WO1995014427A1 - Vorrichtung zur untersuchung von gewebe mit licht - Google Patents

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WO1995014427A1
WO1995014427A1 PCT/DE1994/001332 DE9401332W WO9514427A1 WO 1995014427 A1 WO1995014427 A1 WO 1995014427A1 DE 9401332 W DE9401332 W DE 9401332W WO 9514427 A1 WO9514427 A1 WO 9514427A1
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light source
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PCT/DE1994/001332
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Klaus Klingenbeck-Regn
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Siemens Aktiengesellschaft
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    • 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
    • A61B5/0082—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes
    • A61B5/0091—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes for mammography
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B5/43—Detecting, measuring or recording for evaluating the reproductive systems
    • A61B5/4306—Detecting, measuring or recording for evaluating the reproductive systems for evaluating the female reproductive systems, e.g. gynaecological evaluations
    • A61B5/4312—Breast evaluation or disorder diagnosis
    • 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

Definitions

  • the invention relates to a device for examining tissue with light.
  • Such devices can work with visible, NIR or IR light.
  • the wavelength of visible light is between 380 and 780 nm, that of NIR light, i.e. near-infrared light, between 780 nm and 1.5 ⁇ m and that of IR light, ie infrared light, between 1.5 ⁇ m and 1 mm, the wavelength range from 660 nm to 1.2 ⁇ m being particularly suitable for devices of the type mentioned at the outset is.
  • Many optical properties of tissue e.g. absorption, scattering and spectral properties can be determined by irradiation with light. It is therefore possible, for example, to determine tissue changes in breast diagnostics by irradiating light into the breast, detecting the light emerging from it and evaluating the information thus obtained in a suitable manner.
  • the invention is therefore based on the object of designing a device of the type mentioned at the outset in such a way that the information obtained by detection of the emerging light can be better evaluated.
  • this object is achieved by a device for examining tissue with light a) means for bidirectional irradiation of tissue to be examined with light, and b) means for detection, which are provided for detecting portions of the light emitted by the means for detection transmitted through the tissue to be examined for both directions of irradiation.
  • Bidirectional radiation is to be understood here to mean that two opposite directions of radiation are used, the optical axis being at least substantially the same for both directions of radiation.
  • inhomogeneities or absorbers stand out from the surrounding tissue with greater contrast as a result of the strong scatter that light is subjected to in tissue, the closer they are to the means of detection, that is to say the surface through which this occurs detecting light emerges from the tissue.
  • the radiation is bidirectional, there is, except for the special case that an inhomogeneity for both radiation directions is at the same distance from the means for detection, a different contrast for the two radiation directions with which the inhomogeneity differs from the surrounding tissue takes off.
  • a variant of the invention provides that the bidirectional irradiation at least takes place essentially quasi-simultaneously.
  • a mutual influence of the two directions of radiation can be avoided in that the light is modulated differently for the two directions of radiation.
  • the light for the two radiation directions is preferably amplitude-modulated with different modulation frequencies. As a result of the different modulation, it is easily possible to take into account only the associated light for the two directions of radiation in each case by appropriately demodulating the output signal of the detection means.
  • diaphragm means can also be provided, which alternately keep the light emitted by the means for radiation away from the means for detection for one or the other radiation direction.
  • the means for radiating have a first and a second light source and the means for detecting a first and a second detector device, the light emanating from the first light source in the one radiating direction and the first detector device for detection through the tissue transmitted portions of the light emanating from the first light source is provided, and wherein the light emanates from the second light source in the other direction of radiation and the second detector device is provided for detection of portions of the light emitted from the second light source.
  • the first light source and the first detector device on the one hand and the second light source and the second detector unit on the other are simultaneously active.
  • the first light source and the first detector device on the one hand or the second light source and the second detector device on the other hand are active alternately.
  • the means for radiating have a light source to which light guide means are assigned, which alternately emit the light of the light source in one or the other radiation direction.
  • the means for detecting have a detector device to which light guide means are assigned, which are provided for alternately supplying the detector device with light to be detected with respect to one or the other transmission direction.
  • the light guide means can contain, for example, beam splitters and mirrors. According to a preferred embodiment of the invention because of its technical simplicity, the light guide means contain fiber optic means, e.g. Optical fibers.
  • the fiber-optic means can also contain an optical fiber bundle, each of which contains at least one light emanating from the means for radiating in one direction of radiation to the tissue to be examined and a transmitted portion of light in the respective other direction of radiation to the means for detecting conductive optical fiber.
  • optical fiber bundles are used on both sides of the tissue to be examined, there is a particularly high degree of agreement of the optical axes for the two directions of radiation.
  • a particularly preferred variant of the invention provides that scanning means are provided, by means of which the bidirectional radiation of the tissue to be examined in one A large number of scanning positions takes place. It is then possible to create images of the tissue area to be examined using the transmission method. This is done with the aid of evaluation means, to which the output signals of the means for detection are fed.
  • the evaluation means eliminate the offset. This can be done by methods commonly used in image processing. An offset can be eliminated particularly easily if the offset in amount and direction is equal to the offset between two adjacent scanning positions or an integral multiple thereof. The offset between the images created for the two radiation directions can then be eliminated by associating image points associated with the scanning positions belonging to one another.
  • a variant of the invention provides that the means for radiating simultaneously emit light of defined different wavelengths, the means for detecting emitting a number of signals corresponding to the number of different wavelengths, each of which corresponds to the portion of the Light of one of the different wavelengths on the detected portion of the light transmitted by the means for radiating through the tissue corresponds.
  • FIG. 5 shows a detail of the device according to FIG. 4,
  • FIGS. 4 and 5 shows a variant of the device according to FIGS. 4 and 5.
  • the device has two light sources 1 1 and 1 2 , each of which emits coherent light of wavelength ⁇ 1 .
  • Each of the light sources 1 1 and 1 2 contains a semiconductor laser diode and the associated power supply.
  • Both light sources 1 1 and 1 2 are assigned an electrical signal generator 2 2 and 2 2 , which supplies the power supply contained in the respective light source 1 1 or 1 2 with an alternating current signal of a fixed frequency, by means of which the supply current of the respective light source 1 1 or 1 1 2 contained semiconductor laser diode is modulated.
  • Each of the signal generators 2 1 and 2 2 generates an AC signal of a different frequency f 1 and f 2 .
  • the light sources 1 1 and 1 2 emit light of the wavelength ⁇ 1 with a different modulation frequency f 1 and f 2, respectively is amplitude modulated.
  • the light emitted by the light sources 1 1 and 1 2 is fed to the tissue to be examined, ie the object 6, for example a breast, via fiber-optic light waveguides 3 1 and 3 2, respectively.
  • the object 6 is plan between two, arranged for the light from the light sources 1 1 and 1 2 is substantially transparent compression plates 15 and 16 arranged in parallel.
  • the ends of the optical waveguides 3 1 and 3 2 which form the light exit zones of the device, are approximately one another arranged opposite on different sides of the object 6, in such a way that, if one disregards the optical scatter in the tissue of the object 6, the tissue areas traversed by the light of the two light sources 1 1 and 1 2 - in the opposite direction - are different when this is shown in FIG. 1 for reasons of clarity, do not differ significantly from one another.
  • a tissue region of the object 6 to be examined can thus be bidirectionally irradiated with light originating from the light sources 1 1 and 1 2 .
  • two photomultipliers 7 1 and 7 2 are provided, to which the portions of the transmitted light emerging from the object 6 are fed via fiber-optic optical fibers 5 1 and 5 2 .
  • the free ends of the optical fibers 5 1 and 5 2 which form the light entry zones of the device, as well as the free ends of the optical fibers 3 1 and 3 2, are as close as possible to the object 6 to be examined, ie to the corresponding compression plate 15 or 16, arranged.
