DE19634152A1 - Verfahren zur Untersuchung eines biologischen Gewebes mit nichtionisierender Strahlung - Google Patents
Verfahren zur Untersuchung eines biologischen Gewebes mit nichtionisierender StrahlungInfo
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Description
Die Diagnose des Mammakarzinoms stützt sich heute vorwiegend
auf das bildgebende Verfahren der Röntgenmammographie. Teile
der Öffentlichkeit und der Ärzteschaft stehen dieser Untersu
chungsmethode allerdings zunehmend kritisch gegenüber, da man
eine Schädigung des durchstrahlten Gewebes nicht mit Sicher
heit ausschließen kann.
In der klinischen Erprobung befinden sich lichttomographische
Verfahren, bei denen man das zu untersuchende Gewebe mit
sichtbarem bzw. Infrarotlicht beleuchtet und die reflektierte
oder transmittierte Strahlung nachweist. Da die gemessenen
Intensitäten von den optischen Eigenschaften des jeweils
durchstrahlten Volumens abhängen, hofft man, Gewebearten un
terscheiden und physiologische bzw. pathologische Veränderun
gen im Gewebe feststellen und lokalisieren zu können. Mögli
che Anwendungen der Lichttomographie reichen von der Detek
tion des Mammakarzinoms bis hin zur Registrierung der Oxyge
nerierung des Gehirns und der Extremitäten. Aufgrund der
Vielfachstreuung des Lichtes im Gewebe liegt die mit diesen
Verfahren erreichbare Ortsauflösung in der Regel bei nur etwa
10-15 mm, während die etablierten Verfahren der medizinischen
Diagnostik (Röntgen-Computer-Tomographie, Kernspinresonanz/NMR)
noch bis zu 1 mm kleine Strukturen abbilden. Die Ver
besserung der Ortsauflösung sowohl in lateral er Richtung als
auch in der Tiefe ist daher vorrangiges Ziel der Forschung
und Entwicklung [1].
Durch Analyse der in einem Speckle-Muster auftretenden Inten
sitätsfluktuationen kann man die Rotation und die Translati
onsgeschwindigkeit eines von einem Laserstrahl beleuchteten
Körpers bestimmen. Seit einigen Jahren finden diese auf dem
Speckle-Phänomen basierenden optischen Verfahren auch im Be
reich der medizinischen Diagnostik Anwendung, um beispiels
weise die mittlere Fließgeschwindigkeit des Blutes in ober
flächennahen Schichten eines Gewebes in vivo zu messen
[2], [3].
Die Fig. 1 zeigt die in einem Laser-Doppler-Meßgerät übli
cherweise gewählte Anordnung der als Photonenquelle bzw.
Strahlungsempfänger dienenden Lichtleiter 1/2 auf der Ober
fläche des Gewebes 3 (Messung in Reflexion). Ihr Abstand d
beträgt maximal etwa 2-5 mm, wobei der detektorseitige Licht
leiter 2 im stationären Fall (Einstrahlung von cw-Licht) nur
solche Photonen erfaßt, deren Streuweg innerhalb des dunkel
dargestellten Volumens 4 verläuft. Mit dem Abstand d der
Lichtleiter 1/2 wächst die mittlere Breite w des für die
Messung relevanten Volumens 4 stark an. Zudem dringen die
Photonen tiefer in das Gewebe 3 ein, wobei sich die mittlere
Eindringtiefe näherungsweise zu t = c {d}1/2 berechnet. Die
Messung der Eigenschaften eines biologischen Gewebes in
tieferliegenden Schichten (großes d) geht daher immer mit ei
ner schlechteren lateralen Ortsauflösung (größeres w) einher.
Durch Anwendung einer Gating-Technik [4-6] läßt sich die
laterale Ortsauflösung lichttomographischer Verfahren ver
bessern. Hierbei bestrahlt man das Gewebe mit kurzen Lichtim
pulsen und weist nur solche Photonen nach, welche den Detek
tor innerhalb eines die Photonenlauf zeit begrenzenden Zeit
fensters von typischerweise 100-200 ps Breite erreichen. Als
Folge der Laufzeitbegrenzung verringert sich die mittlere
Breite w des zum Meßergebnis beitragenden Gewebevolumens, so
daß man auch kleinere Strukturen noch abbilden kann. Um auch
tieferliegende Strukturen zu analysieren, wird der Abstand d
zwischen Sende- und Empfangsfaser verkleinert und die Lage
des Zeitfensters bezüglich des die kurzzeitige Bestrahlung
auslösenden Triggersignals entsprechend angepaßt.
