DE4318823C2 - Vorrichtung zur scannenden optischen Gewebe-Untersuchung - Google Patents
Vorrichtung zur scannenden optischen Gewebe-UntersuchungInfo
- Publication number
- DE4318823C2 DE4318823C2 DE4318823A DE4318823A DE4318823C2 DE 4318823 C2 DE4318823 C2 DE 4318823C2 DE 4318823 A DE4318823 A DE 4318823A DE 4318823 A DE4318823 A DE 4318823A DE 4318823 C2 DE4318823 C2 DE 4318823C2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- frequency
- unit
- signals
- optical
- modulation
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
- G01N21/4795—Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
- A61B5/0062—Arrangements for scanning
- A61B5/0068—Confocal scanning
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Pathology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Public Health (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Immunology (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Image Analysis (AREA)
Description
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur
scannenden optischen Gewebe-Untersuchung.
Zur Untersuchung menschlichen Gewebes hinsichtlich
eventueller Gewebe-Anomalien sind eine Reihe von
Vorrichtungen bzw. Verfahren bekannt. So werden seit
längerem Röntgenstrahlen verwendet, um derartige
Untersuchungen durchzuführen. Damit lassen sich zwar gut
kontrastierte Bilder des menschlichen Skelettaufbaus
realisieren, jedoch ist die erreichbare Bildqualität bei
der Detektion von Tumoren für eine sichere Diagnose oft
nicht ausreichend. Insbesondere die mangelnde
Kontrastierung zwischen verschiedenen zu untersuchenden
Gewebearten macht diese Untersuchungsmethode für bestimmte
Zwecke nur bedingt geeignet. Ein weiterer, bedeutender
Nachteil bei der Verwendung von Röntgenstrahlen liegt in
deren ionisierender Wirkung und der resultierenden
Wechselwirkung mit dem menschlichen Gewebe. Demzufolge
sucht man seit längerem nach Untersuchungsmethoden bzw.
geeigneten Vorrichtungen, die mit nicht-ionisierender
elektromagnetischer Strahlung realisierbar sind und eine
hinreichende Bildqualität für die Auswertung liefern.
Eine geeignete Vorrichtung zur Detektion von Änderungen des
Absorptions-Koeffizienten in einem streuenden Medium, die
nicht mit Röntgen-Strahlung arbeitet, wird beispielsweise
in der US-Patentschrift US 4,972,331 beschrieben. Beim dort
vorgeschlagenen Phasenmodulations-Spektroskopie-Verfahren
wird Strahlung zweier Wellenlängen im nahen Infrarot
alternierend in das zu untersuchende menschliche Gewebe
eingekoppelt und die Strahlungssignale dabei hochfrequent
moduliert. Detektorseitig werden Änderungen
charakteristischer Strahlungsgrößen, wie u. a. die
resultierende Phasenverschiebung im Gewebe, registriert und
daraus auf die Konzentration eines Gewebebestandteiles
geschlossen, das die transmittierte Strahlung absorbiert,
beispielsweise ein Tumor.
Die beschriebene Vorrichtung weist nun eine Reihe von
Nachteilen auf. Zum einen ist aufgrund des alternierenden
Einkoppelns elektromagnetischer Strahlung verschiedener
Wellenlängenbereiche und der gewählten Detektor-Anordnung
eine hohe Meßzeit die Folge, da auch eine sequentielle
Detektion der unterschiedlichen Wellenlängen erfolgt.
Ferner ist problematisch, daß extrem schwache optische
Signale im Hochfrequenzbereich mittels eines
hochempfindlichen Detektors in elektrische Signale
umgewandelt werden müssen. Ein derartiger Detektor muß
aufgrund des starken Signal-Rauschens der HF-Signale eine
große Bandbreite aufweisen und ist entsprechend teuer. Die
vom Detektor gelieferten elektrischen Signale wiederum sind
äußerst empfindlich gegen hochfrequente Störfelder aus der
jeweiligen Umgebung. Desweiteren kann mit Hilfe der
dargestellten Anordnung lediglich festgestellt werden, daß
beispielsweise ein Tumor vorhanden ist; Aussagen über die
präzise Lokalisation und die Größe des Tumors innerhalb des
untersuchten Gewebe-Volumens sind nicht möglich.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, eine
Vorrichtung zur scannenden optischen Gewebe-Untersuchung zu
schaffen, die die Lokalisation von begrenzten Änderungen
der Streu- und/oder Absorptionseigenschaften in
menschlichem Gewebe mit möglichst hohem Kontrast und hoher
Orts-Auflösung gewährleistet. Zudem soll eine zwei- oder
dreidimensionale Bildrekonstruktion aus den gemessenen
Daten möglich sein. Desweiteren wird eine Reduzierung des
apparativen Aufwandes bei gleichzeitiger Verkürzung der
Meßzeiten und möglichst geringer Anfälligkeit gegenüber
äußeren Störeinflüssen angestrebt.
Diese Aufgabe wird gelöst durch eine Vorrichtung zur
scannenden optischen Gewebe-Untersuchung mit den Merkmalen
des Anspruches 1.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung zur scannenden optischen
Gewebe-Untersuchung erlaubt nunmehr die ortsaufgelöste
Detektion von Anomalien, beispielsweise von Tumoren, im
menschlichen Gewebe inclusive der zwei- oder
dreidimensionalen Bildrekonstruktion. Ein möglicher Einsatz
liegt in der Brustkrebs-Früherkennung.
Es resultiert insbesondere ein erheblich geringerer
apparativer Aufwand im Vergleich zu den bekannten
Vorrichtungen, was u. a. auf die erfindungsgemäße Ausführung
der Detektionseinheit zurückzuführen ist. In den
verschiedenen Ausführungsvarianten der Detektionseinheit
ist beispielsweise der Einsatz preiswerter und
hochempfindlicher Detektoren geringer Bandbreite möglich.
Durch das gleichzeitige Einkoppeln von zwei oder mehr
verschiedenen Wellenlängen in ein einziges Sende-
Strahlführungssystem über ein Multiplex-Element und die
jeweilige Ausführung der Detektoreinheit, d. h. insbesondere
die erfindungsgemäße Kombination der De-Multiplex-
Einrichtung mit der jeweiligen Mischeinrichtung, ist
desweiteren eine Verkürzung der Meßzeit im Vergleich zum
erwähnten Stand der Technik um mindestens den Faktor 2
möglich.