  • the photomultiplier 7 1 the portion of the light originating from the light source 1 1 transmitted through the object 6 and by means of the photomultiplier 72 the portion of the light originating from the light source 1 2 transmitted by the object in the opposite direction are to be detected .
  • the output signals of the photomultipliers 7 1 and 7 2 are fed to a bandpass filter 8 1 and 8 2, respectively.
  • the center frequencies of the bandpass filters 8 1 and 8 2 are selected such that they correspond as exactly as possible with the frequencies f 1 and f 2 , with which the light from the light sources 1 1 and 1 2 is amplitude-modulated.
  • bandpass filter 8 1 and 8 2 At the output of the bandpass filter 8 1 and 8 2 , signals are thus available which represent exclusively the portions of the light from the light source 1 1 or light source 1 2 transmitted through the object 6. Those parts of the output signals of the Pho tomultipliers 7 1 and 7 2 , which represent the ambient light and light originating from the light source 1 2 or 1 1 , cannot pass the bandpass filters 8 1 or 8 2 .
  • the bandpass filters 8 1 and 8 2 are followed by signal processing means in the form of a signal processing circuit 9 1 and 9 2 , respectively, which effect signal processing adapted to the particular examination case, for example by rectification, smoothing or integration.
  • the output signals of the signal processing circuits 9 1 and 9 2 are fed to a 2: 1 analog multiplexer 10, the output of which is connected to the input of an analog / digital converter 11.
  • the digital output data of the analog / digital converter 11 arrive at an electronic computing device 12, which among other things serves to control the device and to which a keyboard 13 serving to operate the measuring device and a monitor 14 are connected.
  • the optical waveguides 3 1 and 5 2 on the one hand and 3 2 and 5 1 on the other hand are attached to a carrier 17 which is adjusted in this way by means of an adjusting unit 18 which is controlled by the electronic computing device 12 can be adjusted that the light exit and the light entry zones of the measuring device can be adjusted together relative to the object 6 in the manner of a scanning movement.
  • a carrier 17 which is adjusted in this way by means of an adjusting unit 18 which is controlled by the electronic computing device 12 can be adjusted that the light exit and the light entry zones of the measuring device can be adjusted together relative to the object 6 in the manner of a scanning movement.
  • data for 100 positions of the carrier 17 are collected in the course of the scanning movement, which positions are arranged in a matrix in ten rows and columns and have the same distance from one another both in the row and in the column direction.
  • the electronic computing device 12 preferably displays the data obtained during the preferably meandering scanning movement on the monitor 14, different intensities of the detected light being illustrated by different gray or color values. Since inhomogeneity is shown in contrast when tissue is irradiated with light, the closer it is to the boundary surface of the object to which the detector or the light entry zone is assigned, and in the case of the device according to the invention object 6 is irradiated bidirectionally, When scanning the object 6, two "images" with different contrasts are produced, so to speak, with respect to the representation of an inhomogeneity, for example a tumor T, one of which is assigned to one and the other to the other radiation direction.
  • the electronic computing device 12 stores the data associated with the two images in such a way that it is always able to recognize which data belong to which of the two images.
  • the electronic computing device 12 In a first mode of operation of the device, the electronic computing device 12 simultaneously displays two images on the monitor 14 which correspond to the two directions of radiation. Using a light pen 19, an operator can now select the image on which the inhomogeneity of interest is shown with higher contrast. The corresponding image is then displayed on the monitor 14 alone in an enlarged format. In a second mode of operation, it is possible to mark one or more areas in one of the two images by means of the light pen 19, whereupon the electronic computing device 12 hides the corresponding areas from the other image and instead displays the marked areas.
  • This mode of operation is particularly advantageous when there are several inhomogeneities, some of which are shown with higher contrast in one and some in the other image, since one or more inhomogeneities shown in less contrast in one image are then replaced by the corresponding sections of the other image can or can be.
  • the electronic computing device 12 evaluates the images corresponding to the two different radiation directions using methods of image processing known per se and forms a single, high-contrast image from the data of both images, which is displayed on the monitor 14.
  • Light sources 1 1 and 1 2 alternately activated in a manner not shown.
  • mounted on the carrier 17 in FIG. 1 schematically indicated diaphragm means 20 and 21 provide that a camera shutter may be constructed similarly and are alternately confirmed such that the light from the light source 1 1 of the photomultiplier 7 2 or the light from the light source 1 2 is kept away from the photomultiplier 1 1 .
  • the alternating actuation of the diaphragm means 20 or is also carried out in a manner not shown by the electronic computing device 12.
  • the diaphragm means 20 and 21 are arranged between the object 6 and the free end of the optical fiber 5 1 and 5 2 , respectively.
  • the diaphragm means 20 or 21 between the object 6 and the free ends of the optical fibers 3 2 and 3 1 .
  • two switching devices 22, 23 are provided, which can be optomechanical or electro-optical switches.
  • the changeover switch 23, which is connected to the photomultiplier 7 via a preferably fiber-optic optical waveguide 25, serves to connect the photomultiplier 7 optionally to the optical waveguide 5 1 or the optical waveguide 5 2 .
  • the changeover switches are actuated in an unillustrated manner by the electronic computing device 12 in such a way that either the light from the light source 1 is irradiated into the object 6 via the optical fiber 3 1 and the portions of the light received by the optical waveguide 5 1 and transmitted through the object 6 are fed to the photomultiplier 7 or the light from the light source 1 is fed to the object 6 via the optical waveguide 3 2 and the portions received by means of the optical waveguide 5 2 and transmitted through the object 6 are fed to the photomultiplier 7. Switching takes place at a frequency of 200 Hz, for example So it is clear that the object 6 is irradiated bidirectionally quasi-simultaneously.
  • the device according to FIG. 2 offers the advantage of reduced expenditure, since the expenditure to be driven for the two changeover switches 22 and 23 is less than the savings which are achieved by the fact that only one light source 1, a photomultiplier 7, and a bandpass filter 8 , a signal conditioning circuit 9 and no multiplexer are required.
  • the embodiment according to FIG. 3 is constructed "on the transmitter side" analogously to FIG. 2, ie there is only one light source 1, the light of which can be coupled into the optical waveguide 3 1 or the optical waveguide 3 2 by means of the switch 22. 3 is analogous to that of FIG. 1, ie there are two photomultipliers 7 1 and 7 2 , two bandpass filters 8 1 and 8 2 , two signal conditioning circuits 9 1 and 9 2 and a 2: 1 Analog multiplexer 10 is provided. Because only one light source is provided.
  • both bandpass filters 8 1 and 8 2 have the center frequency f 1 .
  • a device can also be implemented which is "transmitter-side” according to FIG. 1 and “receiver-side” according to FIG.
  • the embodiment according to FIG. 4 differs from that according to FIG. 2 in that instead of the optical waveguides 3 1 and 3 2 and 5 1 and 5 2 two optical fiber bundles 26 and 27 are provided, each of which is composed of a number of p optical fibers.
  • the central optical fiber 26 1 of the optical fiber bundle 26 and the central optical fiber 27 1 of the optical fiber bundle 27 are connected to the changeover switch 22 and correspond in their function to the optical fibers 3 1 and 3 2 of the exemplary embodiment according to FIG. 2.
  • the remaining optical fibers 26 2 to 26 p or 27 2 to 27 p of the optical fiber bundles 26 and 27 are connected to the changeover switch 23 and correspond in their function to the optical waveguides 5 1 and 5 2 of the exemplary embodiment according to FIG. 2.
  • the free ends of the optical fiber bundles 26 and 27 thus function as a light exit or light entry zone, depending on the direction of transmission.
  • the free ends of the optical fiber bundles 26 and 27 are accommodated in the carrier 17 such that, in the absence of an object 6, the light emerging from the central optical fiber 26 1 or 27 1 enters the other central optical fiber 27 1 or 26 1 , respectively.
