DE69932485T2

DE69932485T2 - Blutgefäss Bilddarstellungssystem

Info

Publication number: DE69932485T2
Application number: DE69932485T
Authority: DE
Inventors: Masahiro Ashigarakami-gun Toida; Kazuo Ashigarakami-gun Hakamata
Original assignee: Fuji Photo Film Co Ltd
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 1998-11-20
Filing date: 1999-11-19
Publication date: 2007-01-11
Anticipated expiration: 2019-11-20
Also published as: EP1002497A2; DE69932485D1; US6374128B1; EP1002497B1; EP1002497A3

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Gebiet der Erfindung
Die Erfindung betrifft ein Blutgefäß-Unterscheidungssystem.
Die Erfindung schafft ein System, welches Arterien und Venen deutlich voneinander unterscheiden kann.
Beschreibung des einschlägigen Standes der Technik
Auf klinischem Gebiet besteht großer Bedarf an der Abbildung von Arterien einerseits und Venen andererseits in deutlich zu unterscheidender Weise. Da zum Beispiel Arteriosklerose am Umfang der Arterien ihren Ausgang nimmt, ist es für die Diagnose von Arteriosklerose nützlich, wenn die Innenwände der peripheren Arterien im Unterschied zu den Venen deutlich abgebildet werden können.
Als System zur Abbildung von Blutgefäßen ist die Angiographie bekannt. Allerdings hat die Angiographie den Nachteil, daß die Belastung des Probanden beträchtlich ist und der Proband im allgemeinen im Krankenhaus verweilen muß.
Außerdem wurde eine Methode zum Abbilden eines Teils eines Organismus' auf der Grundlage der Lichtdurchdringung durch den betreffenden Teil vorgeschlagen in „Japanese ME Academy Magazine BME", Vol. 8, Nr. 5, 1994, Seiten 41–50. Allerdings ist es sehr schwierig, Arterien und Venen mit Hilfe dieser Methode in deutlich voneinander unterscheidbarer Weise darzustellen.
Die US-A-4 109 647 zeigt ein System zum Messen des Blutstroms unter Nutzung der Doppler-Streuung kohärenten Lichts.
OFFENBARUNG DER ERFINDUNG
Im Hinblick auf die obigen Betrachtungen und Erläuterungen ist es Ziel der Erfindung, ein Blutgefäß-Unterscheidungssystem anzugeben, welches einen Blutstrom in Arterien und Venen in deutlich voneinander unterscheidbarer Weise abbilden kann, ohne daß dabei der Proband beträchtlicher Belastung ausgesetzt ist.
Erfindungsgemäß wird ein Blutgefäß-Unterscheidungssystem mit den Merkmalen des Anspruchs 1 geschaffen.
Bevorzugt detektiert die Unterscheidungseinrichtung Frequenzkomponenten des von dem Organismus gestreuten Meßlichts, detektiert die halbe Breite des Spektrums des Frequenzdetektiersignals, und unterscheidet eine Arterie von einer Vene in dem Organismus anhand der halben Breite.
Die Unterscheidungseinrichtung kann eine Einrichtung sein, die Frequenzkomponenten des von dem Organismus gestreuten Meßlichts detektiert, die Intensität von außermittigen Komponenten in einem Frequenzband detektiert, welches gegenüber der Mittenfrequenz des Frequenzdetektiersignals um eine vorbestimmte Breite abweicht, und eine Arterie von einer Vene in dem Organismus anhand der Intensität unterscheidet.
Außerdem kann die Unterscheidungseinrichtung eine Einrichtung sein, die Frequenzkomponenten des von dem Organismus gestreuten Meßlichts detektiert, das Verhältnis zwischen der Intensität der Mittenfrequenzkomponenten des Frequenzdetektiersignals und der Intensität der außermittigen Komponenten in einem Frequenzband, welches sich von der Mittenfrequenz des Frequenzdetektiersignals um eine vorbestimmte Breite unterscheidet, detektiert, und eine Arterie und eine Vene in dem Organismus voneinander auf der Grundlage des Intensitätsverhältnisses unterscheidet.
Außerdem kann die Unterscheidungseinrichtung eine Einrichtung sein, die Frequenzkomponenten des von dem Organismus gestreuten Meßlichts anhand eines optischen Überlagerungs-Detektiersignals detektiert.
Vorzugsweise wird ein optisches Überlagerungs-Detektiersystem verwendet, um eine hohe räumliche Auflösung des Organismus, welches als streuendes Medium fungiert, zu garantieren, wobei Arterien und Venen voneinander anhand des Umstands unterschieden werden, daß die spektrale Verbreiterung (Doppler-Verbreiterung) eines Schwebungskomponenten-Detektiersignals, welches von dem Überlagerungs-Detektiersystem ausgegeben wird, sich mit dem Strömungsdurchsatz des Bluts in dem Blutgefäß ändert.
Bevorzugte Ausführungsformen sind durch die abhängigen Ansprüche definiert.
Beispielsweise erzeugt die Bilderzeugungseinrichtung ein Bildsignal für Arterienteile des Organismus anhand von Komponenten des außermittigen Schwebungssignals, die oberhalb des vorbestimmten Schwellenwerts liegen, und erzeugt ein Bildsignal von Venenteilen des Organismus anhand von Komponenten des außermittigen Schwebungssignals, die unterhalb des vorbestimmten Schwellenwerts liegen.
Es ist bevorzugt, daß das System mit einer gleichphasigen Zeitdetektoreinrichtung ausgestattet ist, die gleichphasige Zeitpunkte detektiert, zu denen eine Verbreiterung des Spektrums des Schwebungskomponenten-Detektiersignals eine vorbestimmte Phase annimmt, ferner mit einer Synchronisationsdetektoreinrichtung, die das dezentrierte Schwebungssignal zu phasengleichen Zeiten abtastet und das dezentrierte Schwebungssignal in die Bildsignalerzeugungseinrichtung eingibt.
Die Gleichphasen-Zeitdetektoreinrichtung kann zum Beispiel eine Einrichtung zum Detektieren der Impulswelle des Organismus oder eine Einrichtung zum Detektieren der Zeitpunkte sein, zu denen die Mittenfrequenzkomponente des Schwebungskomponenten-Detektiersignals einen vorbestimmten Spitzenwert annimmt. Weiterhin wird bevorzugt, daß die Meßlichtquelle ein lineares oder zweidimensionales Array aus mehreren Lichte missionsteilen aufweist und das optische Überlagerungs-Detektorsystem derart ausgebildet ist, daß es parallel Schwebungskomponenten der kombinierten Lichtstrahlen detektieren kann, beruhend auf den Meßlichtstrahlen von den einzelnen Lichtemissionsteilen, wobei die Meßlichtquelle und das optische Überlagerungs-Detektorsystem außerdem zumindest teilweise als Abtasteinrichtung fungieren.
Das Schwebungskomponenten-Detektiersignal (Schwebungssignal), welches von dem oben beschriebenen Überlagerungs-Detektorsystem ausgegeben wird, repräsentiert die Intensität von ausschließlich geraden Lichtkomponenten, die geradlinig durch den Organismus laufen, oder von Streulichtkomponenten, die den geraden Lichtkomponenten nahekommen, ausschließlich des Einflusses der Streuung durch den Organismus, der als streuendes Medium fungiert.
Wenn ein Fluid, welches eine Mehrfachstreuung des Meßlichts bewirkt, in einer Richtung rechtwinklig zur Laufrichtung des Meßlichts strömt, senkt sich der Spitzenwert des Schwebungssignals ab, das Spektrum des Schwebungssignals verbreitert sich. Beispielsweise zeigt 4A ein Spektrum des Schwebungssignals, wenn der Strömungsdurchsatz des Fluids 0 beträgt, und die 4B bis 4D zeigen das Spektrum für verschiedene Strömungsdurchsätze des Fluids in deren aufsteigender Reihenfolge. Wie anhand der 4A bis 4D ersichtlich ist, wird der Spitzenwert der Intensität des Schwebungssignals geringer, und das Spektrum des Schwebungssignals verbreitert sich (Doppler-Verbreitung), wenn der Strömungsdurchsatz des Fluids zunimmt.
Da Blut ebenfalls ein Fluid ist, welches eine Mehrfachstreuung von Licht bewirkt, tritt das gleiche Phänomen auf, wenn Meßlicht durch ein Blutgefäß hindurchtritt. Da arterielles Blut im allgemeinen einen höheren Strömungsdurchsatz hat als venöses Blut, sind die Verringerung des Spitzenwerts der Intensität des Schwebungssignals und die Verbreiterung des Spektrums stärker ausgeprägt, wenn der Meßlichtstrahl durch eine Arterie läuft, als wenn der Meßlichtstrahl durch eine Vene läuft.