Eine Verbesserung der Ortsauflösung und Kontrastierung
ergibt sich zudem aufgrund der Bildrekonstruktion nach dem
Entfaltungs-Prinzip. Hierzu wird mit Hilfe einer
Scaneinheit bei einer festen Strahlungsquellen-Position die
Streulichtverteilung über ein größereres, austrittsseitiges
Flächenelement gemessen. Dazu sind verschiedene
Scaneinheiten geeignet.
Vorteilhaft erweist sich bei der Bildrekonstruktion die
Verwendung von raumwinkel-selektiven Elementen innerhalb
der Scaneinheit, um derart störende "Fremdlicht-Einflüsse"
zu unterdrücken.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung ist desweiteren modular
aufgebaut, so daß der problemlose Austausch einzelner
Komponenten je nach gewünschter Auslegung jederzeit möglich
ist, beispielsweise der Einsatz unterschiedlicher Misch-
und Detektionseinheiten.
Weitere Vorteile sowie Einzelheiten der erfindungsgemäßen
Vorrichtung zur scannenden optischen Gewebe-Untersuchung
ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung von
Ausführungsbeispielen anhand der beiliegenden Figuren.
Hierbei zeigt
Fig. 1 ein Blockschaltbild der erfindungsgemäßen
Vorrichtung zur scannenden optischen Gewebe-
Untersuchung;
Fig. 2a-2d jeweils eine mögliche Ausführungsform der
Detektionseinheit;
Fig. 3 ein schematisiert dargestelltes
Ausführungsbeispiel einer geeigneten optischen
Mischeinrichtung;
Fig. 4 ein weiteres Ausführungsbeispiel einer möglichen
Scaneinheit mit einer lateral ausgedehnten
Detektoranordnung;
Fig. 5 ein Ausführungsbeispiel für ein raumwinkel
selektives Element, angeordnet vor einer lateral
ausgedehnten Detektoranordnung;
In Fig. 1 ist ein Blockschaltbild der erfindungsgemäßen
Vorrichtung zur scannenden optischen Gewebe-Untersuchung
dargestellt. Diese weist einen modularen Aufbau auf, der es
gestattet, je nach gewünschter Auslegung einzelne
Komponenten problemlos gegeneinander auszutauschen. Die
erfindungsgemäße Vorrichtung umfasst i. w. eine optische
Sendeeinheit (10), eine Modulationseinheit (20), eine
Scaneinheit (30), eine Detektionseinheit (40), eine
Steuereinheit (50) sowie eine Auswerteeinheit (60).
In der optischen Sendeeinheit (10) sind dabei zwei oder
mehr Lichtquellen LQi (11a, 11b, 11c) angeordnet, die
Strahlung unterschiedlicher Wellenlänge λi emittieren.
Hierzu können beispielweise Laserdioden der Fa. Spectra
Diode Labs mit den Typenbezeichnungen SDL 7422, SDL 2431
oder dgl. verwendet werden, die Wellenlängen λi zwischen
670 nm und 950 nm liefern, d. h. im (sichtbaren) roten und
(unsichtbaren) nah-infraroten Spektralbereich arbeiten. Im
Blockschaltbild der Fig. 1 sind drei verschiedene
Lichtquellen (11a, 11b, 11c) dargestellt, es können jedoch
jederzeit auch mehr unterschiedliche Lichtquellen bzw.
entsprechende Wellenlängen eingesetzt werden. Entscheidend
bei der Auswahl der verwendeten Wellenlängen λi ist hierbei
lediglich, daß diese eine möglichst unterschiedliche
Absorptionscharakteristik im zu untersuchenden menschlichem
Gewebe (100) aufweisen.
Die Lichtquellen (11a, 11b, 11c) werden über eine
Modulationseinheit (20) hochfrequent intensitätsmoduliert.
Hierzu umfaßt die Modulationseinheit (20) z. B. kommerzielle
HF-Oszillatoren für die unterschiedlichen Lichtquellen
(11a, 11b, 11c), wie sie etwa von der Fa. Rohde & Schwarz
unter den Typenbezeichnungen SMG bzw. SMX vertrieben
werden, in Fig. 1 aus Übersichtlichkeitsgründen jedoch
nicht dargestellt sind. Alternativ können auch spezielle
Oszillatoren auf Basis direkter digitaler Synthesizer (DDS)
verwendet werden, die mindestens zwei HF-Ausgänge im
Bereich 100-500 MHz besitzen und um einen definierten
Offset ▲f versetzt, aber phasenstarr gekoppelt sind.
Die Modulationsfrequenz für die einzelnen Lichtquellen
(11a, 11b, 11c) liegt vorteilhafterweise zwischen 100 MHz
und 500 MHz und setzt sich aus einer hochfrequenten
Modulations-Grundfrequenz f zuzüglich einer definierten,
niederfrequenten Modulations-Offset-Frequenz ▲fi zusammen,
d. h. es resultiert eine Gesamt-Modulationsfrequenz fGi =
f + ▲fi für jede Wellenlänge λi. Je nach eingesetzter
Detektionseinheit (40) sind die Modulations-Offset-
Frequenzen ▲fi der einzelnen Lichtquellen (11a, 11b, 11c)
und damit auch die Gesamt-Modulationsfrequenzen fGi
identisch oder aber unterschiedlich; entsprechende
Ausführungsvarianten der Detektionseinheit (40) werden
anhand der Fig. 2a-2d noch detaillierter erläutert.
Die optische Sendeeinheit (10) umfaßt desweiteren eine -
nicht dargestellte - Temperatur-Regelung für die
verwendeten Lichtquellen (11a, 11b, 11c), um diese bei
einer stabilen Temperatur zu betreiben. Dies ist notwendig,
um möglichst stabile Phasen- und Amplitudenwerte der
emittierten Strahlung zu gewährleisten.
Ferner beinhaltet die optische Sendeeinheit (10) ein -
schematisiert dargestelltes - Multiplex-Element (12), mit
dem die von den einzelnen Lichtquellen (11a, 11b, 11c)
emittierten Strahlenbündel in ein einziges Sende-
Strahlführungssystem (15) eingekoppelt werden. Als
geeignetes Multiplex-Element (12) für ein sequentielles
Einkoppeln kann beispielsweise eine "Chopper-Anordnung" mit
einem Chopper-Rad eingesetzt werden, das mit einer
definierten Umlauffrequenz betrieben wird und derart
sequentiell Strahlung der einzelnen Lichtquellen (11a, 11b,
11c) in das Sende-Strahlführungssystem (15) einkoppelt.
