Backprojection entsteht gerade
dann, wenn willkürlich die einfache Interpolation
benutzt wird, d. h. das elektrische Feld E₁ entsteht
durch eine Multiplikation mit dem Faktor M aus dem
homogenen Feld E₀. Gleichung (14) wird dann zu
E₀(z)δ M = ⟨E₀(z)δ R⟩. (16)
Nach Anwendung einer konformen Abbildung wird als eine
spezielle Lösung von Gleichung (16) erhalten:
Dabei bedeuten E die am Rand des Untersuchungsobjekts
gemessene Feldstärke und E₀ die am Rand des Untersu
chungsobjektes mit homogener Leitfähigkeitsverteilung
ermittelte Feldstärke.
Der Algorithmus der Backprojection erzeugt Bilder von
Unterschieden der Impedanz und nicht Bilder der Impe
danzverteilung selbst, d. h. allen Bildern liegt eine
Referenzmessung und eine aktuelle Messung zugrunde. Es
gibt zwei Möglichkeiten, Unterschiede der Impedanz zu
erfassen.
Zum einen können Bilder aus zeitlichen Veränderungen,
d. h. unterschiedlichen Zuständen gewonnen werden (Zu
stands-differente oder dynamische Abbildungen). Die
andere Möglichkeit besteht in der Messung bei zwei
unterschiedlichen Frequenzen, vorausgesetzt, daß die
beiden benutzten Frequenzen zumindest einen Teil eines
Dispersionsgebietes einschließen (Frequenz-differente
Abbildungen). Z.B. zeigt biologisches Gewebe oberhalb
von 1 kHz strukturbedingt eine ausgeprägte Dispersion
der Impedanz. Sie ist begründet in der Existenz zweier
elektrisch leitender Kompartimente, des extra- und des
intrazellulären Raumes, die durch elektrisch isolieren
de, sich wie Kapazitäten verhaltende Membranen getrennt
sind.
Um einen praktikablen Algorithmus für die Bilderzeugung
zu entwickeln, werden folgende vereinfachende Annahmen
gemacht:
- (1) Die Leitfähigkeitsverteilung weicht nur wenig von einer homogenen Verteilung ab,
- (2) der Körper hat kreisförmigen Umfang und
- (3) die Elektroden sind äquidistant um den Körper plaziert.
Darüber hinaus können bei Stromeinprägung über zwei
nebeneinanderliegende Elektroden diese bei der Berech
nung der Äquipotentiallinien zu einem "Stromdipol"
zusammengefaßt werden, d. h. der Abstand zwischen den
stromführenden Elektroden wird als differentiell klein
angenommen. Bei den oben angenommenen 16 Elektroden
sind 16 verschiedene Stromdipole möglich. Diese 16 Ober
flächen-Elektroden werden in der gewünschten Schnitt
ebene um den Umfang des Körpers äquidistant verteilt.
Die Substanz eines Untersuchungsobjektes kann also im
einfachsten Fall in bezug auf ihre elektrischen Eigen
schaften beschrieben werden durch ein Ersatzschaltbild,
das aus der Parallelschaltung eines Widerstandes R und
eines Kondensators C besteht. Die Impedanz Z beträgt
dann:
Der Quotient von Imaginärteil und Realteil ergibt
mit ϕ = Phase zwischen eingeprägtem Wechselstrom und
gemessener Spannung und ε = Dielektrizitätskonstante.
Wird die Phase ϕ der Impendanz selbst zur Abbildung
herangezogen, erhält man ein Bild der Verteilung der
elektrischen Zeitkonstanten RC sowohl bei Zustands-dif
ferenten als auch im besonderen bei Frequenz-differen
ten Bildern, wenn bezüglich der Frequenz normiert wird:
Anstelle der komplexen Impedanz kann auch die komplexe
Admittanz ausgewertet werden. Weiterhin ist es auch
möglich, Kombinationen von Realteil Imaginärteil, Be
trag oder Phase für die Abbildung heranzuziehen. Die
jeweils mit dem Stromgenerator verbundenen Elektroden
können benachbarte Elektroden sein. Es ist aber auch
möglich, gegenüberliegende Elektroden für die Auswer
tung heranzuziehen. Gleiches gilt auch für die Messung
der Potentialdifferenzen zwischen den restlichen
Elektroden. Es ist möglich, zwei Elektroden gleichzei
tig die Summe von mindestens zwei Strömen mit unter
schiedlicher Frequenz zuzuführen. Verschiedene Zustände
des Untersuchungsobjektes können bei einer Frequenz
gemessen werden, oder es kann ein Zustand bei verschie
denen Frequenzen gemessen werden.
Die vom Stromgenerator eingespeisten Ströme sind kon
stant oder durch Messung bekannt. Der Stromgenerator
kann als Gegentaktstromquelle ausgebildet sein. Die
frequenzabhängigen Eigenschaften des Untersuchungsob
jektes sind in einem Querschnittsbild spektroskopisch
darstellbar, wobei durch Benutzung von Frequenzpaaren
der gesamte der Messung zugängliche Frequenzbereich zur
Spektroskopie ausgenutzt werden kann.
