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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Analysegerät mit
- – einem
Anregungssystem zum Emittieren eines Anregungsstrahlenbündels für die Anregung
einer Zielregion,
- – einem
Beobachtungssystem zur Darstellung der Zielregion.
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Ein
derartiges Analysegerät
ist aus der internationalen Anmeldung
WO02/057759 bekannt.
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Das
bekannte Analysegerät
nutzt das Beobachtungssystem zur Beobachtung der Zielregion, während die
Zielregion durch das Anregungsstrahlenbündel angeregt wird. Auf der
Grundlage eines von der Zielregion erzeugten Bildes wird das Anregungsstrahlenbündel genau
auf die Zielregion gerichtet. Dadurch wird die Streustrahlung im
Wesentlichen in der Zielregion erzeugt, so dass die Streustrahlung,
die erkannt wird, Informationen enthält, die sich im Wesentlichen
auf die Materialzusammensetzung in der Zielregion beziehen. Insbesondere
kann der Zielbereich ein kapillares Blutgefäß sein, das sich unter der
Hautoberfläche
eines zu untersuchenden Patienten befindet. Das bekannte Analysegerät enthält ein komplexes
und teures konfokales optisches System, um den Zielbereich darzustellen
und Streustrahlung von im Wesentlichen nur dem Zielbereich unterhalb
der Objektoberfläche
zu empfangen.
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Die
Erfindung hat zur Aufgabe, ein Analysegerät zu schaffen, das mit einem
einfachen, aber dennoch zuverlässigen
Beobachtungssystem ausgestattet ist, welches weniger aufwändig herzustellen ist.
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Diese
Aufgabe wird durch ein erfindungsgemäßes Analysegerät gelöst, bei
dem das Beobachtungssystem so ausgelegt ist, dass es in einem Kontrastwellenlängenbereich
ein Kontrastbild erzeugt und in einem Referenzwellenlängenbereich
ein Referenzbild erzeugt.
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Das
durch das Beobachtungssystem erzeugte Kontrastbild und das Referenzbild
liefern zusätzliche
Informationen zu der Position des Zielbereichs. Eine Erkenntnis
der Erfindung ist, dass die Zielregion in der Praxis in einem bestimmten
Wellenlängenbereich
eventuell einen geringen Kontrast zu ihrer Umgebung hat, aber dass
der Kontrast von dem Wellenlängenbereich
abhängig
ist. Obwohl der Kontrast schwach sein kann, erweist er sich für den Wellenlängenbereich
als empfindlicher. Das bedeutet, dass es auch bei einem schwachen
Kontrast relativ große
Unterschiede zwischen dem Kontrast im Kontrastwellenlängenbereich
und im Referenzwellenlängenbereich
gibt. Dementsprechend wird die Zielregion auf der Grundlage der Änderung
des Kontrasts in der Zielregion mit der Wellenlänge zuverlässiger und genauer identifiziert.
Der Unterschied zwischen dem Kontrast der Zielregion zu seiner Umgebung
sowohl im Kontrastbild als auch im Referenzbild identifiziert die
Zielregion genau. Insbesondere wenn es sich bei der Zielregion um
ein Blutgefäß handelt,
ist der Unterschied zwischen dem Kontrast des dargestellten Blutgefäßes in dem
Referenzbild mit einem Wellenlängenbereich über 600
nm, vor allem im Bereich von 600–700 nm, dem Referenzwellenlängenbereich, und
dem Kontrast des dargestellten Blutgefäßes in dem Kontrastbild mit
einem Wellenlängenbereich zum
Beispiel im Bereich von 520–580
nm, dem Kontrastwellenlängenbereich,
empfindlicher für
das zu beobachtende Blutgefäß als der
Kontrast entweder in dem Kontrastbild oder in dem Referenzbild.
Insbesondere tritt der Kontrastunterschied zwischen dem Kontrastbild
und dem Referenzbild auf, weil Blut und das umgebende Gewebe in
dem Referenzwellenlängenbereich
nahezu die gleiche Absorption aufweisen, während die Absorption durch
das Blut in dem Kontrastwellenlängenbereich
stärker
ist als die Absorption durch das umgebende Gewebe. Die Unterschiede
zwischen dem Kontrastbild und dem Referenzbild können direkt durch den Benutzer
beobachtet werden, oder sie können
durch ein Vergleichssystem abgeleitet werden.