Das Chopper-Rad wird beim sequentiellen Multiplexen über
eine Steuer-Einheit (50) in einer definierten Frequenz
getaktet, d. h. die Einkoppelfrequenz der separaten
Lichtquellen (11a, 11b, 11c) in das Sende-
Strahlführungssystem (15) wird von der externen
Steuereinheit (50) gesteuert. Die Steuereinheit (50), die
daneben noch weitere - im folgenden noch zu beschreibende -
Funktionen übernimmt, wird vorteilhafterweise über einen
Rechner softwaremäßig realisiert.
Alternativ zum sequentiellen Multiplexen mit Hilfe der
Chopper-Anordnung können besonders vorteilhaft auch
bekannte faseroptische Multiplex-Elemente verwendet werden,
die das gleichzeitige bzw. parallele Einkoppeln und
Übertragen der modulierten Strahlung in das Sende-
Strahlführungssystem (15) ermöglichen. Derartige
faseroptische Multiplex-Elemente werden z. B. von der
Anmelderin vertrieben und sind etwa in der EP 0 194 612
beschrieben.
Als Sende-Strahlführungsystem (15) dient vorzugsweise ein
faseroptischer Lichtleiter. Dieser weist auskoppelseitig
eine Auskoppeloptik (31) auf, die das austretende
Strahlbündel kollimiert. Auskoppel-Optik (31) und/oder
Sende-Strahlführungssystem (15) sind mit einer Scaneinheit
(30) gekoppelt, die ein definiertes Positionieren -
vorzugsweise in einer Ebene - des kollimierten
Strahlenbündels relativ zum zu untersuchenden Gewebe (100)
übernimmt.
Wesentlich für die Funktion der Scaneinheit (30) bzw. der
gesamten erfindungsgemäßen Vorrichtung ist nunmehr, daß
eine definierte Beziehung zwischen dem punktförmigem
Einstrahlort im Gewebe (100) und dem detektionsseitigen
Austrittsort mittels einer ortsauflösenden
Detektoranordnung der Scaneinheit (30) hergestellt wird.
Hierzu sind verschiedene Ausführungen der Scaneinheit (30)
möglich.
So kann, wie in Fig. 1 schematisiert dargestellt, eine
detektionsseitige Einkoppel-Optik (32) vorgesehen werden,
die die durch das Gewebe (30) transmittierte Strahlung in
ein Detektions-Strahlführungssystem (35), z. B. einen
faseroptischen Lichtleiter, fokussiert bzw. einkoppelt. Die
Scaneinheit (30), ebenfalls gesteuert über die
Steuereinheit (50), ermöglicht in dieser Scan-Anordnung ein
synchrones Abscannen des zu untersuchenden Gewebes (100),
d. h. die sendeseitige Auskoppeloptik (31) wird immer
synchronisiert in der gleichen Achse zur detektionsseitigen
Einkoppeloptik (32) positioniert. Als ortsauflösende
Detektor-Anordnung der Scaneinheit (30) dient in diesem
Ausführungsbeispiel demzufolge die synchron zum
kollimierten Sende-Strahlenbündel positionierte
Einkoppeloptik (32) inclusive dem Detektions-
Strahlführungssystem (35).
Eine alternative, zweite Ausführungsform der Scaneinheit
(30) aus Fig. 1 sieht anstelle des synchronisierten
Scannens vor, das sendeseitige Strahlführungssystem (15)
bzw. die Auskoppeloptik (31) an einer definierten Position
zu belassen und lediglich empfangsseitig mit dem
Detektions-Strahlführungssytem (35) bzw. dessen
Einkoppeloptik (32) eine definierte Positionsveränderung
vorzunehmen und die transmittierte Strahlung an
verschiedenen Punkten über einen lateralen, größeren
Flächenbereich zu registrieren. Ein derartiger Scan-Vorgang
kann anschließend für mehrere (z. B. 5-10) sendeseitig-
festgehaltene Einstrahlpositionen des kollimierten
Strahlbündels vorgenommen werden.
Schließlich ist es desweiteren möglich, innerhalb der
zuletzt beschriebenen Ausführungsform der Scaneinheit
detektionsseitig anstelle der punktförmigen,
ortsauflösenden Detektor-Anordnung, die bewegt wird, eine
zweidimensionale bzw. lateral ausgedehnte ortsauflösende
Detektoranordnung mit einer CCD-Kamera oder einem CCD-Array
mit vorgeschaltetem Bildverstärker zu verwenden. Der
vorgeschaltete Bildverstärker übernimmt dabei das
Heruntermischen der HF-Signale auf niedrigere
Signalfrequenzen. Ein Ausführungsbeispiel einer
entsprechenden Scaneinheit wird in Fig. 4 beschrieben.
Analog kann selbstverständlich auch eine CCD-Zeile
innerhalb einer ortsauflösenden Detektoranordnung der
Scaneinheit bei festgehaltener "Punktlichtquelle"
eingesetzt werden.
Um detektorseitig möglichst nur die unter einem definierten
Winkel aus dem Gewebe austretende Strahlung zu
registrieren, weist die Scaneinheit bzw. die ortsauflösende
Detektoranordnung vorteilhafterweise jeweils raumwinkel
selektive Elemente zwischen der ortsauflösenden Detektor-
Anordnung und dem zu untersuchenden Gewebe auf, um somit
die Signalauswertung störende Fremdlichteinflüsse aus
anderen Raumrichtungen zu unterdrücken. Eine hierzu
geeignete Vorrichtung wird anhand von Fig. 5 beschrieben.
Derartige raumwinkel-selektive Elemente erweisen sich dabei
für alle vorab beschriebenen Ausführungsbeispiele der
Scaneinheit als vorteilhaft.
Schließlich ist es desweiteren möglich, zur Unterdrückung
störender Streustrahlung aus verschiedenen Richtungen, die
Scaneinheit (30) in einer konfokalen Anordnung zu
betreiben.