  • an exactly bidirectional radiation is possible.
  • a number of light sources 1 1 to 1 n are provided which generate light of different wavelengths ⁇ 1 to ⁇ n , which is amplitude-modulated with the aid of signal generators 2 1 to 2 n with different frequencies f 1 to f n .
  • the light from the light sources 1 1 to 1 n is fed via fiber-optic light waveguides 28 1 to 28 n to an optical waveguide fan-in coupler 4, the n inputs, to which one of the optical waveguides 28 1 to 28 n is connected , and has an output to which the optical waveguide 24 is connected.
  • demodulator means in the form of bandpass filters 8 1 to 8 n are provided. Their center frequencies f 1 to f n correspond as exactly as possible to the modulation frequencies f 1 to f n .
  • the electronic computing device 12 is therefore not provided with a data pair corresponding to the two transmission directions per scanning position, but rather a number of data pairs corresponding to the number n of the different wavelengths, each of which represents the two transmission directions for a different wavelength.
  • the images created by the electronic computing device 12 on the basis of this data and displayed on the monitor 14 as required can be used in the manner described above.
  • the combination of image information from different images into a new, high-contrast image is not limited to the images of an image pair belonging to one of the wavelengths ⁇ 1 to ⁇ n . Rather, there is also the possibility of combining image information from images belonging to different wavelengths ⁇ 1 to ⁇ n to form a new, higher-contrast image.
  • the amplitude modulation of the light used also serves to be able to recognize the radiation direction or the respective wavelength ⁇ 1 to ⁇ n , in the case of the other exemplary embodiments the amplitude modulation of the light is only provided, to exclude ambient light influences.
  • the computing device 12 compensates for the offset of the two radiation directions. This is, so to speak, very easily possible through a coordinate transformation, in particular if the offset according to Be trag and direction corresponds to the distance between two adjacent scanning positions or an integer multiple thereof.
  • amplitude modulation described exclusively in connection with the exemplary embodiments is not the only modulation method that can be used, but modulation and demodulation are particularly simple in the case of amplitude modulation.
  • the light emerging from the object 6 is fed to the photomultiplier 7 or the photomultipliers 7 1 to 7 2 in each case via optical waveguides.
  • the photomultiplier 7 or the photomultipliers 7 1 and 7 2 would have to be attached in a suitable manner to the carrier 17 of the scanning means.
  • the means for detection can also have a photodiode or a CCD instead of a photomultiplier.
  • an LED, LCD or plasma display can be provided as the display means.
  • the means described in connection with the exemplary embodiments for irradiating light into the object which contain one or more light sources, one or more signal generators, various optical waveguides, possibly the switches 22 and 23 and possibly the optical waveguide fan-in coupler 4 be trained differently.
  • the light can also be irradiated by means of a mirror arrangement.
  • the design of the scanning means is also only to be understood as an example. Another structure of the scanning means and of the Deviating scanning movements described are possible.

Abstract

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Untersuchung von Gewebe mit Licht, aufweisend Mittel (11, 12, 31, 32; 1, 31, 32, 22, 24) zum bidirektionalen Durchstrahlen zu untersuchenden Gewebes mit Licht, und Mittel (51, 52, 71, 72, 81, 82) zum Detektieren, mittels derer für beide Durchstrahlungsrichtungen jeweils durch das zu untersuchende Gewebe transmittierte Anteile eingestrahlten Lichtes detektierbar sind.

Description

Beschreibung
Vorrichtung zur Untersuchung von Gewebe mit Licht Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Untersuchung von Gewebe mit Licht. Derartige Vorrichtungen können mit sichtbarem, NIR- oder IR-Licht arbeiten. 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 Vorrichtungen der eingangs genannten Art der Wellenlängenbereich von 660 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 beispielsweise möglich, in der Mammadiagnostik Gewebeveränderungen festzustellen, indem Licht in die Mamma eingestrahlt, das aus dieser austretende Licht detektiert und die so gewonnene Information in geeigneter Weise ausgewertet wird.
Bei bekannten Vorrichtungen (siehe z.B. DE 41 28744 C1) tritt das Problem auf, daß sich die durch Detektion des austretenden Lichtes gewonnene Information nur unter Schwierigkeiten auswerten läßt, da der Kontrast zwischen etwaigen Inhomogenitäten und dem umgebenden Gewebe häufig zu gering ist. Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung der eingangs genannten Art so auszubilden, daß die durch Detektion des austretenden Lichtes gewonnene Information besser auswertbar ist. Nach der Erfindung wird diese Aufgabe gelöst durch eine Vorrichtung zur Untersuchung von Gewebe mit Licht, aufweisend a) Mittel zum bidirektionalen Durchstrahlen zu untersuchenden Gewebes mit Licht, und b) Mittel zum Detektieren, die dazu vorgesehen sind, durch das zu untersuchende Gewebe transmittierte Anteile des von den Mitteln zum Detektieren ausgehenden Lichtes für beide Durchstrahlungsrichtungen zu detektieren.
Unter bidirektionaler Durchstrahlung soll hier verstanden werden, daß mit zwei entgegengesetzten Durchstrahlungsrichtungen gearbeitet wird, wobei die optische Achse für beide Durchstrahlungsrichtungen wenigstens im wesentlichen gleich ist. Bei der Durchstrahlung von Gewebe heben sich infolge der starken Streuung, der Licht in Gewebe unterliegt, Inhomogenitäten bzw. Absorber um so kontrastreicher von dem umgebenden Gewebe ab, je näher sie sich bei den Mitteln zum Detektieren, also derjenigen Oberfläche befinden, durch die das zu detektierende Licht aus dem Gewebe austritt. Da im Falle der erfindungsgemäßen Vorrichtung bidirektional durchstrahlt wird, ergibt sich außer für den Sonderfall, daß eine Inhomogenität für beide Durchstrahlungsrichtungen den gleichen Abstand zu den Mitteln zum Detektieren aufweist, für die beiden Durchstrahlungsrichtungen ein unterschiedlicher Kontrast, mit dem sich die Inhomogenität von dem umgebenden Gewebe abhebt. Es steht also besser auswertbare Information zur Verfügung, da jeweils die günstigere, d.h. kontrastreichere Information herangezogen und der Auswertung zugrundegelegt werden kann. Zugleich wird eine Information darüber gewonnen, ob sich eine Inhomogenität dichter bei der einen oder der anderen den durchstrahlten Gewebebereich in Durchstrahlungsrichtung begrenzenden Fläche liegt.
Um zu verhindern, daß sich die Eigenschaften des durchstrahlten Gewebes während der zwischen der Durchstrahlung in der einen und der anderen Durchstrahlungsrichtung verstreichenden Zeit signifikant ändern können, sieht eine Variante der Erfindung vor, daß die bidirektionale Durchstrahlung wenigstens im wesentlichen quasi-gleichzeitig erfolgt. In diesem Zusammenhang ist gemäß einer Variante der Erfindung vorgesehen, daß die Mittel zum Durchstrahlen das zu untersuchende Gewebe in beiden Durchstrahlungsrichtungen tatsächlich gleichzeitig durchstrahlen. Dabei kann eine gegenseitige Beeinflussung der beiden Durchstrahlungsrichtungen dadurch vermieden werden, daß das Licht für die beiden Durchstrahlungsrichtungen jeweils unterschiedlich moduliert ist. Vorzugsweise ist das Licht für die beiden Durchstrahlungsrichtungen mit unterschiedlichen Modulationsfrequenzen amplitudenmoduliert. Infolge der unterschiedlichen Modulation ist es leicht möglich, für die beiden Durchstrahlungsrichtungen jeweils nur das zugehörige Licht zu berücksichtigen, indem das Ausgangssignal der Mittel zum Detektieren in geeigneter Weise demoduliert wird.
