DE69937602T2

DE69937602T2 - Bilderzeugung und kennzeichnung von hirngewebe

Info

Publication number: DE69937602T2
Application number: DE69937602T
Authority: DE
Inventors: Britton Marathon CHANCE
Original assignee: Non Invasive Technology Inc
Current assignee: Non Invasive Technology Inc
Priority date: 1998-02-11
Filing date: 1999-02-11
Publication date: 2008-10-23
Anticipated expiration: 2019-02-12
Also published as: JP2011104428A; US20100174160A1; EP1054619A4; EP1054619B1; US7610082B2; US20050228291A1; JP2002502653A; CA2319456A1; CA2319456C; WO1999040841A1; DE69937602D1; JP4733265B2; EP1054619A1

Description

Diese Anmeldung beansprucht die Priorität der US Provisional Application mit der Seriennummer 60/074294 , die am 11. Februar 1998 eingereicht wurde und der US-Provisional Application mit der Seriennummer 60/098018 , die am 26. August 1998 eingereicht wurde.
Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf die Abbildung und auf die qualitative und quantitative Charakterisierung von biologischem Gewebe unter Verwendung von sichtbarer Strahlung oder Infrarotstrahlung und insbesondere auf die Abbildung und die Charakterisierung von Gehirngewebe.
Hintergrund
Traditioneller Weise sind Röntgenstrahlen oder γ-Strahlen verwendet worden, um biologisches Gewebe zu untersuchen und abzubilden. Diese Strahlung pflanzt sich in dem Gewebe auf geraden ballistischen Bahnen fort, d. h., eine Streuung der Strahlung ist zu vernachlässigen. Somit basiert die Abbildung auf der Bewertung der Absorptionsniveaus der unterschiedlichen Gewebearten. Beispielsweise enthält bei der Röntgen-Darstellung der Röntgenfilm dunklere und hellere Punkte. Bei komplizierteren Systemen, wie beispielsweise bei der Computertomographie (CT) wird ein Querschnittsbild von menschlichen Organen durch Übertragung von Röntgen-Strahlung durch einen Abschnitt des menschlichen Körpers in unterschiedlichen Winkeln erzeugt, und durch elektronisches Detektieren der Variation der Röntgen-Transmission. Die detektierte Intensitätsinformation wird digital in einem Computer gespeichert, der die Röntgen-Absorption des Gewebes an einer Vielzahl von Punkten wieder abbildet, die in einer Querschnittsebene gelegen sind.
Eine nahe an Infrarot liegende Strahlung (NIR = near infra-red radiation) ist verwendet worden, um nicht-invasiv den Sauerstoffmetabolismus im Gewebe zu studieren, beispielsweise im Gehirn, im Finger oder im Ohrläppchen. Die Anwendung von sichtbarer Strahlung, NIR-Strahlung und Infrarot-Strahlung (IR-Strahlung) zur medizinischen Abbildung bzw. Bildgebung könnte verschiedene Vorteile bringen. Im NIR- oder IR-Bereich ist der Kontrastfaktor zwischen einem Tumor und einem Gewebe viel größer als in dem Röntgen-Bereich. Zusätzlich wird die Strahlung von sichtbarem Licht bis Infrarot gegenüber Röntgen-Strahlung bevorzugt, da sie nicht-ionisierend ist, und somit möglicherweise weniger Nebeneffekte verursacht. Jedoch wird die sichtbare Strahlung oder IR-Strahlung stark in biologischem Gewebe gestreut und absorbiert und der Migrationspfad kann nicht durch eine gerade Linie angenähert werden, was gewisse Aspekte von Querschnittsabbildungstechniken nicht anwendbar macht.
Computertomographie unter Verwendung von NIR-Spektrometrie ist für die In-vivo-Abbildung verwendet worden. Diese Technik verwendet NIR-Strahlung in analoger Weise zur Anwendung von Röntgen-Strahlung in einer Röntgen-Computertomographie. Die Röntgen-Quelle wird durch mehrere Laserdioden ersetzt, die Licht im NIR-Bereich aussenden. Die NIR-Computertomographie verwendet einen Satz von Fotodetektoren, die das Licht der Laserdioden detektieren, welches durch das abgebildete Gewebe übertragen wird. Die detektierten Daten werden von einem Computer in ähnlicher Weise manipuliert, wie es die detektierten Röntgen-Daten bei einer Röntgen-Computertomographie werden würden. Unterschiedliche NIR-Computertomographiesysteme haben den Streuungsaspekt der nicht ionisierenden Strahlung erkannt und haben die Röntgen-Tomographiealgorithmen entsprechend modifiziert.
Die oben erwähnten Röntgen- oder γ-Strahlentechniken sind verwendet worden, um einen Gewebetumor zu detektieren. Mit dem Ausdruck "Angiogenese" ist die Erzeugung von neuen Blutgefässen in einem Gewebe oder einem Organ gemeint. Unter normalen physiologischen Bedingungen tritt bei Menschen oder Tieren eine Angiogenese nur in sehr speziellen eingeschränkten Situationen auf. Beispielsweise wird eine Angiogenese normalerweise bei der Wundheilung, bei der foetalen und embryonalen Entwicklung und bei der Bildung des Corpus luteum, eines Endometriums und der Plazenta beobachtet.
Es wird angenommen, dass sowohl gesteuerte als auch ungesteuerte Angiogenese in ähnlicher Weise voranschreiten. Eine anhaltende nicht regulierte Angiogenese tritt in einer Vielzahl von Krankheitszuständen, bei Tumormetastasen und abnormalen Wucherungen durch endotheliale Zellen auf und unterstützt den pathologischen Schaden, der bei diesen Bedingungen zu sehen ist. Die unterschiedlichen pathologischen Krankheitszustände, unter denen eine ungeregelte Angiogenese auftritt, sind als angiogenetisch abhängige oder angiogenetisch assoziierte Krankheiten klassifiziert worden. Die Hypothese, dass eine Tumorwucherung von Angiogenese abhängig ist, wurde zuerst 1971 aufgestellt (Folkman, J. Tumor Angionesis: Therapeutic Implications, N. Engl. Jour. Med. 285: 1182-1186, 1971). In seiner einfachsten Aussage stellt er fest: "Sobald ein "Tumorkeim" aufgetreten ist, muss jeder Vergrößerung der Tumorzellenpopulation eine Steigerung von neuen Kapillaren vorangehen, die auf dem Tumor zusammenlaufen." "Tumorkeim" ist so zu verstehen, dass dies eine prävaskulare Phase der Tumorzunahme anzeigt, wobei eine Population von Tumorzellen ein Volumen von wenigen Kubikmillimetern einnimmt und nicht wenige Millionen Zellen überschreitet, und mit existierenden schon vorhandenen Mikrogefäßen überleben kann. Die Expansion des Tumorvolumens über diese Phase hinaus fordert das Einführen von neuen Kapillarblutgefäßen. Diese Erklärung wurde direkt oder indirekt in zahlreichen Veröffentlichungen beobachtet und dokumentiert.
Es gibt immer noch eine Notwendigkeit für eine relativ kostengünstige nichtinvasive Technik, die einen Tumor alleine oder in Verbindung mit den oben erwähnten Techniken detektieren, abbilden und charakterisieren kann. Weiterhin gibt es immer noch eine Notwendigkeit für eine relativ kostengünstige nicht-invasive Technik, die Gehirngewebe charakterisieren kann, um eine Krankheit oder eine funktionelle Abnormität zu detektieren.
Das US-Patent 5,564,417 offenbart ein pfadlängenkorrigiertes Spektrophotometer zur Gewebeuntersuchung, was die Untersuchung des Gehirns mit einschließt. Das Spektrophotometer weist einen Oszillator auf, um eine Carrier- bzw. Trägerwellenform von ausgewählter Frequenz zu erzeugen, eine LED-Lichtquelle zur Erzeugung von Licht mit einer ausgewählten Wellenlänge, welches bezüglich der Intensität bei der ausgewählten Frequenz moduliert ist, das in ein Subjekt bzw. eine Person eingeleitet wird, und einen Photodiodendetektor, zum Detektieren von Licht, welches in dem Gewebe des Subjektes migriert bzw. gewandert ist. Das Spektrophotometer weist auch einen Phasendetektor auf, um eine Phasenverschiebung zwischen dem eingeleiteten und dem detektierten Licht zu messen, einen Größendetektor zur Bestimmung einer Lichtdämpfung in dem untersuchten Gewebe, und einen Prozessor, der geeignet ist, um die Photonenmigrationspfadlänge zu berechnen und eine physiologische Eigenschaft des untersuchten Gewebes basierend auf der Pfadlänge und den Dämpfungsdaten zu bestimmen.
Zusammenfassung
Die vorliegende Erfindung weist unterschiedliche neuartige Vorrichtungen und Verfahren zur Untersuchung von biologischem Gewebe auf, insbesondere für die transkraniale optische Untersuchung oder Überwachung des Gehirns unter Verwendung von sichtbarem oder infrarotem Licht. Die optische Untersuchungstechnik kann alleine verwendet werden, um einen Anomalie des Gehirngewebes zu detektieren und zu charakterisieren, oder kann in Kombination mit Röntgen-Techniken (einschließlich CT), Magnetresonanzabbildung (MRI oder fMRI) oder PET verwendet werden.
Die neuartigen Techniken können in anderer Weise ein einzelnes optisches Modul einsetzen, das auf dem Kopf angeordnet wird, oder mehrere optische Module, die auf der rechten oder linken Gehirnhemisphäre eines Patienten angeordnet sind, der wach oder auch bewusstlos sein kann. Wenn eine verdächtige Struktur im Kopf detektiert wird, kann die Technik nicht-invasiv die Struktur (beispielsweise Gewebemasse, Strömungsmittelvolumen) charakte risieren, indem optische Daten mit unterschiedlichen Wellenlängen aufgenommen werden, und eine oder mehrere gewebespezifische Charakteristiken erzeugt werden, die in Beziehung zu dem Gewebemetabolismus (oder Hypermetabolismus) der Biochemie, der Pathophysiologie (einschließlich der Angiogenese) oder einer anderen Charakteristik eines pathologischen Gewebezustands sind.
