WO1999004683A1 - Verfahren zur bewertung einer infolge einer lokalen durchstrahlung eines lebewesens erhaltenen streulichtverteilung durch kennwert-ermittlung - Google Patents

Verfahren zur bewertung einer infolge einer lokalen durchstrahlung eines lebewesens erhaltenen streulichtverteilung durch kennwert-ermittlung Download PDF

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WO1999004683A1
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characteristic values
function
scattered light
parameters
determined
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Klaus Abraham-Fuchs
Jürgen BEUTHAN
Viravuth Prapavat
Gerhard Müller
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Siemens Aktiengesellschaft
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    • A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
    • A61B5/02416—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation

Definitions

  • the invention relates to a method for evaluating a scattered light distribution obtained as a result of local radiation of a living being by determining the characteristic value.
  • pathological tissue changes caused by metabolism in a simple and as stress-free manner as possible for the patient.
  • An example of such pathological tissue changes is represented by rheumatic joint changes or rheumatic diseases in the area of the soft tissue.
  • fluoroscopy methods include, for example, the “time Of-flight "method. In this method, the tissue to be examined is illuminated with a few picoseconds of laser light.
  • the emerging photons are then recorded on the opposite side and their temporal progression is assessed, ie here the flight time of the This is based on the idea that the longer the scattering centers, which are generated, among other things, by a pathological change in the illuminated tissue, on which the photons are scattered, the longer the flight time will be at this al
  • the time-domain method which assesses the temporal behavior of the photon flux, is on the one hand the extremely complex radiation and detection unit, since the laser control must generate a light pulse in the picosecond range, and the detection unit must also be designed to detect very short radiation times. To be used as a simple and for example on a clinical scale- this time-of-flight procedure is not designed for the procedure.
  • Another method that works on the basis of the fluoroscopy of an examination object is the photon density wave method, which is a frequency domain method.
  • the laser light irradiated over a longer period of time is intensity modulated in the range of approx. 100 MHz.
  • the modulated light experiences an amplitude attenuation and phase shift, these values being the basis for the evaluation.
  • Each modulation frequency only corresponds to a certain time window, i.e. only a certain time of flight of the photons. To obtain a meaningful result, it would be necessary to work with several modulation frequencies, which would be extremely complex and too complicated for clinical use.
  • the double integrating sphere measuring technique is also known, which is a so-called continuous wave method, that is to say a continuous radiation method.
  • the tissue volume to be examined is irradiated and the radiation power of the collimated and diffuse transmission and the diffuse reflection is considered. Since this method can only be used on specimens, but not on living beings themselves, because there are morphologically related inhomogeneities (behavior, bones, etc.), this method is not suitable for an in vivo investigation.
  • a spectroscopy method is known from US Pat. No. 5,452,723, which is used in the context of spectroscopy of human tissue. With the method described there, the distortions of the measured values obtained when examining a thick tissue several millimeters thick are intended to be caused by the increased number of scattering centers of the thick tissue compared to the spectroscopy of a very thin, only a few micrometers thick tissue, in which there are fewer scattering centers influencing the measurement result, are compensated for. This is done in such a way that first a spectrum of the diffuse reflectance is recorded, then the spectrum to be "equalized", for example the fluorescence spectrum. An effective reflectance function is then determined on the basis of probability functions.
  • the equalized fluorescence spectrum is then recorded by dividing the The fluorescence spectrum is determined by the effective reflectance spectrum described on the basis of the effective reflectance function
  • the distortions of the spectrum of the thick tissue resulting from scattering and absorption effects as well as the geometry and the interface conditions are eliminated, the spectrum course obtained corresponds to that of a thin tissue to a good approximation.
  • the "equalized" measurement curve obtained is then compared with known reference curves and the best fit curve is determined, which is then investigated with regard to the presence and concentration of reference fluorofores What is the basis for the diagnosis of the corresponding tissue properties is sought.
  • the invention is therefore based on the problem of specifying a method which allows the tissue-optical conditions to be evaluated in a simple manner in order to extract characteristic values therefrom which can be made available to the examining doctor and on the basis of which he receives information which is obtained from diagnostically usable.
  • the invention is based on the fact that changes in structure and density which occur in the event of a disease lead to a change in the optical behavior of the examination object, and thus cause significant changes in the light propagation in the affected tissue volumes. These changes in the light propagation result in scattered light distributions which depend on the state of the tissue volume, ie a different scattered light distribution is to be expected from a healthy tissue than from a diseased tissue.
  • the tissue to be examined is illuminated with an (approximately) punctiform light beam, preferably with radiation in the wavelength range of the optical tissue window. When the tissue penetrates, the point-shaped light is scattered. The spatial distribution of the scattered light is detected with a flat or linear arrangement of light detectors.
  • the intensity of the scattered light measured in this way as a function of the location of the light detectors is referred to below as a scattered light distribution function, or more specifically also as a (point) blurring function.
  • the course of this wash function depends on the composition of the irradiated tissue, and thus on the chosen irradiation location.
  • function-specific characteristic values are to be determined which describe the washing function, which are therefore characteristic of the respective function.
  • Wash function is referred to, for example, Eugene Hecht, "Optik”, Addison-Wesley-Verlag, 1989, pp. 512 ff.
  • the characteristic values are determined on the basis of one or more parameterizing approximation functions, the parameters themselves representing the characteristic value (s).
  • Approximation functions which can be represented mathematically and analytically are calculated for determining characteristic values of the function course, the mathematical parameters of which characterize the function course and are suitable for a further evaluation of the measured value series.
  • Such a description of a course of a function or a series of measured values by means of a set of characteristic parameters is generally called “parameterization” of a function.
  • the wash function is parameterized by approximation with one or more, in particular three, Gaussian functions, the parameters of which then represent the characteristic values, with three parameters being extractable for each Gaussian function.
  • Gaussian functions are available in the present case since the scattered light distribution is also Gaussian, in particular in the event that the washer function represents a point washer function.
  • the invention also provides a second inventive method which can be used as an alternative to the above-described method, or in addition to this.
  • this method according to the invention (alternatively or additionally), section parameters in the form of location-related section lengths of characteristic areas of the washing function are determined as further characteristic values. That is, the blurring function, its intensity along the ordinate and its location-based position along the abscissa. is worn, its location-dependent behavior is assessed on the abscissa, although this can of course be assessed accordingly in both the one-dimensional and the two-dimensional case. It has been found in the course of investigations that the scattered light distributions, depending on the state of the tissue, also show considerable differences in their location-related behavior or course, the form of the determination of the characteristic values according to the invention being an extremely simple determination method.
  • symmetry parameters of the wash function can be determined according to the invention as further characteristic values, these parameters representing the course and the symmetry behavior of the wash function.
  • the section parameters, and possibly the symmetry parameters can be determined based on the wash function obtained directly.
  • the wash function is noisy or difficult to evaluate, it has proven to be expedient if the wash function is at least partially smoothed or if an approximately parameterized wash function is determined, i. that is, it is also possible to work with the approximation functions described with regard to the first method variant.
  • the approximation functions that can be used here can also be generated by means of one or more Gaussian functions.
  • the section parameters are characteristic abscissa sections.
  • the characteristic areas are defined by means of the turn tangent (s) that can be applied to the wash function.
  • the higher-order moments can be used as symmetry parameters, these expediently being used as normalized central moments, in order thereby to become independent of the position of the scattered light distribution and to enable comparability. It has proven to be sufficient if the zero to fourth order moments are determined.
  • the characteristic values can be determined both for a one-dimensional and a two-dimensional view of the scattered light distribution, which is expediently a point-washing function, the computational outlay for one-dimensional view being somewhat less with regard to the amount of data to be processed is.
  • scattered light distributions are evaluated according to characteristic values, these scattered light distributions being generated by the photon flux or the photon scattering behavior in the irradiated tissue.