In 5 zeigt eine Linie a ein Spektrum des Schwebungssignals, wenn der Meßlichtstrahl durch eine Arterie läuft, und die Linie b zeigt ein Spektrum des Schwebungssignals, wenn der Meßlichtstrahl durch eine Vene läuft. Wenn Komponenten des Schwebungssignals in einem Frequenzband, welches gegenüber der Mittenfrequenz ω des Schwebungssignals um eine vorbestimmte Breite Δf abweicht, mit Hilfe eines Bandpaßfilters einer durch die Linie c angegebenen Kennlinie detektiert werden, und anhand der Komponenten des dezentrierten Schwebungssignals (bestehend aus den Komponenten des Schwebungssignals innerhalb jenes Frequenzbands), die höher oder niedriger liegen als ein vorbestimmter Schwellenwert, ein Bildsignal erzeugt wird, so läßt sich ein Bildsignal erhalten, welches lediglich Arterienteile oder Venenteile des Organismus darstellt.
Das heißt: wenn der vorbestimmte Schwellenwert beispielsweise in 5 auf d festgelegt wird und ein Bildsignal anhand der Komponenten des dezentrierten Schwebungssignals erzeugt wird, die höher liegen als der vorbestimmte Schwellenwert d, so läßt sich ein Bildsignal erzeugen, welches ausschließlich Arterienteile des Organismus wiedergibt. Wenn andererseits ein Bildsignal auf der Grundlage von Komponenten des dezentrierten Bildsignals erzeugt wird, die kleiner sind als der vorbestimmte Schwellenwert d, so läßt sich ein Bildsignal für ausschließlich Venenteile des Organismus erzeugen.
Streng genommen ändert sich die Verbreiterung des Spektrums des Schwebungssignals aufgrund des Stroms arteriellen Bluts mit dem Strömungsdurchsatz des Bluts. Das heißt: das Spektrum des Schwebungssignals bei maximalem Strömungsdurchsatz des arteriellen Bluts ist in 6 durch die Linie a-1 dargestellt, wohingegen das Spektrum des Schwebungssignals bei kleinstem Strömungsdurchsatz des arteriellen Bluts durch eine Linie a-2 dargestellt ist. Eine Verbreiterung des Spektrums des Schwebungssignals ähnelt stark derjenigen des Schwebungssignals, wenn der Meßlichtstrahl durch eine Vene läuft (dargestellt durch die Linie b) innerhalb eines Frequenzbands, welches dem Durchlaßfrequenzband des Bandpaßfilters entspricht, und folglich ist es schwierig, ersteres von letzterem zu unterscheiden.
Wenn also die gleichphasigen Zeiten, zu denen eine Verbreiterung des Spektrums des Schwebungskomponenten-Detektorsignals zu einer vorbestimmten Phase wird (optimale Zeiten, zu denen der Strömungsdurchsatz des arteriellen Bluts maximal ist) detektiert werden, so wird das dezentrierte Schwebungssignal zu den gleichphasigen Zeitpunkten abgetastet, und das so erhaltene dezentrierte Schwebungssignal dient als Eingangsgröße für die Bildsignalerzeugungseinrichtung, so daß sich Arterien und Venen in deutlich voneinander unterscheidbarer Weise abbilden lassen.
Wenn weiterhin eine Meßlichtquelle ein lineares oder zweidimensionales Array aus mehreren Lichtemissionsabschnitten und ein optisches Überlagerungs-Detektiersystem enthält, welches parallel Schwebungskomponenten der kombinierten Lichtstrahlen anhand der Meßlichtstrahlen von den einzelnen Lichtemissionsbereichen detektieren kann, verwendet werden, so daß die Meßlichtquelle und das optische Überlagerungs-Detektiersystem auch zumindest als Teil der Abtasteinrichtung fungieren können, so wird die Abtasteinrichtung zum mechanischen Bewegen des Meßlichtstrahls über den Organismus in mindestens einer Richtung überflüssig, so daß die Abtastgeschwindigkeit, die letztendlich maßgeblich für die Abbildungsgeschwindigkeit ist, gesteigert werden kann. Dies ist von besonderem Vorteil dann, wenn das dezentrierte Schwebungssignal zu den phasengleichen Zeiten abgetastet wird und das Abtasten des dezentrierten Schwebungssignals relativ lange Zeit in Anspruch nimmt.
Gemäß einem bevorzugten Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Blutgefäß-Abbildungssystem geschaffen, welches aufweist:
eine Meßlichtquelle, die einen Meßlichtstrahl emittiert,
eine Abtasteinrichtung, die den Meßlichtstrahl veranlaßt, einen Organismus abzutasten,
ein optisches Überlagerungs-Detektiersystem, bestehend aus einem optischen System, welches den Meßlichtstrahl stromaufwärts bezüglich des Organismus auftrennt in einen ersten Strahl, der so verläuft, daß er auf den Organismus auftrifft, und einen zweiten Strahl, der nicht auf den Organismus auftrifft, und welches den zweiten Lichtstrahl mit dem ersten, von dem Organismus stammenden Lichtstrahl zu einem kombinierten Lichtstrahl kombiniert, einem Frequenzverschieber, der den ersten und den zweiten Lichtstrahl dazu bringt, verschiedene Frequenzen anzunehmen, und einer Schwebungskomponenten-Detektiereinrichtung, die Schwebungskomponenten des kombinierten Lichtstrahls detektiert,
eine Spektralanalyseeinrichtung, die das Spektrum des von der Schwebungskomponenten-Detektiereinrichtung ausgegebenen Schwebungskomponenten-Detektiersignals ermittelt, und
eine Bildsignalerzeugungseinrichtung, die ein Bildsignal anhand einer spektralen Breite zwischen zwei Frequenzen erzeugt, bei denen die Intensität des Schwebungskomponenten-Detektiersignals einen vorbestimmten Wert annimmt in bezug auf die Intensität der Mittenfrequenzkomponenten, beispielsweise einer halben Breite des Spektrums.
Wie oben ausgeführt, repräsentiert das von dem oben beschriebenen Überlagerungs-Detektiersystem ausgegebene Schwebungskomponenten-Detektiersignal (Schwebungssignal) die Intensität ausschließlich gerader Lichtkomponenten, die geradlinig durch den Organismus laufen, oder von Streulichtkomponenten, die den geraden Lichtkomponenten nahekommen, ausgenommen vom Einfluß der Streuung durch den Organismus, bei dem es sich um ein streuendes Medium handelt.
Wenn ein Fluid, welches eine Mehrfachstreuung des Meßlichts bewirkt, in eine Richtung rechtwinklig zur Laufrichtung des Meßlichts strömt, wird der Spitzenwert des Schwebungssignals abgesenkt, das Spektrum des Schwebungssignals wird verbreitet. Beispielsweise zeigt 11A ein Spektrum des Schwebungssignals, wenn der Strömungsdurchsatz des Fluids 0 beträgt, und 11B bis 11D zeigen die Spektren für unterschiedliche Strömungsdurchsätze des Fluids in aufsteigender Reihenfolge. Wie am besten in 11A bis 11D zu sehen ist, wird der Spitzenwert der Intensität des Schwebungssignals geringer und das Spektrum des Schwebungssignals breiter (Doppler-Verbreiterung), wenn der Strömungsdurchsatz des Fluids zunimmt.
Das Verhältnis I(ω+Δf)/I(ω) in bezug auf die Intensität I(ω) der Mittenfrequenzkomponenten des Schwebungssignals (den Komponenten des Schwebungssignals bei der Mittenfrequenz ω) der Intensität I(ω+Δf) der dezentrierten Komponenten des Schwebungssignals innerhalb eines Frequenzbands, welches von der Mittenfrequenz ω um eine vorbestimmte Breite abweicht, ändert sich mit dem Strömungsdurchsatz ν des Fluids im wesentlichen, wie es in 12 gezeigt ist.
Da Blut auch ein Fluid ist, welches eine Mehrfachstreuung von Licht bewirkt, tritt das gleiche Problem auf, wenn der Meßlichtstrahl durch ein Blutgefäß hindurchtritt. Da arterielles Blut im allgemeinen einen höheren Strömungsdurchsatz hat als venöses Blut, ist das Verhältnis I(ω+Δf)/I(ω) größer, wenn der Meßlichtstrahl durch eine Arterie läuft, als wenn der Meßlichtstrahl durch eine Vene läuft.
Obschon die Intensität I des Schwebungssignals selbst unter dem Einfluß der Dämpfung aufgrund der Absorption und/oder der Streuung beim Durchlaufen des Meßlichtstrahls durch den Organismus Schwankungen unterliegt, ändert sich das Intensitätsverhältnis, das ist der Wert, den man erhält durch Normieren der Intensität I(ω+Δf) der dezentrierten Komponenten des Schwebungssignals durch die Intensität I(ω) der Mittenfrequenzkomponenten des Schwebungssignals, im wesentlichen ausschließlich in Abhängigkeit der Blutströmungsgeschwindigkeit in der oben beschriebenen Weise, wobei der Dämpfungseinfluß kompensiert ist.