Gemäß einem Aspekt setzt die optische Untersuchungstechnik ein optisches System für eine nicht-invasive In-Vivo-Untersuchung eines Volumens von biologischem Gewebe eines Subjektes ein. Das optische Untersuchungssystem weist ein optisches Modul, eine Steuervorrichtung und einen Prozessor auf. Das optische Modul weist eine Anordnung von optischen Eingangsanschlüssen und optischen Detektionsanschlüssen auf, die in einem ausgewählten geometrischen Muster gelegen sind, um eine Vielzahl von Quellen-Detektor-Pfaden der Photonenmigration in dem biologischen Gewebe vorzusehen. Jeder optische Eingangsanschluss ist aufgebaut, um in das Gewebevolumen sichtbares oder infrarotes Licht einzuleiten, welches von einer Lichtquelle ausgesandt wird. Jeder optische Detektionsanschluss ist aufgebaut, um Licht von dem Gewebe zu einem Lichtdetektor zu liefern. Die Steuervorrichtung ist aufgebaut und angeordnet, um eine oder mehrere Lichtquellen und Lichtdetektoren zu aktivieren, so dass der Lichtdetektor Licht detektiert, welches über mindestens einen der Quelle-Detektor-Migrationspfade gelaufen ist. Der Prozessor nimmt Signale entsprechend dem detektierten Licht auf und erzeugt ein definiertes räumliches Bild des untersuchten Gewebes.
Das optische Untersuchungssystem kann Bilder mit einer einzigen Wellenlänge oder mit mehreren Wellenlängen von dem untersuchten Gehirngewebe erzeugen, wobei die eingesetzte Wellenlänge empfindlich für ein Absorption oder Streuung durch einen Gewebebestandteil ist (beispielsweise für ein endogenes oder exogenes Pigment, für Gewebezellen), oder wobei sie empfindlich für strukturelle Veränderungen in dem Gewebe ist. Die optischen Bilder können eine Gewebeabsorption, eine Gewebestreuung oder beides ab bilden. Das optische Abbildungssystem kann auch Blutvolumen-Hämoglobinoxigenierung-Bilder und Hämoglobindeoxigenierung-Bilder erzeugen (oder Bilder von irgendeinem anderen Gewebebestandteil), und zwar basierend auf optischen Daten von einer einzigen Wellenlänge oder basierend auf optischen Daten von mehreren Wellenlängen. Ein Prozessor kann andere Bildverarbeitungs- und Bildverbesserungsalgorithmen einsetzen, die in der Technik bekannt sind. Der Prozessor kann verschiedene Bilder in Beziehung setzen, um eine verdächtige Struktur zu detektieren und dann die detektierte Struktur charakterisieren. Die Korrelation weist die Bestimmung einer Kongruenz der detektierten Strukturen auf. Der Prozessor kann unterschiedliche Arten von kombinierter Zielfindung einsetzen, und zwar basierend auf verschiedenen optischen Bildern alleine oder in Kombination mit Röntgen-Techniken, MRI oder PET, um eine verdächtige Gewebemasse zu charakterisieren.
Das optische Untersuchungssystem kann die oben beschriebenen Bilder von symmetrischen Geweberegionen des rechten und linken Gehirns oder symmetrischen Geweberegionen der Hirnlappen des rechten und linken Gehirns erzeugen oder kann Bilder von sowohl dem gesamten rechten Gehirn als auch dem gesamten linken Gehirn erzeugen. Das optische Untersuchungssystem kann auch "Modellbilder" eines Modells durch Bestrahlung erzeugen, die aufgebaut sind, um Streuungs- und Absorptionseigenschaften einer ausgewählten Geweberegion aufzuweisen. Das optische Untersuchungssystem kann auch getrennt seine Quellen und Detektoren an einem Modell kalibrieren. Um eine verdächtige Gewebemasse zu identifizieren und zu charakterisieren, kann der Prozessor die anderen Arten von kombinierter Zielfindung durch Korrelation der unterschiedlichen oben erwähnten Bilder einsetzen.
Das optische Abbildungssystem kann Daten für eine einzige Wellenlänge oder für mehrere Wellenlängen von einem Gehirngewebemodell zur Kalibrierung oder zur Detektion von Hintergrunddaten sammeln. Bei dem Kalibrierungsverfahren wird das optische Modul auf dem Modell angeordnet, und das Abbildungssystem kann eine begrenzte Anzahl von optischen Daten aufnehmen oder kann optische Daten unter Verwendung der gleichen Sequenzen aufnehmen, die während der Gewebeuntersuchung verwendet wurden. Das System kann die Modelldaten zur darauf folgenden digitalen Verarbeitung sowohl aufnehmen als auch speichern oder kann die Quellen- oder Detektorverstärkungen (gain) einstellen, um optische Daten gemäß einem ausgewählten Muster zu detektieren. Das Abbildungssystem kann unterschiedliche Kopfmodelle mit dem gleichen Streuungskoeffizienten und dem gleichen Absorptionskoeffizienten verwenden, wie das normale Gehirngewebe und mit dem gleichen Streuungskoeffizienten und dem gleichen Absorptionskoeffizienten wie der normale Schädel. Das Modellgewebe kann den Streuungs- und Absorptionskoeffizienten von infiziertem Gehirngewebe, Gewebe mit zerebraler Vaskulitis, der Parkinsonschen Krankheit, der Alzheimerschen Krankheit oder der Multiplen Sklerose haben. Weiterhin können die Modelle unterschiedliche Größen und Formen haben.
Um das untersuchte Gewebe zu charakterisieren, kann das Abbildungssystem verschiedene Bilder des Blutvolumens, der Hämoglobinoxgenierung, der Hämoglobindeoxygenierung oder Bilder korrelieren, die für ein optisches Kontrastmittel empfindlich sind. Das Abbildungssystem kann Bilder der gleichen Geweberegion korrelieren, die zu unterschiedlichen Zeitpunkten aufgenommen wurden. Die Korrelation der Bilder identifiziert pathologische Geweberegionen, wie beispielsweise Tumore, die einen angiogenetischen Wuchs aufweisen, wobei der Tumorbereich ein vergrößertes Blutvolumen und eine verringerte Hämoglobinoxygenierung zeigt. Weiterhin kann die Korrelation der Bilder verwendet werden, um die Hemmung einer Angiogenese während oder nach einer Medikamentenbehandlung zu überwachen.
Die beschriebenen optischen Systeme können auch Amplituden- oder Phasenauslöschungsmuster vorsehen, die für einzelne oder mehrfache Quellen-Detektor-Paare eine bemerkenswerte Empfindlichkeit zeigen und verwendet wurden, um kleine Objekte zu detektieren. Unter Verwendung von Rückprojektionsalgorithmen oder anderen bekannten Abbildungs- bzw. Bildgebungsalgorithmen, können die beschriebenen optischen Systeme eine sensomoto rische Aktivierung der menschlichen Gehirnfunktion eines Erwachsenen und eines Früh- und Neugeborenen abbilden und zweidimensionale Auflösungen von weniger als einem Zentimeter erreichen. Zusätzlich zeichnet das optische System schnell und genau sensomotorische Antworten bei Früh- und Neugeborenen auf. Die vorliegenden Systeme und Verfahren können bei der Bewertung einer zerebralen Fehlfunktion oder bei Krankheiten von Erwachsenen, Kindern, Kleinkindern oder Neugeborenen verwendet werden.
Gemäß einem anderen Aspekt setzt die optische Untersuchungstechnik ein optisches System für eine nicht-invasive In-Vivo-Untersuchung des biologischen Gewebes einer Person ein. Das optische System weist ein optisches Modul, eine Steuervorrichtung und einen Prozessor auf. Das optische Modul weist eine Anordnung von optischen Eingangsanschlüssen und Detektionsanschlüssen auf, die in einem ausgewählten geometrischen Muster gelegen sind, um eine Vielzahl von Photonenmigrationspfaden innerhalb einer untersuchten Region des biologischen Gewebes zu liefern. Jeder optische Eingangsanschluss ist so aufgebaut, dass er sichtbares oder infrarotes Licht einleitet, welches von einer Lichtquelle ausgesandt wird. Jeder optische Detektionsanschluss ist aufgebaut, um Lichtphotonen aufzunehmen, die in der untersuchten Geweberegion von mindestens einem der Eingangsanschlüsse gewandert sind, um das aufgenommene Licht zu einem Lichtdetektor zu liefern. Die Steuervorrichtung ist aufgebaut und angeordnet, um den Betrieb der Lichtquelle und des Lichtdetektors zu steuern, um Licht zu detektieren, welches über mindestens einen der Photonenmigrationspfade gelaufen ist. Der Prozessor ist angeschlossen, um Signale von dem Detektor aufzunehmen, und er ist angeordnet, um zumindest zwei Datensätze zu bilden, wobei ein erster Satz der Datensätze das Blutvolumen in der untersuchten Geweberegion darstellt, und wobei ein zweiter Satz der Datensätze eine Blutoxigenierung bzw. Sauerstoffversorgung in der untersuchten Geweberegion darstellt. Der Prozessor ist geeignet, um die ersten und zweiten Datensätze in Beziehung zu setzen, um abnormes Gewebe in der untersuchten Geweberegion zu detektieren.
Vorzugsweise weist der zweite Datensatz Hämoglobindeoxigenierungswerte auf. Der Prozessor kann geeignet sein, um einen dritten Datensatz zu bilden, der durch Bestrahlung einer Referenzgeweberegion aufgenommen wird.