Nachfolgend wird die Erfindung anhand der Zeichnungen
näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 eine Impedanztomografie-Vorrichtung gemäß
einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,
Fig. 2 Äquipotentallinien für Stromdipole (homogenes
Medium),
Fig. 3 ein mit einem Edelstahlzylinder (⌀=20mm) für
eine Frequenz f=40 kHz erhaltenes Bild,
Fig. 4 ein mit einem Edelstahlzylinder (⌀=20mm) und
einem Kunststoffzylinder (⌀=20mm) für f=10 Hz
erhaltenes Bild,
Fig. 5 ein mit einem Edelstahlzylinder (⌀=20mm) am
Rand erhaltenes Bild,
Fig. 6 ein Bild eines Thorax, ausgeatmet, bei
f=25 kHz,
Fig. 7 ein Bild eines Thorax - eingeatmet, bei
f=25 kHz,
Fig. 8 eine Frequenz-differente Abbildung eines
Thorax,
Fig. 9 eine Frequenz-differente Abbildung eines
Unterschenkels,
Fig. 10 zeitliche Verläufe eines angewählten Bild
bereiches und
Fig. 11 eine Abwandlung der Auswerteeinheit.
Die Fig. 3 bis 9 zeigen dabei mit der erfindungsgemäßen
Vorrichtung gewonnene Bilder.
Um ein Meß- bzw. Untersuchungsobjekt 17 sind Elektroden
1 bis 16 äquidistant angeordnet.
Wechselstrom wird über zwei benachbarte Elektroden 1
und 2 in das Meß- bzw. Untersuchungsobjekt eingespeist.
Zwischen den übrigen 14 Elektroden 3 bis 16 wird je
weils die Differenzspannung zwischen benachbarten Elek
troden gemessen, also zwischen den Elektroden (3-4),
(4-5), (5-6) usw. Es werden also jeweils insgesamt 13
Spannungsmessungen ausgeführt. Dann wird die Stromein
speisung um eine Elektrode "verschoben", d. h. die Elek
troden 2 und 3 sind die Strom zuführenden Elektroden.
Zwischen den restlichen 14 Elektroden werden wieder 13
Differenzspannungen gemessen. Insgesamt wird der Strom
nacheinander über alle 16 möglichen, nebeneinanderlie
genden Elektrodenpaare eingespeist. Dadurch wird eine
Matrix von 16 * 13, d. h. 208 Differenzspannungen
ermittelt.
Bei dieser Vorgehensweise erfolgt die Stromspeisung
über jeweils nebeneinanderliegende Elektroden, d. h. der
Spreizwinkel zwischen den Stromelektroden beträgt π/8.
Dieser Spreizwinkel ist in Schritten von π/8 bis π (dia
metral angeordnete Stromelektroden) wählbar.
Die Vorrichtung enthält außerdem eine Ansteuer- und
Meßeinheit 18, eine Einheit 19 zur Elektrodenumschal
tung, einen Wechselstromgenerator 20, eine Abtast- und
Digitalisiereinheit 21 und einen Computer 22 mit ent
sprechendem Programm. Der Computer 22 führt die Steue
rung der Vorrichtung, die Berechnung der Impedanz-Kom
ponenten mit Hilfe der Korrelation, die Speicherung der
Meßwerte, die Bilderzeugung und die Bildverarbeitung
durch. Die Bilder selbst werden auf einem Monitor 23
angezeigt.
Der Algorithmus der Rückprojektion stellt sich bei
einem Medium mit inhomogener Leitfähigkeitsverteilung
in der Praxis folgendermaßen dar (vgl. Fig. 2): Zu
nächst wird der Stromdipol, als Ursache der Äquipoten
tiallinien, zwischen die Elektroden 1 und 2 gelegt
(Fig. 2a). Durch die vom Stromdipol ausgehenden und zu
den übrigen Elektroden 3 bis 16 verlaufenden, einem
homogenen Medium entsprechenden Äquipotentiallinien
werden "gekrümmte Sektoren" definiert. Allen Pixeln
eines solchen Sektors wird diejenige komplexe Leitfähig
keit K zugeordnet, die sich aus dem Meßwert der Poten
tialdifferenz an den beiden zugehörigen Meßelektroden
bei homogener Leitfähigkeitsverteilung ergeben würde.
Für das in Fig. 2a markierte Pixel ist also die zwi
schen den Elektroden 4 und 5 gemessene Potentialdiffe
renz maßgebend. Anschließend wird die Stromeinspeisung
weitergeschaltet; in Fig. 2b zum Beispiel liegt der
Stromdipol zwischen den Elektroden 8 und 9. Aus den
Meßwerten der Potentialdifferenz in allen übrigen Elek
trodenpaaren ergeben sich wiederum κ-Werte für die
zugehörigen "gekrümmten Sektoren", in einem von ihnen
liegt auch das schon in Fig. 2a betrachtete Pixel.