Wenn also die Bildsignalerzeugungseinrichtung ein Bildsignal auf der Grundlage des Intensitätsverhältnisses I(ω+Δf)/I(ω) erzeugt, so daß das Bildsignal bei ansteigender Intensität einen höheren Wert annimmt, so lassen sich beispielsweise die Arterienteile und die Venenteile in voneinander deutlich durch Dichte und/oder Helligkeit unterscheidbarer Weise abbilden.
Da das Intensitätsverhältnis I(ω+Δf)/I(ω) der Spektralwellenform des Schwebungssignals entspricht, lassen sich die Arterienteile und die Venenteile in voneinander deutlich unterscheidbarer Weise auch dadurch abbilden, daß ein Bildsignal auf der Grundlage der Spektralwellenform des Schwebungssignals anstelle des Intensitätsverhältnisses I(ω+Δf)/I(ω) wie in dem Blutgefäß-Abbildungssystem des dritten Aspekts erzeugt wird.
Das heißt: in dem System gemäß einem bevorzugten Aspekt der Erfindung wird das Bildsignal auf der Grundlage einer spektralen Breite zwischen zwei Frequenzen erzeugt, bei denen die Intensität des Schwebungskomponenten-Detektiersignals einen vorbestimmten Wert bezüglich der Intensität der Mittenfrequenzkomponenten annimmt, beispielsweise entsprechend der halben Breite des Spektrums. Da eine solche spektrale Breite größer wird, wenn der Strömungsdurchsatz des Bluts zunimmt, wie aus den 11A bis 11D ersichtlich ist, lassen sich die Arterienteile und die Venenteile in voneinander deutlich unterscheidbarer Weise anhand der Dichte und/oder Helligkeit bei Erzeugung des Bildsignals abbilden, beispielsweise derart, daß das Bildsignal einen höheren Wert annimmt, wenn die spektrale Breite größer wird.
Da außerdem die spektrale Breite, beispielsweise die halbe Breite, sich grundsätzlich in Abhängigkeit von ausschließlich der Blutströmungsgeschwindigkeit in der oben beschriebenen Weise unter dem Einfluß der kompensierten Dämpfung ändert, können Arterienteile und Venenteile anhand der spektralen Breite deutlich voneinander unterschieden werden.
Die Analyseeinrichtung kann eine Einrichtung sein, welche Frequenzkomponenten des von dem Organismus gestreuten Meßlichts detektiert, die Intensität von dezentrierten Komponenten in einem Frequenzband detektiert, welches von der Mittenfrequenz des Frequenzdetektiersignals um eine vorbestimmte Breite abweicht, und den Strömungsdurchsatz des das Licht streuenden Fluids auf der Grundlage der Intensität analysiert.
Außerdem kann die Analyseeinrichtung eine Einrichtung sein, die Frequenzkomponenten des von dem Organismus gestreuten Meßlichts detektiert, die das Verhältnis zwischen der Intensität der Mittenfrequenzkomponenten des Frequenzdetektiersignals und der Intensität der dezentrierten Komponenten in einem Frequenzband detektiert, welches von der Mittenfrequenz des Frequenzdetektiersignals um eine vorbestimmte Breite abweicht, und die den Strömungsdurchsatz des das Licht streuenden Fluids anhand des Intensitätsverhältnisses analysiert.
Außerdem kann die Analyseeinrichtung eine Einrichtung sein, welche Frequenzkomponenten des von dem Organismus gestreuten Meßlicht anhand eines optischen Überlagerungs-Detektiersignals nachweist.
In dem Blutgefäß-Abbildungssystem gemäß einem bevorzugten Aspekt der Erfindung wird eine Arterie und/oder eine Vene abgebildet auf der Grundlage der Verbreiterung des Spektrums aufgrund einer Wechselwirkung des Meßlichts mit dem Organismus, wobei die Arterie und/oder die Vene abgebildet werden kann wie bei den vorhergehenden Blutgefäß-Abbildungssystemen, indem man von einem optischen Überlagerungs-Detektiersystem Gebrauch macht.
Bei sämtlichen Systemen gemäß der Erfindung, die oben erläutert wurden, wird eine Verbreiterung des Spektrums entsprechend der Blut-Strömungsgeschwindigkeit in dem Blutgefäß nachgewiesen, wenn die Arterie und/oder die Vene abgebildet wird. Da das arterielle Blut und das venöse Blut sich voneinander im Blutströmungsdurchsatz unterscheiden, lassen sich Arterie und Vene voneinander anhand der Verbreiterung des Spektrums unterscheiden, die dem Blut-Strömungsdurchsatz in dem Blutgefäß entspricht. Weiterhin läßt sich der Strömungsdurchsatz des Bluts in dem Blutgefäß anhand der Verbreiterung des Spektrums ermitteln. In ähnlicher Weise läßt sich auch der Strömungsdurchsatz eines anderen Licht streuenden Fluids als Blut ermitteln.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 ist eine schematische Ansicht eines Blutgefäß-Unterscheidungssystems gemäß einer ersten Ausführungsform der Erfindung,
2 ist eine schematische Ansicht eines Blutgefäß-Unterscheidungssystems gemäß einer zweiten Ausführungsform der Erfindung,
3 ist eine schematische Ansicht eines Blutgefäß-Unterscheidungssystems gemäß einer dritten Ausführungsform der Erfindung,
4A bis 4D sind Ansichten zum Veranschaulichen der Relation der Doppler-Verbreiterung und dem Fluid-Strömungsdurchsatz,
5 ist eine Ansicht, die die Verbreiterung des Spektrums des Schwebungssignals aufgrund des Blutstroms und die Durchlaßkennlinie des zum Nachweisen des dezentrierten Schwebungssignals verwendeten Bandpaßfilters veranschaulicht,
6 ist eine Ansicht, die die Verbreiterung des Spektrums des Schwebungssignals bei verschiedenen Blutströmungsgeschwindigkeiten sowie die Durchlaßkennlinie des zum Nachweisen des dezentrierten Schwebungssignals verwendeten Bandpaßfilters veranschaulicht,
7 ist eine schematische Ansicht eines Blutgefäß-Unterscheidungssystems gemäß einer vierten Ausführungsform der Erfindung,
8 ist eine Ansicht, die die Verbreiterung des Spektrums des Schwebungssignals durch Blutstrom und die Durchlaßkennlinie der bei der vierten Ausführungsform zum Nachweisen dezentrierter Schwebungssignale verwendeter Bandpaßfilter zeigt,
9 ist eine schematische Ansicht eines Blutgefäß-Unterscheidungssystems gemäß einer fünften Ausführungsform der Erfindung,
10 ist eine Ansicht zum Veranschaulichen der halben Breite des Schwebungssignals, welches bei der fünften Ausführungsform erhalten wird,
11A bis 11D sind Ansichten, die die Relation der Doppler-Verbreiterung und der Fluid-Strömungsgeschwindigkeit veranschaulichen,
12 ist eine Ansicht zum Veranschaulichen der Relation zwischen dem Intensitätsverhältnis I(ω+Δf)/I(ω) und dem Strömungsdurchsatz veranschaulicht,
13 ist eine schematische Ansicht eines Strömungsdurchsatz-Meßsystems,
14A bis 14D sind Ansichten, die die Änderung des Spektrums des von dem streuenden Fluid bei dem Strömungsdurchsatz des Fluids gestreuten Meßlichts veranschaulichen,
15 zeigt die Relation zwischen der halben Breite des Spektrums des Meßlichts, welches von dem streuenden Fluid gestreut wird, und dem Strömungsdurchsatz des Fluids,
16 ist eine Ansicht des Spektrums des Meßlichts, welches von dem streuenden Fluid gestreut wird, zusammen mit der Durchgangskennlinie des die dezentrierten Komponenten detektierenden Filters,
17A bis 17C sind Ansichten der Änderung des Spektrums des Meßlichts, welches von dem streuenden Fluid bei dem Strömungsdurchsatz des Fluids gestreut wird, zusammen mit der dezentrierten Frequenz, und
18 ist eine Ansicht der Beziehung zwischen dem Verhältnis zwischen der Intensität der Komponenten des bei der Mittenfrequenz detektierten Lichts und der Intensität der Komponenten bei einer Frequenz, die gegenüber der Mittenfrequenz um eine vorbestimmte Breite abweicht, wobei außerdem der Strömungsdurchsatz des Fluids dargestellt ist.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
In 1 enthält ein Blutgefäß-Unterscheidungssystem gemäß einer ersten Ausführungsform der Erfindung einen Laser 11, der einen Meßlichtstrahl L mit einer Wellenlänge λ emittiert, ein optisches Überlagerungssystem 12, einen Photodetektor 13, der den von dem optischen Überlagerungssystem 12 kommenden Meßlichtstrahl L empfängt, ein Bandpaßfilter (BPF) 14, welches an den Photodetektor 13 angeschlossen ist und ausschließlich ein Signal in einem vorbestimmten Frequenzband durchläßt, was weiter unten noch beschrieben wird, und einen Pegelmesser 15, der an das Bandpaßfilter 14 angeschlossen ist.
