NO325061B1 - Fremgangsmate og arrangement for bestemmelse av den optiske egenskap av et multisjiktvev - Google Patents

Abstract

Fremgangsmåte for å bestemme de optiske egenskapene for et multisjiktvev,at fremgangsmåten omfatter trinnene: (a) bestråle multisjilcts-vevet med en kollimert elektromagnetisk stråle suksessivt fra flere retninger (91,<|>l),og (b) bestråle multisjikts-vevet, for hver bestrålingsretning, ved et flertall forskjellige bølgelengder ( X\), og (c) detektere det reflekterte og scatrede lys ved et flertall deteksjons(syns)retninger (0ø), for hver bestrålingsretning og bølgelengde, og (d) anvende en radiativ overføringsmodell for det koblede luft/vevs-system for å løse det reflektive diffuse lys ved forskjellige deteksjonsvinkler, for å produsere en syntetisk database hvorfra de optiske egenskaper kan bestemmes med en invers algoritme.

Description

Den foreliggende oppfinnelse vedrører en fremgangsmåte og en anordning for bestemmelse av de optiske egenskapene for et multisjiktvev.

Bakgrunn og teknikkens stilling

Nye utviklinger innen "imaging" ved hjelp av synlig og nær infrarødt lys har vist seg lovende i medisinsk diagnose, pga. at lys muliggjør tre nøkkelfordeler over tradisjonelle diagnostiske verktøy basert på f.eks. røntgenstråler, ultralyd eller nukleær magnetisk resonans. For det første interagerer lys ved forskjellige bølgelengder med vev på distinktive måter, noe som danner basis for spektroskopi, som muliggjør at en kan optimalisere bølgelengden på en spesifikk applikasjon. For det andre er image prosesserende metoder kraftige nok til å gjøre det mulig å anvende kun noen få fotoner, og således muliggjøre imaging basert på lav-nivå signaler, eller signaler med støy. For det tredje muliggjør lys et godt kompromiss mellom den lav-oppløselige radiofrekvens eller ultralyd-imaging, og den kortere bølgelengde, høyere oppløsning, men skadelige ioniseringsstråling av røntgenstråler. Videre er optiske metoder vanligvis ikke invasive og ikke toksiske, og har potensiale til å kunne realiseres som kompakte og kostnadsbillige anordninger.

Enhver imaging eller spektroskopisk metode må ta hensyn både til absorpsjon av den primære komponent i vevet, dvs. den «vandige» løsning, og absorpsjon og scattering av forskjellige typer vevspartikler. Spektroskopi anvendes for å måle tidsavhengige totalvariasjoner i absorpsjon og scattering i store volumer av vev. F.eks. kan oksymetri i hjerne (hemoglobin spektroskopi) vise intern blødning forårsaket av hodeskader. Imaging er viktig dersom det er av interesse å detektere en lokalisert heterogenisitet i vevet, så som en tidlig bryst-eller hjernetumor, eller en mindre mengde av blødning i hjernen. Da muliggjør imagingen at man kan identifisere stedet for traume, og å differensiere dette fra det omgivende vev. Tumorer representerer en strukturell anormalitet som man ønsker å detektere, lokalisere og klassifisere. Tumorvekst er assosiert med

(1) et større blodvolum som kommer fra et relativt større antall tetthet- og volumfraksjon i blodkarene i tumoren, (2) økte konsentrasjoner av de intracellulære organeller som er nødvendig for energiproduksjon assosiert med hurtig vekst, og (3) akkumulering av sterkt scattrende kalsiumpresipitater. Noen av disse egenskaper forventes å være nyttige i klassifisering av tumorer som benigne, maligne, osv.

Lys som entrer vev absorberes, og avbøyes av forbindelser i vevet kalt kromo-forer. Hovedkromoforene er melanin, hemoglobin og cytokromer. Melanin er et pigment som farger huden vår, og som beskytter oss fra solbrenthet. Den attenuerer UV-lys sterkt ved å virke som et relay-scatter. Hemoglobin (Hb) er et farget pigment som finnes i røde blodceller. Det er et stort molekyl som kan binde oksygenmolekyler for å danne HbC>2. Cytokromer består av en serie enzymer funnet i membranen i mitokondria. De har absorpsjonsspektra som avhenger av om enzymet er i dets oksiderte eller reduserte form. Cytokromer kan monitoreres ved optiske hjelpemidler. F.eks. er NADH en viktig forbindelse som absorberer sterkt i UV-området (310-375 nm). Dersom NADH eksponeres til UV-lys, vil den fluorescere med et bredt båndemisjonsspekter rundt 64 nm. Absorpsjonsspektrum av Hb er forskjellig fra det til Hb02. Således vil sterkt oksygenert arterielt blod være klart rødt, mens veneblod inneholder mer oksygenert hemoglobin og har en blårød farge. Absorpsjonskoeffisienten varierer med bølgelengde, men er typisk 0,02-0,1 pr. mm i det synlige og NIR-delene av spektrum. Det avhenger også av kromofor-innhold (spesielt mengden av blodet). Med vevspartikkel menes et lite volum av vev med en kompleks refraktiv indeks som er forskjellig fra det til det omgivende medium. Absorpsjon av den vandige komponent er kjent eller kan måles for friskt vev. Et lite volum som omgir en tumor er karakterisert ved øket blodkonsentrasjon, og har således en forsterket eller anormal absorpsjon. Partikler som er mye mindre enn bølgelengden av lyset består av cellekjerner eller mitokondria og kalles relay-scattere. Partikler som er mye større enn bølgelengden til lyset består av celler eller grupper av celler som kalles Mie-scattere. Scattering-koeffisienten varierer med bølgelengde, men er typisk i området 20-100 pr. mm.

Kunnskap om de optiske egenskaper av biologisk vev er den kritiske basis for å utføre forsøk i biomedisinsk imaging, og likeledes for å utvikle instrumenter for medisinske diagnoser.

Den fysiologiske form til det biologiske vev kan hentes fra dets absorpsjon- og scattering-koeffisienter. Med fysiologisk tilstand menes den relative konsen-trasjon av vandige og ikke-vandige komponenter, og likeledes den kjemiske komposisjon av ikke-vandige vevskomponenter, inkluderende blodkar, organeller etc. Det er således ønskelig å utvikle nøyaktige og pålitelige metoder for å bestemme optiske egenskaper i vev.

Optisk koherens-tomografi (OCT) er med suksess blitt benyttet i biomedisinsk imaging. Denne metode er basert på anvendelse av koherent lys, og kan anvendes for å avbilde den arkitekturiske morfologi eller grandulare organisering av vev. Imidlertid er dets penetreringsdybde begrenset til 2-3 mm, og denne teknikk, slik den praktiseres i dag, tilveiebringer ikke den informasjon som er nødvendig for å bestemme de optiske egenskapene av et biologisk system.

