EP2550521A1 - Vorrichtung und verfahren zur erkennung von hautkrebs mittels thz-strahlung - Google Patents

Vorrichtung und verfahren zur erkennung von hautkrebs mittels thz-strahlung

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EP2550521A1
EP2550521A1 EP11704942A EP11704942A EP2550521A1 EP 2550521 A1 EP2550521 A1 EP 2550521A1 EP 11704942 A EP11704942 A EP 11704942A EP 11704942 A EP11704942 A EP 11704942A EP 2550521 A1 EP2550521 A1 EP 2550521A1
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EP
European Patent Office
Prior art keywords
frequency
signal
branch
frequency signal
thz radiation
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP11704942A
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English (en)
French (fr)
Inventor
Axel Rumberg
Michael Thiel
Ulrich Kallmann
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Robert Bosch GmbH
Original Assignee
Robert Bosch GmbH
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Filing date
Publication date
Application filed by Robert Bosch GmbH filed Critical Robert Bosch GmbH
Publication of EP2550521A1 publication Critical patent/EP2550521A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/44—Detecting, measuring or recording for evaluating the integumentary system, e.g. skin, hair or nails
    • A61B5/441—Skin evaluation, e.g. for skin disorder diagnosis
    • A61B5/444—Evaluating skin marks, e.g. mole, nevi, tumour, scar
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0062—Arrangements for scanning
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • 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 
    • A61B5/0507—Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  using microwaves or terahertz waves
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
    • G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
    • G01N21/35—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light
    • G01N21/3581—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light using far infrared light; using Terahertz radiation

Definitions

  • the invention is based on a device and a method for the detection of skin cancer by means of THz radiation.
  • THz radiation to detect skin cancer is already known.
  • changes in the refractive index and the absorption behavior in the skin can be analyzed by reflection measurements, whereby healthy skin cells and cancer cells have a different water content and therefore a different refractive index and a different absorption behavior.
  • the expected difference between healthy and cancerous skin is about 10%.
  • the frequency determines the optical resolution and penetration depth. Low frequencies around 200 GHz have a resolution of 2.5 mm. Higher frequencies can dissolve finer, but have a lower penetration depth and require more effort in the generation.
  • US 2008/0319321 discloses an imaging examination by means of THz radiation, wherein the THz radiation is generated by means of femtosecond pulses of a mode-locked titanium sapphire laser in a dipole antenna.
  • the reflected THz radiation from a sample is also converted in a dipole antenna into an electrical signal, which is then analyzed.
  • the radiation generation and the radiation detection require a lot of effort.
  • the apparatus and the method for detecting skin cancer by means of THz radiation according to the present invention according to claims 1 and 14 have the advantage of enabling a simple and inexpensive skin cancer investigation becomes.
  • the device can be designed as a patient device that allows close observation of nevi and additionally assesses the naevi examined based on an analysis of water content. By a relative measurement, the method works independently of the absolute skin moisture.
  • the detection of skin moisture is done with the help of THz radiation.
  • the skin area to be examined is illuminated with THz radiation.
  • the reflected radiation is detected and evaluated.
  • skin areas are considered that consist of normal (healthy) skin and potentially diseased skin.
  • a colored display enlarges the examined area and possible differences in skin hydration are represented by additional discoloration.
  • the reflected signal is evaluated in terms of magnitude and phase.
  • the expected magnitude differences are on the order of 0.5 dB at -8 dB absolute and 1 degree phase difference.
  • the evaluation is done with the aid of a receiving mixer, whose local oscillator (LO) is slightly out of tune with the transmitted signal in frequency.
  • the output signal of the mixer is in magnitude and phase proportional to the reflected THz signal and is depending on the frequency offset of the LO in the range of less KHz and can be evaluated with low-cost analog-to-digital (AD) converters and data processing.
  • AD analog-to-digital
  • Fig. 1 is a schematic illustration of one according to a first embodiment of the present invention
  • Fig. 2 is a schematic illustration of one according to a second embodiment of the present invention.
  • Fig. 3 is a schematic view showing an optional supplementary apparatus for the first and second embodiments.
  • FIG. 4 shows a flowchart of the method according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 shows the device 10 for detecting skin cancer by means of THz radiation according to a first embodiment of the present invention and a skin sample to be examined.
  • the device 10 has a high-frequency source 11 for the purpose of generating generating a high-frequency signal.
  • the high-frequency source 1 1 is connected to a power divider, power splitter 12, for splitting the high-frequency power into a transmitting branch 13 and a receiving branch 14.
  • the power splitter 12 is followed by a first amplifier 15 for amplifying the high-frequency signal and a first frequency multiplier 16 for multiplying the frequency of the high frequency signal.
  • the frequency multiplier 16 is connected to a transmitting antenna 17 for emitting the frequency-multiplied high-frequency signal as transmitted THz radiation 18 onto a skin sample 19.
  • the power splitter 12 is connected to a mixer 20, which is further connected to a frequency generator or local oscillator 21 for generating a low frequency signal having a low frequency.
  • the mixer 20 mixes the high frequency signal obtained from the power splitter 12 with the low frequency signal obtained from the local oscillator 21, and generates a reception branch mixing frequency signal having a reception branch mixing frequency.
  • the mixer 20 is connected to a second amplifier 22 for amplifying the reception branch mixing frequency signal, followed by a second frequency multiplier 23 for multiplying the reception branch mixing frequency.
  • the receiving THz radiation 25 reflected by the skin sample 19 is guided by a lens 26 via a scanner 27 to a horn antenna 28.
  • the horn antenna 28 converts the reception THz radiation into an electrical reception THz signal and passes this to a mixer 29, which is further connected to the second frequency multiplier 23.
  • the mixer 29 mixes the reception THz signal with the frequency-multiplied reception branch mixing frequency signal and generates a measurement signal.
  • the mixing device 29 is connected to an evaluation device 30 for evaluating the measurement signal.