Auf diese Weise wird jedem Pixel P(x,y) für jede der n
Stromeinspeisungen ein Wert W(n,x,y) zugeordnet, der
entweder der Realteil, der Imaginärteil, der Betrag
oder die Phase der komplexen Impedanz sein kann. Unter
Berücksichtigung der Gesamtheit aller n Stromeinspei
sungen wird dann der Summenwert
als resultierender Pixelwert des Impedanz-Tomogramms
definiert. Dabei ist
die relative Differenz der Meßwerte WAkt für das
aktuell untersuchte Medium gegenüber den Meßwerten WRef
eines homogenen Referenzmedium und G(n,x,y) ein
empirisch festgelegter Wichtungsfaktor mit Werten
zwischen 1 und 10-3, der den Summationsbeitrag der dem
Stromeinspeisungsort benachbarten Aufpunkte absenkt.
Den Werten Q(x,y) wird schließlich eine Farb- oder Grauwertskala
zugeordnet, die zwischen dem Maximal- und Minimalwert
von Q(x,y) aufgespannt wird.
Mit der in Fig. 2 gezeigten Vorrichtung wurden zunächst
zur Orientierung Messungen an einem elektrolytischen
Trog durchgeführt. Als Trog dient ein Kunststoffbehäl
ter von 150 mm Durchmesser und 70 mm Höhe. Um den Um
fang eines Zylinders sind äquidistant 16 Elektroden in
einer Höhe von 30 mm über dem Boden eingelassen.
In der Darstellung der tomografischen Bilder kann neben
jedes Bild eine Farb- oder Grauwertskala gestellt werden.
An beiden Enden der Skala sind für
die jeweilige Meßgröße in Prozent die berechneten maxi
malen Unterschiede der aktuellen Messung gegenüber der
Referenzmessung angegeben, d. h. die Skala wird über
den ganzen Bereich der berechneten Unterschiede aufge
spannt. Die Meßgröße wird neben den Bildern angegeben
mit |Z| für den Betrag der Impedanz, ϕ für die Phase,
Re(Z) für den Realteil und Im(Z) für den Imaginärteil.
Die Fig. 3 gibt ein Beispiel für ein Zustands-differen
tes Bild am elektrolytischen Trog für einen Edelstahl
zylinder (⌀=20mm) und einen Kunststoffzylinder (⌀=20mm)
bei einer Frequenz f=40 kHz. Nach der Referenzmessung
sind der Kunststoffzylinder (⌀=20mm) in die im Bild
rechte Troghälfte und der Edelstahlzylinder (⌀=20mm) in
die linke Troghälfte eingebracht worden. Abgebildet
sind die Unterschiede in Betrag, Phase, Realteil und
Imaginärteil der Impedanz gegenüber einer
Referenzmessung im nur mit elektrolytischer Lösung
(ρ=500 . . . 1000Ωcm) gefüllten Trog. Die Meßfrequenz betrug
40 kHz. Die Konturen der Objekte sind
nicht scharf wiedergegeben. Um das Zentrum der Objekte
erscheinen Zonen jeweils gleichen Wider
standsverhältnisses, weil die Quantisierungsstufen der
Farben bzw. Grauwerte verhältnismäßig groß sind. Die hier dargestell
ten Bilder sind geglättet, stets jedoch ungeschärft.
Die angegebenen Prozentzahlen sollten nach der Theorie
den Logarithmus der Widerstandsverhältnisse (aktuelle
Messung zu Referenzmessung) wiedergeben. Im verwendeten
bilderzeugenden Algorithmus ist aber vorausgesetzt, daß
die Referenz eine homogene Widerstandsverteilung auf
weist und daß die Unterschiede klein bleiben. Folglich
ist das Verfahren überfordert, wenn Widerstandsunter
schiede von 6 . . . 9 Zehnerpotenzen auftreten. Wenn auch
die Prozentangaben hinsichtlich ihrer absoluten Beträge
mit Vorsicht bewertet werden müssen, so sind sie aber
für direkte Vergleiche zwischen Bildern sehr hilfreich.
Die Fig. 4 zeigt das Ergebnis bei gleicher Anordnung
der Objekte im Trog wie in Fig. 3, jedoch mit einer
Meßfrequenz von 10 Hz.