Siden koherent lys tilveiebringer begrenset dybdeinformasjon er mange gjeldende optiske imagingsteknikker basert på anvendelse av diffust lys, som bærer informasjon om dypere sjikt, dvs. ca. 4-8 mm inn i vevet.

Disse metoder inkluderer:

(1) tidsoppløste teknikker for deteksjon av såkalt «snake» eller «ballistiske» fotoner som har propagert langs nær rette veier,

(2) diffus optisk tomografi, og

(3) tomografisk imaging ved anvendelse av diffuse fotontetthets-bølger etablert ved å intensitetsmodulere den innsendte lysenergi.

Ved imaging med diffust lys er løsninger for det radiative overføringsproblem hyppig basert på diffusjonstilnærmingertil den radiative overføringsligning. Med termen «radiativ overføringsproblem» menes transport av lys i et multippelt scattrende medium, så som vev.

En oversikt over gjeldende litteratur er gitt i Tabell 1.

1. Selv om tidsoppløste teknikker tilbyr potensiale for å bestemme de optiske egenskaper av vev, vil deres avhengighet av høytidsoppløste målinger gjøre det til en svært utfordrende oppgave å utføre eksperimentelle forsøk for å validere metoden, og for å utvikle egnede bedside-instrumenteringer. 2. Noen ganske få av de tilgjengelige teknikker er blitt anvendt kun for å studere forskjellene mellom absorpsjonskoeffisientene til objektet og dets omgivende medium (f.eks. Cheng and Boas, 1998). Det er ikke tilstrekkelig å anvende kun absorpsjonskoeffisienten for å beskrive et biologisk vev eller et objekt som er begravd i et slikt vev, siden scattering vanligvis ikke kan igno-reres i et slikt medium. 3. De fleste tilgjengelige tomogråfiske optiske imaging-metoder er fokusert på å studere de optiske egenskaper (absorpsjon- og scatterings-koeffisienter og asymmetrifaktoren eller fasefunsjonen) av et objekt som er begravd i et turbid medium, f.eks. en tumor i et friskt vev, og der man antar at de optiske

egenskaper av bakgrunnsmedium (friskt vev) er kjent. Disse teknikker kan ikke enkelt anvendes for å studere de optiske egenskaper av det turbide bakgrunnsmedium (friskt vev). Imidlertid er nøyaktig kunnskap om de optiske egenskaper til bakgrunnsmedier kritisk for suksess i biomedisinsk imaging.

De ovenfor beskrevne begrensninger med eksisterende løsninger viser klart at det er et presserende behov for å utvikle og tilveiebringe pålitelige metoder for å bestemme både:

(1) de optiske egenskapene av friskt biologisk vev, og

(2) lokaliseringen og de optiske egenskapene av et objekt (så som en tumor) som er begravd i det friske vev.

Det overordnede formål med foreliggende oppfinnelse er således å tilveiebringe en ny fremgangsmåte for å bestemme de optiske egenskapene av et multi-sjiktvev. I denne sammenheng inkluderer termen «optiske egenskaper» bestemmelse av absorpsjons- og scattering-koeffisienter, og også asymmetrifaktoren. Med termen «multi-sjiktvev» menes et vev med en stratifisert struktur slik at de optiske egenskapene kan variere fra det ene sjikt til det neste.

Et ytterligere formål med foreliggende oppfinnelse er å anvende denne metode for diagnose og lokalisering av tumorer som er begravd i et slikt sjiktformig vev.

Én løsning er basert på rigorøs radiativ overføringsteori (beskrevet mer detaljert nedenfor). En sofistikert «state-of-the-art» radiativ overføringsmodell for det koblede luft/vev-system anvendes for å tilveiebringe både fremlengs («forward») og inverse algoritmer for å karakterisere de optiske egenskaper for et slikt multi-sjiktvev.

Videre anvendes algoritmene for å tilveiebringe en fremgangsmåte for å bestemme lokaliseringen, og optiske egenskaper av et objekt (så som en tumor) som er begravd i et slikt sjiktformig vev.

Det tilveiebringes også et eksperimentelt oppsett (fig. 3), og valideringsforsøk vil bli utført.

Den teoretiske bakgrunn for metoden og arrangementet i samsvar med foreliggende oppfinnelse er beskrevet i detalj nedenfor, og undersøkelser som for tiden foregår er som følger: (1) Fremover-simuleringer hvor et multi-sjiktvev illumineres med en kolliminert elektromagnetisk stråle, suksessivt fra flere retninger. For hver illumineringsretning anvendes en omfattende radiativ overføringsmodell for det koblede luft/vevssystem for å løse for de reflekterte diffuse lys ved flere synsvinkler. (2) Utvikling av metoder for å oppta de optiske egenskaper og sjiktstykkelsen av hvert av de to øverste sjiktene i et multi-sjiktvev basert på reflekterte stråler opptatt fra fremoversimuleringene. (3) Konstruksjon av et eksperimentelt arrangement for å teste og validere de teoretiske simuleringer beskrevet i (1) og (2) ovenfor. (4) Utvikling av en algoritme for å bestemme lokaliseringen og optiske egenskaper av et objekt som er begravd i et sjiktformig vev basert på resultatene oppnådd i forsøkene beskrevet ovenfor.

Den foreliggende oppfinnelse vedrører således en fremgangsmåte for å bestemme de optiske egenskapene for et multisjiktvev, kjennetegnet ved at fremgangsmåten omfatter trinnene: (a) å bestråle multisjikts-vevet med en kollimert elektromagnetisk stråle suksessivt

fra flere retninger (Øi, <j>i), og

(b) å bestråle multisjikts-vevet, for hver bestrålingsretning, med et

flertall forskjellige bølgelengder (X-i), og

(c) å detektere intensitet og bølgelengde av det reflekterte, transmitterte og spredte lys ved et flertall synsretninger (Øo, <|>o) og bølgelengder (X,o), for hver bestrålingsretning og bølgelengde, og (d) hvor det anvendes en strålingsoverføringsmodell for de koblede luft/flersjiktsystemer for å løse med hensyn på det reflekterte, transmitterte og spredte lys ved forskjellige bølgelengder, innstrålingsretninger og deteksjonsvinkler for et sett av karakteriserte flersjiktvev for å produsere en syntetisk database inneholdende utregnete intensitetsverdier for spredt, transmittert og reflektert stråling, (e) hvoretter et ukjent flersjiktvev underlegges tilsvarende bestråling som angitt i punkter a og b, og detekteres som angitt i punkt c, og hvor den kombinasjon av optiske parametere som minimerer forskjell mellom måledata og verdier lagret i den syntetiske databasen bestemmes for å gi en entydig indikasjon på det målte flersjiktsvevs karakteristika.

Ytterligere utførelser er angitt i underkravene 2-7.