Gemäß einem weiteren Aspekt setzt die optische Untersuchungstechnik ein optisches System für die nicht-invasive in-Vivo-Untersuchung von biologischem Gewebes einer Person ein. Das optische System weist ein optisches Modul, eine Steuervorrichtung und einen Prozessor auf. Das optische Modul weist eine Anordnung von optischen Eingangsanschlüssen und Detektionsanschlüssen auf, die in einem ausgewählten geometrischen Muster gelegen sind, um eine Vielzahl von Photonenmigrationspfaden innerhalb einer untersuchten Region des biologischen Gewebes zu liefern. Jeder optische Eingangsanschluss ist so aufgebaut, dass er sichtbares oder infrarotes Licht einleitet, welches von einer Lichtquelle ausgesandt wird. Jeder optische Detektionsanschluss ist aufgebaut, um Lichtphotonen aufzunehmen, die in der untersuchten Geweberegion von mindestens einem der Eingangsanschlüsse gewandert sind, um das aufgenommene Licht zu einem Lichtdetektor zu liefern. Die Steuervorrichtung ist aufgebaut und angeordnet, um den Betrieb der Lichtquelle und des Lichtdetektors zu steuern, um Licht zu detektieren, welches über mindestens einen der Photonenmigrationspfade gelaufen ist. Der Prozessor ist angeschlossen; um Signale von dem Detektor aufzunehmen, und er ist angeordnet, um zumindest zwei Datensätze zu bilden, wobei ein erster Satz der Datensätze durch Bestrahlung einer untersuchten Geweberegion von Interesse aufgenommen wird, und wobei ein zweiter Satz der Datensätze durch Bestrahlung einer Referenzgeweberegion mit ähnlichen Lichtstreuungs- und Absorptionseigenschaften wie die untersuchte Geweberegion aufgenommen wird. Der Prozessor ist angeordnet, um die ersten und zweiten Datensätze in Beziehung zu setzen, um abnormes Gewebe in der untersuchten Geweberegion zu detektieren.
Gemäß einem weiteren Aspekt setzt die optische Untersuchungstechnik ein optisches System für die nicht-invasive In-Vivo-Untersuchung von biologischem Gewebes einer Person ein. Das optische System weist ein optisches Modul, eine Steuervorrichtung und einen Prozessor auf. Das optische Modul weist eine Anordnung von optischen Eingangsanschlüssen und Detektionsanschlüssen auf, die in einem ausgewählten geometrischen Muster gelegen sind, um eine Vielzahl von Photonenmigrationspfaden innerhalb einer untersuchten Region des biologischen Gewebes zu liefern. Jeder optische Eingangsanschluss ist so aufgebaut, dass er sichtbares oder infrarotes Licht einleitet, welches von einer Lichtquelle ausgesandt wird. Jeder optische Detektionsanschluss ist aufgebaut, um Lichtphotonen aufzunehmen, die in der untersuchten Geweberegion von mindestens einem der Eingangsanschlüsse gewandert sind, um das aufgenommene Licht zu einem Lichtdetektor zu liefern. Die Steuervorrichtung ist aufgebaut und angeordnet, um den Betrieb der Lichtquelle und des Lichtdetektors zu steuern, um Licht zu detektieren, welches über mindestens einen der Photonenmigrationspfade gelaufen ist. Der Prozessor ist angeschlossen, um Signale von dem Detektor aufzunehmen, und er ist angeordnet, um zumindest zwei Datensätze zu bilden, wobei ein erster Satz der Datensätze durch Bestrahlung einer untersuchten Geweberegion von Interesse aufgenommen wird, und wobei ein zweiter Satz der Datensätze durch Bestrahlung einer Referenzgeweberegion mit ähnlichen Lichtstreuungs- und Absorptionseigenschaften wie die untersuchte Geweberegion aufgenommen wird. Der Prozessor ist angeordnet, um die ersten und zweiten Datensätze in Beziehung zu setzen, um abnormes Gewebe in der untersuchten Geweberegion zu detektieren.
Gemäß einem weiteren Aspekt setzt die optische Untersuchungstechnik ein optisches System für die nicht-invasive In-Vivo-Untersuchung von biologischem Gewebe einer Person ein. Das optische System weist ein optisches Modul, eine Steuervorrichtung und einen Prozessor auf. Das optische Modul weist eine Anordnung von optischen Eingangsanschlüssen und Detektionsanschlüssen auf, die in einem ausgewählten geometrischen Muster gelegen sind, um eine Vielzahl von Photonenmigrationspfaden innerhalb einer untersuchten Region des biologischen Gewebes oder eines Modells zu liefern, welches das biologische Gewebe darstellt. Jeder optische Eingangsanschluss ist so aufgebaut, dass er sichtbares oder infrarotes Licht einleitet, welches von einer Lichtquelle ausgesandt wird. Jeder optische Detektionsanschluss ist aufgebaut, um Lichtphotonen aufzunehmen, die in dem Gewebe oder dem Modell von mindestens einem der Eingangsanschlüsse gewandert sind, um das aufgenommene Licht zu einem Lichtdetektor zu liefern. Die Steuervorrichtung ist aufgebaut und angeordnet, um den Betrieb der Lichtquelle und des Lichtdetektors zu steuern, um Licht zu detektieren, welches über mindestens einen der Photonenmigrationspfade gelaufen ist. Der Prozessor ist angeschlossen, um Signale von dem Detektor aufzunehmen, und er ist angeordnet, um zumindest zwei Datensätze zu bilden, wobei ein erster Satz der Datensätze durch Bestrahlung einer untersuchten Geweberegion aufgenommen wird, und wobei ein zweiter Satz der Datensätze durch Bestrahlung einer Region eines Gewebemodells mit ausgewählten Lichtstreuungs- und Absorptionseigenschaften aufgenommen wird. Der Prozessor ist angeordnet, um die ersten und zweiten Datensätze in Beziehung zu setzen, um abnormes Gewebe in der untersuchten Geweberegion zu detektieren.
Bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung haben eines oder mehrere der folgenden Merkmale.
Der Prozessor kann angeordnet bzw. geeignet sein, um die ersten und zweiten Datensätze durch Bestimmen einer Übereinstimmung zwischen Daten der beiden Datensätze in Beziehung zu setzen.
Der Prozessor kann programmiert sein, um die ersten und zweiten Datensätze als zweidimensionale Bilder anzufordern, und um die Übereinstimmung unter Verwendung der zweidimensionalen Bilder zu bestimmen. Der Prozessor kann programmiert sein, um die ersten und zweiten Datensätze als zweidimensionale Bilder anzufordern, und um die Kongruenz bzw. Übereinstimmung zu bestimmen, und zwar unter Verwendung der folgenden Formel:
Der Prozessor kann weiter geeignet sein, eine Lage des abnormen Gewebes in der untersuchten Geweberegion zu bestimmen.
Der Prozessor kann geeignet sein, aus dem Datensatz einen Bilddatensatz durch Einrichtung eines Optiktomographiealgorithmus zu erzeugen. Der Optiktomographiealgorithmus kann Faktoren verwenden, die mit der bestimmten Wahrscheinlichkeitsverteilung von Photonen in Beziehung stehen, die der Streuungscharakteristik des abgebildeten Gewebes zuzuordnen sind.
Die Steuervorrichtung kann geeignet sein, um die Quelle und den Detektor zu aktivieren, um eine erste ausgewählte Distanz zwischen den Eingangs- und Detektionsanschlüssen zu erhalten, und der Prozessor kann geeignet sein, den Datensatz für die erste Distanz zu bilden. Der Prozessor kann einen Bilddatensatz aus dem Datensatz erzeugen, der für die erste Distanz gebildet wird. Die Steuervorrichtung kann weiter geeignet sein, die Quelle und den Detektor zu aktivieren, um eine zweite ausgewählte Distanz zwischen den Eingangs- und Detektionsanschlüssen zu erhalten, und ist geeignet, um einen weiteren Datensatz für die zweite Distanz zu bilden.
Das optische System kann weiter eine Anzeigevorrichtung aufweisen, die aufgebaut ist, um den Bilddatensatz von dem Prozessor aufzunehmen und ein Bild anzuzeigen.
Das optische System kann weiter einen ersten Oszillator und einen Phasendetektor aufweisen. Der erste Oszillator ist aufgebaut, um eine erste Trägerwellenform bei einer ersten Frequenz in der Größenordnung von 10⁸ Hz zu erzeugen, wobei die erste Frequenz eine Zeitcharakteristik hat, die mit der Zeitverzögerung der Photonenmigration vom Eingangsanschluss zum Detektionsanschluss kompatibel ist. Die Lichtquelle ist mit dem ersten Oszillator gekoppelt und ist aufgebaut, um das Licht zu erzeugen, welches durch die erste Trägerwellenform moduliert wird. Der Phasendetektor ist aufgebaut, um eine Veränderung der Wellenform des detektierten Lichtes relativ zur Wellen form des eingeleiteten Lichtes zu bestimmen und daraus die Phasenverschiebung des detektierten Lichtes mit der Wellenlänge zu messen, wobei das phasenverschobene Licht Streuungs- oder Absorptionseigenschaften der untersuchten Geweberegion anzeigt. Der Prozessor ist geeignet, den Datensatz basierend auf der gemessenen Phasenverschiebung zu bilden. Dieses optische System kann weiter einen zweiten Oszillator aufweisen, der geeignet ist, eine zweite Wellenform mit einer zweiten Frequenz zu erzeugen. Der Detektor ist dann geeignet, eine Referenz-Wellenform bei einer Referenz-Frequenzversetzung (Offset) um eine Frequenz in der Größenordnung von 10³ Hz von der ersten Frequenz aufzunehmen und ein Signal bei der Offset- bzw. Versetzungsfrequenz entsprechend der detektierten Strahlung zu erzeugen. Der Phasendetektor ist geeignet, bei der Versetzungsfrequenz die detektierte Strahlung mit der eingeleiteten Strahlung zu vergleichen und daraus die Phasenverschiebung zu bestimmen.