Das mit definierter Ortsauflösung über die Scaneinheit (30)
registrierte, durch das Gewebe (100) transmittierte
schwache Strahlungssignal gelangt über das Detektions-
Strahlführungssystem (35) schließlich auf die
Detektionseinheit (40). Dort erfolgt das Heruntermischen
des HF-amplitudenmodulierten schwachen Lichtsignals auf
eine niedrigere Frequenz unter Erhaltung der
Phaseninformationen, eine ggf. erforderliche geeignete
Verstärkung sowie die wellenlängenabhängige Registrierung
der erfolgten Phasenverschiebungen im durchstrahlten Gewebe
(100) und die ebenfalls wellenlängenabhängige Registrierung
der Intensitäten bzw. Amplituden der transmittierten
Strahlung. Die registrierten optischen Signale werden
innerhalb der Detektionseinheit (40) in geeignete
elektrische Signale umgewandelt, die von der
Auswerteeinheit (60) weiterverarbeitet werden können.
Als Referenz zu den ermittelten Informationen der
transmittierten Strahlungs-Signale dienen jeweils die
Signale der Modulationseinheit sowie der optischen
Sendeeinheit, d. h. insbesondere die einmal aufgeprägten
Phasen- und Amplituden-Informationen, die sich beim
Durchgang durch das Gewebe verändern.
Verschiedene mögliche Varianten der Detektionseinheit (40)
werden explizit anhand der Fig. 2a-2d beschrieben.
Die von der Detektionseinheit (40) erfaßten resultierenden
Phasen- und Amplitudenänderungen der einzelnen
Wellenlängenanteile im durchstrahlten Gewebe (100) werden
schließlich von der Auswerteeinheit (60) weiterverarbeitet.
Hierzu werden von der Auswerteeinheit (60) auch
Informationen der Steuereinheit (50) hinsichtlich der Orte,
wo die Signale über die Scaneinheit (30) gemessen wurden,
herangezogen. Die Auswerteeinheit (60) übernimmt
desweiteren auch die bildgebende Signalverarbeitung mit der
anschließend möglichen Darstellung auf einem Display,
beispielsweise die Darstellung von Schnittbildern des
untersuchten Gewebes.
Die mit Hilfe der erfindungsgemäßen Vorrichtung verbesserte
Messung von Phase, Amplitude und Gleichstromanteil der
transmittierten bzw. gestreuten Strahlung eines
kollimierten Lichtstrahles ermöglicht nunmehr die
Auswertung von Phasen- und Modulationsbildern. Das
austrittsseitig resultierende und gemessene Signal wird als
an den Gewebsstrukturen gebeugte Diffusionswelle
interpretiert. Die Phase einer Messung entspricht dabei im
wesentlichen der mittleren Laufzeit der ankommenden
Diffusionswelle am jeweiligen Meßort, die Amplitude der
erlittenen Dämpfung der Diffusionswelle. Das mit Hilfe der
Scaneinheit (30) flächenhaft registrierte Beugungsbild wird
unter Verwendung eines Gewebe-Modelles für die
Bildrekonstruktion weiter verarbeitet. Die
Streulichtverteilung repräsentierende Werte, wie etwa
Verteilungsmomente, Asymmetriekonstanten oder
Phasennulldurchgänge werden abgespeichert und stellen die
Startdaten für die Absorber- und
Streuverteilungsinhomogenitäts-Bestimmung über iterative
Rekonstruktionsverfahren im Gewebe dar. Im nächsten
Meßschritt werden unter Zuhilfenahme der Startdaten diese
Schritte wiederholt und eventuell die Daten des
vorhergehenden Meßpunktes korrigiert. Dieses iterative
Verfahren wird sowohl hinsichtlich Phase und
Modulationsgrad angewendet, was in gewissen Grenzen eine
Separation von Streu- und Absorptionsänderungen erlaubt.
Ausgangsseitig werden der Auswerteeinheit (60) jeweils die
gleichen Informationen bezüglich der im Gewebe erfolgten
Phasen- und Amplitudenänderungen übergeben.
Vorteilhafterweise wird für dieses Verfahren in der
Auswerteeinheit (60) ein spezieller IC (ASIC) verwendet,
der die Rekonstruktion und Bildverarbeitung in kurzer Zeit
ermöglicht.
Anhand der Fig. 2a-2d werden im folgenden verschiedene
mögliche Ausführungsformen der Detektionseinheit (40)
innerhalb der erfindungsgemäßen Vorrichtung beschrieben.
Diese Ausführungsvarianten unterscheiden sich lediglich
hinsichtlich der Kombinationsmöglichkeiten der verwendeten
Mischeinrichtungen (M1, M2) zum Heruntermischen der HF-
Signale auf niederfrequentere Signale und der möglichen De-
Multiplex-Einrichtungen (D1, D2, D3), die zur
wellenlängenabhängigen Trennung der Signalanteile der
verschiedenen Lichtquellen LQi dienen.
Als geeignete Mischeinrichtungen kommen dabei elektrische
Mischeinrichtungen (M1) oder aber optische
Mischeinrichtungen (M2) in Frage. Damit können parallel
arbeitende De-Multiplex-Einrichtungen kombiniert werden,
wie etwa (faser-)optische De-Multiplexer (D2) oder aber
digitale Frequenzfilterungs-Einrichtungen (D3). Ferner ist
auch ein sequentielles De-Multiplexen, z. B. über eine
bekannte Chopper-Anordnung (D1), möglich.
Anhand der Fig. 2a-2d werden die folgenden vier
Kombinationsmöglichkeiten zwischen den Mischeinrichtungen
und den De-Multiplex-Einrichtungen (Di + Mi/Mi + Di)
anhand von schematisierten Blockschaltbildern erläutert:
Fig. 2a: M2 + D2
Fig. 2b: M2 + D3
Fig. 2c: D2 + M1
Fig. 2d: M1 + D3
Fig. 2a: M2 + D2
Fig. 2b: M2 + D3
Fig. 2c: D2 + M1
Fig. 2d: M1 + D3
Eine erste Ausführungsform der Detektionseinheit, bei der
eine optische Mischeinrichtung (M2) in Kombination mit
einer optischen De-Multiplex-Einrichtung (D2) verwendet
wird, ist in Fig. 2a dargestellt. Die von der
Modulationseinheit gelieferte Modulations-Offset-Frequenz
▲fi ist in dieser Ausführung der Detektionseinheit hierbei
für alle verwendeten Wellenlängen λi identisch, d. h.
▲f := ▲fi.