Um gegenseitige Beeinflussungen der beiden Durchstrahlungsrichtungen zu verhindern, können auch Blendenmittel vorgesehen sein, die alternierend für die eine oder die andere Durchstrahlungsrichtung das von den Mitteln zum Durchstrahlen ausgehende Licht von den Mitteln zum Detektieren fernhalten.
Gemäß einer Variante der Erfindung weisen die Mittel zum Durchstrahlen eine erste und eine zweite Lichtquelle und die Mittel zum Detektieren eine erste und eine zweite Detektoreinrichtung auf, wobei von der ersten Lichtquelle das Licht in der einen Durchstrahlungsrichtung ausgeht und die erste Detektoreinrichtung zur Detektion durch das Gewebe transmittierter Anteile des von der ersten Lichtquelle ausgehenden Lichtes vorgesehen ist, und wobei von der zweiten Lichtquelle das Licht in der anderen Durchstrahlungsrichtung ausgeht und die zweite Detektoreinrichtung zur Detektion durch das Gewebe transmittierter Anteile des von der zweiten Lichtquelle ausgehenden Lichtes vorgesehen ist. Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung kann dann vorgesehen sein, daß die erste Lichtquelle und die erste Detektoreinrichtung einerseits und die zweite Lichtquelle und die zweite Detektoreinheit anderer seits gleichzeitig aktiv sind. Es kann aber auch vorgesehen sein, daß die erste Lichtquelle und die erste Detektoreinrichtung einerseits oder die zweite Lichtquelle und die zweite Detektoreinrichtung andererseits alternierend aktiv sind.
Weiter kann gemäß einer Variante der Erfindung vorgesehen sein, daß die Mittel zum Durchstrahlen eine Lichtquelle aufweisen, der Lichtleitmittel zugeordnet sind, die das Licht der Lichtquelle alternierend in der einen oder der anderen Durchstrahlungsrichtung aussenden. Auf diese Weise läßt sich der zu treibende technische Aufwand verringern. Dies gilt auch dann, wenn die Mittel zum Detektieren eine Detektoreinrichtung aufweisen, der Lichtleitmittel zugeordnet sind, die dazu vorgesehen sind, der Detektoreinrichtung alternierend bezüglich der eine oder der anderen Durchstrahlungsrichtung zu detektierendes Licht zuzuleiten.
Die Lichtleitmittel können beispielsweise Strahlteiler und Spiegel enthalten. Gemäß einer wegen ihrer technischen Einfachheit bevorzugten Ausführung der Erfindung enthalten die Lichtleitmittel faseroptische Mittel, z.B. Lichtleitfasern. Die faseroptischen Mittel können auch ein Lichtleitfaserbündel enthalten, das wenigstens je eine von den Mitteln zum Durchstrahlen ausgehendes Licht einer Durchstrahlungsrichtung zu dem zu untersuchenden Gewebe und eine transmittierte Anteile Lichtes der jeweils anderen Durchstrahlungsrichtung zu den Mitteln zum Detektieren leitende Lichtleitfaser enthält. Insbesondere für den Fall, daß beiderseits des zu untersuchenden Gewebes derartige Lichtleitfaserbündel verwendet werden, ergibt sich ein besonders hohes Maß an Übereinstimmung der optischen Achsen für die beiden Durchstrahlungsrichtungen.
Um auch größere Gewebebereiche untersuchen zu können, sieht eine besonders bevorzugte Variante der Erfindung vor, daß Abtastmittel vorgesehen sind, mittels derer die bidirektionale Durchstrahlung des zu untersuchenden Gewebes in einer Vielzahl von Abtastpositionen erfolgt. Es besteht dann also die Möglichkeit, im Transmissionsverfahren sozusagen Bilder des zu untersuchenden Gewebebereiches zu erstellen. Dies geschieht mit Hilfe von Auswertemitteln, denen die Ausgangssignale der Mittel zum Detektieren zugeführt sind. Für den Fall, daß infolge abweichender optischer Achsen ein Versatz der beiden Durchstrahlungsrichtungen vorliegt, kann gemäß einer Variante der Erfindung vorgesehen sein, daß die Auswertemittel den Versatz eliminieren. Dies kann durch in der Bildverarbeitung gängige Verfahren geschehen. Besonders leicht läßt sich ein Versatz eliminieren, wenn der Versatz nach Betrag und Richtung gleich dem Versatz zwischen zwei benachbarten Abtastpositionen oder einem ganzzahligen Vielfachen davon ist. Der Versatz zwischen den für die beiden Durchstrahlungsrichtungen erstellten Bildern läßt sich dann eliminieren, indem zu zueinander gehörigen Abtastpositionen gehörige Bildpunkte einander zugeordnet werden.
Um auch spektroskopische Untersuchungen durchführen zu können, sieht eine Variante der Erfindung vor, daß die Mittel zum Durchstrahlen gleichzeitig Licht definierter unterschiedlicher Wellenlängen abgeben, wobei die Mittel zum Detektieren eine der Anzahl der unterschiedlichen Wellenlängen entsprechende Anzahl von Signalen abgeben, von denen jedes dem Anteil des Lichtes einer der unterschiedlichen Wellenlängen an dem detektierten Anteil des von den Mitteln zum Durchstrahlen ausgehenden durch das Gewebe transmittierten Lichtes entspricht. Ausführungsbeispiele der Erfindung sind in den beigefügten Zeichnungen dargestellt. Es zeigen:
Fig. 1 bis 3 in grob schematischer, teilweise blockschaltbildartiger Darstellung erfindungsgemäße Vorrichtungen, Fig. 4 eine weitere erfindungsgemäße Vorrichtung in grob schematischer, blockschaltbildartiger Darstellung,
Fig. 5 ein Detail der Vorrichtung gemäß Fig. 4, und
Fig. 6 eine Variante der Vorrichtung gemäß Fig. 4 und 5.
In Fig. 1 ist eine erfindungsgemäße Vorrichtung dargestellt, die beispielsweise zur Mammadiagnostik verwendet werden kann. Die Vorrichtung weist zwei Lichtquellen 11 und 12 auf, von denen jede kohärentes Licht der Wellenlänge λ1 abgibt. Jede der Lichtquellen 11 und 12 enthält eine Halbleiter-Laserdiode und die jeweils zugehörige Stromversorgung. Beiden Lichtquellen 11 und 12 ist ein elektrischer Signalgenerator 22 und 22 zugeordnet, der der in der jeweiligen Lichtquelle 11 bzw. 12 enthaltenen Stromversorgung ein Wechselstromsignal fester Frequenz zuführt, mittels dessen der Versorgungsstrom der in der jeweiligen Lichtquelle 11 bzw. 12 enthaltenen Halbleiter-Laserdiode moduliert wird. Jeder der Signalgeneratoren 21 und 22 erzeugt ein Wechselstromsignal einer anderen Frequenz f1 bzw. f2. Da die Amplitude bzw. die Intensität des von den Laserdioden abgegebenen Lichtes der Stromstärke ihres Versorgungsstromes im wesentlichen proportional ist, geben die Lichtquellen 11 und 12 also Licht der Wellenlänge λ1 ab, das mit einer jeweils anderen Modulationsfrequenz f1 bzw. f2 amplitudenmoduliert ist.
Das von den Lichtquellen 11 und 12 abgegebene Licht wird über faseroptische Lichtwellenleiter 31 bzw. 32 dem zu untersuchenden Gewebe, d.h. dem Objekt 6, beispielsweise einer Mamma, zugeführt. Das Objekt 6 ist zwischen zwei planen, parallel zueinander angeordneten, für das Licht der Lichtquellen 11 und 12 im wesentlichen transparenten Kompressionsplatten 15 und 16 angeordnet.