Das optische System kann weiter einen Oszillator, einen Phasenteiler bzw. Phasensplitter und erste und zweite doppelt ausgeglichene Mischer aufweisen. Der Oszillator ist aufgebaut, um eine erste Trägerwellenform von ausgewählter Frequenz zu erzeugen, und zwar kompatibel mit einer Zeitverzögerung der Photonenmigration vom Eingangsanschluss zum Detektionsanschluss. Die Lichtquelle ist angeschlossen, um vom Oszillator die Trägerwellenform aufzunehmen, und ist geeignet, um die optische Strahlung zu erzeugen, die bei der Frequenz moduliert wurde. Der Phasensplitter ist angeschlossen, um die Trägerwellenform von dem Oszillator aufzunehmen und um erste und zweite Referenz-Phasensignale von vordefinierten im Wesentlichen unterschiedlichen Phasen zu erzeugen. Die ersten und zweiten doppelt ausgeglichenen Mischer sind angeschlossen, um von dem Phasensplitter die ersten bzw. zweiten Referenzphasensignale aufzunehmen, und sind verbunden, um von dem Detektor das Detektorsignal aufzunehmen und um davon ein in Phase liegendes Ausgangssignal bzw. ein Quadraturausgangssignal zu erzeugen. Der Prozessor ist dabei mit den doppelt ausgeglichenen Mischern verbunden und geeignet, das in Phase liegende Ausgangssignal und das Quadraturausgangssignal aufzunehmen und daraus den Datensatz zu formen.
Der Prozessor kann geeignet sein, eine Phasenverschiebung (ex) zwischen dem Licht, welches am Eingangsanschluss eingeleitet wird, und dem Licht zu berechnen, welches am Detektionsanschluss detektiert wird, bevor der Datensatz gebildet wird.
Der Prozessor kann geeignet sein, eine durchschnittliche Migrationspfadlänge der Photonen zu berechnen, die in dem untersuchten Gewebe gestreut werden, und zwar zwischen dem optischen Eingangsanschluss und dem optischen Detektionsanschluss, bevor er den Datensatz bildet.
Der Prozessor kann weiter die Pfadlänge bei der Quantifizierung der Hämoglobinsättigung (Y) des untersuchten Gewebes einsetzen.
Der Prozessor kann geeignet sein, eine Signalamplitude (A_λ) zu berechnen, die als eine Quadratwurzel einer Summe von Quadraten des in Phase liegenden Ausgangssignals und des Quadraturausgangssignals bestimmt wird, und zwar vor dem Bilden des Datensatzes.
Das optische System kann weiter einen Schmalbanddetektor aufweisen, der angeschlossen ist, um von dem optischen Detektor das Detektorsignal aufzunehmen und ein Gleichstromausgangssignal daraus zu erzeugen. Der Prozessor bestimmt dann weiter einen Modulationsindex (M_λ) als ein Verhältnis der Werte der Signalamplitude und der Signalamplitude plus dem Gleichstromausgangssignal.
Das optische System kann weiter mindestens einen Oszillator aufweisen, der mit mindestens einer Lichtquelle verbunden ist. Der Oszillator ist aufgebaut, um eine Trägerwellenform von einer ausgewählten Frequenz zu erzeugen. Die Lichtquelle erzeugt Licht von sichtbarer oder infraroter Wellenlänge, welches bei der Frequenzintensität moduliert wird, um ein bekanntes Lichtmus ter zu erreichen. Die Steuervorrichtung ist aufgebaut, um die emittierte Lichtintensität oder die Phasenbeziehung der Muster zu steuern, die gleichzeitig von mehreren Eingangsanschlüssen eingeleitet werden, wobei die eingeleiteten Muster daraus resultierende Strahlung bilden, die einen wesentlichen Gradienten der Photonendichte in mindestens einer Richtung besitzt. Diese daraus resultierende Strahlung wird gestreut und über die Migrationspfade absorbiert. Der Detektor ist aufgebaut und geeignet, um über die Zeit die daraus resultierende Strahlung zu detektieren, die in dem Gewebe zum Detektionsanschluss gewandert ist. Der Prozessor ist weiter geeignet, Signale der detektierten resultierenden Strahlung in Beziehung zu der eingeleiteten Strahlung zu verarbeiten, um die Datensätze zu erzeugen, die den Einfluss des untersuchten Gewebes auf den wesentlichen Gradienten der Photonendichte der resultierenden Strahlung anzeigen.
Das optische System kann weiter einen Phasendetektor aufweisen, der aufgebaut ist, um die Phase der detektierten Strahlung zu detektieren und die Phase zum Prozessor zu liefern.
Das optische System kann weiter einen Amplituden-Detektor aufweisen, der aufgebaut ist, um die Amplitude der detektierten Strahlung zu detektieren und die Amplitude zum Prozessor zu liefern.
Die Phasenbeziehung der Lichtmuster, die von zwei Eingangsanschlüssen eingeleitet wird, kann 180° sein.
Das optische System kann aufgebaut sein, wie im US-Patent 5119815 oder 5386827 beschrieben. Dieses System weist eine Lichtquelle auf, die aufgebaut ist, um Impulse einer Strahlung mit der Wellenlänge zu erzeugen, wobei die Impulse eine bekannte Impulswellenform einer Dauer in der Größenordnung von einer Nanosekunde oder weniger haben. Ein optischer Detektor ist aufgebaut, um über die Zeit Photonen von modifizierten Impulsen zu detektieren, die in dem Gewebe von den Eingangsanschlüssen migriert sind. Dieses System weist auch eine Analysevorrichtung auf, die mit dem Detektor verbunden ist und geeignet ist, eine Veränderung der Impulswellenform der detektierten Impulse relativ zu den eingeleiteten Impulsen bei der eingesetzten Wellenlänge zu bestimmen. Der Prozessor erzeugt dann den Datensatz basierend auf der bestimmten Impulswellenformveränderung. Der Prozessor kann auch aufgebaut und geeignet sein, die effektive Pfadlänge von Photonen mit der Wellenlänge zu berechnen, die zwischen den Eingangs- und Detektionsanschlüssen wandern, und zwar in Verbindung mit der Erzeugung des Datensatzes. Der Prozessor kann auch aufgebaut und geeignet sein, den Streuungskoeffizienten bei der Wellenlänge in Verbindung mit der Erzeugung des Bilddatensatzes zu berechnen. Der Prozessor kann auch aufgebaut und geeignet sein, den Absorptionskoeffizienten bei der Wellenlänge in Verbindung mit der Erzeugung des Datensatzes zu berechnen.
Das optische System kann die Lichtquelle verwenden, die relativ lange Lichtimpulse erzeugt, und den Prozessor, der den Datensatz durch Subtrahieren der Amplitude der zwei Impulse formt, die aus zwei Eingangsanschlüssen ausgesandt wurden, die symmetrisch relativ zu einem Detektionsanschluss gelegen sind.
Das optische System kann aufgebaut sein, um Photonen mit zwei Wellenlängen einzuleiten und zu detektieren, die ausgewählt sind, um für einen Gewebebestandteil empfindlich zu sein. Der Gewebebestandteil kann ein endogenes Pigment oder ein exogenes Pigment sein. Das endogene Pigment kann Hämoglobin sein. Das exogene Pigment kann ein ausgewähltes Kontrastmittel sein.
Gemäß noch einem weiteren Aspekt weist ein optisches System für eine nicht-invasive In-Vivo-Abbildung einer Gewebeveränderung ein optisches Modul auf, welches eine Anordnung von Eingangsanschlüssen und Detektionsanschlüssen aufweist, die in einem ausgewählten geometrischen Muster angeordnet sind, um eine Vielzahl von angeordneten Paaren einer einzelnen Quelle und eines einzelnen Detektors vorzusehen, die direkt mit dem Subjekt in Eingriff sind. Das optische System weist auch ein Spektrophotometer mit Lichtquellenmitteln auf, die aufgebaut sind, um eine elektronische Strahlung einer sichtbaren oder infraroten Wellenlänge in das untersuchte Gewebe einzuleiten, und zwar auf einander folgend an den Eingangsanschlüssen, wobei die Wellenlänge für einen Bestandteil des abgebildeten Gewebes empfindlich ist, und Detektormittel, die aufgebaut sind, um an den Detektionsanschlüssen eine Strahlung der ausgewählten Wellenlänge zu detektieren, die in dem Gewebe von den jeweiligen Eingangsanschlüssen gewandert ist. Das Spektrophotometer weist auch einen Prozessor auf, der angeschlossen ist, um Signale der detektierten Strahlung von den Detektormitteln zu empfangen, und der aufgebaut ist, um ein definiertes räumliches Bild des Gewebes zu erzeugen, indem er effektiv aus den Signalen von der Vielzahl von angeordneten Paaren einer einzigen Quelle und eines einzigen Detektors, eine Aufeinanderfolge von Datensätzen erzeugt, die von einem ausgewählten Blickpunkt aus eine Aufeinanderfolge von räumlichen Bildern des Gewebes darstellen, und einen Bilddatensatz, der sich auf Unterschiede von Daten der aufeinander folgenden Datensätze bezieht.