  • the wavelength of the incident light in particular the laser light, also has a not inconsiderable influence on the scattered light behavior.
  • the current examination area has been irradiated with light of two different wavelengths, for example, the
  • the characteristic values at different wavelengths within the optical tissue window scattered light distributions of the same living being and with the same irradiation location are processed together, so that the diagnosing doctor still further information-providing and wavelength-specific characteristic values can be made available.
  • the evaluation basis for the subsequent diagnosis, into which the doctor can add for example, patient-specific diagnostic features such as age, health status, etc., can be interpreted even more broadly and well.
  • the invention further relates to a device for carrying out at least one of the above-described methods, the device having at least one radiation source, at least one radiation detector and an evaluation device which processes the data supplied by the radiation detector and has an associated display device.
  • This device according to the invention is characterized in that the evaluation device is designed to carry out at least one of the methods according to one of the preceding claims and to display the result of the determination on the display device.
  • the evaluation device has a memory device in which comparison characteristic values that are compatible with the determined characteristic values are stored, which can optionally be output together with the determined characteristic values.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of a device according to the invention for carrying out one or both methods according to the invention
  • FIG. 2a shows a top view as a partial view of a finger joint to be examined as a schematic diagram below
  • Fig. 3 shows two examples of approximation functions to respective scattered light distributions, one of which
  • FIG. 1 shows an examination device according to the invention in the form of a schematic diagram.
  • This comprises an irradiation device 1 with a radiation source 2, for example in the form of a laser, which emits laser light with a wavelength of 675 nm.
  • a radiation detector 3 by means of which the scattered light distribution is recorded.
  • the object to be examined is brought between the illumination device 1 and the radiation detector 3, in the example shown a finger 4, the object under examination being the finger joint 5.
  • the radiation source 2 the laser light is applied to the one to be examined as a continuous light
  • the light penetrates into the examination volume and is scattered there accordingly, the optical behavior, in particular the absorption and scattering behavior, determining the shape of the scattered light distribution obtained.
  • the optical behavior between a healthy tissue and a diseased tissue can change considerably, whereby the skin and the bones in the joint shown essentially always show a constant behavior, whereas the joint capsule and the synovial fluid change with increasing rheumatic disease.
  • the detected local scatter distribution is processed in an evaluation device 6 to determine the required characteristic values, wherein the characteristic values can be output on a display device 7, for example a monitor or the like.
  • the evaluation device has a memory device 8 in which corresponding characteristic values or also comparison characteristic values can be stored, which can also be output on the display device 7.
  • 1 also shows a positioning device 9 communicating with the evaluation device 6, which can also take over the device control at the same time, by means of which it 1 1
  • FIG. 2a now shows a plan view of a finger in the form of a schematic diagram, the internal bones and the joint capsule being shown with dash-dot lines.
  • the outside of the finger consists of skin tissue 10. Inside there are the joint bones with cartilage tissue 11, between which the joint gap 12 is.
  • the joint gap 12 is surrounded by the joint capsule 13 and also contains the joint fluid 14.
  • the laser beam is now directed onto this joint, the optimal irradiation location being at point 15 in the example shown. If irradiation is now carried out at location 15, the scattered light distribution shown by way of example in FIG. 2b is determined in the one-dimensional case of observation on the detector side.
  • the normalized irradiance E (x) is plotted along the ordinate and the location around the irradiation location along the abscissa, the irradiation location 15 being at the coordinate zero point.
  • the abscissa runs perpendicular to the joint gap 12, as indicated by the scanning system of the detection in FIG. 2a.
  • the scattered light distribution is essentially bell-shaped. It represents a location-dependent point washing function when a defined input signal is implemented in the sense of a point function.
  • FIG. 3 shows two such point-washing functions in an exemplary form, the normalized irradiance being plotted along the ordinate and the location along the abscissa.
  • Curve 16 is obtained when examining a healthy joint
  • curve 17 is obtained when examining a sick joint.
  • the fluoroscopic tissue degrades; that is, it contains considerably more absorption and scattering centers, so that the photon flux passing through is less, which is expressed in the significantly changed scattered light distribution.
  • the point-washing function obtained is expediently parameterized by means of three Gaussian functions in order to generate an approximation function.
  • the approximation function (discrete function) is as follows:
  • Equation 1 w (x k )
  • the power density-equivalent variables are converted into a local irradiance distribution using a wavelength-dependent calibration function.
  • the irradiance is then normalized to the radiation power of the radiation unit in order to become independent of the input signal.
  • Such normalized approximation functions are shown in FIG. 3 as described for a healthy and a sick examination object. Using the approximation functions shown, it is already possible to determine the first characteristic values that describe the respective functions and give an evaluation criterion for the course and thus the information content of the respective function. These parameters are, cf.
  • Equation 1 the Gaussian function parameters w A j_, w B i, w C j_, where A i denotes the maximum of the distribution of the respective Gaussian function, w B i is a parameter for the width of the Gaussian function, and w ⁇ i is a measure of the displacement of w A j_ with respect to the irradiation location.
  • a i denotes the maximum of the distribution of the respective Gaussian function
  • w B i is a parameter for the width of the Gaussian function
  • w ⁇ i is a measure of the displacement of w A j_ with respect to the irradiation location.
  • the table below shows how meaningful these parameters are, in which the three parameters for the curves 16 and 17 were determined, the approximation functions being formed by means of three Gaussian functions.
  • the parameters for each Gaussian function are indicated by indices 1, 2, 3.
  • the parameters of the respective Gaussian function show considerable deviations for the sick and healthy case. This shows that these parameters represent the actual information content of the respective point washing function or approximation function well and consequently represent a sufficiently good description of the state of the curve that can be used by the doctor in the context of his subsequent diagnosis. If an unknown tissue is now examined, these parameters shown can be determined and displayed to the doctor.
  • FIG. 4 shows a basic sketch of a scattered light distribution or an approximation function, on the basis of which the generation and position of the section parameters, which likewise represent meaningful characteristic values, can be shown.
  • the turning tangents 19, 20 are applied to the two legs on the curve 18 shown. These turning tangents serve to define the section parameters arranged on the abscissa.
  • the scattered light distribution shown - based on the ordinate - can be split into three areas, namely an edge area 21, 21 ', a transition area 22, 22' and an area 23, 23 'close to the axis.
  • the widths of these areas on the abscissa define the respective section parameters.
  • the edge areas are defined on the basis of the intersection of the turning tangent with the abscissa and the point at which the spatial function runs into the abscissa.
  • the transition areas are in turn defined by the intersection of the turning tangent with the abscissa and the point at which the turning tangent reaches the functional maximum.
  • the remaining area to the ordinate represents the area close to the axis, which is usually not evaluated, but can be evaluated equally.
  • the transition areas and the border areas characterize the degree of administration 15
  • the size of the transition region is essentially characterized by the signal drop. Since the scattered light distribution is asymmetrical, a distinction is made between the proximal (towards the finger trunk) and the distal (towards the finger tip) transition area and edge area. This too
  • Characteristic values which naturally change depending on the respective scattered light distribution and thus on the condition of the tissue, represent extremely meaningful characteristic values for evaluating and describing the local function. Examples of this section parameter for a healthy and for a sick patient will be given later.
  • symmetry parameters are preferably determined as further characteristic values, which take into account, among other things, the symmetry properties of the function to be evaluated in each case. These symmetry parameters are the higher order moments of the respective function.
  • the object to be characterized should be in segmented (discrete) form as image w (x k ).
  • the moments of a discrete function w (x k ) are defined as
  • the total irradiance is calculated as follows:
  • the focus is:
  • the standard deviation is a measure of the width of the distribution. It is calculated as:
  • the skewness is a measure of the skewness of the scattered light distribution and represents the third central moment. So that distributions can be compared in different scales, the standardization is done with regard to the standard deviation s.