Das System enthält weiterhin einen Personal-Computer (PC) 20, der ein Ausgangssignal des Pegelmessers 15 empfängt und zusammen mit dem Pegelmesser 15 eine Bildsignalerzeugungseinrichtung bildet, ferner einen Bildmonitor 21, beispielsweise einen Kathodenstrahlröhren-Bildschirm, der an den Personal-Computer 20 angeschlossen ist.
Weiterhin ist ein X-Y-Tisch 23 vorgesehen, der in X- und Y-Richtung bewegbar ist und auf sich ein Objekt (zum Beispiel einen menschlichen Finger) 22 trägt. Ein Tischtreiber 24 treibt den X-Y-Tisch 23 unter der Steuerung des Personal-Computers 20.
Das optische System 12 und der Photodetektor 13 bilden ein optisches Überlagerungs-Detektiersystem. Das optische System 12 umfaßt einen ersten Halbspiegel 30, der den Meßlichtstrahl L auftrennt in einen ersten Lichtstahl L1 (derjenige Teil des Meßlichtstrahls L, der von dem ersten Halbspiegel 30 reflektiert wird) und einen zweiten Lichtstrahl L2 (der Teil des Meßlichtstrahls L, der den ersten Halbspiegel 30 passiert), einen ersten Spiegel 31, der den ersten Lichtstrahl L1 reflektiert, damit er auf das Objekt 22 auftrifft, einen zweiten Spiegel 32, der den zweiten Lichtstrahl L2 reflektiert, und einen zweiten Halbspiegel 33, der den ersten, durch das Objekt 22 hindurchgehenden Lichtstrahl L1 mit dem zweiten, von dem zweiten Spiegel 32 reflektierten Lichtstrahl L2 zu einem kombinierten Lichtstrahl Lc kombiniert, und einen dritten Spiegel 35, der den kombinierten Lichtstrahl Lc kombiniert, so daß er auf den Photodetektor 13 auftrifft.
Im optischen Weg des zweiten Lichtstrahls L2 befindet sich ein Frequenzschieber 34, der den zweiten Lichtstrahl L2 um einen vorbestimmten Betrag in seiner Frequenz verschiebt, so daß die Mittenfrequenz des zweiten Lichtstrahls L2 den Wert ω annimmt. Der Frequenzschieber 34 kann zum Beispiel einen AOM enthalten.
Im folgenden wird das Blutgefäß-Unterscheidungssystem dieser Ausführungsform beschrieben. Bei der Aufnahme eines Blutgefäßbilds wird ein Meßlichtstrahl L von dem Laser 11 emittiert, und der erste Lichtstrahl L1 wird auf das Projekt 22 projiziert. Während der Projektion des ersten Lichtstrahls L1 wird der X-Y-Tisch 23 in X- und Y-Richtung bewegt, wodurch der erste Lichtstrahl L1 das Objekt 22 zweidimensional abtastet.
Wenn der erste durch das Objekt 22 hindurchgehende Lichtstrahl L1 mit dem in der Frequenz verschobenen zweiten Lichtstrahl L2 von dem zweiten Halbspiegel 33 zu einem kombinierten Lichtstrahl Lc vereint wird, so enthält dieser kombinierte Lichtstrahl Lc Schwebungskomponenten mit der Mittenfrequenz ω entsprechend derjenigen des in der Frequenz verschobenen zweiten Lichtstrahls L2. Das Ausgangssignal des Photodetektors 13 bei Empfang des kombinierten Lichtstrahls Lc beinhaltet ein von den Schwebungskomponenten erzeugtes Schwebungssignal B. Das Ausgangssignal des Photodetektors 13 wird in das Bandpaßfüter 14 eingegeben.
Das Schwebungssignal B repräsentiert die Intensität lediglich geradliniger Lichtkomponenten, die gerade durch das Objekt 22 hindurchgehen, bei dem es sich um ein streuendes Medium handelt, oder um gestreute Lichtkomponenten, die den geraden Lichtkomponenten nahekommen. Durch Gewinnen eines Bildsignals für das Objekt 22 auf der Grundlage des Schwebungssignals B läßt sich also eine hohe räumliche Auflösung garantieren, obschon der Meßlichtstrahl L (der erste Lichtstrahl L1) von dem Objekt 22 gestreut wird.
Das Bandpaßfilter 14 läßt selektiv Signalkomponenten in einem Frequenzband nahe der Frequenz (ω+Δf) durch, die gegenüber der Mittenfrequenz ω des Schwebungssignals B um eine vorbestimmte Breite Δf abweicht, wie durch die Linie c in 5 gezeigt ist.
Das durch das Bandpaßfilter 14 gehende Signal, das ist das dezentrierte Schwebungssignal Bo, wird in den Pegelmesser 15 eingegeben. Der Pegelmesser 15 mißt einen Pegel des dezentrierten Schwebungssignals Bo mit einem vorbestimmten Zeitablauf, beispielsweise zu einem Zeitpunkt, zu dem das dezentrierte Schwebungssignal Bo einen Spitzenwert annimmt, und gibt das Pegelsignal SL, welches repräsentativ für den gemessenen Pegel des dezentrierten Schwebungssignals Bo ist, in den Personal-Computer 20 ein.
Der Personal-Computer 20 vergleicht den Pegel des dezentrierten Schwebungssignals Bo entsprechend dem Pegelsignal SL mit einem vorbestimmten Schwellenwert, wie er in 5 durch d dargestellt ist. Wird eine Arterie dargestellt, so erzeugt der Personal-Computer 20 eine Bildsignalkomponente Sp, die eine relativ starke Dichte aufweist (eine geringe Helligkeit), wenn der Pegel des dezentrierten Schwebungssignals Bo größer ist als der Schwellenwert, wohingegen eine Bildsignalkomponente Sp mit relativ geringer Dichte (große Helligkeit) in den übrigen Fällen angegeben wird, und er gibt die Bildsignalkomponente Sp auf den Monitor 21.
Der Pegelmesser 15 gibt ein dezentriertes Schwebungssignal Bo für jeden Abtastfleck auf dem Objekt 22 aus, wenn der erste Lichtstrahl L1 das Objekt 22 abtastet. Folglich wird eine zwei Werte umfassende Bildsignalkomponente Sp für jeden Abtastfleck auf dem Objekt 22 erzeugt.
Der Bildmonitor 21 reproduziert ein zweidimensionales Bild aufgrund eines Bildsignals, bestehend aus den so für die einzelnen Abtastflecken erzeugten Bildsignalkomponenten Sp. In dem Bild wird der Arterienteil als Bereich relativ hoher Dichte auf einem Hintergrund relativ geringer Dichte dargestellt.
Wenn andererseits eine Vene abzubilden ist, erzeugt der Personal-Computer 20 eine Bildsignalkomponente Sp, die eine relativ hohe Dichte (geringe Helligkeit) darstellt, wenn der Pegel des dezentrierten Schwebungssignals Bo niedriger liegt als der Schwellenwert, ansonsten enthält die Bildsignalkomponente Sp eine relativ geringe Dichte (große Helligkeit), und die Bildsignalkomponente Sp wird in den Monitor 21 eingegeben.
Der Bildmonitor 21 gibt ein zweidimensionales Bild auf der Grundlage des aus den so erzeugten Bildsignalkomponenten Sp für die einzelnen Abtastflecken bestehenden Bildsignals wieder. In dem Bild zeigt sich der Venenbereich als Bereich relativ hoher Dichte auf einem Hintergrund mit relativ geringer Dichte.
Das Blutgefäß-Unterscheidungssystem gemäß einer zweiten Ausführungsform der Erfindung wird im folgenden anhand der 2 erläutert. In der 2 tragen die auch in 1 gezeigten Elemente gleiche Bezugszeichen und werden nicht noch einmal beschrieben. Das Blutgefäß-Abbildungssystem dieser Ausführungsform unterscheidet sich grundlegend von demjenigen der ersten Ausführungsform dadurch, daß eine Pulsationssignal-Detektoreinrichtung 50 vorgesehen ist, die eine pulsierende Welle des Objekts 22 nachweist, ferner eine Synchronisations-Detektoreinrichtung 51, die das Pegelsignal SL auf der Grundlage des Pulsationssignals Sc abtastet, welches von der Pulsationssignal-Detektoreinrichtung 50 ausgegeben wird.