Gemäß einem weiteren Aspekt ist ein optisches System für eine nichtinvasive funktionelle In-Vivo-Neuroabbildung von Gehirngewebe vorgesehen. Das optische System weist einen Stimulator auf, der aufgebaut ist, um eine ausgewählte funktionelle Aktivität des interessanten Nervengewebes zu stimulieren, ein optisches Modul, welches eine Anordnung von Eingangsanschlüssen und Detektionsanschlüssen aufweist, die in einem ausgewählten geometrischen Muster angeordnet sind, um eine Vielzahl von angeordneten Paaren von einer einzelnen Quelle und einem einzelnen Detektor vorzusehen, die direkt mit dem Subjekt in Eingriff sind, weiter ein Spektrophotometer, welches Lichtquellenmittel aufweist, die aufgebaut sind, um eine elektromagnetische Strahlung von sichtbarer oder infraroter Wellenlänge in das untersuchte Nervengewebe aufeinander folgend an den Eingangsanschlüssen einzuleiten, wobei die Wellenlänge empfindlich für einen Gewebebestandteil ist, der mit einem physiologischen Ansprechen der abgebildeten funktionellen Aktivität assoziiert ist, weiter Detektormittel, die aufgebaut sind, um an den Detektionsanschlüssen eine Strahlung der ausgewählten Wellenlänge zu detektieren, die in das stimulierte Nervengewebe von den jeweiligen Eingangsanschlüssen gewandert ist, und einen Prozessor, der Signale der detektierten Strahlung von den Detektormitteln aufnimmt, und aufgebaut und angeordnet ist, um ein definiertes räumliches Bild der funktionellen Aktivität des neuralen bzw. Nervengewebes zu erzeugen, indem er effektiv aus den Signalen von der Vielzahl von angeordneten Paaren einer einzelnen Quelle und eines einzelnen Detektors einen ersten Datensatz erzeugt, der von einer ausgewählten Ansicht aus ein räumliches Bild des Nervengewebes in Ruhe darstellt, weiter einen zweiten Datensatz, der von der ausgewählten Ansicht aus, ein räumliches Bild des Nervengewebes während der Stimulation darstellt, und einen funktionellen Bilddatensatz, der mit den Unterschieden zwischen den ersten und zweiten Datensätzen über die gesamten Sätze in Beziehung steht.
Gemäß einem weiteren wichtigen Aspekt ist ein Instrument zur funktionellen Abbildung der Gehirnaktivität eines Subjektes vorgesehen, welches eine Abbildungsanordnung aufweist, die aufgebaut und angeordnet ist, um Oxyhämoglobin, Deoxyhämoglobin oder das Blutvolumen abzubilden. Die Abbildungsvorrichtung weist eine Anordnung von Quellen von nahezu infraroten oder sichtbaren Photonen und eine Anordnung von Detektoren auf, die positioniert sind, um Photonen von den Quellen folgend auf eine Wanderung von Photonen von den Quellen durch das Gewebe zu empfangen. Die Abbildungsvorrichtung ermöglicht zahlreiche Auslesungen von migrierten bzw. gewanderten Photonen, die systematisch für unterschiedliche Quelle-Detektor-Positionen relativ zum Gewebe aufgenommen werden, und einen Prozessor, der Datensätze einsetzt, die während einer Ruhe und während einer Stimulation aufgenommen wurden, und zwar mit einem Abbildungsalgorithmus, der auf jeweiligen unterschiedlichen Wahrscheinlichkeiten für eine gegebene Quelle-Detektor-Position basiert, und zwar für Photonen von der Quelle, die durch unterschiedliche Regionen des Volumens des untersuchten bzw. streuenden Gewebes laufen, die an unterschiedlichen Positionen gelegen sind, die seitlich von einer geraden Referenzlinie zwischen der Quelle und dem Detektor verteilt sind.
Bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung haben eines oder mehrere der folgenden Merkmale.
Das optische Modul ist aufgebaut, um eine ausgewählte Distanz zwischen den Eingabe- und Detektionsanschlüssen für die jeweiligen Quelle-Detektor-Paare während der Erzeugung der ersten und zweiten Datensätze zu halten, wobei die Distanz gemäß der Gewebetiefe ausgewählt ist, die abgebildet werden soll.
Um das untersuchte Gewebe zu charakterisieren, kann das Abbildungssystem mehrere Bilder des Blutvolumens, der Hämoglobinoxygenierung, der Hämoglobindeoxygenierung oder Bilder in Beziehung setzen, die empfindlich für ein optisches Kontrastmittel sind, und zwar vor und nach der Stimulation. Das Abbildungssystem kann auch die Bilder in Beziehung setzen, die über die Zeit ohne eine Stimulation aufgenommen wurden. Die Korrelation der Bilder identifiziert pathologische Geweberegionen oder dysfunktionelle Geweberegionen des Gehirns.
Das optische Modul oder ein assoziierter Satz von Modulen ist so aufgebaut, dass er Licht detektiert, welches in dem Gewebe in unterschiedlichen Tiefen gewandert ist, um 3D-Datensätze zu erzeugen, aus denen Bilddatensätze erzeugt werden können.
Der Prozessor ist geeignet, um den Bilddatensatz durch Einrichten eines Algorithmus zur optischen Tomographie zu erzeugen.
Der Algorithmus zur optischen Tomographie setzt vorzugsweise Faktoren ein, die sich auf die bestimmte Wahrscheinlichkeitsverteilung von Photonen beziehen, die dem Streuungscharakter des abgebildeten Gewebes zuzuordnen sind.
Das optische System ist aufgebaut, um den Bilddatensatz aus einem Teil des Kopfes zu bilden. In speziellen Ausführungsbeispielen ist das optische System aufgebaut, um den funktionellen Bilddatensatz von unterhalb der Oberflächenregion des Cortex zu formen. Der Stimulator ist aufgebaut, um den visuellen Cortex, den cognitiven Cortex, den sensomotorischen Cortex oder das Rückenmarksgewebe zu stimulieren. In verschiedenen Ausführungsbeispielen ist der Stimulator aufgebaut, um elektrische Signale zu ausgewähltem Gewebe zu liefern, ein elektrisches Feld an das ausgewählte Gewebe anzulegen oder magnetische Signale zu dem ausgewählten Gewebe zu liefern.
In verschiedenen Ausführungsbeispielen ist der Bildsatz mit mindestens einer Größe der Gruppe in Beziehung, die aus Blutvolumen, Hämoglobinoxygenierung oder -deoxygenierung, Photonenabsorptionskoeffizient, Photonenstreuungskoeffizient, Brechungsindex, Veränderung des Magnetfeldes, Veränderung des elektrischen Feldes, Erzeugung oder Veränderung eines speziellen Gewebebestandteils und Erzeugung oder Änderung der Konzentration eines Gewebebestandteils besteht. Der Gewebebestandteil kann ein endogenes Pigment sein, beispielsweise Hämoglobin, oder ein exogenes Pigment, beispielsweise ein ausgewähltes optisches Kontrastmittel.
Die Quellenmittel, die Detektormittel, die Distanz von Quelle zu Detektor und die Erregungs- und Detektionsrate sind ausgewählt, um zu ermöglichen, dass ein Bilddatensatz in einer kurzen Zeit erhalten wird, beispielsweise innerhalb von Minuten, vorzugsweise innerhalb einer Minute oder weniger.
Jede Quelle ist seitlich gegenüber ihrem Detektor oder ihren Detektoren verschoben (oder jeder Detektor ist seitlich gegenüber seiner Quelle oder seinen Quellen verschoben), und zwar auf der Oberfläche eines Objektes mit einer Beabstandung von Seite zu Seite zwischen ungefähr 1 cm und 10 cm (vorzugsweise 1,5 cm und 7 cm), um einen bananenförmigen Wahrscheinlichkeitsgradienten der Wanderung von Photonen im Gewebe einzurichten, der sich von der Quelle zum Detektor erstreckt.
Die Erfindung weist auch Verfahren zur Erzeugung eines Bildes aus einem Volumen von lichtstreuendem Gewebe eines lebenden Subjektes bzw. einer lebenden Person auf, welche ein Abbildungsinstrument gemäß einem der vorangegangenen Aspekte aufweisen, ein solches vorsehen und an dem Subjekt einsetzen. Bei gewissen bevorzugten Ausführungsbeispielen der Verfahren wird ein optisches Kontrastmittel oder ein Medikament in den Blutstrom des Subjektes eingeleitet und das Instrument wird eingesetzt, um einen Bilddatensatz für das Gewebe zu erzeugen, während das Kontrastmittel oder das Medikament in dem Blut vorhanden ist, welches in dem Gewebe des Subjektes zirkuliert oder in dem lokalen Gewebe vorhanden ist.
Andere Vorteile und Merkmale der Erfindung werden aus der folgenden Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels und aus den Ansprüchen offensichtlich werden.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 und 1A zeigen ein optisches Modul, welches auf der Stirn eines Subjektes bzw. Patienten gelegen ist.
2 und 2A zeigen ein weiteres Ausführungsbeispiel des optischen Moduls, welches auf der Stirn des Subjektes gelegen ist.
3 und 3A zeigen diagrammartig jeweilige Einzel-Wellenlängen- und Dual-Wellenlängen-Phasenauslöschungsabbildungssysteme, die das optische Modul der 1A oder der 2A einsetzen.
3B ist ein Zeitsteuer- bzw. Timingdiagramm, welches von dem Abbildungssystem der 3 und 3A verwendet wird.
4 und 4A zeigen diagrammartig ein anderes Ausführungsbeispiel des Phasenauslöschungsabbildungssystems, welches das optische Modul der 1A oder der 2A einsetzt.
5 zeigt diagrammartig ein weiteres Ausführungsbeispiel des Phasenauslöschungsabbildungssystems, welches das optische Modul der 1A oder der 2A einsetzt.
6 zeigt schematisch ein Amplitudenauslöschungsabbildungssystem, welches ein anderes Ausführungsbeispiel des in 6A gezeigten optischen Moduls verwendet.
7, 7A und 7B zeigen unterschiedliche Ausführungsbeispiele eines Kühlmoduls, welches mit einer Breitbandlichtquelle verwendet wird, wie beispielsweise mit einer Wolfram-Birne.