  • the relative skewness is calculated as:
  • the fourth central moment, the relative kurtosis is calculated as a measure of the steepness and curvature of the scattered light distribution.
  • the standard deviation s is also standardized.
  • the relative kurtosis is 3. It is calculated as:
  • the symmetry characteristic group W contains the previously described higher-order moments and additionally the characteristic value E max , which indicates the maximum irradiance.
  • the section of characteristic values contains the four specific characteristics also described above.
  • the respective characteristic values for a healthy and sick patient, to whom, for example, the approximation curves shown in FIG. 3 can be assigned differ considerably. that is, these parameters are also suitable for evaluating the information content.
  • Characteristics s, X p ü and ⁇ determined. In the case of this data reduction, only these characteristics are shown below.
  • the doctor can then make the diagnosis with the inclusion of further diagnostically usable information such as the patient's state of health, age, etc., for example also with the inclusion of further examination results using other methods.
  • the corresponding characteristic values can of course also be determined at other wavelengths, and in the course of data reduction the resulting output characteristic group can also be composed of characteristic values which were determined at different wavelengths.

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Abstract

Verfahren zur Bewertung einer infolge einer lokalen Durchstrahlung eines Lebewesens erhaltenen Streulichtverteilung durch Kennwert-Ermittlung, bei dem zunächst zur Aufnahme der Streulichtverteilung ein Bereich des Lebewesens an einem vorbestimmten Durchstrahlungsort mit Licht einer Wellenlänge vorzugsweise im Bereich eines optischen Gewebefensters durchstrahlt und die Streulichtverteilung in Form einer Verwaschungsfunktion aufgenommen wird, wonach ein oder mehrere für die Eigenschaften der Verwaschungsfunktion charakteristische Kennwerte basierend auf dem Verlauf der Verwaschungsfunktion rechnerisch ermittelt werden, welche als Bewertungsgrundlage verwendet werden, wobei zur Kennwerteermittlung zu der Verwaschungsfunktion eine die Verwaschungsfunktion parametrisierende Approximationsfunktion gebildet wird, deren Parameter den oder die Kennwerte darstellen und/oder wobei als gegebenenfalls weitere Kennwerte Abschnittsparameter in Form ortsbezogener Abschnittslängen charakteristischer Bereiche der Verwaschungsfunktion ermittelt werden.

Description

Beschreibung
Verfahren zur Bewertung einer infolge einer lokalen Durchstrahlung eines Lebewesens erhaltenen Streulichtverteilung durch Kennwert-Ermittlung
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Bewertung einer infolge einer lokalen Durchstrahlung eines Lebewesens erhaltenen Streulichtverteilung durch Kennwert-Ermittlung.
In der Medizin stellt sich zunehmend die Aufgabe, stoffwechselbedingte krankhafte Gewebeveränderungen einfach und möglichst belastungslos für den Patienten detektieren und bewerten zu können. Ein Beispiel für derartige pathologische Gewe- beveränderungen stellen rheumatische Gelenkveränderungen oder rheumatische Erkrankungen im Bereich des Weichgewebes dar. Ein Ansatz für eine vor allem belastungslose Untersuchung stellt dabei die Anwendung von Durchleuchtungsverfahren dar. Zu den hierunter fallenden bekannten Verfahren zählt bei- spielsweise das „Time-Of-Flight"-Verfahren. Bei diesem Verfahren wird das zu untersuchende Gewebe mit einem wenige Pi- kosekunden dauernden Laserlicht durchleuchtet. An der gegenüberliegenden Seite werden dann die austretenden Photonen aufgenommen und deren zeitlicher Verlauf beurteilt, d. h. , es wird hier auf die Flugzeit der Photonen durch das biologische Gewebe abgestellt. Dem liegt der Gedanke zugrunde, daß die Flugzeit dann um so länger sein wird, je mehr Streuzentren, die u. a. durch eine pathologische Veränderung des durchleuchteten Gewebes erzeugt werden, vorhanden sind, an denen die Photonen gestreut werden. Nachteilig bei diesem allein das zeitliche Verhalten des Photonenflusses beurteilenden Verfahren (Time-Domain-Verfahren) ist einerseits bereits die äußerst aufwendige Bestrahlungs- und Detektionseinheit, da die Laseransteuerung einen Lichtimpuls im Pikosekundenbereich erzeugen muß, und auch die Detektionseinheit zum Detektieren sehr kurzer Strahlungszeiten ausgelegt sein muß. Als ein einfaches und beispielsweise im klinischen Maßstab einzusetzen- des Verfahren ist dieses Time-Of-Flight-Verfahren nicht ausgelegt .
Ein weiteres auf der Basis der Durchleuchtung eines Untersu- chungsobjektes arbeitendes Verfahren ist das Photonen-Dichte- Wellen-Verfahren, bei dem es sich um ein Frequency-Domain- Verfahren handelt. Hier wird das über längere Zeit eingestrahlte Laserlicht im Bereich von ca. 100 MHz intensitätsmo- duliert. Beim Durchstrahlen des Gewebes erfährt das modulier- te Licht eine Amplitudendämpfung und Phasenverschiebung, wobei diese Werte die Grundlage für die Bewertung sind. Dabei entspricht jede Modulationsfrequenz nur einem bestimmten Zeitfenster, also nur einem bestimmten Flugzeitbereich der Photonen. Um ein aussagekräftiges Ergebnis zu erhalten wäre es erforderlich, mit mehreren Modulationsfrequenzen zu arbeiten, was aber äußerst aufwendig und für einen klinischen Einsatz zu kompliziert wäre.
Daneben ist noch die Doppel-Ulbrichtkugel-Meßtechnik bekannt, bei der es sich um ein sogenanntes Continuous-Wave-Verfahren, also um ein Dauerbestrahlungsverfahren handelt. Bei diesem Verfahren wird das zu untersuchende Gewebevolumen durchstrahlt und die Strahlungsleistung der kollimierten und diffusen Transmission und der diffusen Reflexion betrachtet. Da dieses Verfahren ausschließlich an Präparaten einsetzbar ist, nicht aber am Lebewesen selbst, da dort morphologisch bedingte Inhomogenitäten auftreten (Verhalten, Knochen etc.), ist dieses Verfahren für eine In-vivo-Untersuchung nicht geeignet .
Aus US-PS 5,452,723 ist ein Spektroskopieverfahren bekannt, welches im Rahmen der Spektroskopie menschlichen Gewebes zum Einsatz kommt. Mit dem dort beschriebenen Verfahren sollen die sich bei einer Untersuchung eines dicken, mehrere Milli- meter starken Gewebes ergebenden Verzerrungen der erhaltenen Meßwerte bedingt durch die erhöhte Anzahl an Streuzentren des dicken Gewebes, im Vergleich zur Spektroskopie eines sehr dünnen, nur wenige Mikrometer dicken Gewebes, bei dem weniger das Meßergebnis beeinflussende Streuzentren gegeben sind, kompensiert werden. Dies erfolgt dergestalt, daß zunächst ein Spektrum der diffusen Reflektanz aufgenommen wird, anschlie- ßend das zu „entzerrende" Spektrum, beispielsweise das Fluoreszenzspektrum. Anschließend wird unter Zugrundelegung von Wahrscheinlichkeitsfunktionen eine effektive Reflektanzfunk- tion ermittelt. Das entzerrte Fluoreszenzspektrum wird dann durch Division des aufgenommen Fluoreszenzspektrums durch das anhand der effektiven Reflektanzfunktion beschriebenen effektiven Reflektanzspektrums ermittelt. Die sich aus Streu- und Absorbtionseffekten sowie der Geometrie- und den Grenzflächenbedingungen ergebenden Verzerrungen des Spektrums des dicken Gewebes werden eliminiert, der erhaltene Spektrumsver- lauf entspricht in guter Näherung dem eines dünnen Gewebes. Anschließend wird die erhaltene „entzerrte" Meßkurve mit bekannten Referenzkurven verglichen und die beste Fitkurve bestimmt, welche anschließend hinsichtlich der Anwesenheit und Konzentration von Referenzfluoroforen untersucht wird, was Grundlage für die Diagnose der entsprechende Gewebeeigenschaft ist.