Die Synchronisations-Detektoreinrichtung 51 tastet das Pegelsignal SL zu Zeiten ab, zu denen die Verbreiterung des Spektrums des Schwebungssignals B eine vorbestimmte Phase annimmt (in dieser speziellen Ausführungsform sind dies Zeitpunkte, zu denen der Strömungsdurchsatz des arteriellen Bluts maximal ist), um das abgetastete Pegelsignal SL in den Personal-Computer 20 einzugeben. Bei dieser Ausgestaltung läßt sich der Pegel des dezentrierten Schwebungssignals Bo nachweisen, wenn die Verbreiterung des Spektrums des Schwebungssignals B einen Zustand einnimmt, der in 6 durch eine Linie a-1 dargestellt ist, weit entfernt vom Zustand gemäß Linie b, die eine Spektrumsverbreiterung des Schwebungssignals B wiedergibt, wenn der Meßlichtstrahl L durch eine Vene hindurchtritt, so daß der Arterienteil und der Venenteil in voneinander deutlich unterschiedener Weise abgebildet werden können.
Im folgenden wird anhand der 3 ein Blutgefäß-Unterscheidungssystem gemäß einer dritten Ausführungsform der Erfindung beschrieben. In 3 tragen analoge Elemente wie in 2 gleiche Bezugszeichen und werden nicht noch einmal beschrieben. Das Blutgefäß-Abbildungssystem dieser Ausführungsform unterscheidet sich von demjenigen der zweiten Ausführungsform im Prinzip dadurch, daß anstelle der Pulsationssignal-Detektoreinrichtung 50 ein zweiter Photodetektor 63, der den kombinierten Lichtstrahl Lc empfängt, ein zweites Bandpaßfilter 64, welches an den Photodetektor 63 angeschlossen ist und nur ein Signal in einem vorbestimmten Frequenzband durchläßt, was später noch beschrieben wird, und ein zweiter Pegelmesser 65, der an das Bandpaßfilter 64 angeschlossen ist, vorgesehen sind.
Das zweite Bandpaßfilter 64 läßt selektiv Signalkomponenten in einem Frequenzband durch, welches sich in der Nähe der Mittenfrequenz ω des Schwebungssignals B im Ausgangssignal des zweiten Photodetektors 63 befindet. Das Signal Bω, welches das zweite Bandpaßfilter 64 durchläuft, wird in den zweiten Pegelmesser 65 eingegeben, der ein Zeitsteuersignal St ausgibt, wenn der Spitzenwert des Signals Bω unter einen voreingestellten Wert abfällt, um das Signal in die Synchronisationsdetektoreinrichtung 51 einzugeben, welche das Pegelsignal SL bei Erhalt des Zeitsteuersignals St abtastet und den abgetasteten Signalwert SL in den Personal-Computer 20 eingibt.
Außerdem kann auf diese Weise die Synchronisations-Detektoreinrichtung 51 das Pegelsignal SL zu Zeitpunkten abtasten, zu denen eine Verbreiterung des Spektrums des Schwebungssignals B eine vorbestimmte Phase einnimmt (bei dieser speziellen Ausführungsform sind dies Zeitpunkte, zu denen der Strömungsdurchsatz des arteriellen Bluts maximal ist). Folglich läßt sich der Pegel des dezentrierten Schwebungssignals Bo detektieren, wenn eine Verbreiterung des Spektrums des Schwebungssignals B einen in 6 durch eine Linie a-1 dargestellten Zustand einnimmt, weit entfernt von einem Zustand gemäß der Linie b, die eine Verbreiterung des Spektrums des Schwebungssignals B wiedergibt, wenn der Meßlichtstrahl L eine Vene durchsetzt, so daß der arterielle Teil und der venöse Teil in deutlich voneinander verschiedener Weise abgebildet werden können.
Das Blutgefäß-Unterscheidungssystem gemäß einer vierten Ausführungsform der Erfindung wird im folgenden anhand der 7 erläutert. In 7 enthält ein Blutgefäß-Abbildungssystem gemäß dieser Ausführungsform einen Laser 111, der einen Meßlichtstrahl L mit einer Wellenlänge λ emittiert, ein optisches Überlagerungssystem 112, einen ersten bis dritten Photodetektor 113 bis 115, die den von dem optischen Überlagerungssystem 112 kommenden Meßlichtstrahl L empfangen, ein erstes bis drittes Bandpaßfilter (BPF) 116 bis 118, die an die Photodetektoren 113 bis 115 angeschlossen sind und Signale in unten zu beschreibenden bestimmten Frequenzbändern selektiv durchlassen, und einen ersten bis dritten Pegelmesser 119 bis 121, die an die Bandpaßfilter 116 bis 118 angeschlossen sind.
Das System enthält weiterhin einen Personal-Computer (PC) 222, der Ausgangssignale der Pegelmesser 119 bis 121 empfängt und zusammen mit den Pegelmessern 119 bis 121 und einem an den Personal-Computer 122 angeschlossenen Bildmonitor 123, beispielsweise einen Kathodenstrahlröhren-Bildschirm, eine Bildsignalerzeugungseinrichtung bildet.
Außerdem gibt es einen X-Y-Tisch 125, der in X- und Y-Richtung bewegbar ist und auf sich ein Objekt 124 lagert (zum Beispiel den Finger eines Menschen). Ein Tischtreiber 126 treibt den X-Y-Tisch 125 unter der Steuerung des Personal-Computers 122.
Die Optik 112 und die Photodetektoren 113 bis 115 bilden ein optisches Überlagerungsdetektiersystem. Das System 112 enthält einen ersten halbdurchlässigen (halb verspiegelten) Spiegel 130, der den Meßlichtstrahl L auftrennt in einen ersten Lichtstrahl L1 (den Teil des Meßlichtstrahls L, der von dem ersten halbdurchlässigen Spiegel 130 reflektiert wird) und einen zweiten Lichtstrahl L2 (den Teil des Meßlichtstrahls L, der den ersten halbdurchlässigen Spiegel 130 durchläuft), einen ersten Spiegel 131, der den ersten Lichtstrahl L1 reflektiert, so daß er auf das Objekt 124 auftrifft, einen zweiten Spiegel 132, der den zweiten Lichtstrahl L2 reflektiert, und einen zweiten halbdurchlässigen Spiegel 133, der den ersten, das Objekt 124 passierenden Lichtstrahl L2 mit dem von dem zweiten Spiegel 132 reflektierten zweiten Lichtstrahl L2 zu einem kombinierten Lichtstrahl Lc vereint und veranlaßt, daß dieser kombinierte Lichtstrahl Lc teilweise auf den ersten Photodetektor 113 und teilweise auf einen dritten halbdurchlässigen Spiegel 135 auftrifft. Die Optik 112 enthält weiterhin einen dritten halbdurchlässigen Spiegel 135 und einen dritten Spiegel 136, der denjenigen Teil des kombinierten Lichtstrahls Lc reflektiert, der durch den dritten halbdurchlässigen Spiegel 135 läuft, um auf den dritten Photodetektor 115 aufzutreffen. Der dritte halbdurchlässige Spiegel 135 reflektiert einen Teil des kombinierten Lichtstrahls Lc, so daß er auf den zweiten Photodetektor 114 auftrifft, und er läßt den übrigen Teil des kombinierten Lichtstrahls Lc durch.
In dem optischen Weg des zweiten Lichtstrahls L2 ist ein Frequenzschieber 134 vorgesehen, der den zweiten Lichtstrahl L2 um einen vorbestimmten Betrag versetzt, so daß die Mittenfrequenz des zweiten Lichtstrahls L2 den Wert ω annimmt. Der Frequenzschieber 134 kann beispielsweise einen AOM aufweisen.
Im folgenden wird die Arbeitsweise des Blutgefäß-Unterscheidungssystems dieser Ausführungsform beschrieben. Nimmt man ein Bild eines Blutgefäßes auf, so wird von dem Laser 111 ein Meßlichtstrahl L abgegeben, und es wird ein erster Lichtstrahl L1 auf das Objekt 124 projiziert. Während der Projektion des ersten Lichtstrahls L1 wird der X-Y-Tisch 125 in X- und Y-Richtung bewegt, demzufolge der erste Lichtstrahl L1 das Objekt 124 zweidimensional abtastet.
Wenn der erste Lichtstrahl L1, der das Objekt 124 durchsetzt, mit dem in der Frequenz verschobenen zweiten Lichtstrahl L2 durch den zweiten halbdurchlässigen Spiegel 133 zu einem Paar kombinierter Lichtstrahlen Lc kombiniert, so enthält jeder der kombinierten Lichtstrahlen Lc Schwebungskomponenten, deren Mittenfrequenz ω beträgt, identisch mit der Frequenz des in der Frequenz verschobenen zweiten Lichtstrahls L2. Die Ausgangssignale der Photodetektoren 113 bis 115 bei Empfang des kombinierten Lichtstrahls Lc enthalten ein von den Schwebungskomponenten erzeugtes Schwebungssignal B. Die Ausgangssignale der Photodetektoren 113 bis 115 werden in die Bandpaßfilter 116 bis 118 eingegeben.