Den foreliggende oppfinnelse vedrører også en anordning for bestemmelse av de optiske egenskaper for et multisjiktvev, kjennetegnet ved at anordningen omfatter: (a) en lyskilde tilpasset for å bestråle multisjiktsvevet med en kollimert

elektromagnetisk stråle suksessivt fra flere retninger (G-i, <j>i) og at

(b) multisjiktsvevet, for hver bestrålingsretning bestråles ved et flertall

forskjellige bølgelengder (X-i), og

(c) et CCD-kamera tilpasset for å detektere intensitet og bølgelengde ( ko) til det reflekterte, transmitterte eller spredte lys ved et flertall synsretninger (Øo, <t»o), for hver bestrålingsretning (Øi, <|>i) og bølgelengde (Xi), og (d) et prosesseringsmiddel som anvender en strålingsover-føringsmodell for de koblede luft/flersjiktsystemer for å løse med hensyn på det reflekterte, transmitterte og spredte lys ved forskjellige bølgelengder, innstrålingsretninger og deteksjonsvinkler for et sett av karakteriserte flersjiktvev for å produsere en syntetisk database inneholdende utregnete intensitetsverdierfor spredt, transmittert og reflektert stråling, (e) hvoretter et ukjent flersjiktvev underlegges tilsvarende bestråling som angitt i punkter a og b, og detekteres som angitt i punkt c, og hvor den kombinasjon av optiske parametere som minimerer forskjell mellom måledata og verdier lagret i den syntetiske databasen bestemmes for å gi en entydig indikasjon på det målte flersjiktsvevs karakteristika.

Ytterligere spesifiserte utførelser av anordningen er angitt i underkravene 9-12.

Optisk diagnostikk kan klassifiseres enten som imaging eller spektroskopi, eller en kombinasjon av begge deler. Optisk koherenstomografi (OCT), som er et høy-oppløselig, grønt imaging-redskap, er blitt utviklet i flere forskningsgrupper rundt om i verden (Huang era/., 1991, Izatt et al., 1997; Schmitt, 1998). OCT kan anvendes for å utføre høy-oppløselig kryss-seksjon-tomografisk imaging av den interne mikrostruktur i materialer og biologiske systemer ved å måle ekkotidsforsinkelser og nivåer av tilbakescattret lys (Huang et al., 1997; Fujimoto er al., 2000). Med en kontinuerlig bølgeilluminering kan det oppnås en transvers oppløsning av 10 |.im med OCT, men penetreringsdybden er begrenset til 2-3 mm på det meste (Carts-Powell, 1999, Fujimoto et al., 2000).

OCT kan anvendes for å avbilde den arkitekturiske morfologi eller den granu-lære organisering av vev, men kan ikke anvendes for å bestemme de optiske egenskapene i et biologisk system. På den andre side krever OCT-målinger av ultra-hurtige ekkotidsforsinkelser optisk "gating" og korreleringsteknikker, siden direkte elektronisk deteksjon ikke er mulig.

Koherent imaging er nyttig, men det meste av lyset som entrer vevet blir enten absorbert eller scattret flere ganger. Det meste av den pågående forskning, f.eks. (Boas et al., 1997; Chance et al., 1998; Chen et al., 1998; Cheng and Boas, 1998; Durduran et al., 1999; Jacques et al., 1997; Kienle et al., 1998; Klose and Hielscher, 1999; Patterson et al., 1989; Siegel et al., 1999; Wang and Wickramasinghe, 1998; Yodh and Chance, 1995), forsøker å utvikle metoder for å analysere diffuse bilder. Én løsning er basert på tids-oppløst teknikk for å måle de diffuse fotoner fra pulsede lyskilder som har propagert langs nær rette veier («ballistiske» fotoner) (Wang and Wickra-masinghe, 1998). Teknikker som er basert på tids-oppløste målinger gir muligheten, i det minste i prinsippet, for å bestemme de optiske egenskaper i vev (Patterson et al., 1989; Wang and Wickramasinghe, 1998).

I praksis er det imidlertid svært vanskelig å utføre slike målinger, ikke kun pga. at scattering hurtig reduserer antallet ballistiske fotoner langs veien, men også pga. at en ekstremt høy tidsoppløsning er nødvendig.

Forskning på diffus optisk tomografi har vært basert på flere løsninger. Siegel et al., (1999) bygget et portabelt kontinuerlig bølge, diffus optisk tomografisystem som består av 18 laserdiodekilder (9 ved 780 nm og 9 ved 830 nm) og 16 silikondetektorer, men de benyttet ikke denne metoden og resultatene for å oppta de biologiske egenskaper av det biologiske vev. De tids-oppløste optiske absorpsjon- og scattering-tomografi-teknikker utviklet av gruppen ved University College London (Schweiger er al., 1999), er basert på et endelig element fremover modell for å simulere lystransport i scatteringmedia for å rekonstruere den interne distribusjon av optiske parametre fra «time-offlight»-data. Siden denne teknikk er basert på tids-oppløste målinger lider den av den samme begrensning som metodene beskrevet ovenfor. Et annet eksempel er den diffuse optiske refleksjonstomografi utviklet av Cheng and Boas (1998), som kan anvendes for å bestemme absorpsjonskoeffisient av et objekt begravd i et turbid medium. Det skal generelt bemerkes at det ikke er tilstrekkelig å anvende kun absorpsjonskoeffisienten for å beskrive et turbid medium så som et biologisk vev eller et objekt begravd i et slikt turbid medium.

Diffuse fotontetthetsbølger er blitt anvendt for tomografisk imaging av objekter begravd i et turbid medium (Boas et al., 1997; Chen et al., 1998; Li et al., 2000). Fordelen med å anvende diffuse foton tetthetsbølger er at en slik bølge har en godt definert fasefront. Målinger både av fasen og amplituden av den sendte diffuse fotontetthetsbølge kan anvendes for å studere objekter som er neddykket i et turbid bakgrunnsmedium med kjente optiske egenskaper (scattering- og absorpsjonskoeffisienter). Siden signalet av den transmitterte fotontetthetsbølge vanligvis er svært svak, kan ikke denne teknikk anvendes på et tykt turbid medium. Videre kan ikke tomografisk imaging, som anvender diffuse fotontetthetsbølger, benyttes for å bestemme de optiske egenskaper av det turbide bakgrunnsmedium. En annen løsning er basert på anvendelse av diffuse fotontetthetsbølger sammen med refleksjonsmålinger av lys fra det sjikt-formede medium for å bestemme strukturen av et sjiktformig vev (Svaasand et al., 1999). Siden bølgelengden av den diffuse fotontetthetsbølge vanligvis er stor, f.eks. minst noen få cm, kan målinger av fasen av den diffuse fotontett-hetsbølge kun tilveiebringe lav-oppløselig informasjon om den indre struktur i vevet.