Der Erfindung liegt damit das Problem zugrunde, ein Verfahren anzugeben, welches auf einfache Weise die Bewertung der gewe- beoptischen Verhältnisse zuläßt, um hieraus Kennwerte zu extrahieren, die dem untersuchenden Arzt zur Verfügung gestellt werden können und basierend auf welchen er Informationen erhält, die von ihm diagnostisch verwertbar sind.
Zur Lösung dieses Problems ist ein Verfahren zur klassifizierenden Bewertung einer infolge einer lokalen Durchstrahlung eines Lebewesens erhaltenen Streulichtverteilung durch Kennwert-Ermittlung vorgesehen, bei dem zunächst zur Aufnahme der Streulichtverteilung ein Bereich des Lebewesens an einem vor- bestimmten Durchstrahlungsort mit Licht einer Wellenlänge vorzugsweise im Bereich des optischen Gewebefensters durchstrahlt und die Streulichtverteilung in Form einer ein- strahlortbezogenen Verwaschungsfunktion aufgenommen wird, wonach ein oder mehrere für die Eigenschaften der Verwaschungsfunktion charakteristische Kennwerte basierend auf dem Verlauf der Verwaschungsfunktion rechnerisch ermittelt werden, welche als Bewertungsgrundlage verwendet werden, wobei zur Kennwerteermittlung zu der Verwaschungsfunktion eine oder mehrere die Verwaschungsfunktion parametrisierende Approximationsfunktionen gebildet werden, deren Parameter den oder die Kennwerte darstellen.
Der Erfindung liegt die Tatsache zugrunde, daß bei einer Erkrankung auftretende Struktur- und Dichteänderungen zu einer Änderung des optischen Verhaltens des Untersuchungsobjekts führen, und die damit deutliche Änderungen der Lichtausbrei- tung in den betroffenen Gewebevolumina hervorrufen. Diese Änderungen der Lichtausbreitung resultieren in vom Zustand des Gewebevolumens abhängigen Streulichtverteilungen, d. h., bei einem gesunden Gewebe ist eine andere Streulichtverteilung als bei einem erkrankten Gewebe zu erwarten. Hierbei wird zu- nächst das zu untersuchende Gewebe mit einem (näherungsweise) punktförmigen Lichtstrahl durchleuchtet, vorzugsweise mit einer Strahlung im Wellenlängenbereich des optischen Gewebefensters. Bei Durchdringung des Gewebes wird das punktförmig eingestrahlte Licht gestreut. Die räumliche Verteilung des Streulichts wird mit einer flächenhaften oder linienförmigen Anordnung von Lichtdetektoren erfaßt. Die so gemessene Intensität des Streulichts als Funktion des Ortes der Lichtdetektoren wird im folgenden als Streulichtverteilungsfunktion, oder spezifischer auch als (Punkt-) Verwaschungsfunktion, be- zeichnet. Die Verlaufsform dieser Verwaschungsfunktion ist abhängig von der Zusammensetzung des durchstrahlten Gewebes, und somit abhängig vom gewählten Einstrahlort. Zur Bewertung einer Streulichtverteilung, die eine einstrahlortbezogene Verwaschungsfunktion darstellt, sind funktionsspezifische Kennwerte zu ermitteln, die die Verwaschungsfunktion beschreiben, die also charakteristisch für die jeweilige Funktion sind. Zur näheren Erläuterung des Begriffs „Verwaschungsfunktion" wird z. B. auf Eugene Hecht, „Optik", Addison-Wesley-Verlag, 1989, S. 512 ff. verwiesen. Basierend auf diesen Kennwerten kann so die Streulichtverteilung bewertet und beschrieben werden, um dem Arzt hierdurch beschrei- bende Funktionscharakteristika zur Verfügung zu stellen, welche er im Rahmen der von ihm zu erstellenden Diagnose mitverwerten kann. Dabei erfolgt erfindungsgemäß die Kennwerteermittlung anhand einer oder mehrerer parametrisierender Approximationsfunktionen, wobei die Parameter selbst den oder die Kennwerte darstellen. Es werden zur Bestimmung von Kennwerten des Funktionsverlaufs mathematisch analytisch darstellbare Approximationsfunktionen berechnet, deren mathematischer Parameter den Funktionsverlauf charakterisieren und sich für eine weitere Bewertung der Meßwertreihe eignen. Eine derartige Beschreibung eines Funktionsverlaufs oder einer Meßwertreihe durch einen Satz charakteristischer Kennwerte nennt man im allgemeinen „Parametrisieren" einer Funktion. Als zweckmäßig hat es sich erwiesen, wenn die Verwaschungsfunktion durch Approximation mit einer oder mehreren, insbe- sondere drei Gaußfunktionen parametrisiert wird, deren Parameter dann die Kennwerte darstellen, wobei zu jeder Gaußfunk- tion drei Parameter extrahierbar sind. Diese Gaußfunktionen bieten sich vorliegend an, da die Streulichtverteilung insbesondere in dem Fall, daß die Verwaschungsfunktion eine Punkt- verwaschungsfunktion darstellt, ebenfalls gaußförmig verlaufen.
Neben dem eingangs beschriebenen erfindungsgemäßen Verfahren sieht die Erfindung ferner einen zweites erfindungsgemäßes Verfahren vor, welches alternativ zum vorbeschriebenen Verfahren eingesetzt werden kann, oder aber zusätzlich hierzu. Bei diesem erfindungsgemäßen Verfahren werden (alternativ oder zusätzlich) als gegebenenfalls weitere Kennwerte Abschnittsparameter in Form ortsbezogener Abschnittslängen cha- rakteristischer Bereiche der Verwaschungsfunktion ermittelt. D. h., die Verwaschungsfunktion, deren Intensität längs der Ordinate und deren ortsbezogene Lage längs der Abszisse auf- getragen wird, wird in ihrem ortsabhängigen Verhalten auf der Abszisse beurteilt, wobei dies natürlich sowohl im eindimensionalem sowie im zweidimensionalem Fall entsprechend bewertet werden kann. Denn es hat sich im Rahmen von Untersuchungen herausgestellt, daß die Streulichtverteilungen in Abhängigkeit des Gewebezustands auch beachtliche Differenzen in ihrem ortsbezogenen Verhalten bzw. Verlauf zeigen, wobei die erfindungsgemäße Form der Kennwerte-Ermittlung ein äußerst einfaches Bestimmungsverfahren darstellt.
Zusätzlich zu den Abschnittsparametern können erfindungsgemäß als weitere Kennwerte Symmetrieparameter der Verwaschungsfunktion ermittelt werden, wobei diese Parameter den Verlauf und das Symmetrieverhalten der Verwaschungsfunktion darstel- len.
Im einfachsten Fall können die Abschnittsparameter, und gegebenenfalls die Symmetrieparameter basierend auf der unmittelbar erhaltenen Verwaschungsfunktion ermittelt werden. Für den Fall, daß die Verwaschungsfunktion verrauscht oder schwierig auszuwerten ist, hat es sich als zweckmäßig erwiesen, wenn die Verwaschungsfunktion zumindest teilweise geglättet wird oder aber wenn eine approximativ parametriesierte Verwaschungsfunktion ermittelt wird, d. h., es kann auch hier mit der bezüglich der ersten Verfahrensvariante beschriebenen Approximationsfunktionen gearbeitet werden. Auch die hier einsetzbaren Approximationsfunktionen können mittels einer oder mehrerer Gaußfunktionen erzeugt werden.
Wie bereits beschrieben handelt es sich bei den Abschnittsparametern um charakteristische Abszissenabschnitte. Um die jeweiligen Abschnitte bestimmen zu können, ist es nun erforderlich, eine einfache Bestimmungsmethode anzugeben. Hierzu hat es sich erfindungsgemäß als besonders zweckmäßig erwiesen, wenn die charakteristischen Bereiche mittels der oder den an die Verwaschungsfunktion anlegbare Wendetangenten definiert werden. Diese Wendetangenten, die an die Verwaschungsfunkti- on, beispielsweise die Approximationsfunktion gelegt werden können, sind abhängig vom Verlauf der Verwaschungsfunktion und stellen damit ein einfaches und sicheres Definitionskriterium dar.
Als Symmetrieparameter können erfindungsgemäß die Momente höherer Ordnung verwendet werden, wobei diese zweckmäßigerweise als normierte Zentralmomente verwendet werden, um hierdurch unabhängig von der Lage der Streulichtverteilung zu werden und eine Vergleichbarkeit zu ermöglichen. Dabei hat es sich als ausreichend erwiesen, wenn die Momente nullter bis vierter Ordnung ermittelt werden. Wie bereits beschrieben, können die Kennwerte sowohl für eine eindimensionale wie auch eine zweidimensionale Betrachtung der Streulichtverteilung, bei der es sich zweckmäßigerweise um eine Punktverwaschungsfunk- tion handelt, ermittelt werden, wobei der rechnerische Aufwand bei eindimensionaler Betrachtung im Hinblick auf die zu verarbeitende Datenmenge etwas geringer ist.
Gemäß einer zweckmäßigen Weiterbildung des Erfindungsgedankens kann vorgesehen sein, daß bei Ermittlung mehrerer, gegebenenfalls unterschiedlicher Kennwerte eine Datenreduktion durch Auswahl bestimmter Kennwerte aus der Kennwerteschar erfolgt. Wie bereits beschrieben können mehrere und mitunter unterschiedliche Kennwerte ermittelt werden, so daß nach
Durchführung der Kennwerte-Ermittlung eine beachtlich hohe Kennwerteanzahl vorliegt, beispielsweise sowohl Symmetrieparameter wie auch Abschnittsparameter, gegebenenfalls zusätzlich auch noch die Approximationsfunktionsparameter . Gemäß der genannten erfindungsgemäßen Ausgestaltung ist es nun möglich unter diesen Parametern eine Auswahl beispielsweise der aussagekräftigeren Merkmale zu treffen, um dem Arzt nur noch diejenigen Merkmale bzw. Kennwerte zur Verfügung zu stellen, die den höchsten Informationsgehalt besitzen, so daß nur noch diese ausgewählten Kennwerte beispielsweise an einem Monitor oder dergleichen angezeigt werden. Selbstverständlich ist es im Rahmen der einfachsten Erfindungsausgestaltung möglich, auch jeden einzelnen Kennwert anzugeben.
Wie bereits beschrieben können unterschiedliche Kennwerte in ihrem Informationsgehalt unterschiedlich stark und aussagekräftig sein. Um diesen Informationsgehalt bzw. diese Informationsverteilung noch besser bewerten zu können, so daß dem Arzt ein informationsoptimiertes Bewertungsergebnis für dessen anschließende Diagnose zur Verfügung gestellt werden kann, können erfindungsgemäß bei Ermittlung mehrerer, gegebenenfalls unterschiedlicher Kennwerte alle oder gegebenenfalls die durch Datenreduktion erhaltene Kennwerteauswahl in einem Klassifikationsverfahren gewichtet und/oder miteinander verknüpft werden, wobei zweckmäßigerweise ein Klassifikations- verfahren nach Bayes verwendet werden kann.
Wie oben ausgeführt, werden bei dem erfindungsgemäßen Verfahren Streulichtverteilungen kennwertemäßig bewertet, wobei diese Streulichtverteilungen durch den Photonenfluß bzw. das Photonenstreuverhalten im durchstrahlten Gewebe erzeugt werden. Einen nicht unbeachtlichen Einfluß auf das Streulichtverhalten hat hierbei auch die Wellenlänge des eingestrahlten Lichtes, insbesondere des Laserlichtes. Für den Fall, daß der momentane Untersuchungsbereich beispielsweise mit Licht zwei- er verschiedenen Wellenlängen durchstrahlt wurde, kann im
Rahmen einer zweckmäßigen Weiterbildung des Erfindungsgedankens vorgesehen sein, daß im Rahmen der Datenreduktion und/ oder des Klassifikationsverfahrens die Kennwerte bei verschiedenen Wellenlängen innerhalb des optischen Gewebefen- sters erhaltenen Streulichtverteilungen des selben Lebewesens und mit dem selben Einstrahlort gemeinsam verarbeitet werden, so daß dem diagnostizierenden Arzt noch weitere informations- gebende und wellenlängenspezifische Kennwerte zur Verfügung gestellt werden können. Auf diese Weise kann die Bewertungs- grundlage für die anschließende Diagnose, in welche der Arzt weitere beispielsweise patientenspezifische Diagnosemerkmale wie beispielsweise das Alter, den Gesundheitszustand etc. rαiteinbezieht, noch breiter und fundierter ausgelegt werden.
Neben den erfindungsgemäßen Verfahren betrifft die Erfindung ferner eine Vorrichtung zur Durchführung wenigstens eines der vorbeschriebenen Verfahren, wobei die Vorrichtung wenigstens eine Strahlungsquelle, wenigstens einen Strahlungsdetektor und eine die vom Strahlungsdetektor gelieferten Daten verarbeitende Auswerteeinrichtung mit zugeordneter Anzeigeeinrich- tung aufweist. Diese erfindungsgemäße Vorrichtung zeichnet sich dadurch aus, daß die Auswerteeinrichtung zur Durchführung wenigstens eines der Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche und zur Anzeige des Er ittlungsergebnisses an der Anzeigeeinrichtung ausgebildet ist. Gemäß einer zweck- mäßigen Weiterbildung der Erfindung kann ferner vorgesehen sein, daß die Auswerteeinrichtung eine Speichereinrichtung aufweist, in der zu den ermittelten Kennwerten kompatible Vergleichskennwerte abgelegt sind, die gegebenenfalls zusammen mit den ermittelten Kennwerten ausgebbar sind.
Weiter Vorteile, Merkmale und Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus dem im folgende beschriebenen Ausführungsbeispiel sowie anhand der Zeichnungen. Dabei zeigen:
Fig. 1 eine Prinzipskizze einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Durchführung eines oder beider erfindungsgemäßer Verfahren,
Fig. 2a eine Aufsicht als Teilansicht auf ein zu unter- suchendes Fingergelenk als Prinzipskizze unter
Darstellung des Einstrahlortes,
Fig. 2b eine bei der Untersuchungbeispielhaft erhaltene StreulichtVerteilung,
Fig. 3 zwei Beispiele für Approximationsfunktionen zu jeweiligen Streulichtverteilungen, von denen die eine
BERICHTIGTES BLATT (REGEL 91) 9a
einem gesunden und die andere einem kranken Unter suchungsvolumen entspricht, und
BERICHTIGTES BLATT (REGEL91) 10
Fig. 4 eine Approximationsfunktion zur Darstellung der Ermittlung der Abschnittsparameter .