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Das
Beobachtungssystem des erfindungsgemäßen Analysegerätes ist
einfacher als das konfokale optische System des bekannten Analysegerätes, und
die Beobachtung der Zielregion auf der Grundlage des Vergleichs
des Kontrastbildes und des Referenzbildes erweist sich als recht
zuverlässig.
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Diese
und andere Aspekte der Erfindung werden unter Bezugnahme auf die
in den abhängigen
Ansprüchen
definierten Ausführungsformen
weiter ausgearbeitet.
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Eine
bevorzugte Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Analysegeräts umfasst
ein Vergleichssystem, um das Kontrastbild mit dem Referenzbild zu
vergleichen. Wie erläutert,
wird die Zielregion auf der Grundlage des Vergleichs von Kontrastbild
und Referenzbild genau und zuverlässig identifiziert. Der Vergleich
kann zum Beispiel vorgenommen werden, indem aus dem Kontrastbild
und dem Referenzbild ein Korrelationsbild erzeugt wird. Das Korrelationsbild
hat Pixelwerte, die an Positionen in dem Korrelationsbild die Korrelation
des Kontrastbildes mit dem Referenzbild darstellen. Dieses Korrelati onsbild
umfasst einen Vergleich von Helligkeitswerten an entsprechenden
Positionen im Kontrastbild bzw. im Referenzbild. Die Korrelation
liefert einen Wert für
eine quantitative Beziehung zwischen Pixeln im Kontrastbild und
im Referenzbild. Eine spezielle Version des Korrelationsbildes hat
Pixelwerte, die als das Verhältnis
der Pixelwerte des Kontrastbildes und des Referenzbildes an entsprechenden
Positionen in diesen Bildern berechnet werden. Die Zielregion lässt sich
in dem Korrelationsbild leicht als ein Bereich mit Pixelwerten identifizieren,
die stark von dem durchschnittlichen Pixelwert des Korrelationsbildes abweichen.
Die Zielregion kann zum Beispiel recht hohe Pixelwerte haben, die
sich recht hell zeigen, oder recht dunkle Pixelwerte aufweisen,
die sich als deutlich dunkle Bereiche in dem Korrelationsbild zeigen.
Gute Ergebnisse werden vor allem erzielt, wenn der Schwellenwert
auf den Hintergrundrauschpegel des Korrelationsbildes eingestellt
wird. Pixelwerte des Korrelationsbildes, die kleiner als der Schwellenwert
sind, werden zum Beispiel auf den digitalen Pixelwert 0 gestellt.
In dem Fall, dass sich die Zielregion dunkel zeigt, wird die Zielregion
noch deutlicher identifiziert, wenn die Pixelwerte in dem Korrelationsbild
an Positionen, wo die Pixelwerte an den entsprechenden Positionen
in dem Referenzbild einen vorgegebenen Höchstwert überschreiten, auf einen vorher
festgelegten Maximalwert (z.B. digitaler Pixelwert 255) gestellt
werden.
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Bei
einer anderen Version dieser bevorzugten Ausführungsform wird der Vergleich
anhand eines Differenzbildes vorgenommen. Das Differenzbild hat
Pixelwerte, die an Positionen in dem Differenzbild die Differenz
zwischen den Pixelwerten des Kontrastbildes und des Referenzbildes
an entsprechenden Positionen darstellen. Das bedeutet, die Pixelwerte des
Differenzbildes werden als die Unterschiede zwischen den Pixelwerten
des Kontrastbildes und des Referenzbildes an entsprechenden Positionen
in diesen Bildern berechnet.
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Bei
einer weiteren bevorzugten Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Analysegeräts enthält das Beobachtungssystem
eine optische Quelle, die ein optisches Strahlenbündel mit
einem breiten Wellenlängenbereich
erzeugt. Dieser breite Wellenlängenbereich
umfasst sowohl den Referenzwellenlängenbereich als auch den Kontrastwellenlängenbereich.