8 zeigt diagrammartig ein anderes Ausführungsbeispiel des Amplitudenauslöschungsabbildungssystems, welches das optische Modul der 2A einsetzt.
8A zeigt eine Schaltungskonfiguration für ein Element des Amplitudenauslöschungsabbildungssystems der 8.
8B ist ein Zeitsteuerdiagramm, welches von dem Abbildungssystem der 8 verwendet wird.
8C zeigt diagrammartig einen Kanal des Amplitudenauslöschungsabbildungssystems der 8.
8D zeigt diagrammartig ein anderes Ausführungsbeispiel des Amplitudenauslöschungsabbildungssystems der 8.
9 ist ein Beispiel einer "vierdimensionalen" Kurvendarstellung, die verwendet werden könnte, um die optische Untersuchung von verdächtigen Massen zusammenzufassen.
10 und 10A zeigen ein experimentelles optisches Bild, welches von dem Abbildungssystem der 3 erhalten wird, und zwar mit einer kontralateralen, parietalen Fingerberührung als Stimulation.
11 zeigt eine Übereinanderlage von optischen Signalen und NMR-Signalen in einer sensomotorischen Stimulation.
12A bis 13D zeigen optische Präfrontalcortexbilder, die durch das optische Abbildungssystem der 3 während einer cogniti ven Aktivität der Subjekte bzw. Patienten detektiert werden.
14A und 14B sind Histogramme der Positionen auf der Stirn für zwei Subjekte.
15A und 15B zeigen optische Bilder während der funktionellen Aktivierung von Früh- und Neugeborenen.
Beschreibung der bevorzugten Ausführungsbeispiele
Mit Bezug auf die 1, 1A, 2 und 2A werden das Gehirngewebe eines Patienten 8 unter Verwendung des Abbildungssystems untersucht, welches mit einem optischen Modul 12 oder 14 verbunden ist. Die optischen Module 12 und 14 weisen eine Vielzahl von Lichtquellen auf (beispielsweise Laserdioden, LEDs, Blitzbirnen), die Licht im sichtbaren bis infraroten Bereich liefern, und Lichtdetektoren (beispielsweise Photomultiplayer-Röhren, Si-Dioden-Detektoren, PIN-Avalanche-Detektoren oder andere Diodendetektoren), die auch Interferenzfilter aufweisen können. Die Lichtquellen und die Lichtdetektoren sind angeordnet, um ausgewählte geometrische Muster zu bilden, die eine Vielzahl von Quelle-Detektor-Pfaden der Photonenmigration in dem Gehirngewebe vorsehen. Ein optisches Untersuchungssystem liefert In-vivo-Optik-Daten des untersuchten Gewebes, und die Daten können verarbeitet werden, um ein Bild zu erzeugen. Das Bild kann eine Lage und eine Größe einer abnormen Struktur in dem Gewebe zeigen, wie beispielsweise einen Tumor oder eine Blutung. Weiterhin können die optischen Daten ein qualitatives und quantitatives Maß (beispielsweise Metabolismus, metabolische Biochemie, Pathophysiologie) einer abnormen Gewebestruktur liefern. (Alternativ weist ein optisches Modul eine Vielzahl von optischen Fasern auf, die mit einer oder mit mehreren Lichtquellen verbunden sind, und eine Vielzahl von optischen Detektionsfasern, die mit einem oder mit mehreren Lichtdetektoren verbunden sind, wie in den PCT-Anmeldungen PCT/US 96/00235 und PCT/US 96/11630 beschrieben (eingereicht am 2. Januar 1996 und am 12. Juli 1996)).
In einem Ausführungsbeispiel weist das optische Modul 12 neun Laserdioden S₁, S₂, ..., S₉ und vier Photomultiplayer-Röhren (PMTs, PMT = photomultiplier tubes) D₁, D₂, D₃ und D₄ auf. Die Laserdioden und die PMTs sind in einem biegbaren gummiartigen Material eingebettet, welches in Kontakt mit der Kopfhaut positioniert ist. Es kann eine Saran^®-Wicklung oder ein ähnliches Material sein, welches zwischen den Laserdioden und der Haut und zwischen den PMTs und der Haut gelegen ist. In ähnlicher Weise weist das optische Modul 14 vier Laserdioden S₁, S₂, S₃ und S₄ und 27 Siliziumdiodendetektoren D₁, D₂, ..., D₂₇ auf, die in einem biegbaren gummiartigen Material eingebettet sind. Die in den 3 bis 7 gezeigten optischen Systeme können mit dem optischen Modul 12 oder 14 zur Abbildung des Gehirngewebes mit einer Schnittstelle verbunden sein. Die optischen Module 12 und 14 haben Paare von optischen Eingangsanschlüssen, die symmetrisch angeordnet sind (oder in gleichem Abstand angeordnet sind) und zwar relativ zu einem optischen Detektionsanschluss, oder sie haben Paare von optischen Detektionsanschlüssen, die symmetrisch relativ zu einem optischen Eingangsanschluss gelegen sind. Im Allgemeinen müssen die Anschlüsse jedoch nicht symmetrisch positioniert sein. Die optischen Systeme können die Quellen- oder Detektorverstärkung variieren, um irgendeine Positionsasymmetrie zu berücksichtigen, oder sie können eine ausgewählte Asymmetrie einführen, und zwar durch Einstellung der Quellen- oder Detektorverstärkung.
Weiterhin können die in den 3 bis 7 gezeigten optischen Systeme durch eine Schnittstelle mit zwei identischen optischen Modulen (12 oder 14) verbunden sein, die auf symmetrischem Gehirngewebe gelegen sind, wie bespielsweise auf der rechten Gehirnhälfte und der linken Gehirnhälfte für eine Lateralisierung, d. h. für eine Vergleichsuntersuchung der symmetrischen Teile der rechten und linken Gehirnhälften. Die Vergleichsuntersuchung kann an den individuellen Hirnlappen ausgeführt werden, wie beispielsweise am rechten Temporallappen und am linken Temporallappen, am rechten Okzipitallappen und am linken Okzipitallappen, oder am rechten Parietallappen und dem linken Parietallappen des Gehirns. Alternativ kann die Vergleichsuntersuchung an symmetrischem Gewebe des gleichen Lappens ausgeführt werden, wie beispielsweise beim Frontallappen. Zur Kalibrierung kann das optische Modul auch auf einem oder auf mehreren Kopfmodellen mit den gleichen Streuungskoeffizienten und dem gleichen Absorptionskoeffizienten angeordnet sein, wie das normale Gehirngewebe einschließlich des Schädels.
Mit Bezug auf die 1A und 3 ist ein Phasenanordnungsabbildungssystem bzw. Phased-Array-Abbildungssystem 15 mit dem optischen Modul 12 mit neun Laserdioden S₁, S₂, ..., S₉ und mit vier PMTs D₁, D₂, D₃, D₄ (beispielsweise Hamamatsu R928, Hamamatsu R1645U, TO8) verbunden, die von einer (nicht gezeigten) Hochspannungsversorgung versorgt werden. Vier Laserdioden umgeben jedes PMT, wobei eine äquidistante Anordnung gebildet wird (beispielsweise können unterschiedliche optische Module Distanzen von 3,5 cm, 7 cm und 10,5 cm verwenden). Ein Schalter 18 verbindet die Laserdioden S₁, S₂, ..., S₉ mit einem Phasensplitter 20, der zu den Dioden ein Hochfrequenzmodulationssignal sowohl mit einer Phase von 0° als auch mit einer Phase von 180° liefert. Das Abbildungssystem 15 weist auch einen 50 MHz-Einzel-Seiten-Single-Side-Bandtransmitter 22 auf, der durch eine PLL (PLL = phase lock loop bzw. Phasenregelkreis) 24 mit einem 50 MHz-Einzelseitenbandempfänger 26 verbunden ist. Der Einzelseitenbandsender (SSB-Sender, SSB = single side band) 22 ist mit einem 1 kHz-Oszillator 28 verbunden, der ein Referenzsignal 30 zu einem Phasendetektor 32 liefert. Der SSB-Empfänger 26 ist mit einem Schalter 27 verbunden, der eine der vier PMTs (Empfindlichkeit 0,5 μV) abhängig von den Steuersignalen von einer Steuervorrichtung 19 anschließt. Das SSB-Sender-Empfänger-Paar kann in den Frequenzbereich von 10–1000 MHz arbeiten (vorzugsweise 50– 450 MHz). Der SSB-Empfänger detektiert Signalpegel in der Größenordnung von Mikrovolt in einer Bandbreite von 2 kHz. Das Phasenrauschen dieser Vorrichtung ist geringer als 0,1°. Jedoch begrenzt diese schmale Bandbreite den Spread bzw. die Verteilung der Schaltung von verschiedenen Lichtquellen auf ungefähr 1,0 ms, und somit kann die Sequenzzeit bzw. Abfolgezeit für ein gesamtes Bild von 16 Quellendetektorkombinationen ungefähr 1 s sein. Das System verwendet eine Durchschnittszeit von 1 s.