Bei 40 kHz (Fig. 3) wird der Edelstahlkörper durch den
Betrag bzw. den Realteil als Leiter (leitfähiger als
der umgebende Elektrolyt) korrekt ausgewiesen, durch
den Betrag bzw. den Realteil bei 10 Hz jedoch (Fig. 4)
als ein erheblich schlechterer Leiter. Dieser auffälli
ge Befund findet seine Erklärung über die Imaginär-Bil
der: bei beiden Meßfrequenzen sind sie ähnlich und wei
sen am Ort des abzubildenden Objekts positive Verände
rungen gegenüber der elektrolytischen Lösung auf. Die
Ursache hierfür liegt in der Grenzschicht zwischen
metallischer und elektrolytischer Phase begründet, die
sich wie eine Kapazität verhält (kapazitiver Anteil der
Polarisationsimpedanz). Bei der hohen Meßfrequenz
(40 kHz) ist der Scheinwiderstand dieser Kapazität so
niedrig, daß ein merklicher dielektrischer Verschie
bungsstrom durch die Grenzschicht fließt, der sich im
metallischen Körper als Ladungsträgerstrom fortsetzt.
Deshalb erscheinen beide Komponenten der Impedanz:
wegen der metallischen Leitung die reale und wegen der
dielektrischen Leitung die Imaginärkomponente. Bei
einer niedrigen Frequenz (10 Hz) hingegen, wenn der
Scheinwiderstand der Grenzschicht hoch ist, wird der
Verschiebungsstrom und damit der Leitungsstrom durch
den Metallkern klein. Folglich werden die Veränderungen
des Imaginärteils klein, und das Realteilbild des Kerns
zeigt höheren Widerstand als der Elektrolyt der Umge
bung.
Im Phasenbild bei 10 Hz (Fig. 4) erkennt man auf Grund
der durch die Kapazität der Grenzschicht bedingten
Phasenänderungen nur den Edelstahlzylinder. Erst das
Imaginärteilbild unterscheidet den Leiter vom Isolator.
Mit diesen Bildern wird das Phänomen der "Elektroden
polarisation" veranschaulicht.
Für die Gewinnung Frequenz-differenter Bilder ist eine
frequenzabhängige Leitfähigkeitsverteilung notwendig.
Im elektrolytischen Trog kann diese Frequenzabhängig
keit durch die Grenzschicht zwischen metallischem Lei
ter und Elektrolyt verursacht werden. Den Bildern von
einem Edelstahlzylinder (⌀=20mm) am Rand des Trogs in
Fig. 5 liegen zwei Messungen bei unterschiedlichen
Frequenzen (200 Hz und 100 Hz) zu Grunde.
Bei der Beurteilung der Ergebnisse am elektrolytischen
Trog muß stets beachtet werden, daß bei Messungen in
vivo in der Regel weder Edelstahl- noch Kunststoffkör
per, sondern kleinere Impedanzunterschiede erkannt
werden sollen.
Die Fig. 6 zeigt Bilder aus Betrag, Phase, Real- und
Imaginärteil des unteren Thoraxbereichs (ausgeatmet,
bei einer Frequenz von 25 kHz). Die Referenzmessung
wurde in einem mittleren Atemzustand aufgenommen, d. h.
die Lungen sind zum Teil mit Luft gefüllt. Die aktuelle
Messung wird im ausgeatmeten Zustand durchgeführt. Die
Bilder stellen den Unterschied zwischen mittlerer Atem
lage und ausgeatmeten Zustand dar, in der die Lungen
flügel eine positive Leitfähigkeitsänderung aufweisen.
Sowohl das Betragsbild als auch im besonderen das Pha
senbild geben die anatomische Struktur mit zwei Lungen
flügeln gut wieder.
In Fig. 7 ist im direkten Vergleich zu Fig. 6 der ein
geatmete Zustand in Bildern von Betrag und Phase eben
falls bei f=25 kHz festgehalten. Hier zeigt sich, daß
insbesondere die in der Phase enthaltene Information
die anatomische Struktur gut abbildet, was einen wesent
lichen Vorteil der Erfindung darstellt.
Werden zur Messung der Impedanz eines Objektes zwei ver
schiedene Frequenzen so gewählt, daß sie wenigstens ein
Stück einer Dispersion einschließen, so kann der fre
quenzbedingte Unterschied der Impedanz zur Abbildung
des Objekts herangezogen werden. Fig. 8 zeigt Bilder
aus Frequenz-differenten Messungen am Thorax. Diesen
Bildern der Schnittebene im unteren Thoraxbereich lie
gen jeweils eine Referenzmessung bei 10 kHz und eine
weitere Messung bei 40 kHz zu Grunde. Der Spreizwinkel
zwischen den stromführenden Elektroden betrug bei der
Meßwertaufnahme dieser Bilder 7·π/8. Das Phasenbild
gibt besonders gut die Struktur der Lungenflügel
wieder.
In Fig. 9 sind vom Unterschenkelbereich Frequenz-diffe
rente Schnittbilder jeweils von Betrag, Phase, Realteil
und Imaginärteil der Impedanz dargestellt. Das Schien
bein liegt im Bereich der Elektroden 13 bis 15 (im
Uhrzeigersinn, Elektrode 16 ist oben) das Wadenbein in
der Nähe von Elektrode 4. In einem Frequenz-differenten
Bild, ermittelt mit den hier verwendeten Frequenzen von
10 kHz und 20 kHz, werden Knochen nicht sichtbar, da
Knochengewebe in diesem Frequenzbereich keine merkliche
Dispersion aufweist.