Fluorescens-spektroskopi utgjør en etablert måte å anvende medisinsk diagnostikk på, f.eks. (Chance, 1996; Gardner et al., 1996), enten på vevet selv eller mot et middel så som et fargestoff anvendt i fotodynamisk terapi. Ved å analysere «fargene» av det emitterte lys etterfulgt av optisk eksitering av en vevsprøve, kan man bestemme om vevet er normalt, benignt eller kreft-angrepet. Den underliggende fysiske basis for andre spektroskopiske teknikker så som Raman-scattering, fosforescens og elastisk scattering, er at lys-vev-interaksjonen er sterkt påvirket av den kjemiske sammensetning og den cellulære struktur av vevet. Disse metoder krever at enten optiske biopsier utføres, eller at friskt vev kuttes ut og eksponeres til skadelig ioniserende stråling (Carter-Powell, 1999).

Siden mange deler av kroppen, så som huden, spiserør, mage, tarmer, blære og hode har en sjikt-formig vevsstruktur, er det interessant å se at man vurderer en biologisk imaging av en sjiktvevsmodell som mer realistisk enn en homogen modell. Flere forskere har undersøkt løsningen av diffusjonsligningen for sjikt-formig turbid medium. Takatani og Graham (1979) og Schmitt et al., 1990 utledet analytiske formler for steady-state reflektans ved anvendelse av Green's funksjoner for å løse diffusjonslinjen, mens Dayan et al., (1992) anvendte Fourier, og Laplace-transformeringer for å oppnå uttrykk for steady-state og tids-oppløst reflektans. Keijzer et al., (1988) og Schweiger et al., (1995) benyttet en endelig elementmetode, og Cui og Ostrander (1992) anvendte en endelig differanseløsning.

Imidlertid har disse forskere ikke sammenlignet deres resultater til løsninger av transportligningen, og muligheten for å benytte de optiske egenskaper i de to sjikt som er adoptert i deres modeller, er ikke blitt undersøkt. Kienle er al.,

(1998) løste diffusjonsligningen ved anvendelse av Fourier-transformerings-løsning for et to-sjikts-turbidmedium som har et semi-uendelig andre sjikt. Det er av interesse å bemerke de følgende uttalelser til disse forfattere: «Selv om løsningene av diffusjonsligningen for reflektans fra et to-sjikts-medium er ganske nær til resultatene for transportteorien, er feilene i å bestemme de optiske egenskapene forårsaket ved denne tilnærming større enn i det semi-endelige tilfellet. Det vil således være fordelaktig å ha en løsning for transportligningen for et to-sjikts-medium som er tilstrekkelig hurtig til at den kan anvendes for å bestemme de optiske egenskapene». Som beskrevet ovenfor er eksisterende metoder for å image vevet inadekvat pga. at de ikke tilveiebringer informasjon som er nødvendig for å oppnå den tre-dimensjonale rommelige variasjon av de optiske egenskapene for nevnte vev, inkluderende absorpsjons-koeffisienten, scattering-koeffisienten og asymmetrifaktoren.

Kort beskrivelse av figurene

Fig. 1 viser et skjematisk diagram av et multisjikt vev.

Fig. 2 viser simuleringer av reflekterte radianer for en tredimensjonal vevs-modell med en abnormt ("malignt") midre sjikt, og et normalt ("friskt") midtre sjikt, og normale ("friske") øvre og nedre sjikt. Absorpsjons- og scatterings-kooffisienter for de "friske" øvre og nedre sjikt er satt til å være 0:13 = 03 = 0,1 mm"<1> og cm = 0310.0 mm-<1>, mens assymetrifaktoren er fast som g<[ = g$ = 0,95.

Øvre venstre panel: Scatteringskooffisienten av det midtre sjikt er fast som 02 = 10.0 mm"<1> og assymetrifaktoren er g2 = 0.95 (den same som for de "friske" over og nedre sjikt), men absorpsjonskooffisienten tillates å variere. Øvre kurve: a2 = 0.10 mm-<1> ("frisk" verdi); Midtre kurve: 02 = 0.15 mm-<1> ("malign" verdi); Nedre

kurve: a2 = 0.20 mm<-1> ("malign" verdi). Øvre høyre panel: Absorpsjonskooffisienten av det midtre sjikt er a2 = 0.1 mm<-1> og assymetrifaktoren er g2 = 0.95 (den samme som for de "friske" øvre og nedre sjikt), men scatteringskooffisienten tillates å variere. Lavere kurve: a2 = 0.10 mm<-1> ("frisk" verdi); Midtre kurve: 02 = 15 mm<-1> ("malign" verdi); Øvre kurve: a2= 20 mm<-1 >("malign" verdi). Lovere panel: Absorpsjonskooffisienten av det midtre sjikt er 02 = 0.1 mm-<1> og scatteringskooffisienten er 02 = 10.00 mm<-1> (den samme som for de "friske" over og nedre sjikt), men assymetrifaktoren tillates å variere. Nedre kurve: g2 = 0.95 ("frisk" verdi); Midtre kurve: g2 = 0.80 mm"<1> ("malign" verdi); Øvre kurve: g2 = 0.65 mm<-1> ("malign" verdi).

Fig. 3 viser et skjematisk diagram av det eksperimentelle oppsett.

Vårt nye konsept for å karakterisere biologiske vev og for å oppta deres optiske egenskaper, er basert på en omfattende radiativ overføringsmodell sammen med multivinkel-illuminering og deteksjon ved flere bølgelengder. Vi foreslår således å bestråle vevet suksessivt fra flere forskjellige retninger med en utstrakt kontinuerlig bølgekolliminert stråle. For hver bestrålingsretning vil vi måle det tilbake-scattrede lys suksessivt i forskjellige syns(deteksjons)retninger gjennom retningsbestemt scanning med et CCD-kamera.

Utstyret som er nødvendig for disse målinger består av standard optiske komponenter og et CCD-kamera med egnet oppløsning og sensitivitet. Det er verken nødvendig med temporal modulering av bestrålende stråler for å etablere en foton-tetthetsbølge, eller med elektronikk for å besørge gating.

Den multi-vinkel, multi-bølgelengde løsning som er beskrevet ovenfor er svært viktig for å gjøre løsningen av det inverse problem unikt. Dersom man kunne anvende én bølgelengde, én bestrålingsretning og én deteksjonsretning, kan det være mange forskjellige kombinasjoner av optiske egenskaper for de forskjellige sjikt som i hovedsak gir det samme tilbake-scattrede lys. For å unngå dette problem, påtvinger vi vår løsning til det inverse problem ved å tvinge den til å være i samsvar med mange forskjellige sett av scatterings-data opptatt fra flere forskjellige kombina-sjoner av bølgelengder og likeledes bestrålings- og synsretninger.