Die über die Scaneinheit auf die Detektionseinheit (40)
gelangenden HF-Signale im MHz-Bereich, jeweils moduliert
mit fG = f + ▲f, werden in einer optischen Mischeinrichtung
(M2) auf niedrigere Frequenzen heruntergemischt, die im
kHz-Bereich des Frequenz-Offsets ▲f liegen. Als hierfür
geeignete optische Mischeinrichtungen (M2) können bekannte
akusto- oder elektro-optische Mischeinrichtungen eingesetzt
werden, wie etwa akusto- oder elektro-optische De-
Modulatoren, die z. B. von den Firmen New Focus oder A & A
vertrieben werden. Ein Ausführungsbeispiel eines geeigneten
akusto-optischen Modulators wird in Fig. 3 beschrieben. Die
jeweils verwendete optische Mischeinrichtung (M2) wird mit
dem Hochfrequenz-Signal f bzw. f/2 der Modulationseinheit
als Referenz-Signal betrieben. Als Ausgangs-Signal der
optischen Mischeinrichtung (M2) resultiert ein Signal mit
der Differenzfrequenz ▲f, d. h. eine Frequenz im kHz-
Bereich. Diese Signale gelangen auf die nachgeordnete
optische De-Multiplex-Einrichtung (D2), die als bekannter
faseroptischer De-Multiplexer ausgeführt ist. Ein
derartiger De-Multiplexer wird z. B. in der EP 0 194 612 der
Anmelderin beschrieben. Die De-Multiplex-Einrichtung (D2)
trennt die wellenlängenspezifischen Signalanteile λ1, λ2
und λ3, die anschließend Detektoren (DET1, DET2, DET3)
beaufschlagen, die für diese Wellenlängen ausgelegt sind.
Als Detektoren (DET1, DET2, DET3) können nunmehr
schmalbandige, preiswerte NF-Detektoren wie etwa
Photodioden zum Einsatz kommen. Die registrierten
Amplituden- und Phasen-Meßwerte der transmittierten
Signalanteile werden in der Auswertestufe (A) der
Detektionseinheit (40) schließlich in Relation zu den
Amplituden und Phasen der Eingangs-Signale gesetzt, wozu
als Referenzsignal der Frequenz-Offset ▲f herangezogen
wird. Nach erfolgter Phasen- und Amplitudenauswertung in
der Auswertestufe (A) werden die ermittelten Auswerte-
Signale an die Auswerte-Einheit weitergegeben, die diese
zusammen mit den ortsabhängigen Informationen der
Scaneinheit weiter verarbeitet.
Eine zweite Ausführungsvariante der Detektionseinheit (40)
ist in Fig. 2b dargestellt. Hierbei ist eine optische
Mischeinrichtung (M2) in Kombination mit einer
elektronischen - digital oder analogen -
Frequenzfilterungs-Einrichtung (D3) vorgesehen, die als De-
Multiplex-Einrichtung fungiert. Über die - in Fig. 2b nicht
dargestellte - Modulationseinheit werden den verschiedenen
Wellenlängen λi nunmehr unterschiedliche Gesamt-
Modulationsfrequenz fGi = f + ▲fi aufgeprägt, d. h. die
Modulations-Offset-Frequenzen ▲fi der einzelnen
Wellenlängen unterscheiden sich. Analog zur vorab
beschriebenen Ausführungsform in Fig. 2a erfolgt zunächst
das Heruntermischen der HF-Signale auf die niedrigeren
Differenzfrequenzen ▲fi über die optische Mischeinrichtung
(M2), die ebenfalls wieder mit der Modulationsfrequenz f
bzw. f/2 als Referenzsignal betrieben wird. Die
niederfrequenten Signalanteile der unterschiedlichen
Wellenlängen λi mit unterschiedlichen Modulations-
Frequenzen ▲fi gelangen anschließend auf einen einzigen
schmalbandigen NF-Detektor (DET), der beispielsweise als
Avalanche-Photodiode oder Photomultiplier ausgeführt ist.
Über die nachgeordnete elektronische
Frequenzfilterungseinrichtung (D3) erfolgt die Separation
der unterschiedlichen Wellenlängen der transmittierten
Strahlung, d. h. die elektronische
Frequenzfilterungseinrichtung (D3) dient hierbei als De-
Multiplexeinrichtung. Die elektronische Frequenzfilterungs-
Einrichtung (D3) kann in bekannter Weise analog, digital
oder softwaremäßig realisiert werden. Wie im vorherigen
Ausführungsbeispiel werden die verschiedenen
transmittierten Signalanteile ▲fi schließlich mit den
Amplituden- und Phasen-Werten der Eingangs-Signale in einer
Auswertestufe (A) in Beziehung gesetzt und anschließend auf
die Auswerte-Einheit durchgeschaltet, die diese
Informationen zusammen mit den Orts-Informationen der
Scaneinheit weiter verarbeitet. Die Vorteile dieser
Ausführungsform der Detektionseinheit (40) liegen in der
kurzen Meßzeit, einer hohen Empfindlichkeit sowie dem
geringen apparativen Aufwand, da nur ein Detektor
erforderlich ist. Darüberhinaus gewährleistet die optische
Mischeinrichtung (M2) eine optimale Unterdrückung von HF-
Streusignalen.
Eine dritte Ausführungsform der Detektionseinheit (40) wird
anhand von Fig. 2c beschrieben. Zur Signalverarbeitung wird
hierbei eine optische De-Multiplex-Einrichtung (D2) mit
einer elektrischen Mischeinrichtung (M1) kombiniert. Die
verschiedenen Signalanteile der unterschiedlichen
Wellenlängen werden hierbei alle mit der gleichen
Modulationsfrequenz fGi = f + ▲fi moduliert, d. h. ▲fi := ▲f
für alle Wellenlängen λi. Die unterschiedlichen
Signalanteile der verschiedenen verwendeten Wellenlängen
werden zunächst in der optischen De-Multiplex-Einrichtung
(D2), z. B. einem bekannten faseroptischen De-Multiplexer,
wellenlängenmäßig getrennt. Die noch hochfrequenten Signale
gelangen anschließend auf die elektrische Mischeinrichtung
(M1), die i. w. aus drei separaten Detektoren (DET1, DET2,
DET3) besteht, welche mit der Modulationsfrequenz f als
Referenzsignal betrieben werden. Als geeignete Detektoren
(DET1, DET2, DET3), die auch gleichzeitig zum
Heruntermischen der HF-Signale verwendet werden können,
kommen beispielsweise Photomultiplier in Frage, wie sie
etwa von der Fa. Hamamatsu unter der Typenbezeichnung R928
vertrieben werden. Die heruntergemischten,
wellenlängenmäßig separierten Signale gelangen anschließend
wie in den vorher beschriebenen Ausführungsbeispielen auf
eine Auswertestufe (A), wo Amplituden- und
Phaseninformationen der transmittierten Signalanteile zu
den entsprechenden Infomationen der Eingangssignale in
Relation gesetzt werden. Diese Informationen werden
schließlich von der Auswerteinheit in der vorab
beschriebenen Art und Weise weiter verarbeitet.