Besonders in den Bildern von Phase und Imaginärteil
werden die anatomisch vorhandenen drei Muskelbereiche
deutlich getrennt und aufgelöst.
Die mit jeder Messung erzeugten Bilder stellen die
Unterschiede von zwei Impedanzmessungen in der Schnitt
ebene dar. In der klinischen Praxis interessiert häufig
der zeitliche Verlauf der Impedanzunterschiede bestimm
ter Bereiche des Körperquerschnitts. Die Analyse eines
ausgewählten Bildbereichs erfüllt diese Anforderungen
in geeigneter Weise.
Für eine Detailanalyse kann per Programm ein beliebi
ger, nicht zwangsläufig zusammenhängender Bildbereich
ausgewählt werden. In Fig. 10 ist dieser ausgewählte
Bildbereich in den Bildern von Betrag und Phase auf der
linken Seite weiß markiert.
Im Diagramm wird die Abszisse mit den Nummern der in
zeitlicher Folge erzeugten Bilder bezeichnet. Entlang
der Ordinate wird die Summe der prozentualen Änderungen
jedes Pixels von Betrag, Phase, Realteil oder Imaginär
teil aufgetragen, dividiert durch die Anzahl der Pixel
des gewählten Bereichs.
Ein für die Impedanztomografie typischer Anwendungsbe
reich ist die Untersuchung der Lungenfunktion. Beim Ein
atmen füllt nichtleitende Luft die Lungenflügel. Ent
sprechend groß sind dazu die Widerstandsunterschiede im
ausgeatmeten Zustand. Die Analyse eines Bildbereichs,
in Fig. 10 geeigneterweise über den Ort gelegt, an dem
die Lungenflügel erwartet werden, macht den zeitlichen
Verlauf der Unterschiede von Betrag (rot) und Phase
(blau) der Impedanz über eine zeitliche Folge der
Bilder von zwei Atemzügen deutlich. Die Referenzmessung
wurde im ausgeatmeten Zustand durchgeführt (Zustands
differente Bilder).
Die Experimente am elektrolytischen Trog und die Mes
sungen in vivo zeigen, daß die Verwendung auch von Ima
ginärteil bzw. Phase der Impedanz, zusammen mit der
Möglichkeit, mehrere, relativ niedrige Frequenzen ver
wenden zu können, zur inhaltlichen Aussage und zur Qua
lität der Bilder vorteilhaft beitragen. Es werden näm
lich Strukturen erkannt und getrennt aufgelöst, die aus
Bildern, die allein aus dem Realteil oder dem Betrag
der Impedanz erzeugt werden, nicht entnommen werden
können.
Trotz aller Schwierigkeiten, die in der Anwendung der
Feld- bzw. Potentialtheorie gründen, wird eine Auflö
sung von ca. 5% des Durchmessers des betrachteten Quer
schnitts erreicht. Eine Verbesserung der Bildqualität
ist durch Weiterentwicklung des bilderzeugenden Algo
rithmus und durch Anwendung bekannter Methoden der
Bildverarbeitung zu erwarten.
Im Vergleich mit den etablierten Tomografieverfahren
liegt ein Vorteil der Impedanztomografie in der Abbil
dung mittels bisher nicht genutzter Gewebe-Eigenschaf
ten, nämlich der komplexen Leitfähigkeit. Weitere Vor
teile können darin gesehen werden, daß das Verfahren
relativ preiswert, in der Handhabung einfach, auch am
Krankenbett anwendbar (leicht transportabel) und - vor
allem - nicht invasiv ist.
Fig. 11 zeigt ein Ausführungsbeispiel für die Auswerte
einheit. Bei diesem Beispiel werden von den Elektroden
E1, E2, . . . gewonnene Signale jeweils über Verstärker,
steuerbare Verstärker, Analog/Digital-Wandler und
Multiplizierer, an denen jeweils ein Referenz-Sinus
bzw. Referenz-Cosinus liegt, einem Speicherglied zuge
führt, das der Recheneinheit vorgeschaltet ist. Auf
diese Weise erhält die Recheneinheit direkt die Real-
und Imaginärteile der Impedanz, was für eine hohe
Arbeitsgeschwindigkeit sorgt.
In einem digitalen, in der Frequenz von 1 Hz bis 50 kHz
programmierbaren Generator werden Sinus- und Cosinus-
Stromquelle mit erzeugt. Die Sinus-Signale steuern eine
Gegentakt-Stromquelle mit Ausgängen I und . Die Amplitude
ist einstellbar von 0 bis 4 mA. Über Schalter Sa kann der
Strom auf zwei beliebige Elektroden geschaltet werden,
die Polarität wird durch Schalter Sb festgelegt. Die Vor
verstärker VV dienen als Impedanzwandler. Die Meßspannun
gen aller nicht zur Stromeinspeisung benutzten Elektroden
werden über Schalter Sc an die Differenzverstärker DV ge
legt, in den programmierbaren Verstärkern PV zusätzlich ver
stärkt und in den Analog-Digital-Konvertern ADC digitalisiert.