  • the lens 26, the scanner 27 and the horn antenna 28 constitute a receiving antenna means 31 for receiving the receive THz radiation and generating a receive THz signal.
  • the receiving antenna device 31 is connected to the mixing device 29.
  • the signal with the frequency 1 1 GHz in the first amplifier 15 is amplified to 20 dBm, so that the frequency multiplier 16 is supplied with sufficient power.
  • N 48 to 0.528 THz.
  • this frequency is radiated and the area of the skin to be considered, about 1 to 2 cm 2 , fully illuminated with THz radiation.
  • the high-frequency signal behind the power splitter 12 is raised by 50 Hz in its frequency to the receiving branch mixing frequency 1 1, 00000005 GHz with the aid of the mixer 20 designed as a single-sideband mixer (SSB mixer) and then raised to the second amplifier 22 at about 50 Hz. 20 dB amplified.
  • This signal is now used as the local signal for the subsequent mixer 29, a subharmonic mixer.
  • the geometric scanning of the skin field in this embodiment takes place with the scanner 27 as a biaxial deflection mirror, wherein a skin location on the horn antenna 28 is imaged by means of the lens.
  • the receive antenna means 31 passes the receive THz signal to the RF input of the subharmonic mixer, mixer 29.
  • the thus generated mixer output signal of 2.4 kHz can be analyzed by means of a simple analog-to-digital converter within the evaluation device 30 by magnitude and phase. In order to resolve phase differences of 1 degree, several phase cycles are evaluated, advantageously 10 to 20, so that a jitter of the frequency multipliers can be averaged out over time.
  • the THz radiation reflected by the sample is evaluated in the evaluation unit 30 for a given resolution in the x and y directions with respect to phase and magnitude.
  • the desired resolution eg 1 mm 2
  • the desired resolution is determined in the first embodiment by the step size of the scanner motors. All measured values are averaged separately for magnitude and angle. Subsequently, all individual values are normalized separately according to magnitude and phase, and the values normalized for amount and phase are then normalized _.
  • FIG. 2 illustrates the device 40 for detecting skin cancer by means of THz radiation according to a second embodiment of the present invention.
  • the device 40 has a high-frequency source 41 for generating a high-frequency signal.
  • the high-frequency source 41 is connected to a power splitter 42 for splitting the high-frequency power into a transmitting branch 43 and a receiving branch 44.
  • the power divider 42 is followed by a first amplifier 45 for amplifying the high-frequency signal and a first frequency multiplier 46 for multiplying the frequency of the high-frequency signal high frequency signal.
  • the frequency multiplier 46 is connected to a transmitting antenna 47 for radiating the frequency-multiplied radio-frequency signal as transmitting THz radiation to a skin sample (not shown).
  • the power splitter 42 is connected to a mixer 50, which is further connected to a frequency generator or local oscillator 51 for generating a low-frequency signal.
  • the mixer 50 mixes the high frequency signal obtained from the power splitter 42 with the low frequency signal obtained from the local oscillator 51, and generates a reception branch mixing frequency signal having a reception branch mixing frequency.
  • the mixer 50 is connected to a second amplifier 52 for amplifying the reception branch mixing frequency signal, followed by a second frequency multiplier 53 for multiplying the reception branch mixing frequency.
  • the received THz radiation reflected from the skin sample is received by an antenna array 54 having a number n of antenna lines 55.
  • the antenna lines 55 together form a receiving antenna device 56.
  • Each antenna line 55 is connected to a mixer 57 assigned to it.
  • the mixers 57 together form a mixing device 59.
  • the mixers 57 are respectively connected to the second frequency multiplier 53 and mix the reception THz signal with the frequency-multiplied reception branch mixing frequency signal and generate an antenna branch measurement signal.
  • the antenna branch measurement signals are supplied via an analog bus 60 to a number of analog-to-digital converters 61, wherein each antenna branch 55 is assigned an analog-to-digital converter 61.
  • the analog-to-digital converters 61 output a digital output signal to an evaluation unit 63 via a digital bus 62.
  • This embodiment represents a highly integrated solution for implementation with InP, GaAs or SiGe semiconductors.
  • the fundamental frequency is set much higher at, for example, 88 GHz.
  • the antenna array 54 is embodied here as a patch array 58.
  • the surface of the patch array 58 is at an operating frequency of about 500 GHz 1, 5 * 1, 5 mm 2 in SiGe and 0.9 * 0.9mm 2 on GaAs / lnP and can thus be well integrated.
  • 88 GHz was selected as the generator frequency for the second embodiment.
  • the basic signal 88 GHz is processed completely on one or two HF chips. With two chips transmitter and receiver are separated.
  • the high frequency source 41 with the power splitter 42 and again as a single sideband mixer (SSB mixer) running mixer 50 is realized either on the transmitter or receiver chip.
  • the transmission signal passes via the first amplifier 45 to the first frequency multiplier 46.
  • the first amplifier 45 provides a sufficient level for the subsequent first frequency multiplier 46.
  • the thus obtained output signal is emitted via the transmitting antenna 47, an external horn or an integrated patch antenna to the entire illumination range of the skin sample ,
  • the base signal in this example is mixed at a frequency of 400 Hz from the local oscillator 51 by means of the SSB mixer 50 to the reception branch mixing frequency 88 GHz + 400 Hz.
  • the signal thus obtained is sufficiently amplified with the second amplifier 52 to produce the personallyschteuern suitable frequency multiplier suitable.
  • the second frequency multiplier 53 multiplies the frequency of the signal by the factor Ns-1, in this case by a factor of 5.
  • the output signal is fed to the n subharmonic mixers 57.
  • the multiplication factor in the receiving branch is Ns and the n mixers are designed as simple mixers.
  • the n mixers 57 are each fed by an antenna line 55.
  • the spacing of the antenna lines 55 is preferably between a quarter and a whole wavelength.
  • the signals of all antenna lines 55 are recorded in parallel with a respective mixer 57, mixed down and passed the mixer output signals via the analog bus 60 to the respective analog-to-digital converters 61.