Außerdem
ist das Beobachtungssystem mit einem justierbaren optischen Filter
ausgestattet. Ein geeigneter justierbarer optischer Filter ist zum
Beispiel ein abstimmbarer Flüssigkristallfilter (engl.
liquid crystal tuneable filter, LCTF). Weitere Beispiele für den abstimmbaren
optischen Filter sind ein opto-akustischer abstimmbarer Filter oder
ein drehbares Filterrad mit einzelnen Abschnitten, die den Referenzwellenlängenbereich bzw.
den Kontraswellenlängenbereich
hindurchlassen. In seiner Referenzeinstellung lässt der abstimmbare optische
Filter eine Komponente eines optischen Strahlenbündels mit Wellenlängen im
Referenzwellenlängenbereich durchtreten,
während
vor allem Wellenlängen
im Kontrastwellenlängenbereich
im optischen Strahlenbündel
unterdrückt
werden. In seiner Kontrasteinstellung lässt der justierbare optische
Filter eine Komponente des optischen Strahlenbündels mit Wellenlängen im
Kontrastwellenlängenbereich
durchtreten, während
vor allem Wellenlängen
in dem Referenzwellenlängenbereich
im optischen Strahlenbündel
unterdrückt
werden. In der Kontrasteinstellung liefert der justierbare optische
Filter also ein Kontraststrahlenbündel mit einer Wellenlänge im Kontrastwellenlängenbereich.
In der Referenzeinstellung liefert der justierbare optische Filter
ein Referenzstrahlenbündel
mit einer Wellenlänge
im Referenzwellenlängenbereich.
Kontrast- und Referenzstrahlenbündel werden
verwendet, um das Kontrastbild bzw. das Referenzbild zu erzeugen.
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Bei
einer alternativen Ausführungsform
ist das Beobachtungssystem mit separaten optischen Quellen ausgestattet,
die das Kontraststrahlenbündel bzw.
das Referenzstrahlenbündel
liefern, um das Kontrastbild bzw. das Referenzbild zu erzeugen.
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Bei
einer weiteren alternativen Ausführungsform
ist das Beobachtungssystem mit einer optischen Quelle ausgestattet,
bei der die Wellenlänge des
optischen Strahlenbündels
auf den Referenzwellenlängenbereich
bzw. auf den Kontrastwellenlängenbereich
eingestellt werden kann. Eine geeignete optische Quelle mit justierbarer
Wellenlänge
ist eine Elektrolumineszenz-Vorrichtung, die an sich in dem Artikel „Electroluminescent
device with reversible switching between red and green emission" von S. Welter et
al. in Nature 421 (2003), 54–57,
erwähnt wurde.
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Diese
und andere Aspekte der Erfindung werden unter Bezugnahme auf die
im Folgenden beschriebenen Ausführungsformen
und unter Bezugnahme auf die begleitenden Zeichnungen erläutert. Es
zeigen:
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1 eine
schematische Darstellung einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Analysegeräts;
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2 eine
schematische Darstellung einer weiteren Ausführungsform der Erfindung.
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1 zeigt
eine schematische Darstellung des erfindungsgemäßen Analysegeräts. Das
Anregungssystem 1 umfasst ein Anregungslasersystem 11,
das das Anregungsstrahlenbündel 13 emittiert. Für die Raman-Spektroskopie
eignet sich oft gut ein Anregungsstrahlenbündel mit einer Wellenlänge im Nahinfrarotbereich,
z.B. über
800 nm. Geeignete Laser für
das Anregungslasersystem sind zum Beispiel ein Titan-Saphir-Laser
oder eine Laserdiode, die bei 785 nm arbeitet. Das Anregungssystem
ist auch mit einem Abtastspiegel 12, einem ablenkenden
polarisierenden Farbfilter 23 und einer Objektivlinse 14 ausgestattet,
die zusammenarbeiten, um das Anregungsstrahlenbündel in dem zu untersuchenden
Objekt 3 zu fokussieren. Bei dem Objekt handelt es sich zum
Beispiel um die Haut eines zu untersuchenden Patienten. Unter der
Oberfläche 31 der
Haut 3 liegt eine Schicht, in der sich kapillare Blutgefäße 32 befinden.