Fig. 1 zeigt in Form einer Prinzipskizze eine erfindungsgemäße Untersuchungsvorrichtung. Diese umfaßt eine Bestrahlungseinrichtung 1 mit einer Strahlungsquelle 2, beispielsweise in Form eines Lasers, der Laserlicht einer Wellenlänge von 675nm emittiert. Dieser zugeordnet ist ein Strahlungsdetektor 3, mittels welchem die Streulichtverteilung aufgenommen wird. Zwischen Beleuchtungseinrichtung 1 und Strahlungsdetektor 3 wird das zu untersuchende Objekt gebracht, im gezeigten Beispiel ein Finger 4, wobei das Untersuchungsobjekt das Fingergelenk 5 ist. Mittels der Strahlungsquelle 2 wird als konti- nuierliches Licht das Laserlicht auf den zu untersuchenden
Bereich eingestrahlt. Das Licht dringt in das Untersuchungsvolumen ein, und wird dort entsprechend gestreut, wobei das optische Verhalten, insbesondere das Absorptions- und Streuverhalten die Form der erhaltenen Streulichtverteilung be- stimmt. Abhängig vom biologischen Zustand des durchleuchteten Gewebes kann sich das optische Verhalten zwischen einem gesunden Gewebe und einem kranken Gewebe beachtlich ändern, wobei bei dem gezeigten Gelenk die Haut und die Knochen im wesentlichen stets ein gleichbleibendes Verhalten zeigen, wo- hingegen sich die Gelenkkapsel und die Gelenkflüssigkeit mit zunehmender rheumatischer Erkrankung ändern. Die erfaßte örtliche Streuverteilung wird in einer Auswerteeinrichtung 6 zur Ermittlung der jeweils geforderten Kennwerte verarbeitet, wobei die Kennwerte an einer Anzeigeeinrichtung 7, beispiels- weise einem Monitor oder dergleichen ausgegeben werden können. Darüber hinaus weist die Auswerteeinrichtung eine Speichereinrichtung 8 auf, in der entsprechende Kennwerte oder auch Vergleichskennwerte abgelegt werden können, die ebenfalls an der Anzeigeeinrichtung 7 ausgebbar sind. Fig. 1 zeigt ferner noch eine mit der Auswerteeinrichtung 6, die gleichzeitig auch die Vorrichtungssteuerung übernehmen kann, kommunizierende Positioniereinrichtung 9, mittels welcher es 1 1
möglich ist, die Beleuchtungseinheit zum optimalen Untersuchungsort zu bewegen.
Fig. 2a zeigt nun in Form einer Prinzipskizze eine Aufsicht auf einen Finger, wobei entsprechend strichpunktiert die innenliegenden Knochen und die Gelenkkapsel gezeigt sind. Der Finger besteht äußerlich aus Hautgewebe 10. Im Inneren befinden sich die Gelenkknochen mit Knorpelgewebe 11, zwischen denen der Gelenkspalt 12 ist. Der Gelenkspalt 12 ist von der Gelenkkapsel 13 umgeben, er beinhaltet ferner die Gelenkflüssigkeit 14. Auf dieses Gelenk wird nun der Laserstrahl gerichtet, wobei im gezeigten Beispiel der optimale Einstrahl- ort am Punkt 15 liegt. Wird nun am Ort 15 eingestrahlt, so wird detektorseitig die in Fig. 2b exemplarisch gezeigte Streulichtverteilung im eindimensionalen Betrachtungsfall ermittelt. Längs der Ordinate ist die normierte Bestrahlungsstärke E(x) und längs der Abszisse der Ort um den Einstrahl- ort aufgetragen, wobei der Einstrahlort 15 im Koordinatennullpunkt liegt. Die Abszisse läuft senkrecht zum Gelenkspalt 12, wie durch die Scanlage der Detektion in Fig. 2a angegeben. Ersichtlich verläuft die Streulichtverteilung im wesentlichen glockenförmig. Sie stellt eine ortsabhängige Punktver- waschungsfunktion bei Realisierung eines definierten Eingangssignals im Sinne einer Punktfunktion dar.
Fig. 3 zeigt zwei solcher Punktverwaschungsfunktionen in beispielhafter Form, wobei auch hier längs der Ordinate die normierte Bestrahlungsstärke und längs der Abszisse der Ort aufgetragen ist. Die Kurve 16 wird dabei bei Untersuchung eines gesunden Gelenks erhalten, während die Kurve 17 bei Untersuchung eines kranken Gelenks erhalten wird. Diese beiden Kurven zeigen deutlich die Änderungen der Streulichtverteilungen abhängig vom pathologischen Zustand des durchleuchteten Gewebes. Im gesunden Zustand weist das durchleuchtete Gewebe, insbesondere der Gelenkkapsel und der Gewebeflüssigkeit wesentlich weniger Absorptions- und Streuzentren auf, weshalb die Streulichtverteilung stärker und deutlicher ausgeprägt
BERICHTIGTES BLATT (REGEL 91) 12
ist. Im pathologischen Fall hingegen degradiert das durchleuchtete Gewebe, d. h., es enthält wesentlich mehr Absorpti- ons- und Streuzentren, so daß der durchtretende Photonenfluß geringer ist, was sich in der deutlich veränderten Streu- lichtverteilung ausdrückt.
Um nun eine erhaltene Streulichtverteilung bewerten zu können, ist es erforderlich, für diese entsprechende charakteri¬ sierende Kennwerte zu ermitteln, die den Informationsgehalt der jeweiligen Streulichtverteilung wiedergeben. Wenngleich es möglich ist, unmittelbar an der erhaltenen Streulichtverteilung diese Kennwertebestimmung durchzuführen, kann dies aber mithin Probleme bereiten, da die Streulichtverteilung verrauscht sein kann, wie beispielsweise in Fig. 2b gezeigt. Zweckmäßigerweise wird die erhaltene Punktverwaschungsfunkti- on mittels dreier Gaußfunktionen zur Erzeugung einer Approximationsfunktion parametrisiert . Die Approximationsfunktion (diskrete Funktion) lautet wie folgt:
Gleichung 1 w(xk)
Figure imgf000015_0001
Die Approximation erfolgt nach der Methode der Minimierung der Summen der Quadrate der Abweichung, bei der der Funktionswert w(xk) mit dem jeweiligen aufgenommen Meßwert we(xk) gemäß Gleichung 2 verglichen wird:
Gleichung 2 :
T I w(xk) - we(xk) I -» min k
Das Meßsignal e(xk)/ welches von der Detektoreinheit gelie¬ fert wird, liegt hierbei in Form einer diskreten Verteilungs- funktion leistungsdichteäquivalenter Größen vor (Grauwert,
BERICHTIGTES BLATT (REGEL 91) 13
Spannung etc.). Um eine vom Detektionssystem unabhängige Bewertungsgröße zu erhalten, werden die leistungsdichteäquivalenten Größen anhand einer wellenlängenabhängigen Kalibrierfunktion in eine örtliche Bestrahlungsstärkeverteilung umgerechnet. Anschließend erfolgt eine Normierung der Bestrahlungsstärke auf die Strahlungsleistung der Bestrahlungseinheit, um unabhängig vom Eingangssignal zu werden. Derartige normierte Approximationsfunktionen sind in Fig. 3 wie beschrieben für ein gesundes und ein krankes Untersuchungsobjekt dargestellt. Anhand der gezeigten Approximationsfunktionen ist es nun bereits möglich, erste Kennwerte zu ermitteln, die die jeweiligen Funktionen beschreiben und ein Bewertungskriterium für den Verlauf und damit den Informationsgehalt der jeweiligen Funktion geben. Diese Parameter sind, vgl. Gleichung 1, die Gaußfunktionsparameter wAj_, wBi, wCj_, wobei Ai das Maximum der Verteilung der jeweiligen Gaußfunktion kennzeichnet, wBi ein Parameter für die Breite der Gaußfunktion ist, und wςi ein Maß für die Verschiebung von wAj_ bezüglich des Einstrahlortes ist. Wie aussagekräftig diese Parameter sind, zeigt die nachfolgende Tabelle, in der die drei Parameter für die Kurven 16 und 17 ermittelt wurden, wobei die Approximationsfunktionen mittels jeweils dreier Gaußfunktionen gebildet wurden. Die Parameter zu jeder Gaußfunktion sind durch die Indizes 1, 2, 3 angegeben.