Die Enden der Lichtwellenleiter 31 und 32, die die Lichtaustrittszonen der Vorrichtung bilden, sind einander annähernd gegenüberliegend auf unterschiedlichen Seiten des Objektes 6 angeordnet, und zwar derart, daß, wenn man von der optischen Streuung in dem Gewebe des Objektes 6 absieht, die von dem Licht der beiden Lichtquellen 11 und 12 - in entgegengesetzter Richtung - durchlaufenen Gewebebereiche, anders als dies aus Gründen der Übersichtlichkeit in Fig. 1 dargestellt ist, sich nicht wesentlich voneinander unterscheiden. Ein zu untersuchender Gewebebereich des Objektes 6 kann also mit von den Lichtquellen 11 und 12 stammendem Licht bidirektional durchstrahlt werden.
Zur Detektion der durch das Objekt 6 transmittierten Anteile des eingestrahlten Lichtes sind zwei Photomultiplier 71 und 72 vorgesehen, denen die aus dem Objekt 6 austretenden Anteile des transmittierten Lichtes über faseroptische Lichtwellenleiter 51 bzw. 52 zugeführt ist. Die freien Enden der Lichtwellenleiter 51 und 52, die die Lichteintrittszonen der Vorrichtung bilden, sind ebenso wie die freien Enden der Lichtleiter 31 und 32 möglichst dicht bei dem zu untersuchenden Objekt 6, d.h. bei der entsprechenden Kompressionsplatte 15 bzw. 16, angeordnet.
Es versteht sich, daß mittels des Photomultipliers 71 der durch das Objekt 6 transmittierte Anteil des von der Lichtquelle 11 stammenden Lichtes und mittels des Photomultipliers 72 der durch das Objekt in entgegengesetzter Richtung transmittierte Anteil des von der Lichtquelle 12 stammenden Lichtes detektiert werden soll. Die Ausgangssignale der Photomultiplier 71 und 72 sind einem Bandpaßfilter 81 bzw. 82 zugeführt. Die Mittenfrequenzen der Bandpaßfilter 81 und 82 sind derart gewählt, daß sie möglichst exakt mit den Frequenzen f1 bzw. f2 übereinstimmen, mit denen das Licht der Lichtquellen 11 bzw. 12 amplitudenmoduliert ist. Am Ausgang der Bandpaßfilter 81 und 82 stehen also Signale zur Verfügung, die ausschließlich die durch das Objekt 6 transmittierten Anteile des Lichtes der Lichtquelle 11 bzw. der Lichtquelle 12 repräsentieren. Diejenigen Anteile der Ausgangssignale der Pho tomultiplier 71 und 72, die das Umgebungslicht und von der Lichtquelle 12 bzw. 11 stammendes Licht repräsentieren, können die Bandpaßfilter 81 bzw. 82 nicht passieren. Den Bandpaßfiltern 81 und 82 sind Signalverarbeitungsmittel in Form je einer Signalaufbereitungsschaltung 91 bzw. 92 nachgeschaltet, die eine dem jeweiligen Untersuchungsfall angepaßte Signalaufbereitung, beispielsweise durch Gleichrichtung, Glättung oder Integration, bewirken. Die Ausgangssignale der Signalaufbereitungsschaltungen 91 und 92 sind einem 2:1-Analog-Multiplexer 10 zugeführt, dessen Ausgang mit dem Eingang eines Analog/Digital-Wandlers 11 verbunden ist. Die digitalen Ausgangsdaten des Analog/Digital-Wandlers 11 gelangen zu einer elektronischen Recheneinrichtung 12, die u.a. der Steuerung der Vorrichtung dient und an die eine der Bedienung der Meßvorrichtung dienende Tastatur 13 und ein Monitor 14 angeschlossen sind.
Um Daten bezüglich größerer Bereiche des Objektes 6 sammeln zu können, sind die Lichtwellenleiter 31 und 52 einerseits und 32 und 51 andererseits an einem Träger 17 angebracht, der mittels einer Verstelleinheit 18, die von der elektronischen Recheneinrichtung 12 gesteuert wird, derart verstellt werden kann, daß die Lichtaustritts- und die Lichteintrittszonen der Meßvorrichtung nach Art einer Abtastbewegung gemeinsam relativ zu dem Objekt 6 verstellt werden können. Beispielsweise kann vorgesehen sein, daß im Zuge der Abtastbewegung Daten für 100 Stellungen des Trägers 17 gesammelt werden, welche Stellungen matrixartig in jeweils zehn Zeilen und Spalten angeordnet sind und sowohl in Zeilen- als auch in Spaltenrichtung jeweils den gleichen Abstand voneinander aufweisen. Die bei der vorzugsweise mäanderartigen Abtastbewegung erhaltenen Daten stellt die elektronische Recheneinrichtung 12 auf dem Monitor 14 vorzugsweise graphisch dar, wobei unterschiedliche Intensitäten des detektierten Lichtes durch unterschiedliche Grau- oder Farbwerte veranschaulicht werden. Da bei der Durchstrahlung von Gewebe mit Licht eine Inhomogenität um so kontrastreicher dargestellt wird, je näher sie sich bei derjenigen Begrenzungsfläche des Objektes befindet, der der Detektor bzw. die Lichteintrittszone zugeordnet ist, und im Falle der erfindungsgemäßen Vorrichtung das Objekt 6 bidirektional durchstrahlt wird, werden bei der Abtastung des Objektes 6 sozusagen zwei bezüglich der Darstellung einer Inhomogenität, beispielsweise eines Tumors T, unterschiedlich kontrastreiche "Bilder" angefertigt, von denen das eine der einen und das andere der anderen Durchstrahlungsrichtung zugeordnet ist. Die zu den beiden Bildern gehörigen Daten speichert die elektronische Recheneinrichtung 12 in einer solcher Weise, daß sie jederzeit in der Lage ist zu erkennen, welche Daten zu welchem der beiden Bilder gehören.
In einer ersten Betriebsweise der Vorrichtung stellt die elektronische Recheneinrichtung 12 gleichzeitig zwei Bilder auf dem Monitor 14 dar, die den beiden Durchstrahlungsrichtungen entsprechen. Mittels eines Lichtgriffels 19 kann eine Bedienperson nun dasjenige Bild auswählen, auf dem die jeweils interessierende Inhomogenität kontrastreicher dargestellt ist. Das entsprechende Bild wird dann allein in vergrößertem Format auf dem Monitor 14 angezeigt. In einer zweiten Betriebsweise besteht die Möglichkeit, mittels des Lichtgriffels 19 in einem der beiden Bilder einen oder mehrere Bereiche zu markieren, worauf die elektronische Recheneinrichtung 12 aus dem anderen Bild die entsprechenden Bereiche aus- und statt dessen die markierte Bereiche einblendet. Diese Betriebsweise ist insbesondere dann von Vorteil, wenn mehrere Inhomogenitäten vorhanden sind, die teils in dem einen und teils in dem anderen Bild kontrastreicher dargestellt sind, da dann eine oder mehrere in dem einen Bild weniger kontrastreich dargestellten Inhomogenitäten durch die entsprechenden Ausschnitte des anderen Bildes ersetzt werden kann bzw. können. In einer weiteren Betriebsweise der Vorrichtung wertet die elektronische Recheneinrichtung 12 mit an sich bekannten Methoden der Bildverarbeitung die beiden unterschiedlichen Durchstrahlungsrichtungen entsprechenden Bilder aus und bildet aus den Daten beider Bilder ein einziges, maximal kontrastreiches Bild, das auf dem Monitor 14 angezeigt wird.