Diese kapillaren Blutgefäße treten
bei ca. 50–180 μm und vor
allem im Bereich von 100 μm ± 30 μm unter der
Hautoberfläche
auf. Tiefer unter der Oberfläche 31,
zum Beispiel bei ca. 200 μm
unter der Hautoberfläche,
befinden sich weitere tiefe Gewebeschichten. Das Anregungsstrahlenbündel 13 wird
auf eines der Kapillargefäße 32 fokussiert,
um Raman-Streustrahlung von dem betreffenden Kapillargefäß zu erzeugen.
Das betreffende Kapillargefäß 32 bildet
somit die Zielregion, die durch das Anregungsstrahlenbündel 13 angeregt
wird. Das Raman-Streustrahlenbündel 41 wird
einem spektroskopischen Erkennungssystem 4 zugeführt, das
ein Spektrometer mit einer CCD-Kamera enthält. Dieses spektroskopische
Erkennungssystem unterzieht die Raman-Streustrahlung von der Zielregion,
d.h. dem kapillaren Blutgefäß, einer
spektroskopischen Analyse. Anschließend wird von den erfassten
Raman-Spektraldaten die Zusammensetzung des Bluts in dem kapillaren
Blutgefäß abgeleitet.
Somit wird auf nicht-invasive Weise eine in-vivo-Blutanalyse durchgeführt. Zum
Beispiel wird der Blutglukosepegel des Bluts in dem kapillaren Blutgefäß auf der
Basis der Raman-Spektraldaten bestimmt, die von dem Blut in dem
kapillaren Blutgefäß erfasst
wurden. Weitere Beispiele für
Analyten, die auf der Basis der Raman-Spektroskopie untersucht werden
können,
sind z.B. Glukohämoglobin,
Laktat, Cholesterol (gesamt, HDL, LDL), Triglyceride, Hämoglobin,
Bikarbonat und Blutgase. Das Spektrometer mit dem CCD-Detektor ist
in das spektroskopische Erkennungssystem 4 eingebaut, das
das Raman-Spektrum für
Wellenlängen aufzeichnet,
die kleiner als ca. 1050 nm sind. Diese Obergrenze von 1050 nm wird
hauptsächlich
durch die Empfindlichkeit des CCD-Detektors bestimmt. Das Ausgangssignal
des Spektrometers mit dem CCD-Detektor stellt das Raman-Spektrum
des infraroten Raman-Streulichts dar. In der Praxis tritt dieses Raman-Spektrum
in dem Wellenlängenbereich
jenseits von 785 nm auf, abhängig
von der Anregungswellenlänge.
Infrarotes Raman-Streulicht hat eine Wellenlänge, die einer Energieverschiebung
im Bereich von 300–2000
Wellenzahlen relativ zu der Anregungswellenlänge entspricht. Das Ausgangssignal des
CCD-Detektors wird einer Spektrum-Anzeigeeinheit (engl. spectrum
display unit, spd) zugeführt,
zum Beispiel einer Workstation, die das aufgezeichnete Raman-Spektrum
(spct) auf einem Monitor anzeigt.
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Das
Beobachtungssystem 2 des Analysegeräts ist so ausgelegt, dass es
die Zielregion, vor allem das kapillare Blutgefäß 32, darstellt. Eine
Lichtquelle 22 emittiert ein Bildgebungsstrahlenbündel 25,
das durch einen Polarisator 23 geleitet wird, um ein polarisiertes
Bildgebungsstrahlenbündel 26 zu
erzeugen, das zu dem Objekt 3 geleitet wird, insbesondere
in die Haut des zu untersuchenden Patienten. Zu diesem Zweck hat
das polarisierte Bildgebungsstrahlenbündel eine Wellenlänge im Bereich
von 400–1000 nm.