Deren Ausgangsdaten werden in den Multiplizierern und
Akkumulierern MA mit den Referenz-Sinus- und Cosinus-Daten
korreliert. Als Ergebnisse erhält man jeweils Realteil Re(Z)
der Impedanz und Imaginärteil Im(Z). Diese werden in dem
Speicher abgelegt und zum Computer zur Bilderzeugung über
tragen.
Claims (16)
1. Vorrichtung zum Erzeugen tomografischer Bilder, die
die Verteilung der elektrischen Impedanz einer Kör
perschicht in einer Ebene (x,y) eines Untersuchungs
objektes (17) darstellen, durch Messung von elektri
schen Spannungen an der Oberfläche des Untersu
chungsobjektes (17), mit:
- - mindestens N (N = 4,5, . . . n, . . N) Elektroden (1-16), die am Umfang des Untersuchungsobjektes (17) entlang des Randes der Körperschicht anleg bar sind,
- - einer Ansteuer- und Meßeinheit (18), die Wechsel strom von einem Stromgenerator (20) wenigstens zwei Elektroden (1, 2) zuführt, ferner zwischen jeweils zwei restlichen Elektroden oder zwischen jeweils einer restlichen Elektrode und einer Neu tralelektrode infolge des Wechselstroms vom Strom generator auftretende Potentialdifferenzen mißt und schließlich entsprechende Meßsignale liefert,
- - einer Elektrodenumschalteinheit, die fortlaufend jeweils zwei andere Elektroden mit dem Strom generator (20) verbindet, so daß höchstens N Stromeinspeisungen vorliegen, und
- - einer Recheneinheit zum Verarbeiten der Meßsigna le für eine Anzeige des tomografischen Bildes auf einer Anzeigeeinheit (23),
dadurch gekennzeichnet, daß
- - der Stromgenerator den jeweils zwei Elektroden einen Wechselstrom mit einer Frequenz zwischen 10 Hz und 1 MHz zuführt und
- - eine Auswerteinheit (22) jeweils eine den jeweili gen gemessenen Potentialdifferenzen zugeordnete komplexe Impedanz oder Admittanz mit Real- und Imaginärteil bzw. Betrag und Phase ermittelt und entsprechende Impedanz- oder Admittanzwerte als ausgewertete Meßsignal der Recheneinheit zuführt, so daß auf der Anzeigeeinheit (23) das tomografi sche Bild anzeigbar ist, das aus Bildpunkten auf gebaut ist, die durch Auswertung von mindestens dem Imaginärteil und/oder der Phase enthaltenden Impedanz- oder Admittanzwerten gewonnen sind.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeich
net, daß der Strom vom Stromgenerator (20) jeweils
zwei benachbarten Elektroden zugeführt wird.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Potentialdifferenzen zwischen
benachbarten restlichen Elektroden gemessen werden.
4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, da
durch gekennzeichnet, daß den wenigstens zwei Elek
troden gleichzeitig die Summe von mindestens zwei
Strömen mit unterschiedlicher Frequenz zugeführt
wird.
5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, da
durch gekennzeichnet, daß bei verschiedenen Zustän
den des Untersuchungsobjektes (17) mit einer Fre
quenz oder bei einem Zustand des Untersuchungsob
jektes (17) mit verschiedenen Frequenzen gemessen
werden.
6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5,
dadurch gekennzeichnet, daß der auf die Frequenz
normierte Imaginärteil ausgewertet wird.
7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5,
dadurch gekennzeichnet, daß die Phase der Impedanz
ausgewertet wird.
8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5,
dadurch gekennzeichnet, daß das auf die Frequenz
normierte Verhältnis von Imaginärteil zu Realteil
der Impedanz ausgewertet wird.
9. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9,
dadurch gekennzeichnet, daß jedem Pixel P(x,y) des
anzuzeigenden tomografischen Bildes ein Wert
WAkt (n,x,y) zugeordnet ist, der entweder der
Realteil, der Imaginärteil, der Betrag oder die
Phase oder Kombinationen hiervon der komplexen Im
pedanz ist und unter Berücksichtigung der Gesamt
heit aller N Stromeinspeisungen ein Summenwert
als resultierender Pixelwert des tomografischen
Bildes erhalten ist, wobei
die relative Differenz der Meßwerte für die aktuell
untersuchte Körperschicht gegenüber den Werten
WRef (n,x,y) eines homogenen Referenzmediums und
G(n,x,y) einen empirisch festgelegten
Wichtungsfaktor mit Werten zwischen 1 und 10-3
bedeuten.