Die Steuervorrichtung 19, die mit einem (nicht gezeigten) PC verbunden ist, ordnet die Laserdioden S₁, S₂, ..., S₉ in einer Sequenz so an, dass die 2 Dioden 0°-Phasen- und 180°-Phasen-Signale vom Splitter 20 alle 0,1 s aufnehmen. Zur gleichen Zeit verbindet die Steuervorrichtung 19 eine symmetrisch gelegene PMT mit dem SSB-Empfänger 26. Wie in einem Zeitsteuerdiagramm 40 gezeigt (3B) löst das Phased-Array-Abbildungssystem 15 zwei Quellen aus, so dass sie moduliertes Licht mit einer Phase von 0° und einer Phase von 180° für ungefähr 100 ms aussenden, und gleichzeitig löst diese eine symmetrisch gelegene PMT aus. Wenn beispielsweise die Laserdioden 1 (S₁) und 2 (S₂) Licht mit der Phase von 0° bzw. 180° aussenden, detektiert der Detektor 1 (D₁) Licht, welches in dem untersuchten Gewebe migriert bzw. gewandert ist. Der SSB-Empfänger 26, der mit dem SSB-Sender 22 in Phase verriegelt ist (phase locked) empfängt ein Signal vom Detektor 1 und liefert ein Ausgangssignal 34 an den Phasendetektor 32. Der Phasendetektor 32 misst die Phase 36 des detektierten Lichtes, und der SSB-Empfänger 26 liefert die Amplitude 38 des detektierten Lichtes. Diese Phasendetektionsschaltung wurde im US-Patent 4972331 beschrieben.
Im nächsten Zyklus leitet die Steuervorrichtung 19 den Schalter 18, um die Laserdioden 2 (S₂) und 3 (S₃) zu verbinden, die moduliertes Licht mit einer Phase von 0° bzw. einer Phase von 180° aussenden, und der Detektor 2 (D₂) detektiert Licht, welches in das untersuchte Gewebe gewandert ist. Die Steuervorrichtung 19 leitet auch den Schalter 27 an, um den Detektor 2 mit dem SSB-Empfänger 26 zu verbinden, der Detektionssignale entsprechend den Photonen aufnimmt, die von den Laserdioden 2 und 3 zum Detektor 2 gewandert sind. Wiederum misst der Phasendetektor 32 die Phase 36 des detektierten Lichtes, und der SSB-Empfänger 26 liefert die Amplitude 38 des detektierten Lichtes. Die Dauer von jedem Paar von Lichtblitzen ist 100 ms. Der komplette Satz von Daten für alle Quellendetektorkombinationen wird alle 30 Sekunden aufgenommen. Ein (nicht gezeigter) Computer speichert die Phasenwerte und die Amplitudenwerte, die für die unterschiedlichen Kombinationen gemessen wurden, die im Zeitsteuerdiagramm 40 gezeigt sind, und setzt diese Werte ein, um Bilder des untersuchten Gewebes zu erzeugen, wie unten beschrieben. Der Computer verwendet die ADA 2210-Platine für die Datenaufnahme.
Vor oder nach der oben beschriebenen Messung kann das Phased-Array-Abbildungssystem 15 an einem Modell des Schädels und Gehirngewebes kalibriert werden. Bei dem Kalibrierungsverfahren wird das optische Modul auf dem Modell angeordnet, und das Abbildungssystem sammelt die Phasendaten und die Amplitudendaten unter Verwendung der Sequenzen, die im Timing- bzw. Zeitsteuerdiagramm 40 gezeigt sind. Das Abbildungssystem kann unterschiedliche Modelle mit dem gleichen Streuungskoeffizienten und dem gleichen Absorptionskoeffizienten wie das normale Gehirngewebe haben, wie ein Hirn, das an einem Trauma leidet, welches sich als Hirnödem, zerebrale Kontusion oder intrakranielle Blutung zeigt. Das Modellgewebe kann Streuungs- und Absorptionskoeffizienten von infiziertem Hirngewebe, Hirngewebe mit zerebraler Vaskulitis, mit Parkinson-Krankeit, Alzheimer-Krankheit oder Multipler Sklerose haben. Weiter können die Modelle unterschiedliche Größen und Formen haben. Aufgrund der Natur der sichtbaren oder infraroten optischen Strahlung kann das beschriebene Optikabbildungssystem für die Brustgewebeuntersuchung einer Frau jeden Alters verwendet werden. Weiterhin können die Modelle unterschiedliche Größen haben.
Das Phased-Array-Abbildungssystem 15 erzeugt ein "Modellbild" für jede eingesetzte Wellenlänge. Das Modellbild kann später von den Gehirnbildern subtrahiert werden, um das System zu kalibrieren, und auch um die Grenzbedingungen des Lichtes zu berücksichtigen, welches in dem Gewebe wandert. Alternativ wird das Phased-Array-Abbildungssystem 15 kalibriert, bevor Messdaten aufgenommen werden, und die Verstärkung der Lichtquellen oder der Detektoren wird eingestellt, um ausgewählte Werte zu erhalten.
Mit Bezug auf die 1A und 3A ist ein Phased-Array-Abbildungssystem 45 mit zwei Wellenlängen mit dem optischen Modul 12 mit 780 nm-Laserdioden S₁, S₂, ..., S₉, mit neun 830 nm-Laserdioden S_1a, S_2a, ..., S_9a und den vier PMTs D₁, D₂, D₃ und D₄ verbunden, die von einer (nicht gezeigten) Hochspannungsversorgung versorgt werden. Paare von Laserdioden S₁ und S_1a, S₂ und S_2a, ..., S₉ und S_9a sind nebeneinander gelegen und sind angeordnet bzw. geeignet, moduliertes Licht in nahezu die gleichen Gewebestellen einzuleiten. Ein Schalter 48 verbindet die Laserdioden S₁, S₂, ..., S₉ mit einem Phasensplitter 50, der zu den Laserdioden ein Hochfrequenzmodulationssignal mit sowohl einer Phase von 0° als auch einer Phase von 180° liefert. In ähnlicher Weise verbindet ein Schalter 48a die Laserdioden S_1a, S_2a, S_9a mit einem Phasensplitter 50a, der zu den Laserdioden ein Hochfrequenzmodulationssignal sowohl mit einer Phase von 0° als auch mit einer Phase von 180° liefert. Ein 52 MHz-SSB-Sender 52 ist mit einer PLL (phased lock loop) 45 mit einem 52 MHz-SSB-Empfänger 56 verbunden, und ein 50 MHz-SSB-Sender 52 ist durch eine PLL 54 mit einem 50 MHz-SSB-Empfänger 56a verbunden. Beide SSB-Sender 52 und 52a sind mit einem 1 kHz-Oszillator 58 verbunden, der ein Referenzsignal 60 zu den Phasendetektoren 62 und 62a liefert. Die SSB-Empfänger 56 und 56a sind mit einer der vier PMTs durch einen Schalter 57 verbunden, und zwar abhängig von Steuersignalen von der Steuervorrichtung 49. Die Steuervorrichtung 49, die mit einem PC verbunden ist, steuert sequenzartig die Laserdioden, so dass zwei Paare der Laserdioden 0°-Phasen- und 180°-Phasen-Signale von den Splittern 50 und 50a empfangen, und so dass zur gleichen Zeit die Steuervorrichtung 49 einen symmetrisch angeordneten Detektor mit den SSB-Empfängern 56 und 56a verbindet.
Wie im Timing- bzw. Zeitsteuerdiagramm 40 (3B) gezeigt, löst das Phased-Array-Abbildungssystem 45 für jede Wellenlänge zwei Quellen aus, die moduliertes Licht von einer Phase mit 0° und einer Phase mit 180° für ungefähr 100 ms aussenden, und gleichzeitig schließt die Steuervorrichtung 49 die symmetrisch angeordnete PMT an. Beispielsweise verbindet der Schalter 48 den SSB-Sender 52 mit der 780 nm-Laserdiode 4 (S₄) um 52 MHz MHz moduliertes Licht mit einer Phase von 180° auszusenden, und schließt die 780 nm-Laserdiode 5 (S₅) an, um 52 MHz moduliertes Licht einer Phase mit 0° auszusenden. Gleichzeitig verbindet der Schalter 48a den SSB-Sender 52a mit einer 830 nm-Laserdiode 4a (S_4a), um 50 MHz moduliertes Licht einer Phase von 180° auszusenden, und verbindet eine 830 nm-Laserdiode 5a (S_5a), um 52 MHz moduliertes Licht einer Phase von 0° auszusenden. Gleichzeitig verbindet der Schalter 57 den Detektor 1 (D₁) mit den SSB-Empfängern 56 und 56a, um das Detektionssignal entsprechend den Photonen von beiden Wellenlängen aufzunehmen, die in dem untersuchten Gewebe gewandert sind. Der Phasendetektor 62 liefert die Phase (66) des detektierten 780 nm-Lichtes, und der Phasendetektor 62 liefert die Phase (66a) des detektierten 830 nm-Lichtes für die ausgewählte Geometrie. In ähnlicher Weise misst der SSB-Empfänger 56 die Amplitude (68) des detektierten 780 nm-Lichtes, und der SSB-Empfänger 56a misst die Amplitude (68a) des detektierten 830 nm-Lichtes. Dieser Betriebsvorgang wird für alle Kombinationen von Quellen und Detektoren wiederholt, die im Zeitsteuerdiagramm 40 gezeigt sind. Ein (nicht gezeigter) Computer speichert die Phasenwerte und die Amplitudenwerte (bei jeder Wellenlänge), die für die unterschiedlichen Kombinationen gemessen sind, die im Zeitsteuerdiagramm 40 gezeigt sind. Der Computer verwendet dann die gemessenen Werte, um Abbildungen unter Verwendung von Algorithmen zu erzeugen, die in dem eingeschlossenen Quellencode vorgesehen sind.
Anfänglich nimmt das System schnell Bilder auf, um das interessante Gebiet zu finden, so dass das optische Modul herum bewegt werden kann, um eine optimale Geometrie zu finden. Sobald diese gefunden wurde, werden die 780 nm-Daten und die 830 nm-Daten (d. h. sowohl die Phasen- als auch die Amplitudendaten) aufgenommen und auf einer Speicherplatte gespeichert.