Das Bildgebungsstrahlenbündel
hat vorzugsweise eine mittlere freie Streulänge in dem Hautgewebe, die
größer ist
als die Tiefe der Kapillargefäße unter der
Hautoberfläche,
während
einige Grad der Streuung notwendig sind, um die Kapillargefäße von hinten
zu beleuchten. Eine adäquate
Penetration tritt auf, wenn die Wellenlänge größer als 400 nm ist. Eine derartige
Streuung erfolgt in zunehmendem Maße, wenn die Wellenlänge länger wird,
bis ca. 850 nm. Es wird also eine gute Beleuchtung der Kapillargefäße in dem
Wellenlängenbereich
von 400–850
nm erreicht. Um einen Kontrast zwischen den Kapillargefäßen und
dem umgebenden Gewebe zu erreichen, wird ein erheblicher Unterschied
zwischen der Absorption durch Blut bzw. Gewebe benötigt; sehr
gute Ergebnisse werden in den Bereichen um 520 nm, 580 nm und auch
um 430 nm erzielt. Speziell wird ein Wellenlängenbereich von vorzugsweise
520–580
nm für
das Bildgebungsstrahlenbündel
benutzt, um das Kontrastbild der kapillaren Blutgefäße zu erzeugen, und
für die
Penetrationstiefe ist die Hautstruktur wesentlich. Gute Ergebnisse
werden insbesondere bei Wellenlängen
um 530 nm und im Bereich von 560–570 nm erreicht. Dies wird
noch weiter dadurch optimiert, dass die tatsächlich verwendete Wellenlänge an den
betreffenden zu untersuchenden Patienten angepasst wird. Weiterhin
wird ein Wellenlängenbereich
von vorzugsweise 600–700
nm für
das Bildgebungsstrahlenbündel
verwendet, um das Referenzbild zu erzeugen. Gute Ergebnisse werden
zum Beispiel für
Wellenlängen
im Bereich von 620–630
nm und um 630 nm erreicht. Nach Streuung und Reflexion vom Objekt 3 trifft
ein zurückkehrendes
Bildgebungsstrahlenbündel
bei einem polarisierenden Strahlenteiler ein. Die Polarisationsrichtung
des Polarisators 23 und die Polarisationsrichtungen des
polarisierenden Strahlenteilers sind im Wesentlichen orthogonal.
Nur der Teil des zurückkehrenden
Bildgebungsstrahlenbündels 41,
dessen Polarisierung im Wesentlichen orthogonal zu der Polarisationsrichtung
des durch den Polarisator 23 gebildeten polarisierten Bildgebungsstrahlenbündels 26 ist,
durchquert den polarisierenden Strahlenteiler. Somit fungiert der
polarisierende Strahlenteiler als ein Analysator, der im Wesentlichen
depolarisiertes Licht von dem Objekt 3 an eine CCD-Kamera 42 des
Beobachtungssystems 4 überträgt. Vorzugsweise
ist die CCD-Kamera 42 eine farbempfindliche Kamera, die sowohl
für die
Referenzwellenlängenbereiche
als auch für
den Kontrastwellenlängenbereich
empfindlich ist. Licht, das von den oberen Schichten des Objekts
reflektiert wird, wird kaum depolarisiert, während Licht, das aus tieferen
Schichten gestreut wird, in größerem Maße depolarisiert
wird. Das depolarisierte Licht aus den tieferen Schichten beleuchtet
somit tatsächlich
die näher
an der Oberfläche
liegenden Schichten. Insbesondere beleuchtet das depolarisierte
Licht, das in den tieferen Schichten gebildet wird, die Schicht
der kapillaren Blutgefäße in der Haut
des zu untersuchenden Patienten von hinten. Diese Schicht kapillarer
Blutgefäße befindet
sich dichter an der Hautoberfläche
als die Region, von der aus das Licht mehrfach gestreut wird, und
Depolarisation erfolgt. Dementsprechend dient das depolarisierte
Licht zur Hinterleuchtung der kapillaren Blutgefäße. Das depolarisierte Licht
wird genutzt, um die Kapillargefäße auf der
CCD-Kamera 41 des Beobachtungssystems 4 darzustellen.