10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, da
durch gekennzeichnet, daß die Frequenz des Wechsel
stromes zwischen 10 Hz und 50 kHz wählbar ist.
11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 10,
dadurch gekennzeichnet, daß die Auswerteeinheit
(22) in der Recheneinheit (22) vorgesehen ist.
12. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 11,
dadurch gekennzeichnet, daß die eingespeisten Ströme
konstant oder durch Messung bekannt sind.
13. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 12,
dadurch gekennzeichnet, daß der Stromgenerator als
Gegentaktstromquelle ausgebildet ist.
14. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeich
net, daß die frequenzabhängigen Eigenschaften des
Untersuchungsobjektes (17) in einem Querschnitts
bild spektroskopisch darstellbar sind.
15. Vorrichtung nach Anspruch 19, dadurch gekennzeich
net, daß durch Benutzung von Frequenzpaaren der
gesamte der Mesung zugängliche Frequenzbereich zur
Spektroskopie ausgenutzt wird.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE4332257A DE4332257C2 (de) | 1993-09-22 | 1993-09-22 | Vorrichtung zum Erzeugen tomografischer Bilder |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE4332257A DE4332257C2 (de) | 1993-09-22 | 1993-09-22 | Vorrichtung zum Erzeugen tomografischer Bilder |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE4332257A1 true DE4332257A1 (de) | 1995-03-30 |
DE4332257C2 DE4332257C2 (de) | 1996-09-19 |
Family
ID=6498337
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE4332257A Expired - Fee Related DE4332257C2 (de) | 1993-09-22 | 1993-09-22 | Vorrichtung zum Erzeugen tomografischer Bilder |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
DE (1) | DE4332257C2 (de) |
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6943553B2 (en) | 2002-08-23 | 2005-09-13 | Forschungszentrum Julich Gmbh | Method and apparatus for rapid tomographic measurements of the electrical conductivity distribution of a sample |
WO2010128326A1 (en) * | 2009-05-06 | 2010-11-11 | Neurophysix Telemed Limited | Impedance tomography apparatus |
EP2395347A1 (de) * | 2010-06-10 | 2011-12-14 | General Electric Company | Vorrichtung und Verfahren zur durchführung elektrischer Impedanztomographie |
EP2073702B2 (de) † | 2006-08-28 | 2016-08-03 | Timpel S.A. | Datensammlung für elektrische impedanztomografie |
DE102017011176A1 (de) * | 2017-12-05 | 2019-06-06 | Andreas Güttler | Kapazitives Tomographiegerät und kapazitives Tomographieverfahren |
WO2021198679A1 (en) * | 2020-03-30 | 2021-10-07 | Industrial Tomography Systems Plc | Apparatus and method for determining a characteristic of a material |
Families Citing this family (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE10232018B4 (de) * | 2002-07-16 | 2008-05-21 | Dräger Medical AG & Co. KG | Verfahren und eine Vorrichtung zur Korrelationsbestimmung von Signalen eines elektrischen Impedanztomographen |
DE102011108252A1 (de) * | 2011-07-22 | 2013-01-24 | Rheinisch-Westfälische Technische Hochschule Aachen | Verfahren und Vorrichtung zur Überwachung des Harnblasenfüllstandes eines Patienten |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB2119520A (en) * | 1982-04-30 | 1983-11-16 | Brian Hilton Brown | Tomography |
GB2160323A (en) * | 1984-06-14 | 1985-12-18 | Univ Sheffield | Tomography |
US4617939A (en) * | 1982-04-30 | 1986-10-21 | The University Of Sheffield | Tomography |
WO1992019153A1 (en) * | 1991-04-30 | 1992-11-12 | Xitron Technologies | Method and apparatus for displaying multi-frequency bio-impedance |
-
1993
- 1993-09-22 DE DE4332257A patent/DE4332257C2/de not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB2119520A (en) * | 1982-04-30 | 1983-11-16 | Brian Hilton Brown | Tomography |
US4617939A (en) * | 1982-04-30 | 1986-10-21 | The University Of Sheffield | Tomography |
GB2160323A (en) * | 1984-06-14 | 1985-12-18 | Univ Sheffield | Tomography |
WO1992019153A1 (en) * | 1991-04-30 | 1992-11-12 | Xitron Technologies | Method and apparatus for displaying multi-frequency bio-impedance |
Non-Patent Citations (5)
Title |
---|
NL-B.: D. BORBER et al. "Recent developments in APT", - Hrsg. S. Baderach, (Dordrecht, 1980), S.106-121 * |
US-B.: H. SCHWAN: "Electrical Properties of Tissue and Cell Suspensions" in: Advances in Biological and Medical Physics, Vol.5, S.148-206 (Herausgeber: J. Lawrence und C. Tobias, New York, 1957) * |