Eine vierte mögliche Ausführungsform der Detektionseinheit
(40) wird schließlich anhand von Fig. 2d beschrieben.
Hierbei wird eine elektrische Mischeinrichtung (M1) mit
einer elektronischen Frequenzfilterungseinrichtung (D3) als
De-Multiplex-Einrichtung kombiniert. Die
Modulationsfrequenzen fGi der unterschiedlichen
Wellenlängen unterscheiden sich in diesem
Ausführungsbeispiel wieder, d. h. die einzelnen Wellenlängen
λi besitzen Gesamt-Modulationsfrequenzen fGi = f + ▲fi. In
der elektrischen Mischeinrichtung (M1), die mit der
Modulationsfrequenz f moduliert wird, erfolgt zunächst das
Heruntermischen auf niedrigere Frequenzen im
Frequenzbereich des Modulations-Offsets. Hierzu ist als
elektrische Mischeinrichtung ein Photomultiplier inclusive
Hochspannungsversorgung (HV) vorgesehen, dessen Verstärkung
mit f moduliert wird. Die niederfrequenten Signalanteile
▲fi werden anschließend in der elektrischen
Frequenzfilterungseinrichtung (D3) wellenlängenmäßig
separiert. Über die Auswertestufe (A) erfolgt wieder der
Vergleich von Phasen- und Amplituden-Informationen der
transmittierten Strahlung relativ zur Eingangsstrahlung.
Entsprechend zu den vorherigen Ausführungsbeispielen werden
diese Informationen wieder von der Auswerteeinheit
weiterverarbeitet.
Eine für die erfindungsgemäße Vorrichtung zur scannenden
optischen Gewebe-Untersuchung geeignete optische
Mischeinrichtung wird in Fig. 3 dargestellt. Hierbei wird
ein akustooptischer Modulator in Form eines Ultraschall-
Stehwellenmodulators eingesetzt, wie er z. B. von der Firma
A & A vertrieben wird. Die ankommenden hochfrequenten
Signalanteile werden über einen faseroptischen Lichtleiter
(201) und eine Einkoppeloptik (202), z. B. eine Grin-Linse,
in den Stehwellenmodulator (200) eingekoppelt. Dieser wird
von einem Ultraschall-Transducer (203) mit einer Hoch-
Frequenz moduliert, die der halben Frequenz f der
Modulationseinheit entspricht und um die jeweilige
Offsetfrequenz gegenüber dem HF-Anteil des optischen
Signales verschoben ist. Die den Stehwellenmodulator (200)
durchlaufenden hochfrequenten Signalanteile werden auf die
Offset-Frequenzen ▲fi heruntergemischt, die nullte
Beugungsordnung über eine Auskoppeloptik (205) aus dem
Stehwellenmodulator (200) ausgekoppelt und über einen
weiteren faseroptischen Lichtleiter (206) weitergeleitet.
Die Verwendung einer solchen optischen Mischeinrichtung
reduziert den apparativen Aufwand für die Detektion der HF-
Signale enorm, da nunmehr keine extrem schwachen optischen
Signale im HF-Bereich mittels hochempfindlicher,
aufwendiger, breitbandiger Detektoren in entsprechende
elektrische Signale umgewandelt werden müssen. Derartige
hochempfindliche Detektoren sind üblicherweise zudem
äußerst empfindlich gegen HF-Störfelder.
Eine alternative Scaneinheit (300) ist in Fig. 4
schematisiert dargestellt. Hierbei ist lediglich das Sende-
Strahlführungssystem (150) bzw. dessen Auskoppeloptik (310)
mit Hilfe der Scaneinheit (300) definiert in einer Ebene
positionierbar. Die ortsaufgelöste Registrierung der
transmittierten bzw. gestreuten Strahlung erfolgt über ein
stationäres, flächiges Detektorelement (350). Hierzu kann
beispielsweise eine bekannte CCD-Kamera mit vorgeschaltetem
Bildverstärker eingesetzt werden. Die in Fig. 3
dargestellte Scaneinheit (300) ermöglicht beispielsweise
einen Betrieb der erfindungsgemäßen Vorrichtung in der
Weise, daß zu einer Reihe diskreter Einstrahlpunkte jeweils
die resultierende Streulichtverteilung über das flächige
Detektorelement (350) registriert wird. Mit Hilfe der
gemessenen Werte wird die Bildrekonstruktion durchgeführt.
Wie bereits in der Beschreibung der Fig. 1 angedeutet, ist
es vorteilhaft, vor dem jeweiligen Detektorelement der
Scaneinheit raumwinkelselektive Elemente anzuordnen, um
eine verbesserte Fremdlichtunterdrückung zu gewährleisten
und so die Meßgenauigkeit zu steigern. Ein geeignete
raumwinkelselektive Anordnung in Verbindung mit einem
flächigen Detektorelement ist in Fig. 5 schematisiert
dargestellt. Hierbei befinden sich zwischen dem zu
durchstrahlenden Gewebe (100) und dem flächigen
Detektorelement (450) zwei Mikrolinsen-Arrays (420a, 420b)
und ein Pinhole-Array (410) in konfokaler Anordnung. Das
flächige Detektorelement (450), z. B. ein bekanntes CCD-
Array oder eine CCD-Kamera, befindet sich entsprechend
justiert hinter dem Pinhole-Array (420). Der für die
diskreten Detektorpositionen jeweils effektive
Öffnungswinkel ist durch die Brennweiten und den
Durchmesser der einzelnen Mikrolinsen sowie durch den
Durchmesser der einzelnen Pinholes bestimmt. Desweiteren
kann im dargestellten Ausführungsbeispiel zwischen dem
Mikrolinsen-Array (420) und dem zu durchstrahlenden Gewebe
(400) bereits eine erste Streulichtunterdrückung
benachbarter Bereiche erreicht werden, indem ein Blenden-
Array auf der Gewebe-Austrittsseite angeordnet wird.