  • the digital signals behind the analog-to-digital converters 61 are then subjected to a digital beamforming (DBF) in the evaluation unit 63.
  • DBF digital beamforming
  • the measurement time is limited only by the averaging to eliminate the phase jitter on the mixer output caused by the many doublers and the scanning speed in the x direction by means of frequency sweep.
  • the evaluation in the y-direction is done in parallel with sufficient computing power of the data processing for the DBF.
  • the reflections are evaluated in the evaluation unit 63 for a given resolution in the x and y directions with respect to phase and magnitude.
  • the desired resolution eg 1 mm 2
  • the desired resolution is determined by the distance and elements of the antenna array 54 in the second embodiment. All measured values are averaged separately for magnitude and angle. Subsequently, all individual values are normalized separately according to magnitude and phase, and the values normalized for magnitude and phase are transformed into a scalar value by a suitable geometric addition.
  • the coefficients of the geometric addition are derived from calibration measurements.
  • the invention uses a frequency around 0.5 THz, which can be generated and received inexpensively with sufficient power with the aid of InP, GaAs or even modern SiGe RF processes, and therefore permits both compact and inexpensive devices.
  • FIG. 3 shows an optional supplementary device 70 for a simple incident light method in the optical spectral range for the first and second embodiments.
  • a Lamp 71 illuminates by means of a lens 72 via a beam splitter 73, the skin sample 74, the image of which is received by a CCD camera 75.
  • the lamp can be mounted next to the camera and dispensed with a beam splitter, so as not to hinder the beam path of the THz radiation.
  • the evaluation device 30 or 63 generates a superimposed image on the basis of the optical image of the CCD camera 75, wherein the values obtained from the THz measurement are additionally changed in color for each illuminated with THz rays cell with a false color, so that the skin sites with higher water content within the observed scan range can be clearly assigned. On a standard color display of the evaluation device 30 and 63, the examined skin area is enlarged.
  • the evaluation device 30 or 63 is advantageously designed as a control and evaluation unit with display.
  • a patient device in an embodiment as a patient device can be made in the integration of the device of FIG. 1 or FIG. 2 with the device of FIG. 3 use of a personal computer, the control and evaluation functions takes over as part of the evaluation device 30 and 63 and the Display provides.
  • the method for detecting skin cancer by means of THz radiation by irradiation of a sample with transmitted THz radiation and evaluation of a received THz radiation originating from the sample begins with the method step a) generating a high-frequency signal. Subsequently, step b) division of the high-frequency signal to the transmission branch and the reception branch. The transmission branch is followed by method step c) multiplication of the frequency of the radio-frequency signal and method step d) radiation of the frequency-multiplied radio-frequency signal as transmission THz radiation onto a sample.
  • step e) In the reception branch, after method step b), step e) generates a low-frequency signal, and method step f) mixes the high-frequency signal with the low-frequency signal to produce a reception-branch mixed-frequency signal. It follows process step g) multiplication of the reception branch mixing frequency.
  • step i) After process step h) receiving the received THz radiation from the sample and generating a THz signal therefrom, method step i) follows by mixing the THz signal with the frequency-multiplied receive branch mixed-frequency signal to produce an output signal. output signal therefrom, and finally process step j) evaluation of the output signal.
  • phase cycles of the received THz radiation are evaluated for one measuring point.

Abstract

Eine Vorrichtung zur Erkennung von Hautkrebs mittels THz-Strahlung, zur Bestrahlung einer Probe (19) mit Sende-THz-Strahlung (18) und Auswertung einer von der Probe stammenden Empfangs-THz-Strahlung (25), weist auf: eine Hochfrequenzquelle (11, 41) zur Erzeugung eines Hochfrequenzsignals zur Verwendung in einem Sendezweig (13, 43) und einem Empfangszweig (14, 44), einen Leistungsteiler (15, 45) zur Aufteilung des Hochfrequenzsignals auf den Sendezweig und den Empfangszweig; in dem Sendezweig (13, 43) einen ersten Frequenzvervielfacher zur Vervielfachung der Frequenz des Hochfrequenzsignals und eine Sendeantenne zur Abstrahlung des frequenzvervielfachten Hochfrequenzsignals als Sende-THz-Strahlung; in dem Empfangszweig (14, 44) einen Frequenzgenerator (21, 51) zur Erzeugung eines Niedrigfrequenzsignals, einen Mischer (20, 50) zur Mischung des Hochfrequenzsignals mit dem Niedrigfrequenzsignal zur Erzeugung eines Empfangszweig-Mischfrequenz-Signals, einen zweiten Frequenzvervielfacher (23, 53) zur Vervielfachung der Empfangszweig- Mischfrequenz, eine Empfangsantenneneinrichtung (31, 54) zum Empfang der Empfangs-THz-Strahlung (25) und zur Erzeugung eines THz-Signals, eine Mischeinrichtung (29, 59) zur Mischung des THz-Signals mit dem frequenzvervielfachten Empfangszweig-Mischfrequenzsignal zur Erzeugung eines Messsignals, und eine Auswerteeinrichtung (30, 63) zur Auswertung des Messsignals.

Description

Beschreibung Titel
Vorrichtung und Verfahren zur Erkennung von Hautkrebs mittels THz-Strahlung Stand der Technik
Die Erfindung geht aus von einer Vorrichtung und einem Verfahren zur Erkennung von Hautkrebs mittels THz-Strahlung.