Das aus [7] bekannte Verfahren erlaubt die Lokalisierung ei
nes in einem stark streuenden Medium eingebetteten, IR-Strah
lung absorbierenden Objektes. Die Bestrahlung des zu untersu
chenden Körpers erfolgt mit intensitätsmoduliertem Licht der
Wellenlänge λ = 800 nm, wobei die Modulationsfrequenz im Be
reich von f = 10-300 MHz liegt. Gemessen wird die Ortsabhän
gigkeit der Phasenverschiebung zwischen dem eingekoppelten
und dem ausgekoppeltem optischen Signal. Sie ist ein direktes
Maß für die mittlere Weglänge der Photonen im Gewebe und da
mit auch ein Maß für deren mittlere Eindringtiefe.
Die Erfindung hat ein Verfahren zur optischen Messung eines
Merkmals (mittlere Fließgeschwindigkeit des Blutes, Grad der
Durchblutung, Absorptionsvermögen usw.) eines biologischen
Gewebes zum Gegenstand. Insbesondere bei der Untersuchung ge
schichtet aufgebauter Strukturen soll es das Verfahren ermög
lichen, die aus dem interessierenden Tiefenbereich stammenden
Photonen von den in höher- oder tieferliegenden Schichten ge
streuten Photonen zu separieren. Ein Verfahren mit den in Pa
tentanspruch 1 angegebenen Merkmalen besitzt diese Eigen
schaften. Die abhängigen Ansprüche betreffen Ausgestaltungen
und vorteilhafte Weiterbildungen des erfindungsgemäßen Ver
fahrens.
Mit Hilfe des im folgenden beschriebenen Verfahrens, läßt
sich beispielsweise der Grad der Durchblutung der äußeren
Großhirnrinde optisch bestimmen, ohne den Schädelknochen öff
nen zu müssen. Da im wesentlichen nur die in tieferliegenden
Schichten des Schädels gestreuten Photonen bei der Auswertung
berücksichtigt werden, wirkt sich der Blutfluß in der Kopf
haut nicht störend auf das Meßsignal aus.
Photonen, welche sich in einem lebenden und damit durchblute
ten Gewebe ausbreiten, sind sowohl elastischen als auch un
elastischen Streuprozessen unterworfen. Während eines als un
elastisch bezeichneten Streuvorgangs tauscht das Photon Ener
gie mit dem streuenden Objekt aus und ändert dadurch seine
Wellenlänge bzw. Frequenz. Dieser als Dopplerstreuung des
Lichtes bezeichnete Vorgang findet im wesentlichen nur in den
durchbluteten Bereichen des Gewebes statt, wobei insbesondere
die sich in den Gefäßen mit dem Blutstrom bewegenden Erythro
zyten als Streuzentren wirken. Unter der Annahme einer homo
genen Durchblutung des Gewebes nimmt die mittlere Anzahl der
Dopplerstreuprozesse pro Photon mit der mittleren Länge der
von den Photonen im Gewebe zurückgelegten Wegstrecke und
damit auch mit der mittleren Eindringtiefe t zu. In Fig. 2
sind die entsprechenden Verhältnisse für zwei von einem Sen
der 5 in das homogen durchblutete Gewebe 3 eingekoppelte und
auf verschiedenen Pfaden zum Empfänger 6 gelangende Photonen
schematisch dargestellt. Das auf dem längeren Pfad 2 laufende
Photon dringt tiefer in das Gewebe 3 ein (t₂ < t₁) und wird,
erkennbar an den vielen Richtungswechseln, häufiger gestreut.