For å forklare det nye konsept med foreliggende oppfinnelse vil vi starte med å vurdere et stratifisert multisjikt turbid medium. Vi vil således forutsette at vevet består av plane parallelle sjikt, som hvert har forskjellige optiske egenskaper. For å være spesifikke vil vi først vurdere et vev som består av tre sjikt, der hvert sjikt vil være beskrevet med dets optiske egenskaper, dvs. dets

1) absorpsjon- og scattering-koeffisienter a og a,

2) asymmetriparameter g, og

3) tykkelse z.

Bemerk at absorpsjons- og scatterings-koeffisienter og asymmetriparameteren er bølgelengde-avhengig.

Vi anvender diskret ordinat metoden for å løse den radiative overføringsligning som gjelder for en «slab» av biologiske vev som er stratifisert i et antall sjikt (Fig. 1). Dette medfører at de optiske egenskapene kun avhenger av dybden. Refleksjonen og refraksjonen av innsendt lys ved luft/vev-grensesnittet må tas hensyn til, pga. at forand-ring i den refraktive indeks mellom luft og vev påvirker bestrålingsfeltet betydelig (Jin and Stamnes, 1994; Thomas and Stamnes, 1999; Degheidy and Abdel Krim, 1999).

Radiativ overføring gjennom et slikt stratifisert medium kan beskrives med ligningen (Thomas and Stamnes, 1999):

Her er u' den polare vinkel før scattering, u er den polare vinkel etter scattering, 9' er den azimutale vinkel før scattering, 9 er den azimutale vinkel etter scattering, x er den optiske dybde, a(x) er den enkelt scattering albedo, a(-c) er absorpsjonskoeffisienten, a(x) er scatteringskoeffisienten, og p (t, u, 9, u', 9), er scattering fasefunksjon. Den interne kilde Q (x, u, 9) avhenger også av retningen (Øo, 90) av det innsendte lys (Se Fig. 1), den kollimerte strålingsintensitet, og den refraktive indeks for vevet i forhold til tilgrensende luft. En nummerisk kode som løser det multiple scatteringsproblem for et slikt luft/vev-system er beskrevet av Jin og Stamnes (1994) og i den nylig utgitte lærebok av Thomas og Stamnes (1999).

«Forward»( fremover) modellering

Basert på denne tre-sjikt modell vil vi løse den radiative overføringsligning (RTE) for å oppnå det tilbake-scattrede lys for forskjellige vinkler av bestråling og deteksjon. I dette forsøk vil vi anvende løsningen av RTE for et koblet luft/vevssystem (Jin and Stamnes, 1994), hvor forandringen i den refraktive indeks mellom luften og vevet tas hensyn til. Dette er svært viktig for å få en korrekt beskrivelse av det tilbake-scattrede lys.

Disse simuleringer utføres for mange forskjellige kombinasjoner av optiske egenskaper i de tre sjikt for å etablere oppslagstabeller for den tilbake-scattrede intensitet for en rekke kombinasjoner av bestrålings- og deteksjonsvinkler. Slike oppslagstabeller er essensielle for å oppnå en relativt hurtig løsning til inverse problemer. Det tredje sjikt, eller bunnsjiktet, vil antas å være så tykt at ingen bestråling tilbake-scattres fra dets bunnoverflate. Vi bemerket ovenfor at de optiske egenskaper avhenger av bølgelengde. Således, ved systematisk å variere de optiske egenskaper innen deres forventede områder for bølgelengdeintervaller, inkluderer vi automatisk deres bølgelengde-avhengighet.

I våre fremover-simuleringer antar vi at vevssjiktet i Fig. 1 har tykkelsene av z-i, Z2 og Z3, respektivt. De refraktive indekser av luften og vevet er ni og n2, respektivt, og absorpsjons- og scatterings-koeffisientene for sjiktene 1, 2 og 3 er angitt med a-i, a2, og 013, og a1, ct2 og ct3, respektivt. Asymmetrifaktorene for sjiktene 1, 2 og 3 er angitt med g-i, g2 og g3, respektivt. Asymmetrifaktoren for det første moment av fasefunksjonen, som gir den nye retning av et scattret foton i forhold til det innsendte foton. I det man mangler bedre informasjon om fasefunksjonen, vil vi anvende den syntetiske HenyeyGreenstein fasefunksjon, som kun avhenger av asymmetrifaktoren, for å beskrive vinkellys-scatterings-mønstret pga. partikler i vevet. For å tilveiebringe et eksempel på evnen til den radiative overføringsmodell idet den anvendes til det koblede luft/vev-system, vurderes de følgende tilfeller nedenfor: (1) Vi holder de optiske egenskaper av det øvre og nedre sjikt fiksert, mens vi tillater at det midtre sjikt (dvs. asymmetrifaktoren g2 og absorpsjonen- og scatteringskoeffisientene a2 og a2 kan variere. Dette er den enkleste måte å etterligne et «malignt» sjikt lokalisert mellom to friske sjikt. Vårt formål er å vise at de reflekterte stråler er sensitive til forandring i de optiske egenskaper av det «maligne» midtre sjikt idet de optiske egenskaper av sjiktene 1 og 3 holdes fast. Således viser Fig. 2 at de reflekterte stråler er sensitive til forandringer i absorpsjons- og scatterings-koeffisientene (a2 og ct2) og asymmetrifaktoren (g2) av sjikt 2. Dette illustrerer at de målte reflekterte stråler bærer informasjon som kan anvendes for å oppta de optiske egenskaper av dette sjikt. (2) Dersom enten absorpsjons- eller scatteringskoeffisienten er stor, er fotonpenetreringsdybden liten. Dersom fotonpenetreringsdybden blir mindre enn tykkelsen av sjikt 1, er reflekterte stråler ikke lenge sensitive til forandringer i optiske egenskaper i sjikt 2. Videre blir den transmitterte stråle så liten at den ikke kan måles ved konvensjonelle deteksjonsteknikker. For en spesifikk retning av bestråling, kan fotonpenetreringsdybden som enkelt bestemmes ved å øke tykkelsen til det øvre sjikt til den reflekterte intensitet ikke forandres. Kunnskap om fotonpenetreringsdybden er viktig, pga. at de reflekterte fotoner ikke bærer informasjon om vevet er lokalisert under denne dybde. (3) Fig. 2 viser resultater kun for lys ved normal forekomst. Ved å holde tykkelsen av det midtre sjikt så stor at ingen fotoner forventes å nå det nederste sjikt, kan vi variere de optiske egenskapene for de to øvre sjikt på en systematisk måte for å etablere oppslagstabeller for det reflekterte lys. Inngang i disse oppslagstabeller vil variere av de optiske egenskapene for hvert av de øvre to sjikt, og likeledes for retningen av det innsendte lys og synsretningen for detektoren. Oppslagstabellene vil konstrueres for å muliggjøre opptak av de optiske egenskaper for de to øvre sjikt, fotonpenetreringsdybden, og tykkelsen for det øvre sjikt.