Der Einsatz von THz-Strahlung zur Erkennung von Hautkrebs ist bereits bekannt. Im Frequenzbereich 0.1 -5 THz können in der Haut Änderungen des Brechungsindex und des Absorptionsverhalten durch Reflexionsmessungen analysiert werden, wobei gesunde Hautzellen und Krebszellen einen unterschiedlichen Wassergehalt und daher einen unterschiedlichen Brechungsindex und ein unterschiedliches Absorptionsverhalten aufweisen. Die zu erwartende Abweichung zwischen gesunder und an Krebs erkrankter Haut liegen bei ca. 10%. Durch die Frequenz wird die optische Auflösung und Eindringtiefe bestimmt. Niedrige Frequenzen um 200 GHz besitzen eine Auflösung von 2.5 mm. Höhere Frequenzen können feiner auflösen, haben aber eine geringere Eindringtiefe und erfordern einen größeren Aufwand bei der Generierung. Die US 2008/0319321 offenbart eine bildgebende Untersuchung mittels THz-Strahlung, wobei die THz-Strahlung mittels Femtosekunden-Impulsen eines modengekoppelten Titan- Saphir Lasers in einer Dipolantenne erzeugt werden. Die von einer Probe reflektierte THz-Strahlung wird ebenfalls in einer Dipolantenne in ein elektrisches Signal gewandelt, welches dann analysiert wird. Die Strahlungserzeugung und der Strahlungsnachweis erfordern einen hohen Aufwand.
Offenbarung der Erfindung
Dagegen haben die Vorrichtung und das Verfahren zur Erkennung von Hautkrebs mittels THz-Strahlung gemäß der vorliegenden Erfindung gemäß Anspruch 1 bzw. 14 den Vorteil, dass eine einfache und kostengünstige Hautkrebsuntersuchung ermöglicht wird. Die Vorrichtung kann als Patientengerät konzipiert werden, das eine genaue Beobachtung von Naevi ermöglicht und zusätzlich die untersuchten Naevi aufgrund einer Analyse des Wassergehaltes bewertet. Durch eine Relativmessung arbeitet das Verfahren unabhängig von der absoluten Hautfeuchte. Die Erfassung der Hautfeuchte geschieht mit Hilfe der THz-Strahlung. Der zu untersuchende Hautbereich wird mit THz- Strahlung ausgeleuchtet. Die reflektierte Strahlung wird erfasst und ausgewertet. Es werden grundsätzlich Hautbereiche betrachtet, die aus normaler (gesunder) Haut und potentiell erkrankter Haut bestehen. Über ein farbiges Display wird der untersuchte Bereich vergrößert, und mögliche Unterschiede in der Hautfeuchte werden durch eine zusätzliche Verfärbung dargestellt.
Aufgrund der zu erwartenden Unterschiede von Brechungsindex und Absorption wird das reflektierte Signal bezüglich Betrag und Phase ausgewertet. Die zu erwartenden Betragsunterschiede liegen in der Größenordnung von 0,5 dB bei -8 dB absolut und 1 Grad Phasenunterschied. Die Auswertung geschieht mit Hilfe eines Empfangsmischers, dessen lokaler Oszillator (LO) gegenüber dem Sendesignal geringfügig in der Frequenz verstimmt ist. Das Ausgangssignal des Mischers ist betrags- und phasenmäßig proportional zum reflektierten THz-Signal und liegt je nach Frequenzversatz des LO im Bereich weniger KHz und lässt sich mit kostengünstigen Analog-zu-Digital (A D) Wandlern und einer Datenverarbeitung auswerten.
Ausführungsbeispiele der Erfindung werden anhand der Zeichnungen erläutert, in denen
Fig. 1 eine schematische Darstellung eines gemäß einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt;
Fig. 2 eine schematische Darstellung eines gemäß einer zweiten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt;
Fig. 3 eine schematische Darstellung eine optionale ergänzende Vorrichtung für die erste und zweite Ausführungsform zeigt; und
Fig. 4 ein Flussdiagramm des Verfahrens gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt.
Fig. 1 stellt die Vorrichtung 10 zur Erkennung von Hautkrebs mittels THz-Strahlung gemäß einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung und eine zu untersuchende Hautprobe dar. Die Vorrichtung 10 weist eine Hochfrequenzquelle 1 1 zur Er- zeugung eines Hochfrequenzsignals auf. Die Hochfrequenzquelle 1 1 ist mit einem Leistungsteiler, Power Splitter 12, verbunden zur Aufteilung der Hochfrequenzleistung in einen Sendezweig 13 und einem Empfangszweig 14. In dem Sendezweig 13 folgt dem Power Splitter 12 ein erster Verstärker 15 zur Verstärkung des Hochfrequenzsignals und diesem ein erster Frequenzvervielfacher 16 zur Vervielfachung der Frequenz des Hochfrequenzsignals. Der Frequenzvervielfacher 16 ist mit einer Sendeantenne 17 zur Abstrahlung des frequenzvervielfachten Hochfrequenzsignals als Sende-THz- Strahlung 18 auf eine Hautprobe 19 verbunden.
In dem Empfangszweig 14 ist der Power Splitter 12 mit einem Mischer 20 verbunden, der weiterhin mit einem Frequenzgenerator bzw. lokalen Oszillator 21 zur Erzeugung eines Niedrigfrequenzsignals mit einer Niedrigfrequenz verbunden ist. Der Mischer 20 mischt das von dem Power Splitter 12 erhaltene Hochfrequenzsignal mit dem von dem lokalen Oszillator 21 erhaltenen Niedrigfrequenzsignal und erzeugt ein Empfangszweig-Mischfrequenzsignal mit einer Empfangszweig-Mischfrequenz. Der Mischer 20 ist mit einem zweiten Verstärker 22 zur Verstärkung des Empfangszweig- Mischfrequenzsignals verbunden, auf den ein zweiter Frequenzvervielfacher 23 zur Vervielfachung der Empfangszweig-Mischfrequenz folgt. Die von der Hautprobe 19 reflektierte Empfangs-THz-Strahlung 25 wird durch eine Linse 26 über einen Scanner 27 zu einer Hornantenne 28 geführt. Die Hornantenne 28 wandelt die Empfangs-THz- Strahlung in ein elektrisches Empfangs-THz-Signal und leitet dieses an eine Mischeinrichtung 29, die weiterhin mit dem zweiten Frequenzvervielfacher 23 verbunden ist. Die Mischeinrichtung 29 mischt das Empfangs-THz-Signal mit dem frequenzvervielfachten Empfangszweig-Mischfrequenzsignal und erzeugt ein Messsignal. Die Mischeinrichtung 29 ist mit einer Auswerteeinrichtung 30 zur Auswertung des Messsignals verbunden. Die Linse 26, der Scanner 27 und die Hornantenne 28 bilden eine Empfangsantenneneinrichtung 31 zum Empfang der Empfangs-THz-Strahlung und Erzeugung eines Empfangs-THz-Signals. Die Empfangsantenneneinrichtung 31 ist mit der Mischeinrichtung 29 verbunden.
Weitere Details der ersten Ausführungsform werden nun zusammen mit deren Funktion erläutert. Diese Ausführungsform wird in Bezug auf die Frequenzen als ein System mit Frequenzvervielfachern und subharmonischem Mischer vorgestellt. Der Frequenz- Vervielfachungsfaktor N hängt stark von der verwendeten Technologie ab. In der hier vorgestellten Ausführungsform kommen Vervielfacher zum Einsatz mit N=48 für den ersten Frequenzvervielfacher 16 und N=24 für den zweiten Frequenzvervielfacher 23. „
-4-
Die Hochfrequenzquelle 1 1 wird bei F0=1 1 GHz realisiert und das Hochfrequenzsignal mittels Power Splitter 12 auf den Sendezweig 13 und Empfangszweig 14 verteilt. Im Sendezweig 13 wird das Signal mit der Frequenz 1 1 GHz in dem ersten Verstärker 15 auf 20 dBm verstärkt, so dass der Frequenzvervielfacher 16 mit ausreichender Leistung versorgt wird. Der Frequenzvervielfacher 16 vervielfacht die Hochfrequenz 1 1 GHz mit N=48 auf 0.528 THz. Über die als Hornantenne ausgeführte Sendeantenne 17 wird diese Frequenz abgestrahlt und der zu betrachtende Bereich der Haut, ca. 1 bis 2 cm2, vollständig mit THz-Strahlung beleuchtet.
Im Empfangszweig wird das Hochfrequenzsignal hinter dem Power Splitter 12 mit Hilfe des als Einseitenbandmischer (SSB-Mixer) ausgeführten Mischers 20 um 50 Hz in seiner Frequenz auf die Empfangszweig-Mischfrequenz 1 1 ,00000005 GHz angehoben und anschließend mit dem zweiten Verstärker 22 auf ca. 20 dB verstärkt. In der nächsten Stufe wird die Empfangszweig-Mischfrequenz im zweiten Frequenzvervielfacher 23 um den Faktor N=24 vervielfältigt auf 264,0000012 GHz. Dieses Signal wird nun für die nachfolgende Mischeinrichtung 29, ein Subharmonischer Mischer, als Lokales Signal verwendet. Mit der Empfangsantenneneinrichtung 31 erfolgt das geometrische Abtasten des Hautfeldes in dieser Ausführungsform mit Scanner 27 als zweiachsigem Umlenkspiegel, wobei mittels der Linse eine Hautstelle auf die Hornantenne 28 abgebildet wird. Die Empfangsantenneneinrichtung 31 leitet das Empfangs-THz-Signals auf den RF-Eingang des Subharmonischen Mischers, Mischeinrichtung 29. Der Subharmonische Mischer erlaubt die Mischung eines RF Signals mit der doppelten Frequenz des Lokalen Signals, hier also 2*264,0000012 GHz - 528 GHz = 2,4 kHz. Das so erzeugt Mischerausgangssignal von 2,4 kHz kann mit Hilfe eines einfachen Analog-zu-Digital- Konverters innerhalb der Auswerteeinrichtung 30 nach Betrag und Phase analysiert werden. Um Phasenunterschiede von 1 Grad aufzulösen werden mehrere Phasenzyklen ausgewertet, vorteilhaft 10 bis 20, so dass ein Jitter der Frequenzvervielfacher über der Zeit herausgemittelt werden kann.
Die von der Probe reflektierte THz-Strahlung wird in der Auswerteeinheit 30 für eine vorgegebene Auflösung in x- und y-Richtung bezüglich Phase und Betrag ausgewertet. Die gewünschte Auflösung, z.B. 1 mm2, wird in der ersten Ausführungsform durch die Schrittweite der Scannermotoren festgelegt. Alle gemessenen Werte werden getrennt für Betrag und Winkel gemittelt. Anschließend werden alle Einzelwerte getrennt nach Betrag und Phase normiert und die so normierten Werte für Betrag und Phase durch _.
-5- eine geeignete geometrische Addition in einen skalaren Wert transformiert. Die Koeffizienten der geometrischen Addition werden aus Kalibriermessungen abgeleitet.
Fig. 2 stellt die Vorrichtung 40 zur Erkennung von Hautkrebs mittels THz-Strahlung gemäß einer zweiten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dar. Die Vorrichtung 40 weist eine Hochfrequenzquelle 41 zur Erzeugung eines Hochfrequenzsignals auf. Die Hochfrequenzquelle 41 ist mit einem Power Splitter 42 verbunden zur Aufteilung der Hochfrequenzleistung in einen Sendezweig 43 und einen Empfangszweig 44. In dem Sendezweig 43 folgt dem Leistungsteiler 42 ein erster Verstärker 45 zur Verstärkung des Hochfrequenzsignals und diesem ein erster Frequenzvervielfacher 46 zur Vervielfachung der Frequenz des Hochfrequenzsignals. Der Frequenzvervielfacher 46 ist mit einer Sendeantenne 47 zur Abstrahlung des frequenzvervielfachten Hochfrequenzsignals als Sende-THz-Strahlung auf eine Hautprobe (nicht gezeigt) verbunden.