US-B.: J. G. WEBSTER: "Electrical Impedance Tomography, S.8-14 u. 114-117, Verlag Adam Hilger,1990 * |
US-Z.: IEEE Transactions on Biomedical EngineeringVol. 40 Nr. 1, Januar 1993, S. 29-34 * |
Z. B. BROWN u.a. "The Sheffield Data Collection System": Clin. Phys. Physiol. Meas., Bd.8 Suppl.A (1987) S.91-97 * |
Cited By (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6943553B2 (en) | 2002-08-23 | 2005-09-13 | Forschungszentrum Julich Gmbh | Method and apparatus for rapid tomographic measurements of the electrical conductivity distribution of a sample |
EP2073702B2 (de) † | 2006-08-28 | 2016-08-03 | Timpel S.A. | Datensammlung für elektrische impedanztomografie |
WO2010128326A1 (en) * | 2009-05-06 | 2010-11-11 | Neurophysix Telemed Limited | Impedance tomography apparatus |
EP2395347A1 (de) * | 2010-06-10 | 2011-12-14 | General Electric Company | Vorrichtung und Verfahren zur durchführung elektrischer Impedanztomographie |
DE102017011176A1 (de) * | 2017-12-05 | 2019-06-06 | Andreas Güttler | Kapazitives Tomographiegerät und kapazitives Tomographieverfahren |
DE102017011176B4 (de) | 2017-12-05 | 2022-07-07 | Andreas Güttler | Kapazitives Tomographiegerät und kapazitives Tomographieverfahren |
WO2021198679A1 (en) * | 2020-03-30 | 2021-10-07 | Industrial Tomography Systems Plc | Apparatus and method for determining a characteristic of a material |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE4332257C2 (de) | 1996-09-19 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
EP0945103B1 (de) | Vorrichtung zur Untersuchung von lebendem Gewebe | |
DE69729960T2 (de) | Gerät zur kartierenden erfassung von körperoberflächenpotentialen | |
DE69530207T2 (de) | Vorrichtung zur impedanz-kardiographie | |
AT504060B1 (de) | Vorrichtung zur magnetischen induktionstomografie | |
DE60313218T2 (de) | System und verfahren zur dreidimensionalen visualisierung der leitfähigkeit und stromdichteverteilung in einem elektrisch leitenden objekt | |
EP0674772A1 (de) | Tomographie. | |
DE10230813A1 (de) | Verfahren zum Lokalisieren von mindestens einer fokalen Läsion in einem biologischen Gewebeabschnitt | |
DE10339084B4 (de) | Elektroimpedanztomographie-Gerät | |
DE102012224522A1 (de) | Verfahren zum Verbessern der Abbildungsauflösung der elektrischen Impedanztomographie | |
DE10309245A1 (de) | Vorrichtung zum Lokalisieren einer fokalen Läsion in einem biologischen Gewebeabschnitt | |
WO1999048422A1 (de) | Verfahren zum lokalisieren und identifizieren von signalaktivitäten mindestens eines begrenzten raumgebiets in einem biologischen gewebeabschnitt | |
DE10136529C1 (de) | Kombinierter elektrischer Impedanz- und Ultraschall-Scanner | |
DE4332257C2 (de) | Vorrichtung zum Erzeugen tomografischer Bilder | |
DE4243628A1 (de) | Vorrichtung zur nichtinvasiven Bestimmung der räumlichen Verteilung der elektrischen Impedanz im Innern eines Lebewesens | |
WO1997009928A1 (de) | Verfahren und vorrichtung zur herzzeitvolumenbestimmung | |
DE19508823A1 (de) | Verfahren zur Nachbildung der Oberfläche eines Objekts | |
DE2726630A1 (de) | Verfahren und vorrichtung zur untersuchung innerer physiologischer vorgaenge | |
DE10102204A1 (de) | Messanordnung zur Untersuchung eines Gewebeabschnitts eines Patienten sowie Verwendung einer derartigen Messanordnung | |
DE3017168A1 (de) | Einrichtung zum feststellen von tumoren in lebendem menschlichem brustgewebe | |
DE102010030714A1 (de) | Verfahren zur Bestimmung von R-Zacken in einem EKG-Signal, EKG-Messvorrichtung und Magnetresonanzgerät | |
DE10035415A1 (de) | Nichtinvasive Bestimmung der Blutzuckerkonzentration | |
WO2020109565A1 (de) | Verfahren und sensor zum bestimmen eines die impedanz einer suspension anzeigenden werts | |
DE4446346A1 (de) | Verfahren und Vorrichtung zum Detektieren von Volumenänderungen von Elektrolyten in lebenden Körperteilen und Anwendung | |
DE10158151B4 (de) | Vorrichtung zum Lokalisieren von mindestens einer fokalen Läsion in einem biologischen Gewebeabschnitt | |
DE19523199A1 (de) | Verfahren zur Darstellung von EKG-Signalen |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
OP8 | Request for examination as to paragraph 44 patent law | ||
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition | ||
8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |