DE4330460C2

DE4330460C2 - Vorrichtung zur Untersuchung von Gewebe mit Licht unterschiedlicher Wellenlängen

Info

Publication number: DE4330460C2
Application number: DE4330460A
Authority: DE
Inventors: Klaus Dr Klingenbeck-Regn; Arnulf Dr Oppelt
Original assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Current assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Priority date: 1993-09-08
Filing date: 1993-09-08
Publication date: 1996-05-23
Anticipated expiration: 2013-09-09
Also published as: JP3655934B2; DE4330460A1; US5722407A; JPH07163571A

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Untersuchung von Gewebe mit Licht unterschiedlicher Wellenlängen. Derartige Vorrichtungen können mit sichtbarem, NIR- oder IR-Licht ar beiten. Die Wellenlänge des sichtbaren Lichtes liegt zwischen 380 und 780 nm, die von NIR-Licht, d. h. nahinfrarotem Licht, zwischen 780 nm und 1,5 µm und die von IR-Licht, also infrarotem Licht, zwischen 1,5 µm und 1 mm, wobei für Vor richtungen der eingangs genannten Art der Wellenlängenbereich von 600 nm bis 1,2 µm besonders geeignet ist.

Viele optische Eigenschaften von Gewebe, z. B. die Absorption, die Streuung und die spektralen Eigenschaften, lassen sich durch Einstrahlung von Licht bestimmen. Es ist daher bei spielsweise möglich, in der Mammadiagnostik Gewebeveränderun gen festzustellen, indem Licht in die Mamma eingestrahlt, das aus dieser austretende Licht detektiert und die so gewonnene Information in geeigneter Weise ausgewertet wird. Bekannte Vorrichtungen (siehe z. B. DE 41 29 438 C2) lassen es lediglich zu, Inhomogenitäten des untersuchten Gewebes festzustellen. Erkenntnisse über die Art des untersuchten Gewebes, insbesondere einer Inhomogenität, lassen sich aus den Meßergebnissen nicht ableiten.

In der US 5 131 398 ist eine Vorrichtung beschrieben, die monochromatisches Licht oder Licht einer geringen Bandbreite (20 nm) in ein zu untersuchendes Objekt einstrahlt und nicht die durch das zu untersuchende Objekt transmittierten Anteile des eingestrahlten Lichtes, sondern Fluoreszenzlicht detek tiert, das von dem durch das eingestrahlte Licht angeregten Gewebe des zu untersuchenden Objektes abgestrahlt wird und eine von der des eingestrahlten Lichtes abweichend Wellen länge aufweist. Im einzelnen wird Fluoreszenzlicht zweier definierter, von der des eingestrahlten Lichtes abweichender Wellenlängen detektiert. Da benignes und malignes Gewebe bei den beiden detektierten Wellenlängen unterschiedlich starke Fluoreszenzerscheinungen zeigen, kann benignes von malignem Gewebe unterschieden werden.

Aus Wilson, Brian C et al.: Time-Dependent Optical Spectroscopy and Imaging for Biomedical Applications in Proceedings of the IEEE, Vol 80, No. 6, Juni 1992, Seiten 918 bis 929, ist es bekannt, die Hämoglobinsättigung auf spektroskopischem Wege durch Durchstrahlung mit zwei unterschiedlichen Wellenlängen, für die die Absorptions- bzw. Extinktionskoeffizienten von oxidiertem und reduziertem Hämoglobin bekannt sind, zu ermitteln.

Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, eine Vorrich tung der eingangs genannten Art anzugeben, die es gestattet, bezüglich des jeweils untersuchten Bereiches Erkenntnisse über die hier vorhandenen Gewebekomponenten zu gewinnen.

Nach der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch eine Vor richtung zur Untersuchung von Gewebe mit Licht aufweisend

a) Mittel zur wenigstens im wesentlichen gleichzeitigen Ein strahlung von Licht definierter unterschiedlicher Wellen längen in das zu untersuchende Gewebe, wobei die Mittel zur Einstrahlung eine für das Licht aller Wellenlängen we nigstens im wesentlichen gleiche Lichtaustrittszone auf weisen,
b) Mittel zum Detektieren von Licht, die eine der Lichtaus trittszone gegenüberliegende Lichteintrittszone aufweisen und die der jeweiligen Intensität der Anteile des Lichtes der definierten unterschiedlichen Wellenlängen an dem de tektierten Licht entsprechende Signale abgeben, und
c) Auswertemittel, denen die Signale der Mittel zum Detektie ren zugeführt sind, wobei die Auswertemittel anhand ge speicherter Daten, die der Absorption einer höchstens der Anzahl der definierten unterschiedlichen Wellenlängen ent sprechenden Anzahl unterschiedlicher Gewebekomponenten für Licht der definierten unterschiedlichen Wellenlängen ent sprechen, aus den Signalen Daten bezüglich der Konzentra tion der unterschiedlichen Gewebekomponenten ermitteln.

Die Mittel zum Detektieren detektieren also die durch das zu untersuchende Gewebe transmittierten Anteile des mittels der Mittel zum Einstrahlen in das zu untersuchende Gewebe eingestrahlten Lichtes und geben für die definierten unterschiedlichen Wellenlängen der Intensität der durch das zu untersuchende Gewebe transmittierten Anteile des eingestrahlten Lichtes entsprechenden Signale ab, anhand derer die Auswertemittel der Konzentration der unterschiedlichen Gewebekomponenten in dem zu untersuchenden Gewebe entsprechende Daten ermitteln. Die erfindungsgemäße Vorrichtung gestattet es somit, infolge des Umstandes, daß bei der Auswertung der von den Mitteln zum Detektieren gelieferten Signale Daten bezüglich der Absorption unterschiedlicher Gewebekomponenten für Licht der bei der Untersuchung verwendeten Wellenlängen herangezogen werden, Aussagen über die Konzentration, vorzugsweise die relative Konzentration, der Gewebekomponenten, bezüglich derer Daten herangezogen werden, im untersuchten Gewebebereich zu machen. Bei den der Absorption der unterschiedlichen Gewebe komponenten entsprechenden Daten muß es sich nicht unbedingt um Daten handeln, die die Absorption selbst angeben. Statt dessen könnend die Daten auch die Transmission bzw. die Transparenz oder Extinktion bzw. der Extinktionskoeffizient der Gewebekomponenten für die definierten unterschiedlichen Wellenlängen angeben.

Nach einer Ausführungsform der Erfindung ermitteln die Aus wertemittel die relative Konzentration der unterschiedlichen Gewebekomponenten unter Verwendung der auf dem Beer- Lambert′schen Gesetz beruhenden Gleichung

wobei
λ_i (i = 1, . . . n) die unterschiedlichen definierten Wellenlän gen,
I(λ_i) die Intensität des detektierten Lichtes der jeweiligen Wellenlänge,
I₀(λ_i) die Intensität des in das Objekt bzw. das zu untersu chende Gewebe eingestrahlten Lichtes der jeweiligen Wellen länge,
d die Dicke des durchstrahlten Gewebebereiches sind,
(=1, . . . , L) die unterschiedlichen Gewebekomponenten kenn zeichnet, sowie
K(0 K 1) die relative Konzentration der jeweiligen Ge webekomponente,
α(λ_i) der Extinktionskoeffizient der jeweiligen Gewebekompo nente bei der Wellenlänge λ_i und
A(λ_i) die Absorption des zu untersuchenden Gewebes bei der jeweiligen Wellenlänge λ_i sind.

Um einen größeren Gewebebereich untersuchen zu können, sind gemäß einer bevorzugten Ausführungsform Abtastmittel vorgese hen, die eine Verlagerung der Lichtaustrittszone im Sinne ei ner Abtastbewegung bewirken. In diesem Falle ermitteln die Auswertemittel die relative Konzentration der unterschiedli chen Gewebekomponenten als Funktion der Position der Licht austrittszone unter Verwendung der Gleichung

wobei identische Formelzeichen die gleiche Bedeutung wie im Falle der Gleichung (1) haben und
x_k(k=1, . . . , M) die jeweilige Position der Lichtaustrittszone während der Abtastbewegung,
I(λ_i, x_k) die Intensität des detektierten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge für die jeweilige Position der Lichtaus trittszone und
K(x_k) die relative Konzentration der jeweiligen Gewebekompo nente für die jeweilige Position der Lichtaustrittszone sind.

Wenn die Auswertemittel unter der Verwendung der Gleichung (1) oder der Gleichung (2) arbeiten, setzt dies voraus, daß die Intensitäten I₀(λ_i) bekannt und zeitlich konstant sind. Dies stellt hohe Anforderungen an die Genauigkeit entspre chender Eichmessungen, an die Konstanz der Lichtquellen der Mittel zum Einstrahlen sowie an die Stabilität der optischen Ein- bzw. Auskopplung des Lichtes in das bzw. aus dem zu un tersuchenden Gewebe. Um diese Anforderungen zu entschärfen, sieht eine besonders bevorzugte und vorteilhafte Ausführungs form der Erfindung für den Fall, daß eine Abtastbewegung stattfindet, vor, daß die Auswertemittel für die unterschied lichen Gewebekomponenten die Änderung der relativen Konzen tration zwischen aufeinander folgenden Positionen der Licht eintrittszone unter Verwendung der Gleichung

ermitteln, wobei identische Formelzeichen jeweils die gleiche Bedeutung wie im Falle der Gleichungen 1) und 2) haben und ΔK(k) der zwischen den aufeinanderfolgenden Positionen k und k+1 der Lichtaustrittszone für die jeweilige Gewebekomponente auftretenden Änderung der relativen Konzentration entspricht.

Gemäß einer Variante der Erfindung sind für die Signale der Detektormittel Logarithmierer vorgesehen. Hierdurch wird eine Vereinfachung der Auswertemittel bzw. eine Verringerung des von den Auswertemitteln zu treibenden Rechenaufwandes er reicht, da die zwischen zwei aufeinanderfolgenden Positionen der Lichtaustrittszone, die Positionen der Lichtaustrittszone werden im folgenden als Abtastpositionen bezeichnet, auftre tenden Absorptionsänderungen durch einfache Subtraktion der zu benachbarten Abtastpositionen gehörigen Intensitäten er mittelt werden können.