In dem Empfangszweig 44 ist der Power Splitter 42 mit einem Mischer 50 verbunden, der weiterhin mit einem Frequenzgenerator bzw. lokalen Oszillator 51 zur Erzeugung eines Niedrigfrequenzsignals verbunden ist. Der Mischer 50 mischt das von dem Power Splitter 42 erhaltene Hochfrequenzsignal mit dem von dem lokalen Oszillator 51 erhaltenen Niedrigfrequenzsignal und erzeugt ein Empfangszweig-Mischfrequenzsignal mit einer Empfangszweig-Mischfrequenz. Der Mischer 50 ist mit einem zweiten Verstärker 52 zur Verstärkung des Empfangszweig-Mischfrequenzsignals verbunden, auf den ein zweiter Frequenzvervielfacher 53 zur Vervielfachung der Empfangszweig- Mischfrequenz folgt. Die von der Hautprobe reflektierte Empfangs-THz-Strahlung wird von einem Antennenarray 54 mit einer Anzahl n Antennenzeilen 55 empfangen. Die Antennenzeilen 55 bilden gemeinsam eine Empfangsantenneneinrichtung 56. Jede Antennenzeile 55 ist mit einem ihr zugeordneten Mischer 57 verbunden. Die Mischer 57 bilden gemeinsam eine Mischeinrichtung 59. Die Mischer 57 sind jeweils mit dem zweiter Frequenzvervielfacher 53 verbunden und mischen das Empfangs-THz-Signal mit dem frequenzvervielfachten Empfangszweig-Mischfrequenzsignal und erzeugen ein Antennenzweig-Messsignal. Die Antennenzweig-Messsignale werden über einen analogen Bus 60 einer Reihe von Analog-zu-Digital-Konvertern 61 zugeführt, wobei jedem Antennenzweig 55 ein Analog-zu-Digital-Konverter 61 zugeordnet ist. Die Analog-zu- Digital-Konverter 61 geben über einen digitalen Bus 62 ein digitales Ausgangssignal an eine Auswerteeinheit 63. „
-6-
Weitere Details der zweiten Ausführungsform werden nun zusammen mit deren Funktion erläutert. Diese Ausführungsform stellt eine hoch integrierte Lösung zur Realisierung mit InP, GaAs oder SiGe Halbleitern dar. Hier wird die Grundfrequenz deutlich höher bei z.B. 88 GHz angesetzt. Das Antennenarray 54 ist hier als Patcharray 58 ausgeführt. In x- und y- Richtung werden je nach Winkelauflösung vorzugsweise n=6 bis n=8 Elemente eingesetzt. Die Fläche des Patcharray 58 beträgt bei einer Arbeitsfrequenz von ca. 500 GHz 1 ,5*1 ,5 mm2 in SiGe und 0.9*0.9mm2 auf GaAs/lnP und lässt sich somit gut integrieren. Als Generatorfrequenz wurden für die zweite Ausführungsform beispielsweise 88 GHz ausgewählt. Prinzipiell können hier auch Vielfache oder Teiler Frequenzen verwendet werden. Dies muss dann bei den Faktoren der Frequenzvervielfacher berücksichtigt werden. Das Basissignal 88 GHz wird komplett auf einem oder zwei HF-Chips verarbeitet. Bei zwei Chips werden Sender und Empfänger getrennt. Die Hochfrequenzquelle 41 mit dem Power Splitter 42 und dem wieder als Einseitenbandmischer (SSB-Mixer) ausgeführten Mischers 50 wird entweder auf dem Sender- oder Empfangschip realisiert. Hinter dem Power Splitter 42 gelangt das Sendesignal über den ersten Verstärker 45 zu dem ersten Frequenzvervielfacher 46. Der erste Verstärker 45 sorgt für einen ausreichenden Pegel für den nachfolgenden ersten Frequenzvervielfacher 46. Der erste Frequenzvervielfacher 46 multipliziert die Hochfrequenz mit dem Faktor Ns, so dass das Ausgangssignal in der Nähe von 500 GHz liegt, in diesem bei 528 GHz bei einer Grundfrequenz von 88 GHz mit Ns = 6. Das so gewonnene Ausgangssignal wird über die Sendeantenne 47, eine externe Horn- oder eine integrierte Patchantenne auf den gesamten Ausleuchtungsbereich der Hautprobe abgestrahlt.
Im Empfangszweig wird das Basissignal in diesem Beispiel mit einer Frequenz von 400 Hz vom lokalen Oszillator 51 mit Hilfe des SSB Mischers 50 gemischt zur Empfangszweig-Mischfrequenz 88 GHz + 400 Hz. Das so erhaltene Signal wird mit dem zweiten Verstärker 52 ausreichend verstärkt, um den nachfolgenden Frequenzvervielfacher geeignet auszusteuern. Der zweite Frequenzvervielfacher 53 multipliziert die Frequenz des Signals mit dem Faktor Ns-1 , hier also mit dem Faktor 5. Das Ausgangssignal wird den n Subharmonischen Mischern 57 zugeführt. Alternativ beträgt der Multiplikationsfaktor im Empfangszweig Ns und die n Mischer sind als einfache Mischer ausgeführt. Die n Mischer 57 werden je von einer Antennenzeile 55 gespeist. Der Abstand der Antennenzeilen 55 liegt vorzugsweise zwischen einer viertel und einer ganzen Wellenlänge. Jede Antennenzeile 55 ist so dimensioniert, dass bei einer Mittenfrequenz von F0, hier 528 GHz, Signale senkrecht zur Zeilenachse, d.h. Einfallswinkel a=90°, mit der Öffnungsbreite ß - diese hängt von der Anzahl der Antennenelemente pro Zeile ab - empfangen werden. Wird die Basisfrequenz 88 GHz leicht verändert, so ändert sich nun der Einfallswinkel a. Für kleinere Frequenzen wird a kleiner und für größere Frequenzen wird a größer, d.h. durch die Wahl einer Frequenzverschiebung Af wird die Empfangsrichtung in x-Richtung vorgegeben. Daher erfolgt ein Frequenzsweep, um die Hautprobe in x-Richtung abzuscannen. In y-Richtung werden die Signale aller Antennenzeilen 55 parallel mit je einem Mischer 57 aufgenommen, heruntergemischt und die Mischerausgangssignale über den analogen Bus 60 zu den jeweiligen Analog-zu- Digital-Konvertern 61 geleitet. Die digitalen Signale hinter den Analog-zu-Digital- Konvertern 61 werden anschließend in der Auswerteeinheit 63 einem digitalen Beam- forming (DBF) unterworfen. Mit Hilfe des DBF-Verfahrens werden Signale aus y- Richtung mit einer Winkelgenauigkeit, die von der Anzahl der Zeilen abhängt, entsprechend ihrem Einfallswinkel α aufgelöst. Mit Hilfe des DBF und der Variation der Basisfrequenz kann der beleuchtete Hautbereich in x- und y-Richtung abgescannt werden. Die Messzeit ist nur durch die Mittelwertbildung zur Beseitigung des Phasenjitters auf den Mischerausgangssignalen, der durch die vielen Verdoppler verursacht wird, und die Scanngeschwindigkeit in x-Richtung mittels Frequenzsweep begrenzt. Die Auswertung in y-Richtung geschieht bei genügender Rechenleistung der Datenverarbeitung für das DBF parallel.
Die Reflexionen werden in der Auswerteeinheit 63 für eine vorgegebene Auflösung in x- und y-Richtung bezüglich Phase und Betrag ausgewertet. Die gewünschte Auflösung, z.B. 1 mm2, wird in der zweiten Ausführungsform durch den Abstand und Elemente des Antennenarrays 54 festgelegt. Alle gemessenen Werte werden getrennt für Betrag und Winkel gemittelt. Anschließend werden alle Einzelwerte getrennt nach Betrag und Phase normiert und die so normierten Werte für Betrag und Phase durch eine geeignete geometrische Addition in einen skalaren Wert transformiert. Die Koeffizienten der geometrischen Addition werden aus Kalibriermessungen abgeleitet.
Die Erfindung verwendet in der zweiten Ausführungsform eine Frequenz um 0.5 THz, welche sich mit Hilfe von InP, GaAs oder auch modernen SiGe HF-Prozesse kostengünstig mit ausreichender Leistung erzeugen und empfangen lässt und erlaubt daher sowohl kompakte als auch preisgünstige Geräte.
Fig. 3 zeigt eine optionale ergänzende Vorrichtung 70 für ein einfaches Auflichtverfahrens im optischen Spektralbereich für die erste und zweite Ausführungsform. Eine Lampe 71 beleuchtet mittels einer Linse 72 über einen Strahlteiler 73 die Hautprobe 74, deren Bild von einer CCD Kamera 75 aufgenommen wird. Alternativ kann die Lampe neben der Kamera angebracht werden und auf einen Strahlteiler verzichtet werden, um den Strahlengang der THz-Strahlung nicht zu behindern. Die Auswerteeinrichtung 30 bzw. 63 generiert ein überlagertes Bild auf Basis des optischen Bildes der CCD Kamera 75, wobei die aus der THz-Messung gewonnen Werte zusätzlich für jede mit THz-Strahlen beleuchtete Zelle mit einer Fehlfarbe farblich verändert werden, so dass die Hautstellen mit höherem Wassergehalt innerhalb des beobachtetem Scannbereichs eindeutig zugeordnet werden können. Auf einem farbigen Standard Display der Auswerteeinrichtung 30 bzw. 63 wird der untersuchte Hautbereich vergrößert dargestellt.
Bei der Integration der Vorrichtung aus Fig. 1 oder Fig. 2 mit der Vorrichtung aus Fig. 3 für ein Komplettgerät wird die Auswerteeinrichtung 30 bzw. 63 vorteilhaft als Steue- rungs- und Auswerteeinheit mit Display ausgeführt.
Insbesondere bei einer Ausgestaltung als Patientengerät kann bei der Integration der Vorrichtung aus Fig. 1 oder Fig. 2 mit der Vorrichtung aus Fig. 3 Gebrauch von einem Personalcomputer gemacht werden, der Steuerungs- und Auswertefunktionen übernimmt als Teil der Auswerteeinrichtung 30 bzw. 63 und das Display bereitstellt.
Fig. 4 zeigt ein Flussdiagramm 80 des Verfahrens gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Das Verfahren zur Erkennung von Hautkrebs mittels THz- Strahlung mittels Bestrahlung einer Probe mit Sende-THz-Strahlung und Auswertung einer von der Probe stammenden Empfangs-THz-Strahlung beginnt mit dem Verfahrenschritt a) Erzeugung eines Hochfrequenzsignals. Anschließend erfolgt Schritt b) Aufteilung des Hochfrequenzsignals auf den Sendezweig und den Empfangszweig. In dem Sendezweig folgen nun Verfahrenschritt c) Vervielfachung der Frequenz des Hochfrequenzsignals und Verfahrenschritt d) Abstrahlung des frequenzvervielfachten Hochfrequenzsignals als Sende-THz-Strahlung auf eine Probe. In dem Empfangszweig folgen nach Verfahrenschritt b) Verfahrenschritt e) Erzeugung eines Niedrigfrequenzsignals, und Verfahren schritt f) Mischung des Hochfrequenzsignals mit dem Niedrigfrequenzsignal zur Erzeugung eines Empfangszweig-Mischfrequenz-Signals. Es folgt Verfahrenschritt g) Vervielfachung der Empfangszweig-Mischfrequenz. Nach Verfahrenschritt h) Empfang der Empfangs-THz-Strahlung von der Probe und Erzeugung eines THz-Signals daraus, folgt Verfahrenschritt i) Mischung des THz-Signals mit dem frequenzvervielfachten Empfangszweig-Mischfrequenzsignal zur Erzeugung eines Aus- gangssignals daraus, und schließlich Verfahrenschritt j) Auswertung des Ausgangssignals.