Figure imgf000016_0001
14
Wie der Tabelle zu entnehmen ist, zeigen die Parameter der jeweiligen Gaußfunktion für den kranken und gesunden Fall beachtliche Abweichungen. Dies zeigt, daß diese Parameter den tatsächlichen Informationsgehalt der jeweiligen Punktverwa- schungsfunktion bzw. Approximationsfunktion gut wiedergeben und infolgedessen eine hinreichend gute und für den Arzt im Rahmen seiner anschließenden Diagnose verwertbare Beschreibung des Kurvenzustands darstellen. Wird nun ein unbekanntes Gewebe durchleuchtet, so können diese gezeigten Parameter er- mittelt und dem Arzt angezeigt werden.
Schließlich zeigt Fig. 4 eine Prinzipskizze einer Streulichtverteilung bzw. einer Approximationsfunktion, anhand welcher die Erzeugung und Lage der Abschnittsparameter, welche eben- falls aussagekräftige Kennwerte darstellen, gezeigt werden kann. An die gezeigte Kurve 18 werden an den beiden Schenkeln jeweils die Wendetangenten 19, 20 angelegt. Diese Wendetangenten dienen zur Definition der an der Abszisse angeordneten Abschnittsparameter. Mittels der Wendetangenten 19, 20 kann die gezeigte Streulichtverteilung - bezogen auf die Ordinate - in jeweils drei Bereiche aufgespalten werden, nämlich einen Randbereich 21, 21', einen Übergangsbereich, 22, 22' und einen achsnahen Bereich 23, 23' . Die Breiten dieser Bereiche an der Abszisse definieren die jeweiligen Abschnittsparameter. Diese sind im gezeigten Beispiel durch XpR, Xp), Xdü<- x dR 9e~ kennzeichnet, wobei innerhalb der Indizes p = proximal, d = distal, R = Randbereich, Ü = Übergangsbereich bedeuten. Dabei werden die Randbereich anhand des Schnittpunkts der Wendetangente mit der Abszisse und dem Punkt, in dem die Ortsfunktion in die Abszisse läuft, definiert. Die Übergangsbereiche werden wiederum durch den Schnittpunkt der Wendetangente mit der Abszisse und dem Punkt, an welchem die Wendetangente das Funktionsmaximum erreicht, definiert. Der Restbereich zur Ordinate stellt den achsnahen Bereich dar, der aber in der Re- gel nicht ausgewertet wird, jedoch gleichermaßen ausgewertet werden kann. Schwerpunktmäßig jedoch charakterisieren die Übergangsbereiche und die Randbereiche den Grad der Verwa- 15
schung, wobei die Größe des Übergangsbereichs im wesentlichen durch den Signalabfall gekennzeichnet ist. Da die Streulichtverteilung asymmetrisch ist, wird zwischen dem proximalen (zum Fingerrumpf hin) und dem distalen (zur Fingerspitze hin) Übergangsbereich und Randbereich unterschieden. Auch diese
Kennwerte, die sich naturgemäß in Abhängigkeit der jeweiligen Streulichtverteilung und damit in Abhängigkeit des Gewebezustands ändern, stellen äußerst aussagekräftige Kennwerte zur Bewertung und Beschreibung der Ortsfunktion dar. Beispiele für dies Abschnittsparameter für einen gesunden und für einen kranken Patienten werden im späteren Verlauf noch gegeben.
Neben den Abschnittsparametern werden bevorzugt als weitere Kennwerte Symmetrieparameter ermittelt, die u. a. die Symme- trieeigenschaften der jeweils zu bewertenden Funktion berücksichtigen. Diese Symmetrieparameter sind die Momente höherer Ordnung der jeweiligen Funktion. Das zu charakterisierende Objekt sollte hierbei in segmentierter (diskreter) Form als Bild w(xk) vorliegen. Die Momente einer diskreten Funktion w(xk) sind definiert als
Gleichung 3:
ml-p = ∑ xk w<xk)
mit p = 0,1,2 ... als Ordnung des Moments m,
Um invariant gegenüber der Lage der Streulichtverteilung zu werden, erfolgt die Normierung der Momente nach Gleichung 4:
Gleichung 4 :
= ∑(χk - m)p w(xk) k 16
Unter Berücksichtigung des Schwerpunkts m = mi/mn ergeben sich die Zentralmomente μp. Zur Charakterisierung der experimentell bestimmten Streulichtverteilung werden folgende Momente und Zentralmomente bestimmt:
1. Gesamtbestrahlungsstärke:
Die Gesamtbestrahlungsstärke errechnet sich zu:
Gleichung 5:
Eges = μo = ∑ w(χk)
2. Schwerpunkt:
Der Schwerpunkt errechnet sich zu:
Gleichung 6:
Figure imgf000019_0001
3. Standardabweichung:
Die Standardabweichung ist ein Maß für die Breite der Verteilung. Sie errechnet sich zu:
Gleichung 7 :
Figure imgf000019_0002
4. Relative Skewness: 17
Die Skewness ist ein Maß für die Schiefe der Streulichtverteilung und stellt das dritte Zentralmoment dar. Damit Verteilungen in unterschiedlicher Skalierung verglichen werden können, erfolgt die Normierung bezüglich der Standardabwei- chung s. Die relative Skewness errechnet sich zu:
Gleichung 8:
μ3 μ3 = ^r s
Relative Kurtosis:
Als Maß für die Steilheit und Wölbung der Streulichtverteilung wird das vierte Zentralmoment, die relative Kurtosis, berechnet. Es erfolgt ebenfalls die Normierung bezüglich der Standardabweichung s. Wie auch bei der relativen Skewness gilt auch hier, daß dann, wenn die Steilheit der Verteilung der gaußschen Normalverteilung entspricht, die relative Kurtosis 3 beträgt. Sie errechnet sich zu:
Gleichung 9:
Figure imgf000020_0001
Auch diese Symmetrieparameter sind abhängig vom jeweiligen Funktionsverlauf und stellen aussagekräftige Kennwerte dar, die den Informationsgehalt der jeweiligen Funktion gut beschreiben.
Es wurde nun gezeigt, wie die Abschnittsparameter und die Symmetrieparameter zu ermitteln sind. Man erhält also zur Charakterisierung des Zustands des zu untersuchenden Objekts einen Satz von Kennwerten der jeweiligen Punktverwaschungs- funktion. Dies können formal als Scharen von Kennwerten zu- sammengestellt werden, wobei zwischen den Symmetriekennwerten W und den Abschnittskennwerten X unterschieden wird. Die jeweilige Kennwerteschar kann wie folgt formuliert werden:
Emax
Jges xpR m xpÜ w = X = s xdÜ μ~3 xdR μ~4
Die Symmetriekennwerteschar W enthält die vorher beschriebenen Momente höherer Ordnung und zusätzlich den Kennwert Emax, welcher das Bestrahlungsstärkemaximum angibt. Die Abschnittskennwerteschar enthält die ebenfalls vorbeschriebenen vier spezifischen Kennwerte.
Nachfolgend werden zwei Beispiele für die Kennwerte-Mengen gegeben, jeweils für einen gesunden und einen kranken Patienten.