Ähnliche raumwinkelselektive Wirkungen können auch bei der
Verwendung eines oder mehrerer faseroptischer Lichtleiter
als ortsauflösende Detektoranordnungen realisiert werden.
Hierbei entspricht der Kerndurchmesser des faseroptischen
Lichtleiters effektiv den Durchmesser eines Pinholes der
vorab beschriebenen konfokalen Anordnung. Durch die Wahl
des jeweiligen Mantelmaterials sowie die Manteldicke des
faseroptischen Lichtleiters ist der Öffnungswinkel variabel
wählbar. Das Faserbündel-Array bzw. eine Faserplatte wird
in einer derartigen Anordnung direkt auf das zu
untersuchende Gewebe oder auf eine begrenzende Glasplatte
angebracht und der flächige Detektor zu den
Austrittsaperaturen des Faserbündels justiert.
Claims (12)
1. Vorrichtung zur scannenden optischen Gewebe-
Untersuchung mit
einer optischen Sendeeinheit (10), die kohärente Strahlung mit mindestens zwei verschiedenen Wellenlängen liefert inclusive einem Multiplex- Element (12), das die verschiedenen Wellenlängen in ein einziges Sende-Strahlführungssystem (15) einkoppelt,
einer Modulationseinheit (20) zur hochfrequenten Intensitäts-Modulation der von der optischen Sendeeinheit (10) gelieferten Strahlung,
einer Scaneinheit (30), zum definierten Positionieren eines Lichtbündels, welches das Sende-Strahlführungs-System (15) verläßt und zum ortsaufgelösten Detektieren der durch das zu untersuchende Gewebe (100) transmittierten Strahlung mittels einer ortsauflösenden Detektoranordnung,
einer der Scaneinheit (30) nachgeordneten Detektionseinheit (40) mit einer Mischeinrichtung (M1, M2) zum Heruntermischen der hochfrequenten optischen Signale auf niedrigere Frequenzen, einer De-Multiplex-Einrichtung (D1, D2, D3) zum Trennen der wellenlängenspezifischen Siganlanteile und/oder ein oder mehreren Detektoren (DET1, DET2, DET3) zum Erfassen der Phasen und Amplituden der registrierten Signale, sowie einer Auswertstufe (A), die die transmittierten Signale in Relation zu den Eingangssignalen der von der optischen Sendeinheit (10) gelieferten Signale setzt,
und einer Auswerteeinheit (60) zur bildgebenden Verarbeitung der von der Auswertestufe (A) der Detektionseinheit (40) gelieferten Signale.
einer optischen Sendeeinheit (10), die kohärente Strahlung mit mindestens zwei verschiedenen Wellenlängen liefert inclusive einem Multiplex- Element (12), das die verschiedenen Wellenlängen in ein einziges Sende-Strahlführungssystem (15) einkoppelt,
einer Modulationseinheit (20) zur hochfrequenten Intensitäts-Modulation der von der optischen Sendeeinheit (10) gelieferten Strahlung,
einer Scaneinheit (30), zum definierten Positionieren eines Lichtbündels, welches das Sende-Strahlführungs-System (15) verläßt und zum ortsaufgelösten Detektieren der durch das zu untersuchende Gewebe (100) transmittierten Strahlung mittels einer ortsauflösenden Detektoranordnung,
einer der Scaneinheit (30) nachgeordneten Detektionseinheit (40) mit einer Mischeinrichtung (M1, M2) zum Heruntermischen der hochfrequenten optischen Signale auf niedrigere Frequenzen, einer De-Multiplex-Einrichtung (D1, D2, D3) zum Trennen der wellenlängenspezifischen Siganlanteile und/oder ein oder mehreren Detektoren (DET1, DET2, DET3) zum Erfassen der Phasen und Amplituden der registrierten Signale, sowie einer Auswertstufe (A), die die transmittierten Signale in Relation zu den Eingangssignalen der von der optischen Sendeinheit (10) gelieferten Signale setzt,
und einer Auswerteeinheit (60) zur bildgebenden Verarbeitung der von der Auswertestufe (A) der Detektionseinheit (40) gelieferten Signale.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die optische
Sendeeinheit (10) eine Temperatur-Regelung für die
Lichtquellen (11a, 11b, 11c) umfaßt, um diese bei
einer stabilen Temperatur zu betreiben.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die optische
Sendeeinheit (10) ein faseroptisches Multiplex-Element
umfaßt, welches das parallele Einkoppeln der
unterschiedlichen Wellenlängen in ein Sende-
Strahlführungssystem (15) ermöglicht.
4. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die
Modulationseinheit (20) eine hochfrequente
Modulations-Grundfrequenz und eine niederfrequente
Modulations-Offset-Frequenz liefert und die
niederfrequente Modulations-Offset-Frequenz wahlweise
für alle eingesetzten Wellenlängen unterschiedlich
oder identisch ist und die Gesamt-Modulationsfrequenz
sich aus der hochfrequenten Modulations-Grundfrequenz
und der niederfrequenten Modulations-Offset-Frequenz
additiv zusammensetzt.
5. Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei die
Modulationseinheit (20) separat steuerbare HF-
Oszillatoren für die unterschiedlichen Wellenlängen
umfaßt.
6. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Scaneinheit
(30) detektorseitig eine lateral ausgedehnte
Detektoranordnung und sendeseitig eine definiert
positionierbare, punktförmige Lichtquelle aufweist.
7. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Scaneinheit
(30) detektorseitig raumwinkelselektive Elemente vor
der jeweiligen ortsauflösenden Detektoranordnung
umfaßt, die nur definiert aus einem Punkt des Gewebes
austretende Strahlung auf die Detektoranordnung
gelangen lassen.
8. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die
Detektionseinheit (40) eingangsseitig eine optische
Mischeinrichtung (M2) umfaßt, der eine faseroptische
De-Multiplexeinrichtung (D2) nachgeordnet ist, die die
wellenlängenabhängigen Signalanteile auf entsprechend
wellenlängenempfindliche Detektoren durchschaltet, die
die Phasen- und Amplituden-Informationen der
registrierten Signale erfassen.
9. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die
Detektionseinheit (40) eingangsseitig eine optische
Mischeinrichtung (M2) umfaßt, der ein Detektor (DET)
nachgeordnet ist, der die Phasen- und Amplituden-
Informationen der registrierten Signale erfaßt und dem
Detektor (DET) eine elektronische
Frequenzfilterungseinrichtung (D3) nachgeordnet ist,
die die Detektor-Signale wellenlängenmäßig trennt.
10. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die
Detektionseinheit (40) eingangsseitig eine
faseroptische De-Multiplexeinrichtung (D2) aufweist,
die die hochfrequenten Signale wellenlängenabhängig
trennt, und diese auf entsprechend
wellenlängenempfindliche Detektoren (DET1, DET2, DET3)
durchschaltet, die die hochfrequenten Signale
gleichzeitig auf niedrigere Frequenzen heruntermischen
und als elektrische Mischeinrichtung (M1) fungieren.
11. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die
Detektionseinheit (40) eingangsseitig eine
elektronische Mischeinrichtung (M1) umfaßt, die die
hochfrequenten Signale auf niedrigere Frequenzen
heruntermischt und dieser elektrischen
Mischeinrichtung (M1) eine digitale
Frequenzfilterungseinrichtung (D3) als De-Multiplex-
Einrichtung nachgeordnet ist, die die Siganle
wellenlängenmäßig separiert.
12. Vorrichtung nach einem der vorangehenden
Ansprüche, wobei die Auswerteinheit (60) die
bildgebende Verarbeitung der von der Auswertstufe (A)
der Detektionseinheit (40) gelieferten Signale
übernimmt und hierzu ein Display umfaßt.
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE4318823A DE4318823C2 (de) | 1993-06-07 | 1993-06-07 | Vorrichtung zur scannenden optischen Gewebe-Untersuchung |
JP13247594A JP3597887B2 (ja) | 1993-06-07 | 1994-05-24 | 走査式光学組織検査装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE4318823A DE4318823C2 (de) | 1993-06-07 | 1993-06-07 | Vorrichtung zur scannenden optischen Gewebe-Untersuchung |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE4318823A1 DE4318823A1 (de) | 1994-12-08 |
DE4318823C2 true DE4318823C2 (de) | 2002-08-29 |
Family
ID=6489772
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE4318823A Expired - Fee Related DE4318823C2 (de) | 1993-06-07 | 1993-06-07 | Vorrichtung zur scannenden optischen Gewebe-Untersuchung |
Country Status (2)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP3597887B2 (de) |
DE (1) | DE4318823C2 (de) |
Families Citing this family (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE4445683A1 (de) * | 1994-12-21 | 1996-06-27 | Boehringer Mannheim Gmbh | Verfahren zur Untersuchung eines streuenden Mediums mit intensitätsmoduliertem Licht |
CA2210703C (en) * | 1995-11-17 | 2001-10-09 | Hitachi, Ltd. | Optical measurement instrument for living body |
DE19922772A1 (de) * | 1999-05-18 | 2001-02-08 | Phiscience Gmbh Entwicklung Vo | Vorrichtung zur Bestimmung verschiedener Druchblutungszustände und der Sauerstoffsättigung in blutführendem Gewebe |
EP1715361B1 (de) * | 2005-04-19 | 2015-02-25 | Deutsches Krebsforschungszentrum Stiftung des öffentlichen Rechts | Zweimodige Bilderzeugung mit einer PET-Abtastvorrichtung und einem optischen Detektor |
JP2010512904A (ja) * | 2006-12-19 | 2010-04-30 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 不透明媒体のイメージング |
Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4972331A (en) * | 1989-02-06 | 1990-11-20 | Nim, Inc. | Phase modulated spectrophotometry |
-
1993
- 1993-06-07 DE DE4318823A patent/DE4318823C2/de not_active Expired - Fee Related
-
1994
- 1994-05-24 JP JP13247594A patent/JP3597887B2/ja not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4972331A (en) * | 1989-02-06 | 1990-11-20 | Nim, Inc. | Phase modulated spectrophotometry |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH08233727A (ja) | 1996-09-13 |
DE4318823A1 (de) | 1994-12-08 |
JP3597887B2 (ja) | 2004-12-08 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE69738173T2 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur Gewinnung von Informationen über die optische Absorption eines streuenden Mediums | |
DE4340072C2 (de) | Vorrichtung zur Untersuchung von Gewebe mit Licht | |
DE4129438C2 (de) | ||
EP0889307B1 (de) | Bildgebendes Spektrometer | |
DE68919078T2 (de) | Vorrichtung zur ramanstrahlungsanalyse. | |
DE4111903C2 (de) | ||
DE69333642T2 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur Gewinnung dreidimensionaler Information von Proben | |
EP1962052B1 (de) | System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie | |
EP1962081B1 (de) | System zur optischen Kohärenztomographie | |
DE4330460C2 (de) | Vorrichtung zur Untersuchung von Gewebe mit Licht unterschiedlicher Wellenlängen | |
DE4445683A1 (de) | Verfahren zur Untersuchung eines streuenden Mediums mit intensitätsmoduliertem Licht | |
EP0116321A2 (de) | Infrarot-Spektrometer | |
EP0056426A2 (de) | Vorrichtung zur Darstellung von Probenparametern | |
EP0959346A2 (de) | Simultanes Röntgenfluoreszenz-Spektrometer | |
EP2443503A2 (de) | Vorrichtung und verfahren für die mehr-photonen-fluoreszenzmikroskopie zur gewinnung von informationen aus biologischem gewebe | |
WO2008101961A1 (de) | System und verfahren zur optischen kohärenztomographie | |
EP1962079A1 (de) | System und Verfahren zur optischen Kohärenztomographie | |
DE112015006288B4 (de) | Optische Messvorrichtung und optisches Messverfahren | |
DE4341063B4 (de) | Vorrichtung und Verfahren zur optischen, ortsauflösenden Bestimmung von Dichteverteilungen in biologischem Gewebe | |
DE69728105T2 (de) | Auffindung eines objekts in einem trüben medium mittels strahlung verschiedener wellenlänge | |
DE19815109A1 (de) | Vorrichtung zum Nachweis eines Fluoreszenzfarbstoffs | |
DE4318823C2 (de) | Vorrichtung zur scannenden optischen Gewebe-Untersuchung | |
DE10213187A1 (de) | Verfahren zur Spektralanlanalyse und Scanmikroskop | |
DE102016109303A1 (de) | Lasermikroskop mit Ablationsfunktion | |
WO2009040055A1 (de) | Messanordnung für ein optisches spektrometer |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
8125 | Change of the main classification |
Ipc: A61B 6/00 |
|
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition | ||
R119 | Application deemed withdrawn, or ip right lapsed, due to non-payment of renewal fee |
Effective date: 20120103 |