Insbesondere erfolgt die Hinterleuchtung durch mehrfach gestreutes Licht
in zwei (oder mehr) Wellenlängenbereichen. Insbesondere
kann die Hinterleuchtung bei drei separaten Wellenlängenbereichen
genutzt werden, indem das Referenzbild bei ca. 700 nm gebildet wird und
die beiden Kontrastbilder bei ca. 530 nm bzw. bei 580 nm gebildet
werden. Aus einem Vergleich beider Kontrastbilder mit den Referenzbildern
wird das Verhältnis
von Sauerstoffanreicherung/Sauerstoffentzug bestimmt. Dementsprechend
wird, wenn drei Wellenlängen
genutzt werden, spektrale Information in den beiden Kontrastbildern
genutzt, um die kapillaren Blutgefäße und die Zielregion zu beobachten,
d.h. die kapillaren Blutgefäße werden
mit hoher Zuverlässigkeit
erkannt. Dieses Verhältnis
unterscheidet klar Blut in den Blutgefäßen von anderen Strukturen,
die Kontrast in den Kontrastbildern erzeugen. In der in 1 gezeigten
Ausführungsform
des erfindungsgemäßen Analysegeräts ist der
justierbare optische Filter in den Polarisator 23 integriert.
Dies wird erreicht, indem ein justierbarer polarisierender Farbfilter 23 verwendet
wird, der im Wesentlichen eine Polarisierungsrichtung einer Komponente
in betreffenden Wellenlängenbereichen
des Lichts von der Lichtquelle 22 durchlässt. Vor
allem wenn das Durchlassfenster des justierbaren polarisierenden
Farbfilters auf den Kontrastwellenlängenbereich von zum Beispiel 520–580 nm
eingestellt wird, um die Erzeugung des Kontrastbildes zu erreichen,
liegt in der Praxis ein vorwiegend grünes Bild vor, in dem Blutgefäße mit einem
erheblichen Kontrast dargestellt werden. Wenn das Durchlassfenster
des justierbaren polarisierenden Farbfilters auf den Referenzwellenlängenbereich von
zum Beispiel 600–700
nm gestellt wird, wird das Referenzbild erzeugt, das in der Praxis
ein vorwiegend rotes Bild ist, in dem vor allem Blutgefäße mit geringem
Kontrast zu ihrer Umgebung dargestellt werden. Es tritt jedoch etwas
Kontrast in dem Referenzbild auf, vor allem aufgrund von anderen
anatomischen Strukturen als den Blutgefäßen. Etwas Kontrast kann nämlich zum
Beispiel durch strukturierte Gewebefasern erzeugt werden, die depolarisieren oder
doppelbrechend sind, insbesondere durch Rillen, Schweißdrüsen oder
Haarfollikel.
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Die
CCD-Kamera 42 gibt entsprechende elektronische Bildsignale
aus, nämlich
ein Kontrastbildsignal und ein Referenzbildsignal, welches das Kontrastbild
bzw. das Referenzbild darstellt. Vor allem entsprechen Signalpegel
des Kontrast- und des Referenzbildsignals den Helligkeitswerten
des Kontrastbildes bzw. des Referenzbildes. Das Kontrast- und das
Referenzbildsignal werden einem Monitor 43 zugeführt, auf
dem das Kontrastbild und das Referenzbild angezeigt werden. Vorzugsweise
werden das Kontrastbild und das Referenzbild durch jeweilige Ansichtanschlüsse am Monitor 44 gleichzeitig
angezeigt. Weiterhin werden das Kontrastbildsignal und das Referenzbildsignal
einer Bildverarbeitungseinheit 45 zugeführt. Die Bildverarbeitungseinheit
ist programmiert, um das Kontrastbildsignal mit dem Referenzbildsignal
zu vergleichen. Dieser Vergleich liefert Informationen zu der Position
der Zielregion, insbesondere eines kapillaren Blutgefäßes dicht
unter der Hautoberfläche
des zu untersuchenden Patienten. Auf der Grundlage dieses Vergleichs
des Kontrastbildes mit dem Referenzbild steuert die Bildverarbeitungseinheit
das Anregungssystem 1, so dass das kapillare Blutgefäß angeregt
wird, das bei dem Vergleich des Kontrastbildes mit dem Referenzbild erkannt
wurde. Insbesondere justiert die Bildverarbeitungseinheit einen
Abtastspiegel 12 des Anregungssystems, so dass das Anregungsstrahlenbündel 13 genau
auf das betreffende kapillare Blutgefäß gerichtet wird. Alternativ
kann das kapillare Blutgefäß genau
in Bezug auf das Anregungsstrahlenbündel positioniert werden. Zum
Beispiel kann ein XY-Tisch verwendet werden, um zum Beispiel die
Hand oder das Handgelenk des Patienten so zu halten, dass die Hand
oder das Handgelenk des Patienten bewegt werden kann, um das Kapillargefäß korrekt
zu platzieren.
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Die
Bildverarbeitungseinheit ist zum Beispiel programmiert, um die Korrelation
des Kontrastbildes mit dem Referenzbild zu berechnen. Hohe Werte
dieser Korrelation weisen mit hoher Zuverlässigkeit und hoher Genauigkeit
auf die Anwesenheit eines Blutgefäßes hin. Bei einer anderen
Version ist die Bildverarbeitungseinheit zum Beispiel so programmiert,
dass das Verhältnis
der Helligkeitswerte an entsprechenden Positionen im Kontrastbild
bzw. im Referenzbild berechnet wird. Dies kann auf einfache Weise
erfolgen, indem das Verhältnis
des Signalpegels des Kontrastbildsignals zum Signalpegel des Referenzbildsignals
für entsprechende
Positionen in sowohl dem Kontrastbild als auch dem Referenzbild
berechnet wird. Entsprechende Positionen in beiden Bildern beziehen
sich auf im Wesentlichen die gleiche Position in dem Objekt 3.
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Das
Anregungssystem umfasst einen Anregungslaser 11, um ein
Anregungslaserstrahlenbündel
zu erzeugen, das zum Beispiel infrarotes Licht im Bereich von 700–850 nm,
insbesondere um 785 nm bei einer Bandbreite von ca. 0,1 nm emittiert.
Dieses Anregungsstrahlenbündel
erzeugt Raman-Streulicht, das von der Haut des Patienten zu einem
Fasereintritt 17 einer Faserkopplung 16 zum spektroskopischen
Erkennungssystem 18 zurückkehrt.
Vor dem Fasereintritt 17 ist ein Filter 15 angeordnet.
Der Filter 15 blockiert im Wesentlichen elastisch gestreutes oder
reflektiertes Laserlicht mit der gleichen Wellenlänge wie
das Anregungsstrahlenbündel.
Somit verhindert der Filter 15, dass ein Teil des Anregungsstrahlenbündels in
die Faser 16 eintritt. Das spektroskopische Erkennungssystem
unterzieht den Inhalt des betreffenden kapillaren Blutgefäßes einer
spektroskopischen Analyse. Da das Anregungsstrahlenbündel basierend
auf der Korrelation der Informationen in dem Kontrastbild und dem
Referenzbild genau auf dieses Blutgefäß ausgerichtet worden ist,
wird eine Beeinträchtigung
der spektroskopischen Analyse durch Raman-Streuung von jenseits
des betreffenden kapillaren Blutgefäßes im Wesentlichen vermieden.
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2 zeigt
eine schematische Darstellung einer weiteren Ausführungsform
der Erfindung. In der Ausführungsform
aus 2 umfasst das Beobachtungssystem 2 zwei
Diodenlaser oder LEDs 27, 28. Hierbei handelt
es sich um eine Referenzlaserdiode 27 und eine Kontrastlaserdiode 28.
Einer der Injektionsdiodenlaser, die Referenzlaserdiode 27,
emittiert Licht im Referenzwellenlängenbereich, und die andere
Laserdiode, die Kontrastlaserdiode 28, emittiert Licht
im Kontrastwellenlängenbereich.
Insbesondere emittiert die Referenzlaserdiode rotes Licht mit einer Wellenlänge von
ca. 630 nm und die Kontrastlaserdiode emittiert grünes Licht
von ca. 530 nm. Anstelle der Laserdioden können Leuchtdioden (LEDs) verwendet
werden. Das Beobachtungssystem umfasst ferner einen selektiven Reflektor 29.
Der selektive Reflektor 29 hat einen hohen Transmissionsgrad
für das
Referenzstrahlenbündel
von der Referenzlaserdiode 27, und auf der anderen Seite
weist der selektive Reflektor 29 Reflexionsvermögen für das Kontraststrahlenbündel von
der Kontrastlaserdiode 28 auf. Die CCD-Kamera 42 wird
so betrieben, dass sie das Referenzbild und das Kontrastbild nacheinander erfasst.