Jeder Dopplerstreuprozeß geht einher mit einer durch
gegebenen Frequenzänderung νD, wobei den Geschwindigkeits
vektor des streuenden Teilchens, f und i die Wellenvektoren
des einfallenden bzw. des gestreuten Photons bezeichnen. Die
Dopplerstreuung der Photonen im Gewebe hat eine Verbreiterung
des Frequenzspektrums des detektierten Streulichts gegenüber
dem eingekoppelten Licht zur Folge, wobei das Ausmaß der Ver
breiterung von der mittleren Anzahl der Dopplerstreuprozesse
und damit auch von der mittleren Eindringtiefe der Photonen
abhängt. Im Frequenz- oder Leistungsspektrum S(ν) des nachge
wiesenen Streulichts sind höhere Frequenzen demzufolge auf
solche Photonen zurückzuführen, welche tiefer in das durch
blutete Gewebe eingedrungen und den dort herrschenden Be
dingungen (Fließgeschwindigkeit des Blutes, Dichte und Anzahl
der roten Blutkörperchen usw.) ausgesetzt waren. Eine Tiefen
diskriminierung läßt sich also dadurch erreichen, daß man das
detektierte Frequenzspektrum S(ν) einer Frequenzfilterung,
insbesondere einer Hochpaßfilterung (s. den oberen Teil der
Fig. 2) oder Tiefpaßfilterung unterwirft. Zum Meßsignal tra
gen dann nur solche Photonen bei, deren Dopplerverschiebung
oberhalb bzw. unterhalb der Filterschwelle liegt, deren mitt
lere Eindringtiefe größer bzw. kleiner ist als ein durch die
Filterschwelle vorgegebener Mindestwert. Eine Bandpaßfilte
rung des Leistungsspektrums S(ν) gewährleistet, daß nur die
in einem bestimmten Tiefenbereich des Gewebes dopplergestreu
ten Photonen ausgewertet werden.
Die Fig. 3 zeigt den schematischen Aufbau eines Laser-Dopp
ler-Meßgeräts, das sich insbesondere zur Bestimmung des Gra
des der Durchblutung in tieferen Schichten eines biologischen
Gewebes 3 eignet. Als Photonenquelle dient eine cw-Laserdiode
7 (Spectra Diode Labs., SDL 5421), deren Strahlung (λ = 820
nm) man mit Hilfe einer Glasfaser 8 in das Gewebe 3 einkop
pelt. Die Intensität der Primärstrahlung an der Gewebeober
fläche beträgt typischerweise etwa 120 mW. Eine Halterung 9
ermöglicht es, den Abstand d zwischen der quellenseitigen
Glasfaser 8 und den beiden detektorseitigen Glasfasern 10/11
zwischen d = 5 mm und d = 60 mm zu variieren. Um sicherzu
stellen, daß die detektorseitigen Glasfasern 10/11 nur die
aus einzelnen oder wenigen Kohärenzzonen (sogenannte Speck
les) stammende Streustrahlung erfassen, ist der Durchmesser
ihrer jeweiligen Endflächen mit 2r 10-20 µm vergleichs
weise klein bemessen (der Durchmesser dSpeckle ∝ λ/N.A. einer
Kohärenzzone hängt von der Apertur N.A. des jeweiligen Detek
tors und der Wellenlänge λ ab; für λ = 0.82 µm und N.A. = 0,12
→ dSpeckle = 6,8 µm). An den gewebeseitigen Endflächen der
Glasfasern 10/11 überlagert sich das durch den Dopplereffekt
frequenzverschobene Streu-licht mit dem nicht dopplergestreu
ten Licht kohärent (heterodyne Überlagerung). Zudem wird auch
dopplergestreutes Licht mit dopplergestreutem Licht gemischt
(kohärente homodyne Überlagerung), wobei die in beiden Fällen
entstehende Schwebung die dem Blutfluß näherungsweise propor
tionalen Dopplerfrequenzen enthält.