Aus den vorstehenden Ausführungen wird deutlich, daß die bidirektionale Durchstrahlung des Objektes 6 gleichzeitig erfolgt, was selbstverständlich von Vorteil ist, da für die einzelnen Abtastpositionen die den beiden Durchstrahlungsrichtungen entsprechenden Daten gleichzeitig und damit unter identischen Bedingungen ermittelt werden. Unter Umständen kann aber an der Oberfläche des Objektes 6 reflektiertes Licht der Lichtquelle 11 bzw. der Lichtquelle 12 zu Überbelichtungen des Photomultipliers 72 bzw. 71 führen, mit der Folge, daß Meßfehler auftreten und unter Umständen sogar einer der beiden bzw. beide Photomultiplier 71, 72 beschädigt werden. Um hier Abhilfe zu schaffen, kann einerseits vorgesehen sein, daß die elektronische Recheneinrichtung 12 die
Lichtquellen 11 und 12 in nicht näher dargestellter Weise alternierend aktiviert. Alternativ besteht die Möglichkeit, an dem Träger 17 angebrachte, in Fig. 1 schematisch angedeutete Blendenmittel 20 bzw. 21 vorzusehen, die ähnlich einem Kameraverschluß aufgebaut sein können und alternierend derart bestätigt werden, daß das Licht der Lichtquelle 11 von dem Photomultiplier 72 bzw. das Licht der Lichtquelle 12 von dem Photomultiplier 11 ferngehalten wird. Auch die alternierende Betätigung der Blendenmittel 20 bzw. erfolgt in nicht dargestellter Weise durch die elektronische Recheneinrichtung 12.
Im Falle der Fig. 1 sind die Blendenmittel 20 und 21 zwischen dem Objekt 6 und dem freien Ende der Lichtleitfaser 51 bzw. 52 angeordnet. Selbstverständlich besteht auch die Möglichkeit, die Blendenmittel 20 bzw. 21 zwischen dem Objekt 6 und den freien Enden der Lichtleitfasern 32 und 31 anzuordnen. Weiter besteht die Möglichkeit, ein Blendenmittel dem freien Ende einer der Lichtleitfasern 31 oder 32 zuzuordnen und das andere Blendenmittel dem freien Ende eines des zu der jeweils anderen Durchstrahlungsrichtung gehörigen Lichtwellenleiters 51 bzw. 52 zuzuordnen. Die Vorrichtung gemäß Fig. 2 unterscheidet sich von der zuvor beschriebenen zunächst dadurch, daß nur eine Lichtquelle 1 mit Signalgenerator 2 vorgesehen ist, die mit der Frequenz f1 amplitudenmoduliertes Licht der Wellenlänge λ1 erzeugt, daß nur ein Photomultiplier 7, ein Bandpaßfilter 8 mit der Mittenfrequenz f1 und eine Signalaufbereitungsschaltung 9 vorhanden sind und daß der Multiplexer 10 fehlt.
Um das Objekt 6 dennoch bidirektional durchstrahlen zu können, sind zwei Umschalteinrichtungen 22, 23 vorgesehen, bei denen es sich um optomechanische oder elektrooptische Schalter handeln kann. Der Umschalter 22, mit dem die Lichtquelle 1 über einen vorzugsweise faseroptischen Lichtwellenleiter 24 verbunden ist, dient dazu, das Licht der Lichtquelle 1 wahlweise in den Lichtwellenleiter 31 oder den Lichtwellenleiter 32 einzukoppeln und somit von der einen oder anderen Seite des Objektes 6 her in dieses einzustrahlen. Der Umschalter 23, der mit dem Photomultiplier 7 über einen vorzugsweise faseroptischen Lichtwellenleiter 25 verbunden ist, dient dazu, den Photomultiplier 7 wahlweise mit dem Lichtwellenleiter 51 oder dem Lichtwellenleiter 52 zu verbinden. Die Umschalter werden in nicht dargestellter Weise von der elektronischen Recheneinrichtung 12 derart alternierend betätigt, daß entweder über die Lichtleitfaser 31 das Licht der Lichtquelle 1 in das Objekt 6 eingestrahlt und die mittels des Lichtwellenleiters 51 empfangenen, durch das Objekt 6 transmittierten Anteile des Lichtes dem Photomultiplier 7 zugeführt werden oder das Licht der Lichtquelle 1 über den Lichtwellenleiter 32 dem Objekt 6 zugeführt wird und die mittels des Lichtwellenleiters 52 empfangenen, durch das Objekt 6 transmittierten Anteile dem Photomultiplier 7 zugeführt werden. Die Umschaltung erfolgt mit einer Frequenz von beispielsweise 200 Hz. Es wird also deutlich, daß das Objekt 6 quasi-gleichzeitig bidirektional durchstrahlt wird.
Die Vorrichtung gemäß Fig. 2 bietet den Vorteil eines verringerten Aufwandes, da der für die beiden Umschalter 22 und 23 zu treibende Aufwand geringer ist, als die Einsparungen, die dadurch erreicht werden, daß nur eine Lichtquelle 1, ein Photomultiplier 7, ein Bandpaßfilter 8, eine Signalaufbereitungsschaltung 9 und kein Multiplexer benötigt werden.
Wie anhand der Ausführungsform gemäß Fig. 3 beispielhaft deutlich wird, besteht auch die Möglichkeit, von Mischformen zwischen den Ausführungsformen gemäß den Fig. 1 und 2. So ist die Ausführungsform gemäß Fig. 3 "senderseitig" analog zur Fig. 2 aufgebaut, d.h., es ist nur eine Lichtquelle 1 vorhanden, deren Licht mittels des Umschalters 22 wahlweise in den Lichtwellenleiter 31 oder den Lichtwellenleiter 32 eingekoppelt werden kann. "Empfangsseitig" ist die Ausführungsform gemäß Fig. 3 analog zu der gemäß Fig. 1 ausgebildet, d.h. es sind zwei Photomultiplier 71 und 72, zwei Bandpaßfilter 81 und 82, zwei Signalaufbereitungsschaltungen 91 und 92 und ein 2:1-Analog-Multiplexer 10 vorgesehen. Da nur eine Lichtquelle
1 verwendet wird, deren Licht mit der Frequenz f1 amplitudenmoduliert ist, haben beide Bandpaßfilter 81 und 82 die Mittenfrequenz f1.
Es kann auch eine Vorrichtung realisiert werden, die "senderseitig" gemäß Fig. 1 und "empfängerseitig" gemäß Fig.
2 ausgebildet ist.
Die Ausführungsform gemäß Fig. 4 unterscheidet sich von der gemäß Fig. 2 dadurch, daß anstelle der Lichtwellenleiter 31 und 32 sowie 51 und 52 zwei Lichtleitfaserbündel 26 und 27 vorgesehen sind, die jeweils aus einer Anzahl von p Lichtleitfasern zusammengesetzt sind. Die zentrale Lichtleitfaser 261 des Lichtleitfaserbündels 26 und die zentrale Lichtleitfaser 271 des Lichtleitfaserbündels 27 sind mit dem Umschalter 22 verbunden und entsprechen in ihrer Funktion den Lichtwellenleitern 31 und 32 des Ausführungsbeispieles gemäß Fig. 2. Die verbleibenden Lichtleitfasern 262 bis 26p bzw. 272 bis 27p der Lichtleitfaserbündel 26 und 27 sind mit dem Umschalter 23 verbunden und entsprechen in ihrer Funktion den Lichtwellenleitern 51 und 52 des Ausführungsbeispieles gemäß Fig. 2. Das freie Ende des Lichtleitfaserbündels 26 ist übrigens in Fig. 5 vergrößert dargestellt, wobei 21 Lichtleitfasern 261 bis 2621 vorgesehen sind (p=21), von denen in der Fig. 5 nur einige mit Bezugszeichen versehen sind, und die zentrale Lichtleitfaser 261 schraffiert dargestellt ist.