Das Spektrum des Schwebungssignals B ist in 8 durch eine Linie a für den Fall dargestellt, daß der erste Lichtstrahl L1 durch eine Arterie verläuft, und ist in 8 durch die Linie b dargestellt für den Fall, daß der erste Lichtstrahl L1 durch eine Vene läuft. Wie oben in Verbindung mit den 11A bis 11D beschrieben wurde, wird der Spitzen wert der Intensität des Schwebungssignals B geringer, und das Spektrum des Schwebungssignals verbreitet sich, wenn der Strömungsdurchsatz des Bluts zunimmt.
Das Schwebungssignal B steht für die Intensität ausschließlich gerader Lichtkomponenten, die geradlinig durch das Objekt 124 laufen, bei dem es sich um ein streuendes Medium handelt, oder um gestreute Lichtkomponenten, die den geraden Lichtkomponenten nahekommen. Durch Gewinnen eines Bildsignals für das Objekt 124 auf der Grundlage des Schwebungssignals B läßt sich folglich eine hohe räumliche Auflösung garantieren, obschon der Meßlichtstrahl L (der erste Lichtstrahl L1) von dem Objekt 124 gestreut wird.
Das Bandpaßfilter 116 läßt selektiv Signalkomponenten in einem Frequenzband nahe der Mittenfrequenz ω des Schwebungssignals B durch, wie in 8 durch die Linie c dargestellt ist. Das Bandpaßfilter 117 läßt selektiv Signalkomponenten in einem Frequenzband nahe der Frequenz (ω+Δf2) durch, welches von der Mittenfrequenz ω des Schwebungssignals B zur Seite höherer Frequenzen hin um eine vorbestimmte Breite Δf2 abweicht, wie in 8 durch die Linie d dargestellt ist. Das Bandpaßfilter 118 läßt selektiv Signalkomponenten in einem Frequenzband nahe der Frequenz (ω-Δf3) durch, die von der Mittenfrequenz ω des Schwebungssignals B in Richtung niedriger Frequenzen um eine vorbestimmte Breite Δf3 abweicht, wie in 8 durch die Linie e gezeigt ist. Die Breiten Δf2 und Δf3 sind so eingestellt, daß erstere größer als letztere ist, das heißt es gilt: Δf2 > Δf3.
Die Ausgangssignale der Bandpaßfilter 116 bis 118 werden in die Pegelmesser 119 bis 121 eingegeben, die Pegel der Eingangssignale zu vorbestimmten Zeitpunkten messen, beispielsweise zu einem Zeitpunkt, zu dem die Signalpegel maximalen Wert haben, um die Signale, welche die gemessenen Pegel der Signale B(ω), B(ω+Δf2) und B(ω-Δf3) repräsentieren, in den Personal-Computer 122 einzugeben.
Der Personal-Computer 20 berechnet ein Intensitätsverhältnis I(ω+Δf2)/(ω), wenn eine Arterie abgebildet werden soll, und er erzeugt eine Bildsignalkomponente Sp, die eine höhere Dichte (geringere Helligkeit) aufweist, wenn das Intensitätsverhältnis zunimmt, um die Bildsignalkomponente Sp in den Monitor 123 einzugeben. Der Bildmonitor 123 reproduziert in zweidimensionales Bild auf der Grundlage eines Bildsignals, welches durch die so erzeugten Bildsignalkomponenten für die jeweiligen Abtastflecken gebildet wird. Innerhalb des Bilds zeigt sich der Arterienteil als Teil mit relativ hoher Dichte.
Wenn andererseits eine Vene abgebildet werden soll, berechnet der Personal-Computer 20 ein Intensitätsverhältnis I(ω-Δf3)/I(ω), und er generiert eine Bildsigalkomponente Sp, die eine hohe Dichte (geringe Helligkeit) aufweist, wenn das Intensitätsverhältnis abnimmt, um die Bildsignalkomponente Sp in den Monitor 123 einzugeben, der anhand des aus den so erzeugten Bildsignalkomponenten Sp erzeugten Bildsignals ein zweidimensionales Bild für die einzelnen Abtastflecken zu reproduzieren. In dem Bild ist der Venenteil als Teil relativ hoher Dichte dargestellt.
Es besteht die Möglichkeit, nur einen Arterienteil oder nur einen Venenteil als zweiwertiges Bild dadurch anzuzeigen, daß man den Wert des Intensitätsverhältnisses I(ω+Δf2)/I(ω) oder I(ω-Δf3)/I(ω) mit einem Schwellenwert verarbeitet. Wenn allerdings die Bildsignalkomponente Sp in der oben beschriebenen Weise erzeugt wird, läßt sich auch die Strömungsdurchsatzverteilung in dem Blutgefäß als Differenz in der Bilddichte darstellen, was für die Diagnose vorteilhafter ist.
Weiterhin ist es möglich, umzuschalten zwischen der Anzeige eines Arterienbildes und derjenigen eines Venenbilds, basierend auf lediglich einer der Intensitäten I(ω+Δf2)/I(ω) und I(ω-Δf3)/I(ω). Beispielsweise wird die Bildsignalkomponente Sp derart erzeugt, daß die Bildsignalkomponenten eine höhere Dichte aufweisen, wenn das Intensitätsverhältnis I(ω+Δf2)/I(ω) zunimmt, wenn ein Arterienbild dargestellt werden soll, und die Bildsignalkomponenten eine höhere Dichte aufweisen, wenn das Intensitätsverhältnis I(ω+Δf2)/I(ω) abnimmt, wenn ein Venenbild angezeigt werden soll.
Wenn allerdings die Bildsignalkomponente Sp in der oben beschriebenen Weise erzeugt wird, wird es überflüssig, eine Bildsignalkomponente Sp zu erzeugen, die ein Venenbild auf der Grundlage eines extrem kleinen Werts (nahe bei 0) des Intensitätsverhältnisses I(ω+Δf2)/I(ω) repräsentiert, oder eine Bildsignalkomponente Sp zu erzeugen, die ein Arterienbild auf der Grundlage eines extrem großen Werts (nahe bei 1) des Intensitätsverhältnisses I(ω-Δf3)/I(ω) repräsentiert, wodurch die Handhabung der Signale vereinfacht wird.
Ein Blutgefäß-Unterscheidungssystem gemäß einer fünften Ausführungsform der Erfindung wird im folgenden anhand der 9 erläutert. In 9 tragen die analogen Elemente wie in 7 gleiche Bezugszeichen und werden hier nicht beschrieben.
Bei dieser Ausführungsform werden der in der Frequenz verschobene zweite Lichtstrahl L2 und der das Objekt 124 durchsetzende erste Lichtstrahl L1 von dem zweiten halbdurchlässigen Spiegel 133 zu einem einzelnen kombinierten Lichtstrahl Lc vereint, welcher von einem Spiegel 136 reflektiert wird, um auf einen einzelnen Photodetektor 115 aufzutreffen. Das von dem Photodetektor 115 ausgebebene Schwebungssignal B wird in einen Frequenzanalysator 150 eingegeben, dessen Ausgangssignal wird in den Personal-Computer 122 eingegeben.
Der Frequenzanalysator 150 ermittelt das Spektrum des Schwebungssignals B und ermittelt eine halbe Breite W (Halbwärtsbreite) des Spektrums. Wie in 10 gezeigt ist, ist die halbe Breite W eine spektrale Breite zwischen zwei Frequenzen, bei denen die Intensität des Schwebungssignals B halb so groß wird wie die Intensität des Schwebungssignals B bei der Mittenfrequenz ω, bei der die Intensität des Schwebungssignals B maximal ist. Anschließend gibt der Frequenzanalysator 150 ein die halbe Breite W repräsentierenden Signal SW in den Personal-Computer 122 ein.
Der Personal-Computer 122 erzeugt eine Bildsignalkomponente Sp, die eine höhere Intensität annimmt (eine geringere Helligkeit), wenn die halbe Breite W zunimmt, und er gibt die Bildsignalkomponente Sp an den Monitor 123, welcher ein zweidimensionales Bild auf der Grundlage des aus den so erzeugten Bildsignalkomponenten Sp bestehenden Bildsignals für die jeweiligen Abtastpunkte wiedergibt. In dem Bild ist der Arterienteil als Teil relativ hoher Dichte dargestellt, während der Venenteil als Teil relativ geringer Dichte dargestellt ist.
Es besteht die Möglichkeit, nur einen Arterienteil oder nur einen Venenteil als zweiwertiges Bild dadurch darzustellen, daß man das Signal SW mit einem Schwellenwert verknüpft.
Anhand der 13 wird ein Durchsatzmeßsystem im folgenden erläutert.