Aufgrund der optischen Dämpfung durch das zwischen dem Sender
8 und dem Empfänger liegende Gewebe sowie der angestrebten
Auswertung einzelner bzw. weniger Speckles, sinkt die Inten
sität des an der Gewebeoberfläche austretenden und von den
detektorseitigen Monomode Glasfasern 10/11 erfaßte Streulicht
erheblich ab. So gelangen nur noch etwa 10⁵-10⁶ Photonen pro
Sekunde zu den Detektoren 12/13, falls die Laserdiode 7 eine
Leistung von 1 mW abgibt, die quellenseitige Glasfaser 8
demzufolge etwa 10¹⁵ Photonen pro Sekunde in das Gewebe 3
einstrahlt. Dieser Wert liegt im Bereich der von Einzelpho
tonen-Detektoren noch zu verarbeitenden maximalen Zählraten,
so daß der kohärente Empfang des Streulichtes keine große
Einschränkung hinsichtlich der Signalintensität und der Meß
zeit darstellt. Als Photonendetektoren 12/13 finden insbeson
dere Photomultiplier und sogenannte "Avalanche"-Photodioden
(EG, SPCM-AQ-131) Verwendung. Dem Detektor 12 (Avalanche-
Photodiode) der ersten Auswerteelektronik ist hierbei ein
digitaler Korrelator 14 (Brookhaven Instruments, BI 9000 AT)
nachgeschaltet, welcher die zeitliche Photonen-Autokorre
lationsfunktion <I(τ)·I(t+τ)</<I<² bestimmt. Ein Rechner 15
wandelt die zeitliche Autokorrelationsfunktion durch eine
Fourier-Transformation in das gesuchte Dopplerfrequenz-Lei
stungsspektrum (Powerspectrum) S(ν) um und unterwirft dieses
der oben beschriebenen Hochpaßfilterung. In der zweiten Aus
werteelektronik erzeugt ein mit dem Ausgangssignal des Detek
tors 13 (Avalanche-Photodiode) beaufschlagter Spektrumsanaly
sator 16 (Hewlett Packard, HP 35665 A) das Dopplerfrequenz-
Leistungsspektrum S(ν), wobei die Hochpaßfilterung wieder mit
Hilfe des Rechners 15 durchgeführt wird.
Um aus dem gemessenen und hochpaßgefilterten Leistungsspek
trum S(ν) ein Maß für den Blutfluß bzw. die mittlere Fließge
schwindigkeit des Blutes in der durch die Grenzfrequenz der
Dopplerverschiebung definierten Tiefe abzuleiten, kann man
insbesondere das durch
R: = konst. ∫ ν·S(ν)dν
gegebene erste Moment R des Leistungsspektrums S(ν) berechnen
[8]. Die Größe R ist dem Blutfluß, d. h. dem Produkt der
Konzentration der roten Blutkörperchen und deren mittlerer
Geschwindigkeit, das gewichtete Moment Rs
Rs: = R·[ ∫ S(ν)dν]-1
des Leistungsspektrums der mittleren Geschwindigkeit der
roten Blutkörperchen näherungsweise proportional.
Ergebnisse einer Monte-Carlo-Simulation bestätigen die An
nahme, wonach die durch Dopplerstreuung hervorgerufene Fre
quenzverschiebung des gestreuten gegenüber dem eingestrahlten
Licht von der mittleren Eindringtiefe der Photonen in einem
homogen durchbluteten Gewebe abhängt. Fig. 4 zeigt die Er
gebnisse der Simulationsrechnung. Dargestellt ist jeweils die
mittlere Eindringtiefe t der Photonen in Abhängigkeit von der
detektierten Dopplerfrequenz für zwei zu d = 5 mm und d = 10 mm
vorgegebenen Glasfaserabstände. Bei höheren Frequenzverschie
bungen sind die Kurven aufgrund der nur kleinen Anzahl (10⁶)
simulierten Photonen stark verrauscht (im Experiment be
strahlt man das Gewebe 3 mit etwa 10¹⁸ Photonen/Sekunde).
Unterhalb von etwa 10 kHz nimmt die mittlere Eindringtiefe t
annähernd linear mit der Dopplerverschiebung zu. Weiterhin
fällt auf, daß die elastisch gestreuten Photonen (ν = 0) bei
einer Vergrößerung des Photonenabstandes von d = 5 mm auf
d = 10 mm deutlich tiefer in das Gewebe eindringen. Zudem
wächst die mittlere Eindringtiefe bei größerem Abstand d
langsamer mit der Dopplerfrequenz an.
Mit Hilfe des erfindungsgemäßen Verfahrens lassen sich auch
differentielle Absorptionsmessungen durchführen, um bei
spielsweise das Blutvolumen oder den lokalen Oxygenierungs
grad des Blutes zu bestimmen. Hierbei beleuchtet man das Ge
webe mit mindestens zwei Strahlungssonden, deren Wellenlängen
auf das Absorptionsmaxima des Oxyhämoglobins bzw. des Deoxy
hämoglobins abgestimmt sind. Jeder der Streulichtanteile wird
dann wieder dem oben beschriebenen Auswerteprozeß unter
worfen.