Eine Ausführungsform der Erfindung sieht vor, daß wenigstens eine der definierten unterschiedlichen Wellenlängen so ge wählt ist, daß sie der Wellenlänge eines isobestischen Punk tes von zwei der Gewebekomponenten entspricht. Da die beiden Gewebekomponenten an dem isobestischen Punkt den gleichen Ex tinktionskoeffizienten haben, ist bei der entsprechenden Wel lenlänge die Absorption unabhängig von dem Verhältnis der beiden Gewebekomponenten zueinander. Dies stellt eine Er leichterung bei der Lösung der durch die Formel (1) bis For mel (3) beschriebenen linearen Gleichungssysteme dar, die die Auswertemittel zur Ermittlung der Konzentrationen bzw. Kon zentrationsänderungen lösen. Dabei arbeiten die Auswertemit tel beispielsweise nach der Methode der Matrixinversion oder des least square fit.

Ausführungsbeispiele der Erfindung werden anhand der beige fügten Zeichnungen erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 in grob schematischer, teilweise blockschaltbildar tiger Darstellung eine erfindungsgemäße Vorrich tung,

Fig. 2 ein Detail der Vorrichtung nach Fig. 1,

Fig. 3 und 4 in qualitativer Darstellung die Absorp tionsspektren von Wasser und weiblichem Brustdrüsengewebe,

Fig. 5 eine schematische Veranschaulichung der Abtastbewe gung der Vorrichtung gemäß den Fig. 1 und 2,

Fig. 6 ein Schaubild zur Erläuterung der Funktion der Vor richtung gemäß den Fig. 1 und 2, und

Fig. 7 eine Variante der Vorrichtung nach den Fig. 1 und 2.

In Fig. 1 ist eine erfindungsgemäße Vorrichtung dargestellt, die beispielsweise zur Mamma-Diagnostik verwendet werden kann. Die Vorrichtung weist eine Anzahl von Lichtquellen 1₁ bis 1 _n auf, von denen jede kohärentes Licht einer anderen Wellenlänge λ₁ bis λ_n abgibt. Jede der Lichtquellen 1₁ bis 1 _n enthält eine Halbleiter-Laserdiode und die jeweils zugehörige Stromversorgung. Dies ist in Fig. 2 dargestellt, die die Lichtquelle 1 _n mit der Halbleiter-Laserdiode 24 _n und der Stromversorgung 25 _n zeigt. Jeder Lichtquelle 1₁ bis 1 _n ist ein elektrischer Signalgenerator 2₁ bis 2 _n zugeordnet, der der in der jeweiligen Lichtquelle 1₁ bis 1 _n enthaltenen Stromversorgung ein Wechselstromsignal fester Frequenz zu führt, mittels dessen der Versorgungsstrom der in der jewei ligen Lichtquelle 1₁ bis 1 _n enthaltenen Halbleiter-Laserdiode moduliert wird. Jeder der Signalgeneratoren 2₁ bis 2 _n erzeugt ein Wechselstromsignal einer anderen Frequenz f₁ bis f_n. Da die Amplitude bzw. die Intensität des von den Laserdioden ab gegebenen Lichtes der Stromstärke ihres Versorgungsstromes im wesentlichen proportional ist, geben die Lichtquellen 1₁ bis 1 _n also Licht jeweils unterschiedlicher Wellenlänge λ₁ bis λ_n ab, das mit einer jeweils anderen Modulationsfrequenz f₁ bis f_n amplitudenmoduliert ist. Das von den Lichtquellen 1₁ bis 1 _n abgegebene Licht wird über Lichtwellenleiter 3₁ bis 3 _n ei nem Lichtwellenleiter-Fan-In-Koppler 4 zugeführt, der n Ein gänge, mit denen jeweils einer der Lichtwellenleiter 3₁ bis 3 _n verbunden ist, und einen Ausgang aufweist, mit dem ein Lichtwellenleiter 5 verbunden ist. Über den Lichtwellenleiter 5, dessen freies Ende die Lichtaustrittszone der Vorrichtung darstellt, wird einem lebenden zu untersuchenden Objekt 6, nämlich einem Körperbereich eines menschlichen Patienten, und zwar insbesondere einer Mamma, ein Meß-Lichtsignal zugeführt.

Das Meß-Lichtsignal ergibt sich durch Überlagerung des von den Lichtquellen 1₁ bis 1 _n jeweils abgegebenen Lichtes mit tels des Lichtwellenleiter-Fan-In-Kopplers 4. Das Licht der Lichtquellen 1₁ bis 1 _n wird dem Objekt 6 gleichzeitig und am gleichen Ort zugeführt. Es genügt aber, wenn das Licht der Lichtquellen 1₁ bis 1 _n dem Objekt wenigstens im wesentlichen gleichzeitig (quasi-gleichzeitig) zugeführt wird. Das heißt, daß das Licht der Lichtquellen 1₁ bis 1 _n so rasch aufein anderfolgend eingestrahlt wird, daß keine Veränderungen des jeweils durchstrahlten Gewebes auftreten können, die zu einer Beeinflussung der Meßergebnisse führen könnten. Auch genügt es, wenn das Licht der Lichtquellen 1₁ bis 1 _n dem Objekt 6 an wenigstens im wesentlichen dem gleichen Ort zugeführt wird. Es ist also z. B. möglich, auf den Lichtwellenleiter-Fan-In- Koppler 4 zu verzichten und statt dessen ein Lichtleitfaser bündel zu verwenden, dessen eines Ende die Lichtaustrittszone bildet und das an seinem anderen Ende derart aufgefächert ist, daß jeweils eine gleiche Anzahl von Lichtleitfasern zu jeder der Lichtquellen 1₁ bis 1 _n führt.

Die Lichtaustrittszone der Vorrichtung sollte sich möglichst dicht bei der Oberfläche 6 befinden. Der Lichtaustrittszone gegenüberliegend sind auf der dieser abgewandten Seite des Objektes 6 Mittel zum Detektieren in Form eines Photomultli pliers 7 angeordnet. Dieser bildet die Lichteintrittszone der Vorrichtung, in die der der Lichtaustrittszone gegenüberlie gend aus dem Objekt 6 austretende transmittierte Anteil des Licht-Meßsignales eintritt. Den transmittierten Anteil des Licht-Meßsignales wandelt der Photomultiplier 7 in ein elek trisches Signal, dessen zeitlicher Verlauf den zeitlichen Verlauf der Intensität des empfangenen Lichtes insoweit re präsentiert, als er der Amplituden-Hüllkurve des empfangenen Lichtes entspricht. Auch die Lichtaustrittszone ist dicht bei der Oberfläche des Objektes 6 angeordnet, das zwischen planen und parallel zueinander verlaufenden für das Licht-Meßsignal im wesentlichen transparenten Kompressionsplatten 19, 20 der art aufgenommen ist, daß es eine im wesentlichen konstante Dicke d aufweist.

Die Lichtaustritts- und die Lichteintrittszone sind relativ zueinander derart angeordnet, daß bei Abwesenheit eines Ob jektes das von der Lichtaustrittszone ausgehende Licht mittig in die Lichteintrittszone fällt.

Das elektrische Signal des Photomultipliers 7 ist einer der Anzahl der Lichtquellen 1₁ bis 1 _n entsprechenden Anzahl von Bandpaßfiltern 8₁ bis 8 _n zugeführt, deren Mittelfrequenzen f₁ bis f_n möglichst genau den Modulationsfrequenzen f₁ bis f_n entsprechen. An den Ausgängen der Bandpaßfilter 8₁ bis 8 _n stehen also elektrische Signale zur Verfügung, die die Inten sität der von den Lichtquellen 1₁ bis 1 _n stammenden Anteile des Lichtes der Wellenlängen λ₁ bis λ_n an dem detektierten, durch das Objekt 6 transmittierten Anteil des Licht-Meßsigna les repräsentieren.

Die Photomultiplier 7 und die Bandpaßfilter 8₁ bis 8 _n bilden also Mittel zum Detektieren. Deren elektrische Signale gelan gen jeweils zu einer Signalaufbereitungsschaltung 9₁ bis 9 _n, wo eine dem jeweiligen Untersuchungsfall angepaßte Signalauf bereitung, beispielsweise durch Gleichrichtung, Glättung oder Integration, erfolgt. Die Ausgangssignale der Signalaufberei tungsschaltungen 9₁ bis 9 _n sind einem n : 1-Analog-Multiple xer 10 zugeführt, dessen Ausgang mit dem Eingang eines Ana log/Digital-Wandlers 11 verbunden ist. Die digitalen Aus gangsdaten des Analog/Digital-Wandlers 11 gelangen zu Auswer temitteln in Form einer elektronischen Recheneinrichtung 12, an die eine Tastatur 13 zur Bedienung der Vorrichtung und ei ne Anzeigevorrichtung in Form eines Monitors 14 angeschlossen sind.

Die elektronische Recheneinrichtung enthält einen in Fig. 1 strichliert angedeuteten Speicher 26, in dem für eine Anzahl unterschiedlicher Gewebekomponenten, z. B. Muskelgewebe, Drü sengewebe, etc. (auch Wasser, Blut und Fett sollen im vorlie genden Fall als Gewebekomponenten gelten), der Absorption entsprechende Daten für die unterschiedlichen Wellenlängen λ₁ bis λ_n gespeichert sind, z. B. die jeweiligen Extinktionskoef fizienten α(λ_i). Für Wasser und weibliches Brustdrüsengewebe sind die Absorptionsspektren (Absorption A über der Wellen länge λ) in den Fig. 3 und 4 schematisch dargestellt. Die Speicherung der genannten Daten in dem Speicher 26 kann bei spielsweise in Form einer Funktionstabelle erfolgen. Die An zahl der unterschiedlichen Gewebekomponenten ist höchstens gleich der Anzahl der unterschiedlichen Wellenlängen λ₁ bis λ_n.

Unter Verwendung der in dem Speicher 26 gespeicherten Daten ermittelt die elektronische Recheneinrichtung 12 Daten bezüg lich der Konzentration, insbesondere der relativen Konzentra tion, derjenigen Gewebekomponenten in dem zu untersuchenden Gewebe, bezüglich derer Daten in dem Speicher 26 gespeichert sind.

Um Daten bezüglich größerer Bereiche des Objektes sammeln zu können, sind Abtastmittel in Form eines Trägers 15 für den Lichtwellenleiter 5 und den Photomultiplier 7 vorgesehen. Der Träger 15 kann mittels einer Verstelleinheit 16, die von der elektronischen Recheneinrichtung 12 gesteuert wird, derart verstellt werden, daß die Lichtaustrittszone (und damit der Einstrahlort) und die Lichteintrittszone der Vorrichtung nach Art einer Abtastbewegung relativ zu dem Objekt 6 verstellt werden. Vorzugsweise erfolgt die Abtastbewegung nicht konti nuierlich, sondern in einer solchen Weise, daß eine Vielzahl von diskreten Abtastpositionen nacheinander abgetastet wird. Beispielsweise kann vorgesehen sein, daß im Zuge der Abtast bewegung Daten für 256 Abtastpositionen gesammelt werden, welche Abtastpositionen matrixartig in jeweils 16 Zeilen und Spalten angeordnet sind und sowohl in Zeilen- als auch in Spaltenrichtung jeweils den gleichen Abstand voneinander auf weisen. Dabei erfolgt die Abtastbewegung vorzugsweise schrittweise in Form einer mäanderförmigen Bewegung, so wie dies in Fig. 5 für vierundsechzig durch Kreuz markierte Ab tastpositionen x₁ bis x₆₄ schematisch angedeutet ist.

In welcher Weise die elektronische Recheneinrichtung 12 die Daten bezüglich der Konzentration der unterschiedlichen Gewe bekomponenten ermittelt, hängt davon ab, welche von drei Be triebsarten der Vorrichtung mittels der Tastatur 13 gewählt wurde.

In einer ersten Betriebsart erfolgt die Ermittlung von Daten nur für eine einzige Abtastposition, die den Bedürfnissen des jeweiligen Untersuchungsfalles entsprechend durch geeignete Betätigung der Tastatur 13 angefahren werden kann.

In dieser ersten Betriebsweise ermittelt die elektronische Recheneinrichtung die relative Konzentration der unterschied lichen Gewebekomponenten unter Anwendung der Formel

wobei
λ_i (i =1, . . . n) die unterschiedlichen definierten Wellenlän gen,
I(λ_i) die Intensität des detektierten Lichtes der jeweiligen Wellenlänge,
I₀(λ_i) die Intensität des in das Objekt eingestrahlten Lich tes der jeweiligen Wellenlänge,
d die Dicke des durchstrahlten Gewebebereiches sind,
(=1, . . . , L) die unterschiedlichen Gewebekomponenten kenn zeichnet, sowie
K(0 K 1) die relative Konzentration der jeweiligen Ge webekomponente,
α(λ_i) der Extinktionskoeffizient der jeweiligen Gewebekompo nente bei der Wellenlänge λ_i, und
A(λ_i) die Absorption des zu untersuchenden Gewebes bei der jeweiligen Wellenlänge λ_i sind.

Die so gewonnenen Daten bezüglich der relativen Konzentration der unterschiedlichen Gewebekomponenten werden auf dem Moni tor 14 vorzugsweise numerisch angezeigt.

In einer zweiten Betriebsart wird die zuvor beschriebene Ab tastbewegung ausgeführt. Aus den dabei gesammelten Daten er mittelt die elektronische Recheneinrichtung 12 für die ein zelnen Abtastpositionen x₁ bis x_k die relativen Konzentra tionen der unterschiedlichen Gewebekomponenten unter Verwen dung der Gleichung

wobei identische Formelzeichen die gleiche Bedeutung wie im Falle der Gleichung (1) haben und
x_k(k=1, . . . , M) die jeweilige diskrete Abtastposition während der Abtastbewegung,
I(λ_i, x_k) die Intensität des detektierten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge für die jeweilige Abtastposition und
K(x_k) die relative Konzentration der jeweiligen Gewebekompo nente für die jeweilige Abtastposition sind.

Die so ermittelten Daten bezüglich der relativen Konzentra tion der unterschiedlichen Gewebekomponenten werden auf dem Monitor 14 vorzugsweise graphisch angezeigt. Dies kann bei spielsweise in der Weise erfolgen, daß unterschiedlichen Ge webekomponenten unterschiedliche Farben und unterschiedlichen relativen Konzentrationen unterschiedliche Helligkeiten der jeweiligen Farbe zugeordnet sind und die graphische Darstel lung der relativen Konzentrationen in ihrer Anordnung der An ordnung der Abtastpositionen entspricht. Es kann auf diese Weise eine graphische Anzeige der relativen Konzentrationen für mehrere Gewebekomponenten gleichzeitig erfolgen, wobei dann mehrere "Bilder" zugleich auf dem Monitor 14 dargestellt werden. Es können aber auch die relativen Konzentrationen be züglich nur einer der unterschiedlichen Gewebekomponenten dargestellt werden. Es wird dann nur ein einziges, größeres "Bild" auf dem Monitor 14 dargestellt. Anhand so gewonnener Bilder besteht die Möglichkeit, das Vorhandensein von Inhomogenitäten, z. B. eines Tumors T, zu erkennen und die Inhomogenitäten zu lokalisieren.

Im Falle einer dritten Betriebsart ermittelt die elektroni sche Recheneinrichtung 12 nicht die relativen Konzentrationen der unterschiedlichen Gewebekomponenten für die einzelnen Ab tastpositionen, sondern die Änderungen der relativen Konzen tration für die unterschiedlichen Gewebekomponenten, die zwi schen aufeinanderfolgenden und somit benachbarten Abtastposi tionen auftreten. Dies geschieht unter Verwendung der Glei chung

wobei identische Formelzeichen jeweils die gleiche Bedeutung wie im Falle der Gleichungen (1) und (2) haben und ΔK(k) der zwischen den Abtastpositionen k und k+1 auftretenden Änderung der relativen Konzentration entspricht. Die Darstellung der so ermittelten Daten auf dem Monitor 14 erfolgt in der zuvor im Zusammenhang mit der zweiten Betriebsart beschriebenen Weise, mit dem Unterschied, daß nicht unterschiedlichen rela tiven Konzentrationen, sondern Änderungen der relativen Kon zentration unterschiedlicher Helligkeitswerte zugeordnet sind.

Ein einfaches, in Fig. 6 dargestelltes Modellbeispiel soll die der Funktion der erfindungsgemäßen Vorrichtung zugrunde liegenden Zusammenhänge veranschaulichen.

Angenommen sei ein Modellkörper 21 konstanter Dicke aus zwei Gewebekomponenten A und B, so daß zur Ermittlung der Änderungen der relativen Konzentration zwischen benachbarten Abtastpositionen eine Durchstrahlung mit Licht von zwei Wellenlängen λ₁ bzw. λ₂ ausreichend ist.

Bei der Gewebekomponente A handelt es sich um eine Gewebekom ponente, deren Extinktion wellenlängenunabhängig ist. Es gilt also α_A (λ₁) = α_A (λ₂) = α.

Die Wellenlänge λ₁ ist so gewählt, daß sie der Wellenlänge isobestischen Punktes entspricht. Es gilt also

α_A (λ₁) = α_B (λ₁) = α.

Der Extinktionskoeffizient der Gewebekomponente B für die Wellenlänge λ₂ sei α_B (λ₂) = α + βα.

Der Modellkörper 21 ist wie in Fig. 6 dargestellt so beschaf fen, daß in x-Richtung die relative Konzentration der Gewebe komponente A linear abnimmt, während die der Gewebekomponente B linear zunimmt.

Wird der Modellkörper 21 durch eine in x-Richtung verlaufende Abtastbewegung bei quer zur Abtastbewegung von links nach rechts verlaufender Durchstrahlungsrichtung abgetastet, so ergibt sich für die Absorptionsänderung für die erste Wellen länge λ₁

ΔA(λ₁, x) = 0,

und zwar deshalb, weil die Wellenlänge λ₁ der Wellenlänge ei nes isobestischen Punktes entspricht.

Für die Absorptionsänderung bezüglich der Wellenlänge λ₂ er gibt sich

ΔA(λ₂, x) = βα Δx/x₀,

d. h. eine lineare Zu- oder Abnahme (je nach Abtastrichtung).

Die Auflösung der Gleichung (3) für das Modellbeispiel ergibt

ΔK_A = -ΔK_B

und

ΔK_A = -Δx/x₀ bzw. ΔK_B = Δx/x₀,

also eine lineare Zunahme der Komponente B bzw. eine lineare Abnahme der Komponente A.

Für die Verläufe der relativen Konzentration gilt somit

K_A = a-x/x₀ bzw. K_B = b+x/x₀,

wobei sich die Werte der additiven Konstanten a bzw. b durch die Lösung der Gleichung (3) nicht bestimmen lassen.

Die Bestimmung dieser Konstanten wäre allerdings möglich, wenn statt der Absorptionsänderungen zwischen benachbarten Abtastpositionen für die einzelnen Abtastpositionen die Ab sorptionen gemessen würden. In diesem Falle würden im Zuge der Lösung der Gleichung (2) auch die Konstanten a und b be stimmt.

Ein weiteres Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in der Fig. 7 dargestellt. Es unterscheidet sich von dem zuvor be schriebenen Ausführungsform zunächst dadurch, daß wenigstens eine der Wellenlängen λ₁ bis λ_n so gewählt ist, daß sie der Wellenlänge des isobestischen Punktes zweier der Gewebekompo nenten entspricht, bezüglich derer Daten in dem Speicher 26 gespeichert sind. Da dann Änderungen des Verhältnisses der entsprechenden Gewebekomponenten zueinander ohne Auswirkung auf die gemessene Absorption bzw. die gemessenen Absorptions änderungen bleiben, ergibt sich ein verminderter Rechenauf wand für die elektronische Recheneinrichtung 12.

Ein weiterer Unterschied besteht darin, daß zwischen die Si gnalaufbereitungsschaltungen 9₁ bis 9 _n und den Multiplexer 10 Logarithmierer 17₁ bis 17 _n geschaltet sind. Außerdem sind Schalter 18₁ bis 18 _n vorgesehen, die es erlauben, die Logarithmierer 17₁ bis 17 _n zu umgehen.

Arbeitet die Vorrichtung gemäß Fig. 7 in der im Zusammenhang mit dem zuvor beschriebenen Ausführungsbeispiel erläuterten ersten, zweiten oder dritten Betriebsweise, betätigt die elektronische Recheneinrichtung 12 die Schalter 18₁ bis 18 _n derart, daß die Logarithmierer 17₁ bis 17 _n umgangen werden. Die Vorrichtung gemäß Fig. 7 unterscheidet sich dann hin sichtlich der bereits geschilderten drei Betriebsarten in ih rer Funktion nicht von der zuvor beschriebenen Vorrichtung. Allerdings kann die Vorrichtung gemäß Fig. 7 in einer vierten Betriebsart betrieben werden, die der dritten Betriebsart entspricht, mit dem Unterschied, daß die Schalter 18₁ bis 18 _n in nicht dargestellter Weise von der elektronischen Rechen einrichtung 12 derart betätigt werden, daß die Logarithmierer 17₁ bis 17 _n im Signalweg liegen. Die Absorptionsänderung zwi schen zwei benachbarten Abtastpunkten kann dann leicht durch Subtraktion der entsprechenden logarithmierten Signale ermit telt werden, so daß der von der elektronischen Recheneinrich tung 12 zu treibende Rechenaufwand weiter verringert wird.

Im Falle der beschriebenen Ausführungsbeispiele ist der Pho tomultiplier 7 so angeordnet, daß er das aus dem Objekt 6 austretende Licht direkt aufnimmt. Es besteht aber auch die Möglichkeit, in nicht dargestellter Weise das aus dem Objekt 6 austretende Licht mittels eines anstelle des Photomulti pliers an dem Träger 15 angebrachten, insbesondere faseropti schen Lichtwellenleiters oder Lichtwellenleiterbündels auf zunehmen und dem Photomultiplier zuzuführen.

Die Mittel zum Detektieren können anstelle eines Photomulti pliers auch eine Photodiode oder ein CCD aufweisen.

Statt des Monitors 14 kann als Anzeigemittel ein LED-, LCD- oder Plasma-Display vorgesehen sein.

Die im Zusammenhang mit den Ausführungsbeispielen beschrie bene Ausbildung der Mittel zum Einstrahlen von Licht in das Objekt, die im Falle der Ausführungsbeispiele durch die Lichtquellen 1₁ bis 1 _n, die Signalgeneratoren 2₁ bis 2 _n, die Lichtwellenleiter 1₁ bis 3 _n, den Lichtwellenleiter-Fan-In- Koppler 4 und den Lichtwellenleiter 5 gebildet sind, können auch andersartig ausgebildet sein. So kann beispielsweise die gleichzeitige Einstrahlung des Lichtes der Lichtquellen 1₁ bis 1 _n am gleichen Ort auch mittels einer Spiegelanordnung bewirkt werden.

Auch die Ausbildung der Abtastmittel ist nur beispielhaft zu verstehen. Ein anderer Aufbau der Abtastmittel sowie von der beschriebenen Abtastbewegung abweichende Abtastbewegungen sind möglich.

Im Falle der beschriebenen Ausführungsbeispiele ist das zu untersuchende Objekt zwischen zwei Kompressionsplatten 19, 20 angeordnet, so daß sich eine im wesentlichen konstante Dicke des Objektes 6 ergibt. Falls eine derartige Kompression des zu untersuchenden Objektes nicht möglich sein sollte, besteht auch die Möglichkeit, eine variable Dicke d des Objektes meß technisch zu erfassen und entsprechende Signale der Rechen einrichtung 12 zuzuführen. Entsprechende Maßnahmen kann der Fachmann treffen, ohne erfinderisch tätig werden zu müssen.

Die in dem Speicher 26 gespeicherten Daten können durch Mes sungen an Proben in vitro gewonnen werden. Beispielsweise können ein reines Fettgewebespektrum, ein reines Drüsengewe bespektrum, ein reines Blutspektrum usw. aufgenommen werden.

Falls die Vorrichtung derart ausgebildet ist, daß sie aus schließlich in einer der zuvor beschriebenen vierten Be triebsart entsprechenden Betriebsart arbeitet, ist ein ver einfachter Aufbau der elektronischen Recheneinrichtung 12 möglich, da diese bei der Auswertung der ihr zugeführten Da ten keine Logarithmier-Operationen ausführen muß.

Um zu vermeiden, daß der Photomultiplier 7 durch eine direkte Bestrahlung mit dem Meß-Lichtsignal überbelichtet wird, be steht die Möglichkeit, unter Zuhilfenahme einer geeigneten Sensoreinrichtung die mäanderförmige Abtastbewegung so zu steuern, daß sie, wie in Fig. 5 strichliert angedeutet, nur solche Abtastpositionen erfaßt, bei denen sichergestellt ist, daß sich das Objekt 6 zwischen Lichtaustritts- und Lichtein trittszone befindet. Die entsprechenden Abtastpositionen sind in Fig. 5 schraffiert.

Claims

1. Vorrichtung zur Untersuchung von Gewebe mit Licht aufwei send

a) Mittel (1₁ bis 1 _n, 2₁ bis 2 _n, 3₁ bis 3 _n, 4, 5) zur wenig stens im wesentlichen gleichzeitigen Einstrahlung von Licht definierter unterschiedlicher Wellenlängen (λ₁ bis λ_n), wobei die Mittel (1₁ bis 1 _n, 2₁ bis 2 _n, 3₁ bis 3 _n, 4, 5) zur Einstrahlung eine für das Licht aller Wellenlängen (λ₁ bis λ_n) wenigstens im wesentlichen gleiche Lichtaustrittszone aufweisen,
b) Mittel (7, 8₁ bis 8 _n) zum Detektieren von Licht, die eine der Lichtaustrittszone gegenüberliegende Lichteintritts zone aufweisen und die der jeweiligen Intensität der An teile des Lichtes der definierten unterschiedlichen Wel lenlängen (λ₁ bis λ_n) an dem detektierten Licht entsprechende Signale abgeben, und
c) Auswertemittel (12), denen die Signale der Mittel (7, 8₁ bis 8 _n) zum Detektieren zugeführt sind, wobei die Auswer temittel (12) anhand gespeicherter Daten, die der Absorp tion einer höchstens der Anzahl der definierten unter schiedlichen Wellenlängen (λ₁ bis λ_n) entsprechenden An zahl unterschiedlicher Gewebekomponenten für Licht der de finierten unterschiedlichen Wellenlängen (λ₁ bis λ_n) ent sprechen, aus den Signalen Daten bezüglich der Konzentra tion der unterschiedlichen Gewebekomponenten ermitteln.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, deren Auswertemittel (12) die relative Konzentration der unterschiedlichen Gewebekomponen ten unter Verwendung der Gleichung ermitteln, wobei
λ_i (i = 1, . . .n) die unterschiedlichen definierten Wellenlän gen,
I(λ_i) die Intensität des detektierten Lichtes der jeweiligen Wellenlänge,
I₀(λ_i) die Intensität des eingestrahlten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge,
d die Dicke des durchstrahlten Gewebebereiches sind,
(=1, . . . , L) die unterschiedlichen Gewebekomponenten kenn zeichnet, sowie
K(0 K 1) die relative Konzentration der jeweiligen Ge webekomponente,
(α(λ_i) der Extinktionskoeffizient der jeweiligen Gewebekompo nente bei der Wellenlänge λ_i und
A(λ_i) die Absorption des zu untersuchenden Gewebes bei der jeweiligen Wellenlänge λ_i sind.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, welche Abtastmittel (15, 16) aufweist, die eine Verlagerung der Lichteintritts zone im Sinne einer Abtastbewegung bewirken.

4. Vorrichtung nach Anspruch 3, deren Auswertemittel (12) die relative Konzentration der unterschiedlichen Gewebekomponen ten als Funktion der Position der Lichtaustrittszone unter Verwendung der Gleichung ermitteln, wobei
λ_i (i = 1, . . .n) die unterschiedlichen definierten Wellenlän gen,
x_k(k=1, . . . , M) die jeweilige Position der Lichtaustrittszone Einstrahlortes während der Abtastbewegung,
I(λ_i, x_k) die Intensität des detektierten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge für die jeweilige Position der Lichtaus trittszone,
I₀(λ_i) die Intensität des eingestrahlten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge,
d die Dicke des durchstrahlten Gewebebereiches sind,
(=1, . . . , L) die unterschiedlichen Gewebekomponenten kenn zeichnet, sowie
α(λ_i) der Extinktionskoeffizient der jeweiligen Gewebekompo nente bei der Wellenlänge λ_i,
K(x_k) die relative Konzentration der jeweiligen Gewebekompo nente für die jeweilige Position der Lichtaustrittszone, und
A(λ_i) die Absorption des zu untersuchenden Gewebes bei der jeweiligen Wellenlänge λ_i sind.

5. Vorrichtung nach Anspruch 3, deren Auswertemittel (12) für die unterschiedlichen Gewebekomponenten die Änderung der re lativen Konzentration zwischen aufeinanderfolgenden Posi tionen der Lichtaustrittszone unter Verwendung der Gleichung ermitteln, wobei
λ_i (i = 1, . . . n) die unterschiedlichen definierten Wellenlän gen,
x_k(k=1, . . . , M) die jeweilige Position der Lichtaustrittszone während der Abtastbewegung,
I(λ_i, x_k) die Intensität des detektierten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge für die jeweilige Position der Lichtaus trittszone,
I₀(λ_i) die Intensität des eingestrahlten Lichtes der jewei ligen Wellenlänge,
d die Dicke des durchstrahlten Gewebebereiches sind,
(=1, . . . , L) die unterschiedlichen Gewebekomponenten kenn zeichnet, sowie
(α(λ_i) der Extinktionskoeffizient der jeweiligen Gewebekompo nente bei der Wellenlänge λ_i,
ΔK(k) die zwischen den Positionen k und k+1 der Lichtaus trittszone auftretende Änderung der relativen Konzentration, und
ΔA(λ_i) die Absorptionsänderung des zu untersuchenden Gewebes zwischen den Positionen k und k+1 der Lichtaustrittszone bei der jeweiligen Wellenlänge λ_i sind.

6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 3 bis 5, welche für die Signale der Mittel zum Detektieren (7, 8₁ bis 8 _n) Logarithmierer (17₁ bis 17 _n) aufweist.

7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei welcher wenigstens eine der definierten unterschiedlichen Wellenlän gen (λ₁ bis λ_n) so gewählt ist, daß sie der Wellenlänge eines isobestischen Punktes von zwei der Gewebekomponenten ent spricht.