Das Durchsatzmeßsystem enthält einen Laser 201, welcher Meßlicht L auf ein Licht streuendes Fluid 200 projiziert, welches mit einem Strömungsdurchsatz V strömt, eine Frequenzanalyseeinrichtung 202 und eine Signalanalyseeinrichtung 203, die zusammen mit der Frequenzanalyseeinrichtung 202 eine Strömungsdurchsatz-Analyseeinrichtung bildet. Die Frequenzanalyseeinrichtung 202 enthält eine Kondensorlinse 210, die das von dem streuenden Fluid 200 gestreute Meßlicht L kondensiert, eine Kollimatorlinse 211, die das gestreute Meßlicht L, welches von der Kondensorlinse 210 gesammelt wurde, zu einem parallelen Strahlenbündel formt, eine Kondensorlinse 212, die das von der Kollimatorlinse 211 kollimierte Meßlicht L bündelt, und einen Photodetektor 213, der von der Kondensorlinse 212 gesammeltes Meßlicht L detektiert, außerdem ein Paar Halbspiegel 220 und 221, die sich zwischen der Kollimatorlinse 211 und der Kondensorlinse 212 befinden, und ein Fabry-Perot-Interferometer bilden.
Der halbdurchlässige Spiegel 220 steht fest, während der halbdurchlässige Spiegel 221 in Pfeilrichtung H mit Hilfe einer nicht dargestellten Antriebseinrichtung zurück und nach vorn bewegt wird. Die Signalanalyseeinrichtung 203 enthält ein Computersystem, und ein Detektorsignal SQ wird aus dem Photodetektor 213 in die Signalanalyseeinrichtung 203 eingegeben.
Im folgenden wird die Arbeitsweise des Strömungsdurchsatz-Meßsystems beschrieben. Wenn der Strömungsdurchsatz des Licht streuenden Fluids 200 gemessen wird, wird das Meßlicht L auf das Fluid 200 projiziert. Das Meßlicht L, welches von dem Fluid 200 gestreut wird, wird von der Kondensorlinse 210, der Kollimatorlinse 211 und der Kondensorlinse 212 auf den Photodetektor 213 projiziert, der de Menge des Meßlichts L ermittelt. Zu diesem Zeitpunkt werden die Komponenten bei Wellenlängen (Frequenzen), die zu einer stehenden Welle zwischen den Halbspiegeln 221 und 220 führen, durch Lichtinterferenz gegenseitig verstärkt, und die Lichtkomponenten des Meßlichts L bei diesen Frequenzen werden von dem Photodetektor 213 erfaßt. Wenn der Halbspiegel 221 in eine Richtung bewegt wird und der Abstand des Halbspiegels 221 von dem Halbspiegel 220 sich kontinuierlich ändert, ändert sich entsprechend kontinuierlich die Frequenz der von dem Photodetektor 213 detektierten Lichtkomponenten.
Folglich repräsentiert das von dem Photodetektor 213 bei Bewegung des Halbspiegels 221 in einer Richtung ausgegebene Lichtdetektorsignal QS die Intensität E der detektierten Lichtkomponente bei der jeweiligen Frequenz. Die Relation zwischen der Frequenz und der Intensität E der detektierten Lichtkomponente schwankt mit dem Strömungsdurchsatz des Fluids 200, wie dies in den 14A bis 14D dargestellt ist. 14A bis 14D zeigen die Relationen, wenn der Strömungsdurchsatz V des Fluids 200 die Werte 0, V1, V2 und V3 hat (V1 < V2 < V3). In den 14A bis 14D bedeutet ν die Mittenfrequenz.
Auch in diesem Fall kommt es also zu einer Verbreiterung des Spektrums des detektierten Lichts aufgrund der Wechselwirkung des Meßlichts L mit dem Fluid 200, ähnlich dem in 4A bis 4D dargestellten Schwebungssignal, und der Spitzenwert der Intensität E des detektierten Lichts wird geringer bei gleichzeitiger Verbreiterung des Spektrums, wenn der Strömungsdurchsatz V des Fluids 200 zunimmt, wie dies aus den 14A bis 14D entnehmbar ist. Das heißt: die Relation zwischen der halben Breite FWHM und dem Strömungsdurchsatz V entspricht der Darstellung in 15. Die Signalanalyseeinrichtung 203 empfängt das Lichtdetektorsignal QS und ermittelt die halbe Breite FWHM des Spektrums. Dann bestimmt die Signalanalyseeinrichtung 203 den Strömungsdurchsatz V anhand der Relation zwischen der halben Breite FWHM und dem Strömungsdurchsatz V, der empirisch ermittelt wurde. Der so bestimmte Strömungsdurchsatz V wird von einer Anzeigeeinrichtung dargestellt, beispielsweise einer Flüssigkristallanzeige.
Obschon bei dem oben beschriebenen Ausführungsbeispiel der Strömungsdurchsatz V anhand der Spektrum-Halbwärtsbreite FWHM des detektierten Lichts ermittelt wird, kann der Strömungsdurchsatz V auch anhand der Verbreiterung des detektierten Lichtspektrums mit Hilfe anderer Verfahren festgestellt werden. Wenn zum Beispiel das von dem Photodetektor 213 ausgegebene Lichtdetektorsignal QS durch ein Bandpaßfilter läuft, dessen Durchlaßkennlinie derart beschaffen ist, daß die Mittenfrequenz gegenüber der Mittenfrequenz ν des detektierten Lichts um Δν abweicht (dezentrierte Frequenzkomponenten), wie dies in 16 durch die Kurve c1 dargestellt ist, so ist die Intensität der durch das Bandpaßfilter hindurchgelangten Frequenzkomponenten größer, wenn die Verbreiterung des Spektrums größer wird, das heißt wenn der Strömungsdurchsatz V zunimmt. Folglich läßt sich der Strömungsdurchsatz V abhängig von der Intensität der dezentrierten Frequenzkomponenten ermitteln.
Wenn weiterhin die Intensität E(ν) der Komponenten des detektierten Lichts bei der Mittenfrequenz ν und die Intensität E(ν+Δν) der Komponenten des detektierten Lichts bei der Frequenz (ν+Δν) ermittelt werden und das Intensitätsverhältnis E(ν+Δν)/E(ν) gemäß den 17A bis 17C ermittelt wird, so ist das Intensitätsverhältnis größer, wenn die Verbreiterung des Spektrums zunimmt, das heißt wenn der Strömungsdurchsatz V zunimmt, wie in 18 gezeigt ist. Folglich läßt sich der Strömungsdurchsatz V abhängig vom Intensitätsverhältnis ermitteln.
Es besteht die Möglichkeit, den Strömungsdurchsatz V mit Hilfe des Ausgangssignals des Schwebungssignal-Detektorsystems unter Einsatz des optischen Überlagerungs-Detektorsystems gemäß obiger Beschreibung zu ermitteln. Beispielsweise ist das von dem Photodetektor 115 in dem in 9 gezeigten Blutgefäß-Abbildungssystem ausgegebene Schwebungssignal B unter Verringerung des Spitzenwerts bei Doppler-Verbreiterung des Spektrums größer, wenn das Meßlicht durch ein streuendes Fluid hindurchtritt, welches mit höherer Strömungsgeschwindigkeit strömt, wie dies oben anhand der 11A bis 11D beschrieben wurde. Folglich ist die halbe Breite W (10) des Spektrums des durch den Frequenzanalysator 120 ermittelten Schwebungssignals B größer, wenn die Strömungsgeschwindigkeit V des streuenden Fluids größer ist. Damit läßt sich der Strömungsdurchsatz V abhängig von der halben Breite W ermitteln.
Wenn außerdem die Intensität I(ω) der Komponenten des von dem Photodetektor 115 ausgegebenen Schwebungssignals B bei der Mittenfrequenz ω und die Intensität I(ω+Δf) der Komponenten des Schwebungssignals B bei der Frequenz (ω+Δf) ermittelt werden und das Intensitätsverhältnis I(ω+Δf)/I(ω) gewonnen wird, so ist das Intensitätsverhältnis höher, wenn die Doppler-Verbreiterung des Spektrums des Schwebungssignals B zunimmt, das heißt, wenn der Strömungsdurchsatz V zunimmt. Folglich läßt sich der Strömungsdurchsatz V abhängig von dem Intensitätsverhältnis ermitteln.
Außerdem repräsentiert das von der Synchronisations-Detektoreinrichtung 51 in dem in 3 gezeigten Blutgefäß-Abbildungssystem ausgegebene Pegelsignal SL einen höheren Pegel, wenn der Meßlichtstrahl L durch das streuende Fluid gelangt, welches mit einer höheren Strömungsgeschwindigkeit strömt, wie oben in Verbindung mit 5 erläutert wurde. Folglich läßt sich der Strömungsdurchsatz V auch anhand des Pegelsignals SL ermitteln.

Claims

Blutgefäß-Unterscheidungssystem, umfassend eine Meßlichtprojektionseinrichtung (11, 12; 111, 112; 201), die Meßlicht auf einen Organismus (22; 124) projiziert, und eine Unterscheidungseinrichtung (13-15; 20, 21; 63-65; 113-123; 115, 150, 122; 203), welches arteriellen von venösem Blutstrom in dem Organismus unterscheidet anhand einer Verbreiterung eines Spektrums aufgrund einer Wechselwirkung des Meßlichts mit dem Organismus (22; 124).