Invers modulering for å oppta de optiske egenskaper

Løsningen av det inverse problem for å oppta vevsoptiske egenskaper fra målinger av reflekterte stråler, vil være basert på forward-modelling kombinert med en egnet optimaliseringsmetode (Frette et al., 1998). Vår radiative over-føringsmodell for luft/vevssystemet vil anvendes for samtidig å oppta de vevsoptiske egenskaper (absorpsjon og scatterings-koeffisienter, og asymmetrifaktoren) og sjikttykkelsen ved anvendelse av metoden beskrevet av Frette et al., (1998). For å oppta de optiske egenskaper for de tre sjiktene vil vi anvende invers modellering basert på oppslagstabeller beskrevet ovenfor. Vi vil således sammenligne de måte tilbake-scattrede data med data fra oppslagstabellene for en rekke kombinasjoner av optiske parametre (aj, o}, g} og 3; j=1,2,3) for de tre sjiktene. I denne sammenligning vil vi anvende en global optimaliseringsmetode så som en simulert annealing for å finne den kombinasjon av optiske egenskaper som minimerer forskjellene mellom måledata og simulerte resultater lagret i oppslagstabellene (Frette er al., 1998). Det er viktig å understreke at det vi kan oppta ved anvendelse av invers radiativ overførings-modellering er verdier for de optiske parametre aj, aj, gj ved forskjellige bølgelengder og Zj (j = 1,2,3). Denne kunnskap kan anvendes for å bestemme den fysiologiske form for vevet.

Testing av opptaksalgoritmen ved anvendelse av svntesedata

Først vil vi teste den inverse modelleringsløsning beskrevet ovenfor ved å anvende syntetiske data generert fra fremovermodellen. Vi vil således anvende syntetiske data for en rekke tilfeller som er andre enn de som er inkludert i oppslagstabellen som input til invers-model-lerings-algoritmen. De opptatte optiske parametre er de som gir minimumsforskjell mellom de syntetiske stråler og strålene opptatt fra oppslagstabellene.

Testing av opptaks- algoritmen ved anvendelse av data fra et kontrollert eksperiment

Etter å ha testet opptaksalgoritmen grundig på den måte som er beskrevet, vil vi utføre en kontrollert eksperimentell test. Vi vil da anvende en tre-sjikts suspensjon, og i hvert sjikt vil vi ha partikler med kjente optiske egenskaper med kjente konsentrasjoner. De optiske egenskaper og konsentrasjoner vil vare fra ett sjikt til det neste.

Horisontal imaging ved anvendelse av uavhengig kolonne eller piksel-tilnærming

Det neste trinn i utviklingen av det nye konsept ifølge foreliggende oppfinnelse for imaging av et vev, er å undersøke under hvilke forhold vi kan anvende den éndimensjonale løsning beskrevet ovenfor for et vev med variasjon i de horisontale retninger parallelt til sjiktsgrensesnittene. Hovedantakelsen som vi vil utføre, er at hver piksel i bildet mottar tilbake-scatterede lys kun fra den vertikale kolonne som ligger direkte under det korresponderende området på luft/vevs-grensesnittet. Ved anvendelse av denne antakelse kan vi anvende opptaksalgoritmen beskrevet ovenfor uavhengig av hver piksel i bildet, og således tilveiebringe informasjon om den horisontale variasjon for de optiske egenskaper for forskjellige vertikale kolonner, én for hver piksel i bildet. Således kan vi innenfor området av gyldighet for denne uavhengige pikselløsning oppta et tre-dimensjonalt bilde av de optiske egenskaper av vevet.

Testing av uavhenqiq- piksel- løsningen ved anvendelse av syntetiske data

Først vil vi teste den uavhengige piksel løsning beskrevet ovenfor ved anvendelse av syntetiske data generert ved anvendelse av forward modellering. Igjen vil den fysiske modell bestå av tre sjikt, men nå vil det være en abrupt forandring i dens vertikale fysiske og optiske egenskaper ved en viss horisontal posisjon. For å generere syntetiske data i dette tilfellet, vil vi anvende Monte Carlo-simuleringer. Ved opptak vil vi undersøke hvor nær den horisontale posisjon av dis-kontinuerligheten vi kan plassere området som undersøkes på luft/vevs-grensesnittet, før den korresponderende piksel i bildet starter å for-verres. På denne måte kan et godt estimat for området få gyldighet for den uavhengige piksel-løsning oppnås.

Testing av den uavhengige- piksel- løsning ved anvendelse av data fra et kontrollert forsøk

På tilsvarende måte som beskrevet ovenfor for testing av den én-dimensjonale opptaksalgoritmen utføres et kontrollert eksperimentelt oppsett av den uavhengige-pikselalgoritmen. En tre-sjikts-suspensjon anvendes, og i hvert sjikt vil vi ha partikler med kjente optiske egenskaper og kjente konsentrasjoner. Men vi vil nå arrangere dette til å ha en abrupt forandring i de optiske egenskaper ved en gitt horisontal posisjon.

Tre- dimensjonal imaging utover den uavhengige pikselløsning

De eksperimentelle data opptatt av multi-vinkelbestrålingen og -deteksjonen beskrevet ovenfor kan også anvendes for å oppta et bilde som ikke er basert på uavhengig piksel løsning. Avhengig av utbyttet av testingen av uavhengig piksel løsningen, som beskrevet ovenfor, vil vi avgjøre om det er hensikts-messig å utvikle inversmodelleringsmetoder som ikke basert på denne løsning.

Eksperimentelt oppsett

Fig. 3 viser et bilde over det eksperimentelle arrangement i samsvar med foreliggende oppfinnelse. En kollimert laserstråle er innkommende over luft/vevs-grensesnittet i retningen (60, 90)- Den innkommende stråle bestråler et utvidet område i luft/vevs-grensesnittet, og noe av det innkommende lys reflekteres gjennom luft/vev-grensesnittet, og penetrerer inn i vevet hvor det kan scattres eller absorberes. En andel av det scattrede lys når luft/vevs-grensesnittet, og reflekteres tilbake gjennom grensesnittet i forskjellige retninger. Et CCD-kamera er retningsbestemt scannet for å detektere lys som forlater det bestrålte området ved området i forskjellige retninger (0, 9). Med retningsbestemt scanning menes å detektere lyset som forlater det bestrålte området ved grensesnittet fra mange forskjellige synsretninger. For hver kombinasjon av bestråling og deteksjonsretninger vil flere forskjellige bølgelengder anvendes suksessivt.

Kr-Ar multilinjelaseren anvendt i dette eksperiment utstråler lys ved fem bølgelengder, dvs. ved X = 458 nm, X = 488 nm, X = 514 nm, X = 35 nm og X = 647 nm. CCDkameraet anvendt for å detektere det tilbake-scattrede lys har en høy rommelig oppløsning med 2048 x 2048 pikseller, og et dynamisk område på 16 bit. I en foretrukket utførelse ifølge oppfinnelsen avkjøles CCD-chip'en med et Peltzierelement ned til -32°C for å minimalisere mørk strømstøy. Både laseren og detektoren er av høy kvalitet og er godt tilpasset for det kontrollerte eksperiment.