Die freien Enden der Lichtleitfaserbündel 26 und 27 fungieren also je nach Durchstrahlungsrichtung als Lichtaustritts- oder Lichteintrittszone. Die freien Enden der Lichtleitfaserbündel 26 und 27 sind in dem Träger 17 derart aufgenommen, daß bei Abwesenheit eines Objektes 6 das aus der zentralen Lichtleitfaser 261 bzw. 271 austretende Licht in die jeweils andere zentrale Lichtleitfaser 271 bzw. 261 eintritt. Dadurch ist im Gegensatz zu den zuvor beschriebenen Ausführungsbeispielen, wo geringfügige Abweichungen des in den beiden Durchstrahlungsrichtungen von dem Licht durchlaufenen Gewebes vorliegen, eine exakt bidirektionale Durchstrahlung möglich.
Infolge des Umstandes, daß eine Vielzahl von Lichtleitfasern 262 bis 26p bzw. 272 bis 27p dazu dient, aus dem Objekt 6 austretende Anteile des transmittierten Lichtes aufzunehmen, ergibt sich ein verbesserter Signal-Störabstand. Der transmittierte Anteil des Lichtes tritt nämlich infolge von Streuungserscheinungen nicht an einer der Einstrahlstellen gegenüberliegenden und dieser in ihrer Größe entsprechenden Stelle, sondern in einem letztere Stelle umgebenden größeren Bereich aus dem Objekt 6 aus. Die Ausführungsform gemäß Fig. 6 unterscheidet sich von der gemäß den Fig. 4 und 5 nochmals dadurch, daß auch spektroskopische Untersuchungen möglich sind. Hierzu ist eine Anzahl von Lichtquellen 11 bis 1n vorgesehen, die Licht unterschiedlicher Wellenlängen λ1 bis λn erzeugen, das mit Hilfe der Signalgeneratoren 21 bis 2n mit unterschiedlichen Frequenzen f1 bis fn amplitudenmoduliert ist. Das Licht der Lichtquellen 11 bis 1n wird über insbesondere faseroptische Lichtwellenleiter 281 bis 28n einem Lichtwellenleiter-Fan-In-Koppler 4 zugeführt, der n-Eingänge, mit denen jeweils einer der Lichtwel- lenleiter 281 bis 28n verbunden ist, und einen Ausgang aufweist, an den der Lichtwellenleiter 24 angeschlossen ist.
Im Falle des Ausführungsbeispieles gemäß Fig. 6 wird also in das Objekt 6 Licht eingestrahlt, das sich durch die Überlagerung des von den Lichtquellen 11 bis 1n jeweils abgegebenen Lichtes mittels des Lichtwellenleiter-Fan-In-Kopplers 4 ergibt. Dem Objekt 6 wird also Licht der unterschiedlichen Wellenlängen λ1 bis λn für die jeweilige Durchstrahlungsrichtung an einem für alle Wellenlängen λ1 bis λn jeweils gleichen Ort gleichzeitig zugeführt.
Um aus dem dem empfangenen Anteil des durch das Objekt 6 transmittierten Lichtes entsprechenden Signal des Photomultiplier 7, dessen zeitlicher Verlauf den zeitlichen Verlauf der Intensität des empfangenen Lichtes insoweit repräsentiert, als er der Amplituden-Hüllkurve des empfangenen Lichtes entspricht, Signale bezüglich der Intensitäten des Lichtes der unterschiedlichen Wellenlängen λ1 bis λn gewinnen zu können, sind Demodulatormittel in Form von Bandpaßfiltern 81 bis 8n vorgesehen. Deren Mittenfrequenzen f1 bis fn entsprechen möglichst exakt den Modulationsfrequenzen f1 bis fn. An den Ausgängen der Bandpaßfilter 81 bis 8n stehen dann also elektrische Signale zur Verfügung, die die Intensität der von den Lichtquellen 11 bis 1n stammenden Lichtanteile an dem empfangenen, durch das Objekt 6 transmittierten Anteil des diesem zugeführten Lichtes repräsentieren. Diese elektrischen Signa le gelangen jeweils zu einer Signalaufbereitungsschaltung 91 bis 9n, wo eine dem jeweiligen Untersuchungsfall angepaßte Signalaufbereitung erfolgt. Die AusgangsSignale der Signalaufbereitungsschaltungen 91 bis 9n sind einem n:1-Analog-Multiplexer 29 zugeführt, dessen Ausgang mit dem Analog/Digital-Wandler 11 verbunden ist.
Der elektronischen Recheneinrichtung 12 steht also pro Abtastposition nicht ein den beiden Durchstrahlungsrichtungen entsprechendes Datenpaar, sondern eine der Anzahl n der unterschiedlichen Wellenlängen entsprechende Anzahl von Datenpaaren zur Verfügung, von denen jedes für eine andere Wellenlänge die beiden Durchstrahlungsrichtungen repräsentiert. Mit den aufgrund dieser Daten von der elektronischen Recheneinrichtung 12 erstellten und nach Bedarf auf dem Monitor 14 angezeigten Bildern kann in der zuvor beschriebenen Weise verfahren werden. Dabei beschränkt sich die Zusammenfassung von aus unterschiedlichen Bildern stammende Bildinformation zu einem neuen, kontrastreicheren Bild nicht auf die Bilder eines zu einer der Wellenlängen λ1 bis λn gehörigen Bildpaares. Vielmehr besteht auch die Möglichkeit, Bildinformation aus zu unterschiedlichen Wellenlängen λ1 bis λn gehörigen Bildern zu einem neuen, kontrastreicheren Bild zusammenzusetzen. Während im Falle der Ausführungsbeispiele gemäß den Fig. 1 und 6 die Amplitudenmodulation des verwendeten Lichtes auch dazu dient, die Durchstrahlungsrichtung bzw. die jeweilige Wellenlänge λ1 bis λn erkennen zu können, ist im Falle der übrigen Ausführungsbeispiele die Amplitudenmodulation des Lichtes nur vorgesehen, um Umgebungslichteinflüsse auszuschließen.
Im Falle der Ausführungsbeispiele gemäß den Fig. 1 bis 3 kann übrigens vorgesehen sein, daß die Recheneinrichtung 12 den Versatz der beiden Durchstrahlungsrichtungen kompensiert. Dies ist sozusagen durch eine Koordinatentransformation insbesondere dann sehr leicht möglich, wenn der Versatz nach Be trag und Richtung dem Abstand zwischen zwei benachbarten Abtastpositionen oder einem ganzzahligen Vielfachen davon entspricht.
Die im Zusammenhang mit den Ausführungsbeispielen ausschließlich beschriebene Amplitudenmodulation ist nicht das einzige brauchbare Modulationsverfahren, jedoch gestalten sich Modulation und Demodulation im Falle der Amplitudenmodulation besonders einfach.
Im Falle der beschriebenen Ausführungsbeispiele wird dem Photomultiplier 7 bzw. den Photomultiplieren 71 bis 72 das aus dem Objekt 6 austretende Licht jeweils über Lichtwellenleiter zugeführt. Es besteht aber auch die Möglichkeit, in nicht dargestellter Weise den Photomultiplier 7 bzw. die Photomultiplier 71 und 72 so anzuordnen, daß das aus dem Objekt 6 austretende Licht direkt aufgenommen werden kann. In diesem Falle müßten der Photomultiplier 7 bzw. die Photomultiplier 71 und 72 in geeigneter Weise an dem Träger 17 der Abtastmittel angebracht werden. Die Mittel zum Detektieren können anstelle eines Photomultipliers 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 beschriebenen Mittel zum Einstrahlen von Licht in das Objekt, die eine oder mehrere Lichtquellen, einen oder mehrere Signalgeneratoren, verschiedene Lichtwellenleiter, eventuell die Umschalter 22 und 23 sowie eventuell den Lichtwellenleiter-Fan-In-Koppler 4 enthalten, können andersartig ausgebildet sein. So kann beispielsweise die Einstrahlung des Lichtes auch mittels einer Spiegelanordnung bewerkstelligt 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.