System nach Anspruch 1, bei dem die Unterscheidungseinrichtung (150, 203) Frequenzkomponenten des Meßlichts detektiert, die von dem Organismus gestreut wurden, die halbe Breite des Spektrums des Frequenz-Detektiersignals erfaßt und arteriellen von venösem Blutstrom in dem Organismus auf der Grundlage der Halbwertsbreite unterscheidet.
System nach Anspruch 1, bei dem die Unterscheidungseinrichtung (13-15; 20, 21; 63-65; 113-123) eine Einrichtung ist, die Frequenzkomponenten des Meßlichts, die von dem Organismus (22, 124) gestreut wurden, detektiert, die Intensität der außermittigen Komponenten in einem Frequenzband detektiert, die von der Mittenfrequenz des Frequenzdetektiersignals um eine vorbestimmte Breite abweichen, und arteriellen von venösem Blutstrom auf der Grundlage der Intensität unterscheidet.
System nach Anspruch 1, indem die Unterscheidungseinrichtung (113-123) eine Einrichtung ist, die von dem Organismus gestreute Frequenzkomponenten des Meßlichts detektiert, das Verhältnis zwischen der Intensität von Mittenfrequenzkomponenten des Frequenzdetektiersignals und der Intensität der außermittigen Komponenten in einem Frequenzband, welches von der Mittenfrequenz des Frequenzdetektiersignals um eine vorbestimmte Breite abweicht, detektiert und arteriellen von venösem Blutstrom in dem Organismus auf der Grundlage des Intensitätsverhältnisses unterscheidet.
System nach Anspruch 1, bei dem die Unterscheidungseinrichtung (13-15; 20, 21; 63-65; 113-123) eine Einrichtung ist, die von dem Organismus gestreute Frequenzkomponenten des Meßlichts anhand eines optischen Überlagerungs-Detektiersignals erfaßt.
System nach Anspruch 1, umfassend: eine Abtasteinrichtung (23, 24; 125, 126), die veranlaßt, daß das Meßlicht einen Organismus (22; 124) abtastet, ein optisches Überlagerungs-Detektiersystem (12; 112), bestehend aus einem optischen System (30-33; 130-133), die das Meßlicht stromaufwärts bezüglich des Organismus (22; 124) auftrennt in einen ersten Lichtstrahl, der weiterläuft, um auf den Organismus (22; 124) aufzutreffen, und einen zweiten Lichtstrahl, der nicht auf den Organismus auftrifft, und den zweiten Lichtstrahl mit dem ersten Lichtstrahl, der von dem Organismus kommt, zu einem kombinierten Lichtstrahl kombiniert, aus einem Frequenzschieber (34; 134), der bewirkt, daß der erste Lichtstrahl und der zweite Lichtstrahl voneinander verschiedene Frequenzen besitzen, und eine Schwebungskomponenten-Detektiereinrichtung (13-15; 63-65; 113-121; 202), die Schwebungskomponenten des kombinierten Lichtstrahls detektiert, wobei die Unterscheidungseinrichtung aufweist: eine Filtereinrichtung (14; 64; 116-118), die aus dem von der Schwebungskomponenten-Detektiereinrichtung ausgegebenen Schwebungskomponenten-Detektiersignal außermittige Komponenten in einem gegenüber der Mittenfrequenz des Schwebungskomponenten-Detektiersignal um eine vorbestimmte Breite abweichenden Frequenzband detektiert, und eine Bildsignalerzeugungseinrichtung (20, 21; 122, 123), die ein Bildsignal erzeugt, welches wiederspiegelt, ob das von der Filtereinrichtung detektierte außermittige Schwebungssignal oberhalb oder unterhalb eines vorbestimmten Schwellenwerts liegt.
System nach Anspruch 6, bei dem die Bildsignalerzeugungseinrichtung (20, 21; 122, 123) ein Bildsignal erzeugt, welches einen arteriellen Blutstrom in dem Organismus repräsentiert, basierend auf Komponenten des außermittigen Schwebungssignals, die oberhalb des vorbestimmten Schwellenwerts liegen.
System nach Anspruch 6, bei dem die Bildsignalerzeugungseinrichtung (20, 21; 122, 123) ein Bildsignal erzeugt, welches einen venösen Blutstrom in dem Organismus auf der Grundlage von Komponenten des außermittigen Schwebungssignals repräsentiert, die niedriger sind als der vorbestimmte Schwellenwert.
System nach Anspruch 6, bei dem die Unterscheidungseinrichtung außerdem eine gleichphasige Zeitdetektoreinrichtung (15, 65) enthält, die phasengleiche Zeitpunkte detektiert, zu denen eine Verbreiterung des Spektrums des Schwebungskomponenten-Detektiersignals eine vorbestimmte Phase annimmt, außerdem eine Synchronisationsdetektoreinrichtung (51) aufweist, welche das außermittige Schwebungssignal zu den phasengleichen Zeitpunkten abtastet und das so erhaltene außermittige Schwebungssignal in die Bildsignalerzeugungseinrichtung eingibt.
System nach Anspruch 9, bei dem die phasengleiche Zeitdetektoreinrichtung (15, 65) eine Einrichtung zum Detektieren der Impulswelle des Organismus (22, 124) ist.
System nach Anspruch 9, bei dem die phasengleiche Zeitdetektoreinrichtung eine Einrichtung ist zum Detektieren der Zeitpunkte, zu denen die Mittenfrequenzkomponente des Schwebungskomponenten-Detektiersignals einen vorbestimmten Spitzenwert annimmt.
System nach Anspruch 6, bei dem die Meßlicht-Projektionseinrichtung (11; 111; 201) ein linienförmiges zweidimensionales Array aus mehreren Lichtemissionsabschnitten enthält, wobei das optische Überlagerungs-Detektiersystem (12; 112) dazu ausgebildet ist, parallel Schwebungskomponenten der kombinierten Lichtstrahlen basierend auf den Meßlichtstrahlen von den einzelnen Lichtemissionsabschnitten zu detektieren, und die Meßlicht-Projektionseinrichtung (11; 111; 201) und das optische Überlagerungs-Detektiersystem (12; 112) außerdem zumindest als Teil der Abtasteinrichtung (23, 24; 125, 126) fungieren.
System nach Anspruch 6, bei dem die Unterscheidungseinrichtung aufweist: eine erste Intensitätsdetektiereinrichtung (13), die die Intensität der Mittenfrequenzkomponenten des Schwebungskomponenten-Detektiersignals erfaßt, die von der Schwebungskomponenten-Detektiereinrichtung ausgegeben werden, und ein zweite Intensitätsdetektiereinrichtung (63), die die Intensität der außermittigen Komponenten des Schwebungskomponenten-Detektiersignals in einem von der Mittenfrequenz des Schwebungskomponenten-Detektiersignals um eine vorbestimmte Breite abweichenden Frequenzbands detektiert, wobei die Bildsignal-Erzeugungseinrichtung (21, 22; 122, 123) ein Bildsignal auf der Grundlage des Verhältnisses der Intensität der außermittigen Komponenten des Schwebungskomponenten-Detektiersignals zu der Intensität der Mittenfrequenzkomponenten des Schwebungskomponenten-Detektiersignals erzeugt.
System nach Anspruch 13, bei dem die zweite Intensitäts-Detektiereinrichtung (63) die Intensitäten der ersten und der zweiten mittigen Komponenten des Schwebungskomponenten-Detektiersignals in verschiedenen Frequenzbändern erfaßt, und die Bildsignalerzeugungseinrichtung ein Bildsignal für den arteriellen Blutstrom in dem Organismus auf der Grundlage des Verhältnisses der Intensität der Mittenfrequenzkomponenten zu derjenigen der ersten außermittigen Komponenten erzeugt, und ein Bildsignal über venöse Teile des Organismus auf der Grundlage des Verhältnisses der Intensität der Mittenfrequenzkomponenten zu jener der zweiten außermittigen Komponenten erzeugt.
System nach Anspruch 6, bei dem die Unterscheidungseinrichtung aufweist: eine Spektralanalyseeinrichtung (150, 203), die das Spektrum des Schwebungskomponenten-Detektiersignals ermittelt, welches von der Schwebungskomponenten-Detektiereinrichtung (202) ausgegeben wird, und eine Bildsignalerzeugungseinrichtung, die ein Bildsignal auf der Grundlage einer spektralen Breite zwischen zwei Frequenzen erzeugt, bei denen die Intensität des Schwebungskomponenten-Detektiersignals einen vorbestimmten Wert in Bezug auf die Intensität der Mittenfrequenzkomponenten annimmt.
System nach Anspruch 15, bei dem die Bildsignalerzeugungseinrichtung als spektrale Breite die halbe Breite des Spektrums verwendet, welches von der Spektralanalyseeinrichtung (150, 203) erhalten wird.