Scatterings-mediumet består av tre plane parallelle sjikt med forskjellige optiske egenskaper. Hvert sjikt kan være en væske med en gitt tetthet og absorpsjon

innehold-ende en suspensjon av scatterings-partikler. Alternativt kan hvert sjikt være av et gelatinmateriale som gir absorpsjon og scatterings-koeffisienter. Det siste valg vil være bedre for eksperimentet over en forlenget tidsperiode, siden partiklene i en væskesuspensjon til tendere til å forandre deres vertikale

posisjon med tiden.

Referanseliste

[1] D.A. Boas, M.A. 0'Leary, B. Chance, og A.G. Yodh, 1997: Detection and characterization of optical inhomogeneities with diffuse photon density waves: a signal- to- noise analysis. Appl. Opt, vol 36, pp 75-92.

[2] Y. Carts-Powell, 1999: Optical tools offer minimally invazive medical diagnostics. Optics & Photonics News, vol 10, No 6, pp 33-37.

[3] B. Chance, 1996: Use ofintrinsic fluorescence signals for charactehzing tissue metabolic states in health and disease. SPIE Proe., vol 2679, pp 2-7.

[4] B. Chance, E. Anday, S. Nioka, S. Zhou, L. Hong, K. Worden, C. Li, T. Murray, Y. Ovetsky, D. Pidikiti og R. Thomas, 1998: A novelmethod forfast imaging ofbrain function, non- invasively, with light. Opt. Express, vol 2, No 10, pp 411-423.

[5] B. Chen, J.J. Stamnes, and K. Stamnes, 1998: Reconstruction algorithm for diffraction tomography of diffuse photon density waves in a random medium. Pure Appl. Opt, vol 7, pp 1161-1180.

[6] X. Cheng and D.A. Boas, 1998: Diffuse optical reflection tomography with continous- wave illumination: Opt. Express, vol 3, No 3, pp118-123.

[7] X. Cheng and D.A. Boas, 1999: Systematic diffuse optical image errors image errors resulting from uncertainty in the background optical properties. Opt. Express, vol 4, No 8, pp 299-307.

[8] R. Cubeddu, A. Pifferi, P. Taroni, A. Torricelli og G. Valentini, 1998: Imaging with diffuse light: an experimental study of the effect of background optical properties. Appl. Opt, vol 37, pp 3564-3573.

[9] W. Cui og L.E. Ostrander, 1992: The relationship ofsurface reflectance measurements to optical properties oflayered biological media. IEEE Trans. Biomed. Eng., vol 39, pp 194-201.

[10] B.B. Das, K.M. Yoo and R.R. Alfano, 1994: Snake photon imaging in thick tissue in visible and near infrared radiation spectral region. OSA Proe. On Advances in Optical Imaging and Photon Migration, vol 21, Ed. R.R. Alfano, pp 166-169.

[11] I. Dayan, S. Havlin and G.H. Weiss, 1992: Photon migration in a two- layer turbid medium. A diffusion analysis, J. Mod. Opt, vol 39, pp 1567-1582.

[12] A.R. Degheidy og M.S. Abdel Krim, 1999: Effects ofFresnel and diffused reflectivities on light transport in a half- space medium. J. Quant. Spectrosc. Radiat. Transfer, vol 61, pp 751-757.

[13] T. Durduran, J.P. Culver, M.J. Holboke, X.D. Li, L. Zubkov, B. Chance, D.N. Pattnayak and A.G. Yodh, 1999: Algorithms for3D localization and imaging using near- field diffraction tomography with diffuse light. Opt. Express, vol 4, No 8, pp 247-262.

[14] O. Frette, J.J. Stamnes and K. Stamnes, 1998: Optical remote sensing of marine constituents in coastal waters. Appl. Opt, vol 37, pp 8218-8326.

[15] J.G. Fujimoto, W. Drexler, U. Morgner, F. Kartner and E. Ippen, 2000: Optical coherence tomography using echoes of light. Optics & Photonics News, vol 11, No 1, pp 24-31.

[16] CM. Gardner, S.L. Jacques and A.J. Welch, 1996: Fluorescence spectroscopy of tissue: recovery ofintrinsic fluorescence from measured fluorescence. Lasers surg. Med., vol 18, pp 129-138.

[17] D. Huang, E.A. Swanzon, CP. Lin, J.S. Schuman, W.G. Stinson, W. Chang, M.R. Hee, T. Flotte, K. Gregory, CA. Pulifito and J.G. Fujimoto, 1991: Optical coherence tomography. Science, vol 254, pp 1178-1181.

[18] J.A. Izatt, M. Kulkarni, K. Kobayashi, M.V. Sivak, J.K. Barton and A.J. Welsh, 1997: Optical coherence tomography for biodiagnostics. Optics & Photonics News, vol 8, pp 41-47.

[19] S.L. Jacques, I.S. Saidi, A. Ladner, D.G. Oelberg, 1997: Developing an optical fiber reflectance spectrometer to monitor bilirubinemia in neonates. SPIE Proceedings of Laser- Tissue Interaction VIII, edited by S.L. Jacques, vol 2975, pp 115-124.

[20] Z. Jin and K. Stamnes, 1994: Radiative transfer in nonuniformly refracting layered media: atmosphere- ocean system. Appl. Opt., vol 33, pp 431-442.

[21] M. Keijzer, W.M. Star, and P.R.M. Storchi, 1988: Optical diffusion in layered media. Appl. Opt, vol 27, pp 1820-1824.

[22] A. Kienle, M.S. Patterson, N. Dognitz, R. Bays, G. Wagnieres and H. Van den Bergh, 1998: Noninvasive determination of the optical properties of two- layered turbid media. Appl. Opt, vol 37, pp 779-791.

[23] A.D. Klose and A.H. Hielscher, 1999: Iterative reconstruction scheme for optical tomography base don the equation of radiative transfer. Medical Phys., vol 26, pp 1698-1707.

[24] X. Li, D.N. Pattanayak, T. Durduran, J.P. Culver, B. Chance and A.G. Yodh, 2000: Nearfield diffraction tomography with diffuse photon density waves. Phys. Rev.,

E61, pp 4295-4309.

[25] M.S. Patterson, B. Chance and B.C. Wilson, 1989: Time resolved reflectance and transmittance for noninvasive measurement of tissue optical properties. Appl. Opt, vol 28, pp 2331-2336.

[26] B.W. Pogue, M. Testorf, T.McBride, U. Osterberg, and K. Paulsen, 1997: Instrumentation and design of a frequency- domain diffuse optical tomography imager for breast cancer detection. Opt. Express, vol 1, No 13, pp 391-403.