Um zu vermeiden, daß der bzw. die Photomultiplier durch eine direkte Bestrahlung mit dem an sich in das Objekt einzustrahlenden Licht überbelichtet werden, besteht die Möglichkeit, unter Zuhilfenahme einer geeigneten Sensoreinrichtung die Abtastbewegung so zu steuern, daß von den an sich möglichen Abtastpositionen nur solche Abtastpositionen angefahren werden, bei denen sichergestellt ist, daß sich das Objekt 6 zwischen Lichtaustritts- und Lichteintrittszone befindet.

Claims

Patentansprüche
1. Vorrichtung zur Untersuchung von Gewebe mit Licht, aufweisend a) Mittel (11, 12, 31 , 32; 1, 31 , 32, 22, 24; 1, 22, 24,
261, 271; 11 bis 1n, 4, 22, 24, 261, 271, 281 bis 28n) zum bidirektionalen Durchstrahlen zu untersuchenden Gewebes mit Licht, und b) Mittel (51, 52, 71, 72, 81, 82; 51, 52, 7, 8, 23, 25; 51, 52, 71, 72, 81, 82; 7, 8, 23, 25, 262 bis 26p, 272 bis 27p; 7, 81 bis 8n, 23, 25, 262 bis 26p, 272 bis 27p) zum Detektieren , die dazu vorgesehen sind, Anteile des von den Mitteln (11, 12, 31, 32; 1, 31, 32, 22, 24; 1, 22, 24, 261, 271; 11 bis 1n, 4, 22, 24, 261, 271, 281 bis 28n) zum bidirektionalen Durchstrahlen ausgehenden Lichtes für beide Durchstrahlungsrichtungen zu detektieren.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1 , bei der die bidirektionale Durchstrahlung wenigstens im wesentlichen quasi-gleichzeitig erfolgt.
3. Vorrichtung nach Anspruch 2 , deren Mittel (11, 12, 31, 32) zum Durchstrahlen in beiden Durchstrahlungsrichtungen gleichzeitig durchstrahlen.
4. Vorrichtung nach Anspruch 3 , bei der das Licht für die beiden Durchstrahlungsrichtungen jeweils unterschiedlich moduliert ist.
5. Vorrichtung nach Anspruch 4 , wobei das Licht für die beiden Durchstrahlungsrichtungen mit unterschiedlichen Modulationsfrequenzen (f1, f2) amplitudenmoduliert.
6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, welche Blendenmittel (20, 21) aufweist, die alternierend für die eine oder die andere Durchstrahlungsrichtung das von den Mitteln (11, 12, 31, 32) zum Durchstrahlen ausgehende Licht von den Mitteln (51, 52, 71, 72, 81, 82) zum Detektieren fernhalten.
7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, deren Mittel (11, 12, 31, 32) zum Durchstrahlen eine erste und eine zweite Lichtquelle (11, 12) und deren Mittel (51, 52, 71, 72, 81, 82) zum Detektieren eine erste und eine zweite Detektoreinrichtung (71, 72) aufweisen, wobei von der ersten Lichtquelle (11) das Licht in der einen Durchstrahlungsrichtung ausgeht und die erste Detektoreinrichtung (71) zur Detektion von Anteilen des von der ersten Lichtquelle (11) ausgehenden Lichtes vorgesehen ist, und wobei von der zweiten Lichtquelle (12) das Licht in der anderen Durchstrahlungsrichtung ausgeht und die zweite Detektoreinrichtung (72) zur Detektion von Anteilen des von der zweiten Lichtquelle (12) ausgehenden Lichtes vorgesehen ist.
8. Vorrichtung nach Anspruch 7, bei der die erste Lichtquelle (11) und die erste Detektoreinrichtung (71) einerseits und die zweite Lichtquelle (12) und die zweite Detektoreinrichtung (72) andererseits gleichzeitig aktiv sind.
9. Vorrichtung nach Anspruch 7, bei der die erste Lichtquelle (11) und die erste Detektoreinrichtung (71) einerseits oder die zweite Lichtquelle (12) und die zweite Detektoreinrichtung (72) andererseits alternierend aktiv sind.
10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1, 2, 4 oder 5, deren Mittel (1, 31, 32, 22, 24; 1, 22, 24, 261, 271) zum Durchstrahlen eine Lichtquelle (1) aufweisen, der Lichtleitmittel (31, 32, 22, 24; 22, 24, 261, 271) zugeordnet sind, die das Licht der Lichtquelle (1) alternierend in der einen oder der anderen Durchstrahlungsrichtung aussenden.
11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5 oder 10, deren Mittel (51, 52, 7, 8, 23, 25; 7, 8, 23, 25, 262 bis 26p, 272 bis 27p; 7, 81 bis 8n, 23, 25, 262 bis 26p, 272 bis 27p) zum Detektieren eine Detektoreinrichtung (7) aufweisen, der Lichtleitmittel (51, 52, 23, 25; 23, 25, 262 bis 26p, 272 bis 27p) zugeordnet sind, die dazu vorgesehen sind der Detektoreinrichtung (7) alternierend bezüglich der eine oder der anderen Durchstrahlungsrichtung zu detektierendes Licht zuzuleiten.
12. Vorrichtung nach Anspruch 10 oder 11, deren Lichtleitmittel (51, 52, 23, 25; 23, 25, 262 bis 26p, 272 bis 27p) faseroptische Mittel (31, 32, 51, 52, 24, 25, 26, 27) enthalten.
13. Vorrichtung nach Anspruch 12, deren faseroptischen Mittel (31, 32, 51, 52, 24, 25, 26, 27) ein Lichtleitfaserbündel (26, 27) enthalten, das wenigstens je eine von den Mitteln zum Durchstrahlen (1, 22, 24, 261, 271; 11 bis ln, 4, 22, 24, 261, 271, 281 bis 28n) zum bidirektionalen Durchstrahlen ausgehendes Licht einer Durchstrahlungsrichtung und eine Anteile Lichtes der jeweils anderen Durchstrahlungsrichtung zu den Mitteln zum Detektieren leitende Lichtleitfaser (26ι und 271 bzw. 262 bis 26p und 272 bis 27p) enthält.
14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 13, die Abtastmittel (17, 18) aufweist, mittels derer die bidirektionale Durchstrahlung in einer Vielzahl von Abtastpositionen erfolgt.
15. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 14, die Auswertemittel (12) aufweist, denen die Ausgangssignale der Mittel (51, 52, 71, 72, 81, 82; 51, 52, 7, 8, 23, 25; 51, 52, 71, 72, 81, 82 ; 7 , 8, 23' 25' 262 bis 26p, 272 bis 27p; 7, 81 bis 8n, 23, 25, 262 bis 26p, 272 bis 27p) zum Detektieren zugeführt sind.
16. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 15, bei der für die beiden Durchstrahlungsrichtungen ein Versatz der optischen Achsen vorliegt und deren Auswertemittel (12) den Versatz eliminieren.
17. Vorrichtung nach Anspruch 16, bei der der Versatz nach Betrag und Richtung gleich dem Versatz zwischen zwei benachbarten Abtastpositionen oder einem ganzzahligen Vielfachen davon ist.
18. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 17, deren Mittel (11 bis 1n 4, 22, 24, 261, 271, 281 bis 28n) zum bidirektionalen Durchstrahlen gleichzeitig Licht definierter unterschiedlicher Wellenlängen abgeben, wobei Signalverarbeitungsmittel vorgesehen sind, die anhand des Ausgangssignales der Mittel (7, 81 bis 8n, 23, 25, 262 bis 26p, 272 bis 27p) zum Detektieren eine der Anzahl der unterschiedlichen Wellenlängen entsprechende Anzahl von Signalen bilden, von denen jedes dem Anteil des Lichtes einer der unterschiedlichen Wellenlängen an dem detektierten Anteil des von den Mitteln (11 bis 1n, 4, 22, 24, 261, 271, 281 bis 28n) zum Durchstrahlen Lichtes entspricht.
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