1.0 70 9.4
0.7 9.4 krank: w x =
6.6 8.5
0.2 8.6
3.2
2.6 173
- 0.3 8.3 gesund: w = x = 6.0 8.1
- 0.3 8.0 2.5 19
Wie auch hier ersichtlich ist, differieren die jeweiligen Kennwerte für einen gesunden und kranken Patienten, denen beispielsweise die in Fig. 3 gezeigten Approximationskurven zugeordnet werden können, beachtlich, d. h., auch diese Kenn- werte zur Bewertung des Informationsgehalts geeignet sind.
Nun ist es möglich, dem Arzt wiederum sämtliche Kennwerte beispielsweise am Monitor anzugeben, die zu der unbekannten Streustrahlungsverteilung aufgenommen wurden. Da jedoch in- folge der Funktionsabhängigkeit manche Kennwerte mehr Informationsgehalt beinhalten als andere, können zwecks Datenreduktion aus den erhaltenen Kennwertescharen diejenigen extrahiert werden, die aus der Sicht der vom Arzt zu verwertenden Information maximal sind. Anhand experimenteller Untersuchun- gen an Probanden wurden als besonders aussagekräftig die
Merkmale s, Xpü und μ ermittelt. Im Falle dieser Datenreduktion werden nachfolgend nur noch diese Merkmale angezeigt. Anhand der ausgegebenen Kennwerte kann der Arzt anschließend unter Einbeziehung weiterer diagnostisch verwertbarer Infor- mationen wie beispielsweise den Gesundheitszustand des Patienten, das Alter etc. die Diagnose erstellen, beispielsweise auch unter Einbeziehung weiterer Untersuchungsergebnisse mit anderen Verfahren. Festzuhalten bleibt noch, daß selbstverständlich auch bei anderen Wellenlängen die entsprechenden Kennwerte ermittelt werden können, wobei im Rahmen der Datenreduktion die resultierende ausgegebenen Kennwerteschar sich auch aus Kennwerten zusammensetzen kann, die bei verschiedenen Wellenlängen ermittelt wurden.

Claims

20Patentansprüche
1. Verfahren zur Bewertung einer infolge einer lokalen Durchstrahlung eines Lebewesens erhaltenen Streulichtvertei- lung durch Kennwert-Ermittlung, bei dem zunächst zur Aufnahme der Streulichtverteilung ein Bereich des Lebewesens an einem vorbestimmten Durchstrahlungsort mit Licht einer Wellenlänge vorzugsweise im Bereich des optischen Gewebefensters durchstrahlt und die Streulichtverteilung in Form einer Verwa- schungsfunktion aufgenommen wird, wonach ein oder mehrere für die Eigenschaften der Verwaschungsfunktion charakteristische Kennwerte basierend auf dem Verlauf der Verwaschungsfunktion rechnerisch ermittelt werden, welche als Bewertungsgrundlage verwendet werden, wobei zur Kennwerteermittlung zu der Verwa- schungsfunktion eine oder mehrere die Verwaschungsfunktion parametrisierende Approximationsfunktionen gebildet werden, deren Parameter den oder die Kennwerte darstellen.
2. Verfahren nach Anspruch 1, d a d u r c h g e- k e n n z e i c h n e t, daß die Verwaschungsfunktion durch Approximation mit einer oder mehreren, insbesondere drei Gaußfunktionen parametrisiert wird, deren Parameter die (wAj_, w Bir wcι) die Kennwerte darstellen.
3. Verfahren zur Bewertung einer infolge einer lokalen
Durchstrahlung eines Lebewesens erhaltenen Streulichtverteilung durch Kennwert-Ermittlung, insbesondere nach Anspruch 1, bei dem zunächst zur Aufnahme der Streulichtverteilung ein Bereich des Lebewesens an einem vorbestimmten Durchstrah- lungsort mit Licht einer Wellenlänge im Bereich eines optischen Gewebefensters durchstrahlt und die Streulichtverteilung in Form einer einstrahlortsbezogene Verwaschungsfunktion aufgenommen wird, wonach ein oder mehrere für die Eigenschaften der Verwaschungsfunktion charakteristische Kennwerte ba- sierend auf dem Verlauf der Verwaschungsfunktion rechnerisch ermittelt werden, welche als Bewertungsgrundlage verwendet werden, wobei als gegebenenfalls weitere Kennwerte Ab- 21
Schnittsparameter in Form ortsbezogenen Abschnittslängen charakteristischer Bereiche der Verwaschungsfunktion ermittelt werden.
4. Verfahren nach Anspruch 3, d a d u r c h g ek e n n z e i c h n e t, daß zusätzlich zu den Abschnittsparametern als weitere Kennwerte Symmetrieparameter der Verwaschungsfunktion ermittelt werden.
5. Verfahren nach Ansprüche 3 oder 4, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß die Abschnittsparameter, und gegebenenfalls die Symmetrieparameter basierend auf der unmittelbar erhaltenen Verwaschungsfunktion, einer zumindest teilweise geglätteten Verwaschungsfunktion oder einer appro- ximativ parametrisierten Verwaschungsfunktion ermittelt werden.
6. Verfahren nach Anspruch 5, d a d u r c h g ek e n n z e i c h n e t, daß die Verwaschungsfunktion zur Bestimmung einer oder mehrerer Approximationsfunktionen mittels einer oder mehrerer Gaußfunktionen approximiert wird.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 3 bis 6, d a- d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß die charakte- ristischen Bereiche mittels der oder den an die Verwaschungsfunktion anlegbaren Wendetangenten definiert werden.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 7, d ad u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß als Symmetrie- parameter die Momente höherer Ordnung verwendet werden.
9. Verfahren nach Anspruch 8, d a d u r c h g ek e n n z e i c h n e t, daß als Momente die normierten Zentralmomente verwendet werden. 22
10. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß die Momente nullter bis vierter Ordnung ermittelt werden.
11. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß die Kennwerte für eine eindimensionale oder eine zweidimensionale Betrachtung der Streulichtverteilung ermittelt werden.
12. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß die Verwaschungsfunktion eine Punktverwaschungsfunktion ist.
13. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß bei Ermittlung mehrerer, gegebenenfalls unterschiedlicher Kennwerte eine Datenreduktion durch Auswahl bestimmter Kennwerte aus der Kennwerteschar erfolgt.
14. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß bei Ermittlung mehrerer, gegebenenfalls unterschiedlicher Kennwerte alle oder gegebenenfalls die durch Datenreduktion erhaltene Kennwerteauswahl in einem Klassifikationsverfahren gewichtet und/oder miteinander verknüpft werden.
15. Verfahren nach Anspruch 14, d a d u r c h g ek e n n z e i c h n e t, daß ein Klassifikationsverfahren nach Bayes verwendet wird.
16. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß im Rahmen der Datenreduktion und/oder des Klassifikationsverfahrens die Kennwerte bei verschiedenen Wellenlängen innerhalb des opti- sehen Gewebefensters erhaltenen Streulichtverteilungen des selben Lebewesens und mit dem selben Einstrahlort gemeinsam verarbeitet werden. 23
17. Vorrichtung zur Durchführung wenigstens eines der Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, umfassend:
- wenigstens eine Strahlungsquelle, - wenigstens einen Strahlungsdetektor,
- und eine die vom Strahlungsdetektor gelieferten Daten verarbeitende Auswerteeinrichtung mit zugeordneter Anzeigeeinrichtung, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, daß die Auswerteeinrichtung (6) zur Durchführung wenigstens eines der Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche und zur Anzeige des Ermittlungsergebnisses an der Anzeigeeinrichtung (7) ausgebildet ist.
18. Vorrichtung nach Anspruch 17, d a d u r c h g e- k e n n z e i c h n e t, daß die Auswerteeinrichtung (6) eine Speichereinrichtung (8) aufweist, in der zu den ermittelten Kennwerten kompatible Vergleichskennwerte abgelegt sind, die gegebenenfalls zusammen mit den ermittelten Kennwerten ausgebbar sind.
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