[27] A.M. Siegel, J.J.A. Marota og D.A. Boas, 1999: Design and evaluation of a continous- wave diffuse optical tomography system. Opt. Express, vo. 4, No 8, pp 287-298.

[28] J.M. Schmitt, 1998: OCT elastography: imaging microscopic deformation and strain of tissue. Opt. Express, vol 3, No 6, pp 199-211.

[29] J.M. Schmitt, G.X. Zhou, E.C. Walker and RT. Wall, 1990: Multilayer model of photon diffusion in skin. J. Opt. Soc. Am., A7, pp 2141-2153.

[30] M. Schweiger, S.R. Arridge, M. Hiraoka and D.T. Deply, 1995: The finite element modell for the propagation of light in scattering media: Boundary and source conditions. Med. Phys., vol 22, pp 1779-1792.

[31] M. Schweiger, L. Zhukov, S.R. Arridge, and C. Johnson, 1999: Optical tomography using the SCIRun problem solving enviroment: Preliminary results for threedimensional geometries and parallel processing. Opt. Express, vol 4, No 8, pp 263-269.

[32] L.O. Svaasand, T. Spott, J.B. Fishkin, T. Pham, B.J. Tromberg and M.W. Berns, 1999: Reflectance measurements of layered media with diffuse photon- density waves: a potential tool for evaluation deep burns and subcutaneous lesions. Phys. Med. Biol., vol 44, pp 801-813.

[33] S. Takatani and M.D. Graham, 1979: Theoretical analysis of diffuse reflectance from a two- layer tissue model. IEEE Trans. Biomed. Eng. BME-26, pp 656-664.

[34] G.E. Thomas and K. Stamnes, 1999: Radiative Transfer in the Atmosphere and Ocean, Cambridge University Press.

[35] R.K. Wang and Y.A. Wickramasinghe, 1998: Fastalgorithm to determine optical properties of a turbid medium from time- resolved measurements. Appl. Opt, vol 37, pp 7342-7351.

[36] Y. Watanabe, T. Yuasa, T. Akatsuka, B. Devaraj, H. Inaba, 1998: Enhancement of laser CT image contrast by correction ofartifacts due to surface effects. Opt Express, vol 3, No 3, pp 104-110.

[37] A. Yodh and B. Chance, 1995: Spectroscopy and imaging with diffusing light. Physics Today, vol 3, pp 34-40.

Claims (12)

1. Fremgangsmåte for å bestemme de optiske egenskapene for et multisjiktvev, karakterisert ved at fremgangsmåten omfatter trinnene: (a) å bestråle multisjiktsvevet med en kollimert elektromagnetisk stråle suksessivt fra flere retninger (Ø-i, fa), og (b) å bestråle multisjiktsvevet, for hver bestrålingsretning, med et flertall forskjellige bølgelengder (X-O, og (c) å detektere intensitet og bølgelengde av det reflekterte, transmitterte og spredte lys ved et flertall synsretninger (Øo, (|>o) og bølgelengder ( Xq), for hver bestrålingsretning og bølgelengde, og (d) hvor det anvendes en strålingsoverføringsmodell for de koblede luft/flersjiktsystemer for å løse med hensyn på det reflekterte, transmitterte og spredte lys ved forskjellige bølgelengder, innstrålingsretninger og deteksjonsvinkler for et sett av karakteriserte flersjiktvev for å produsere en syntetisk database inneholdende utregnete intensitetsverdier for spredt, transmittert og reflektert stråling, (e) hvoretter et ukjent flersjiktvev underlegges tilsvarende bestråling som angitt i punkter a og b, og detekteres som angitt i punkt c, og hvor den kombinasjon av optiske parametere som minimerer forskjell mellom måledata og verdier lagret i den syntetiske databasen bestemmes for å gi en entydig indikasjon på det målte flersjiktsvevs karakteristika.

2. Fremgangsmåte i samsvar med krav 1, karakterisert ved at nevnte stråle tilveiebringes av en utvidet kontinuerlig bølge kollimert stråle.

3. Fremgangsmåte i samsvar med krav 1, karakterisert ved at det reflekterte og/eller transmitterte diffuse lys detekteres ved retningsbestemt scanning med et CCD-kamera.

4. Fremgangsmåte i samsvar med krav 1,karakterisert ved at nevnte elektromagnetiske stråle er polarisert.

5. Fremgangsmåte i samsvar med krav 1, karakterisert ved at multisjiktvevet bestråles med polarisert lys, og at både den ko-polariserte og kryss-polariserte komponent av det reflekterte, transmitterte, eller spredte lys detekteres.

6. Fremgangsmåte i samsvar med krav 1, karakterisert ved at multisjiktvevet illumineres med lys av forskjellige intensiteter.

7. Fremgangsmåte i samsvar med krav 1, karakterisert ved at deteksjon foregår ved andre bølgelengder enn bølgelengdene for bestråling.

8. Anordning for bestemmelse av de optiske egenskaper for et multisjiktvev, karakterisert ved at anordningen omfatter: (a) en lyskilde tilpasset for å bestråle multisjiktsvevet med en kollimert elektromagnetisk stråle suksessivt fra flere retninger (9-i, fa) og at (b) multisjiktsvevet, for hver bestrålingsretning bestråles ved et flertall forskjellige bølgelengder og (c) et CCD-kamera tilpasset for å detektere intensitet og bølgelengde ( Xq) til det reflekterte, transmitterte eller spredte lys ved et flertall synsretninger (9o, <t>o), for hver bestrålingsretning (9i, fa) og bølgelengde og (d) et prosesseringsmiddel som anvender en strålingsover-føringsmodell for de koblede luft/flersjiktsystemer for å løse med hensyn på det reflekterte, transmitterte og spredte lys ved forskjellige bølgelengder, innstrålingsretninger og deteksjonsvinkler for et sett av karakteriserte flersjiktvev for å produsere en syntetisk database inneholdende utregnete intensitetsverdier for spredt, transmittert og reflektert stråling, (e) hvoretter et ukjent flersjiktvev underlegges tilsvarende bestråling som angitt i punkter a og b, og detekteres som angitt i punkt c, og hvor den kombinasjon av optiske parametere som minimerer forskjell mellom måledata og verdier lagret i den syntetiske databasen bestemmes for å gi en entydig indikasjon på det målte flersjiktsvevs karakteristika.

9. Anordning i samsvar med krav 8, karakterisert ved at anordningen omfatter en polarisator tilpasset for deteksjon av ulike polarisasjonstilstander.

10. Anordning i samsvar med krav 8, karakterisert ved lyskilden er en laser.

11. Anordning i samsvar med krav 8, karakterisert ved lyskilden er en laser, og at deteksjonsenheten er et CCD-kamera.

12. Anordning i samsvar med krav 8, karakterisert ved at anordningen omfatter et spektrometer for deteksjon ved andre bølgelengder enn bølgelengdene for bestråling.