Vorteilhaft werden für einen Messpunkt mehrere Phasenzyklen der Empfangs-THz- Strahlung ausgewertet.
Die angegebenen Frequenzen und Vervielfältigungsfaktoren sind Beispiele, die keine Einschränkung der Erfindung darstellen, sondern lediglich die Auslegung der zusammenwirkenden Komponenten erläutern, so dass die Vorrichtung und das Verfahren im Frequenzbereich 0.1 -5 THz eingesetzt werden kann.

Claims

Ansprüche
1 . Vorrichtung zur Erkennung von Hautkrebs mittels THz-Strahlung, zur Bestrahlung einer Probe (19) mit Sende-THz-Strahlung (18) und Auswertung einer von der Probe stammenden Empfangs-THz-Strahlung (25), wobei die Vorrichtung (20, 40) aufweist:
eine Hochfrequenzquelle (1 1 , 41 ) zur Erzeugung eines Hochfrequenzsignals zur Verwendung in einem Sendezweig (13, 43) und einem Empfangszweig (14, 44), einen Leistungsteiler (15, 45) zur Aufteilung des Hochfrequenzsignals auf den Sendezweig und den Empfangszweig;
in dem Sendezweig (13, 43) einen ersten Frequenzvervielfacher (16, 46) zur Vervielfachung der Frequenz des Hochfrequenzsignals und eine Sendeantenne zur Abstrah- lung des frequenzvervielfachten Hochfrequenzsignals als Sende-THz-Strahlung;
in dem Empfangszweig (14, 44) einen Frequenzgenerator (21 , 51 ) zur Erzeugung eines Niedrigfrequenzsignals, einen Mischer (20, 50) zur Mischung des Hochfrequenzsignals mit dem Niedrigfrequenzsignal zur Erzeugung eines Empfangszweig- Mischfrequenz-Signals, einen zweiten Frequenzvervielfacher (23, 53) zur Vervielfachung der Empfangszweig-Mischfrequenz, eine Empfangsantenneneinrichtung (31 , 54) zum Empfang der Empfangs-THz-Strahlung (25) und zur Erzeugung eines THz- Signals, eine Mischeinrichtung (29, 59) zur Mischung des THz-Signals mit dem frequenzvervielfachten Empfangszweig-Mischfrequenzsignal zur Erzeugung eines Messsignals, und eine Auswerteeinrichtung (30, 63) zur Auswertung des Messsignals.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die Empfangsantenneneinrichtung (31 ) eine Linse (26) in einem Strahlengang der Empfangs-THz- Strahlung (25) aufweist.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Empfangsantenneneinrichtung (31 ) eine Hornantenne (28) und einen Scanner (27) im Strahlengang der Empfangs-THz-Strahlung (25) aufweist.
4. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der Scanner (27) einen zweiachsig drehbaren Umlenkspiegel aufweist.
5. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Frequenzvervielfacher (23, 53) einen geringeren Vervielfachungsfaktor als der erste Frequenzvervielfacher (16, 46) aufweist und die Mischeinrichtung (29) einen subharmonischen Mischer aufweist.
6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Empfangsantenneneinrichtung (56) ein Antennenarray (54) mit Antennenzeilen (55) aufweist.
7. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Mischeinrichtung (59) zu jeder Antennenzeile (55) einen der Antennenzeile zugeordneten Mischer (57) aufweist.
8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7, dadurch gekennzeichnet, dass jedem der Antennenzeile (55) zugeordneten Mischer (57) ein Analog-zu-Digital- Konverter (61 ) zugeordnet ist.
9. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Frequenzvervielfacher (53) einen geringeren Vervielfachungsfaktor als der erste Frequenzvervielfacher (46) aufweist und die der Antennenzeile (55) zugeordneten Mischer (57) subharmonische Mischer sind.
10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Frequenzvervielfacher (53) den gleichen Vervielfachungsfaktor wie der erste Frequenzvervielfacher (46) aufweist und die der Antennenzeile (55) zugeordneten Mischer (57) einfache Mischer sind.
1 1 . Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerteeinrichtung (63) zur Auswertung des Messsignals mit einem digitalen Beamforming-Verfahren (DBF) ausgestaltet ist.
12. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass in dem Sendezweig (13, 43) ein erster Verstärker (15, 45) angeordnet ist.
13. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass in dem Empfangszweig (14, 44) ein zweiter Verstärker (22, 52) angeordnet ist.
14. Verfahren zur Erkennung von Hautkrebs mittels THz-Strahlung mittels Bestrahlung einer Probe mit Sende-THz-Strahlung und Auswertung einer von der Probe stammenden Empfangs-THz-Strahlung mit den Verfahrenschritten
a) Erzeugung eines Hochfrequenzsignals
b) Aufteilung des Hochfrequenzsignals auf den Sendezweig und den Empfangszweig,
- in dem Sendezweig
c) Vervielfachung der Frequenz des Hochfrequenzsignals und
d) Abstrahlung des frequenzvervielfachten Hochfrequenzsignals als Sende-THz- Strahlung auf eine Probe,
- in dem Empfangszweig
e) Erzeugung eines Niedrigfrequenzsignals,
f) Mischung des Hochfrequenzsignals mit dem Niedrigfrequenzsignal zur Erzeugung eines Empfangszweig-Mischfrequenz-Signals,
g) Vervielfachung der Empfangszweig-Mischfrequenz,
h) Empfang der Empfangs-THz-Strahlung von der Probe und Erzeugung eines THz- Signals daraus,
i) Mischung des THz-Signals mit dem frequenzvervielfachten Empfangszweig- Mischfrequenzsignal zur Erzeugung eines Ausgangssignals daraus, und
j) Auswertung des Ausgangssignals.
15. Verfahren nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass für einen Messpunkt mehrere Phasenzyklen der Empfangs-THz-Strahlung ausgewertet werden.
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