Wird das Gewebe mit intensitätsmoduliertem Licht bestrahlt,
beobachtet man auch im Leistungsspektrum des detektierten
Streulichtes eine die Modulationsfrequenz (typischerweise
70-200 MHz) aufweisende Komponente (s. den oberen Teil der
Fig. 5). Die Dopplerverschiebungen treten als Seitenbänder
um den Signalanteil bei der Modulationsfrequenz auf und kön
nen durch Überlagerungsempfang bestimmt und ausgewertet wer
den.
[1] Diagnostic Imaging; Jan. 1994, S. 69-76
[2] Optics Letters; 10(1985), S. 104-106
[3] Phys. Rehab. Kur Med; 4(1994), S. 105-109
[4] Applied Optics; 30(1991), S. 788-794
[5] Applied Optics; 32(1993), S. 574-579
[6] Laser u. Optoelektronik; 27(1995), S. 43-47
[7] Psychophysiology; 31(1994), S. 211-215
[8] Applied Optics; 20(1981), S. 2097-2107.
[2] Optics Letters; 10(1985), S. 104-106
[3] Phys. Rehab. Kur Med; 4(1994), S. 105-109
[4] Applied Optics; 30(1991), S. 788-794
[5] Applied Optics; 32(1993), S. 574-579
[6] Laser u. Optoelektronik; 27(1995), S. 43-47
[7] Psychophysiology; 31(1994), S. 211-215
[8] Applied Optics; 20(1981), S. 2097-2107.
Claims (8)
1. Verfahren zur Untersuchung eines biologischen Gewebes mit
nichtionisierender Strahlung durch Ausführen der folgenden
Schritte:
- a) Bestrahlen eines ersten Bereiches der Gewebeoberfläche oder der Oberfläche eines das Gewebe enthaltenden Körpers mit nichtionisierender, kohärenter elektromagnetischer Strahlung;
- b) Nachweis der von einem zweiten Bereich der Gewebeoberflä che oder der Oberfläche des Körpers emittierten Streu strahlung und
- c) Bestimmung des Leistungsspektrums der Streustrahlung,
dadurch gekennzeichnet, - d) daß nur solche Intensitätswertes S(ν) des Leistungsspek trums bei der Bestimmung eines Merkmals des Gewebes be rücksichtigt werden, deren zugeordnete Frequenz ν höher oder niedriger ist als eine vorgegebene Grenzfrequenz νF, wobei die Grenzfrequenz νF als Maß für die mittlere Eindringtiefe der Photonen dient.
2. Verfahren nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet,
daß die durch den Dopplereffekt hervorgerufene Verschiebung
der Frequenz der das Gewebe beleuchtenden Strahlung gemessen
wird und daß das Doppler-Leistungsspektrum ermittelt und ei
ner Hochpaß-, Tiefpaß- oder Bandpaßfilterung unterworfen
wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2,
dadurch gekennzeichnet,
daß das Gewebe mit monochromatischer Strahlung der Wellen
länge 500 nm λ 1100 nm durchstrahlt wird.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Streustrahlung mittels eines ersten Lichtleiters (10,
11) erfaßt und einem Photonendetektor (12, 13) zugeführt
wird, wobei die wirksame Querschnittsfläche des Lichtleiters
(10, 11) annähernd der Größe einer Kohärenzzone der aus der
Oberfläche des Gewebes (3) oder des Körpers austretenden
Streustrahlung entspricht.
5. Verfahren nach Anspruch 4,
dadurch gekennzeichnet,
daß die mittlere Eindringtiefe der elektromagnetischen
Strahlung durch eine Änderung des Abstandes (d) zwischen dem
ersten und dem zweiten Bereich variiert wird.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5,
dadurch gekennzeichnet,
daß ein Moment des Leistungsspektrums berechnet und als Maß
für den Grad der Durchblutung des Gewebes herangezogen wird.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4,
dadurch gekennzeichnet,
daß das Gewebe (3) mit elektromagnetischer Strahlung unter
schiedlicher Wellenlänge beleuchtet wird und daß für jede der
resultierenden Streustrahlungen die Verfahrensschritte b)-d)
ausgeführt werden.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Intensität der kohärenten elektromagnetischen Strahlung
moduliert wird.
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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