Verschiedene Phased-Array-Systeme wurden in der PCT-Anmeldung PCT/US 93/05868 beschrieben (die als WO 93/2514 am 23. Dezember 1993 veröffentlicht wurde). Diese PCT-Veröffentlichung beschreibt auch die grundlegenden Prinzipien der Phasen- und Amplitudenauslöschung. Das Phased- Array-Abbildungssystem verwendet einen Detektor zum Detektieren von Licht, welches von äquidistanten Quellen ausgesandt wurde, die symmetrisch mit Bezug zum Detektor gelegen sind (oder von einer Quelle und mehreren äquidistanten Detektoren, die symmetrisch gelegen sind). Wenn zwei Quellen S₁ und S₂ moduliertes Licht mit einer gleichen Amplitude und einer Phase von 0° und einer Phase von 180° aussenden, detektiert der Detektor D₁, der in der Mitte gelegen ist, eine 0 im Amplitudensignal und detektiert einen Übergang zwischen der Phase von 0° und der Phase von 180°, d. h. bei einer Phase von 90° für im Wesentlichen homogenes Gewebe. Das heißt, der Detektor ist auf der 0-Ebene gelegen. In heterogenem Gewebe wird die 0-Ebene von der geometrischen Mittellinie verschoben. Trotzdem richtet die Null ein außerordentlich empfindliches Maß für Störungen durch einen Absorber oder einen Streuer (streuendes oder absorbierendes Gewebe) ein. Weiterhin ist das System beim 0-Zustand relativ unempfindlich für Amplitudenfluktuationen, die bei beiden Lichtquellen üblich sind, und es ist unempfindlich gegen Inhomogenitäten, die ein großes Gewebe beeinflussen. Das System hat eine hohe Empfindlichkeit auf Streuung, vorausgesetzt, dass der Streuungskontrast der gleiche ist, wie der Absorptionskontrast. Das System kann leicht Verschiebungen von 50 bis 60° der Phase unter veränderten Blutvolumen- oder Blutoxigenierungsbedingungen beobachten, wo das Phasenrauschen geringer als 0,1° (s/n > 400) für eine Bandbreite von 1 Hz ist. Das Amplitudensignal ist etwas weniger nützlich bei der Abbildung, da die Positionsanzeige etwas zweideutig ist, d. h., eine Steigerung des Signals wird ungeachtet der Verschiebung eines absorbierenden Objektes mit Bezug zur 0-Ebene beobachtet, obwohl dies durch weitere Codierung der Quellen gelöst wird.
Wie in der PCT-Anmeldung PCT/US 93/05868 beschrieben, erregen die Lichtquellen eine Photonendiffusionswelle, die aufgrund von Auslöschungseffekten eine relativ lange Wellenlänge hat (ungefähr 10 cm), und zwar bestimmt durch die Streuungseigenschaften (μ_s' = 10 cm^–1) und durch die Absorptionseigenschaften (μ_a = 0,04 cm^–1) des Gewebes. Die Photonendiffusionswellenlänge von ungefähr 10 cm bietet eine Abbildung im "Nahfeld". Das Abbildungssystem kann Lichtquellen von einer oder mehreren optischen Wellenlängen in dem sichtbaren bis infraroten Bereich verwenden, und zwar abhängig von der abzubildenden Charakteristik (d. h. vom Blutvolumen, von der Blutoxigenierung bzw. Sauerstoffversorgung, von einer Verteilung eines Kontrastmittels im Gewebe, von einem absorbierenden Bestandteil des Gewebes, von einem fluoreszierenden Bestandteil des Gewebes oder von anderem). Das Phasensignal bei der 0-Durchgangsdetektion ist im Wesentlichen ein "überladenes" Rechteckswellensignal. Es ist moderat unempfindlich auf Veränderungen der Signalamplitude, die bei der Abbildung von nahen zu entfernten Quellen-Detektor-Paaren auftreten kann, und ist moderat unempfindlich auf Umgebungslicht.
Mit Bezug auf 4 wird in einem anderen Ausführungsbeispiel ein Phased-Array-Abbildungssystem 100 anstelle der Abbildungssysteme 15 oder 45 verwendet. Das Abbildungssystem 100, welches mit dem optischen Modul 12 (in 1A gezeigt) mit neun Laserdioden S₁, S₂, ..., S₉ und mit vier PMTs D₁, D₂, D₃ und D₄ verbunden ist, setzt eine homodyne Phasendetektion ein. Ein Schalter 102 verbindet die Laserdioden S₁, S₂, ..., S₉ mit einem Phasensplitter 104, der zu den Dioden ein Hochfrequenzmodulationssignal sowohl mit einer Phase von 0° als auch mit einer Phase von 180° liefert. Das Abbildungssystem 100 weist auch einen 200 MHz-Oszillator 106 auf, der das Hochfrequenzsignal zu einem Treiber 108 liefert, der mit dem Phasensplitter 104 verbunden ist. (Alternativ kann ein Oszillator im Bereich von 10–1000 MHz verwendet werden, vorzugsweise im Bereich von 50–500 MHz). Ein Phasenverschieber 114 nimmt das Treibersignal (112) vom Treiber 108 auf und liefert das Signal mit einer ausgewählten Phase (beispielsweise mit einer 0°-Phasenveränderung) zu einem 90°-Phasensplitter 116. Der Phasensplitter 116 liefert ein 0°-Phasensignal (118) und ein 90°-Phasensignal (120) zu Doppelausgleichsmischern (DBM = double balance mixer) 122 bzw. 124.
Eine Steuervorrichtung 140, die mit einem PC verbunden ist, steuert sequenziell die Laserdioden S₁, S₂, ..., S₉ unter Verwendung des Schalters 102, so dass zwei Dioden modulierte Signale bei 0°-Phasen- und 180°-Phasen signalen vom Splitter 104 aufnehmen. Zur gleichen Zeit verbindet eine Steuervorrichtung 140 eine symmetrisch gelegene PMT unter Verwendung eines Schalters 130 mit einem Verstärker 134. Der Verstärker 134 liefert ein Detektionssignal (136) zu den Doppelbalancemischern 122 und 124 und zu einem Gleichstromdetektor 138. Der Doppelbalancemischer 122 nimmt das Detektionssignal (136) und das 0°-Phasenreferenzsignal (118) auf und liefert ein in Phase liegendes Signal I (144). Der Doppelbalancemischer 124 nimmt das Detektionssignal (136) und das 90°-Phasenreferenzsignal (120) auf und liefert ein Quadratursignal R (142). Der Gleichstromdetektor 138 liefert das Gleichstromsignal (146). Das In-Phase-Signal I und das Quadratursignal R legen die Phase (θ = tan^–1I/R) der detektierten optischen Strahlung und die Amplitude (A = (R² + I²)^–1/2) der detektierten optischen Strahlung fest. Diese Phasendetektionsschaltung wurde im US-Patent 5 553614 beschrieben.
In ähnlicher Weise wie bei den Abbildungssystemen 15 und 45 leitet das Abbildungssystem 100 die Steuervorrichtung 140 an, die Laserdioden und die PMT-Detektoren unter Verwendung des Zeitsteuerdiagramms 40 sequenziell zu steuern. Der Computer speichert den Phasenwert und den Amplitudenwert, die für jede der Kombinationen gemessen werden, und erzeugt Bilder, die unten beschrieben werden.
4A zeigt diagrammartig einen Teil eines Phased-Array-Abbildungssystems 100 mit Phasenauslöschung. Der abgebildete Teil des Abbildungssystems 100 weist zwei Laserdioden LD₁ und LD₂ und einen Lichtdetektor D₁ auf, die in einem optischen Modul 12 oder 14 vorgesehen sind. Der Oszillator 106 liefert eine Trägerwellenform mit einer Frequenz in einem Bereich von 30 bis 140 MHz. Die Trägerwellenformfrequenz wird abhängig von dem Betrieb des Systems ausgewählt. Wenn die Lichtquellen unter Verwendung des Schalters 102 zeitlich gemultiplext werden, dann wird die Trägerwellenform mit einer niedrigeren Frequenz moduliert, beispielsweise mit 30 MHz, um die Schaltzeit aufzubringen.
Wenn kein Zeitmultiplexing ausgeführt wird, arbeitet der Oszillator 106 im 100 MHz-Bereich. Der Splitter 104 teilt die Oszillatorwellenform in 0°- und 180°-Signale, die dann durch digital gesteuerte Dämpfer 107A und 107B um 0% bis 10% in der Amplitude gedämpft werden. Die Phase der gedämpften Signale wird ungefähr durch digital gesteuerte Phasenverschieber 109A und 109B in dem Bereich von 10°–30° und vorzugsweise um 20° in der Phase verschoben. Die Lasertreiber 108A und 108B treiben die Laserdiode LD₁ bzw. LD₂, die Licht mit der gleichen Wellenlänge aussenden, beispielsweise 780 oder 800 nm. Nach dem das eingeleitete Licht in dem untersuchten Gewebe wandert verstärkt ein PMT-Detektor D₁ die detektierten Signale, die anfänglich die Phasen von 0° und 180° haben. Wie oben beschrieben, ist für homogenes Gewebe und symmetrische Stellen von LD₁, LD₂ und D₁ die Ausgangsgröße des PMT 90°, d. h. auf der Hälfte zwischen 0° und 180°, und die Amplitude ist nahe an Null. Der Personal Computer (PC) stellt die Dämpfung ein, die vom Dämpfer 107B vorgesehen wird, und die Phasenverschiebung, die vom Phasenverschieber 109B vorgesehen wird, so dass der Detektor D₁ die Phase nominell um 25° und die Amplitude nominell um ≦ 10 Millivolt für homogenes Gewebe detektiert. Dieses Signal wird mit dem Verstärker 134 und mit der IQ-Schaltung 139 verbunden. Die Cosinus- und Sinus-Signale werden in den PC gespeist, der die Amplitude (die Quadratwurzel der Summe der Quadrate von I und Q) und dem Phasenwinkel (dem Winkel, dessen Tangente I/Q ist) aufnimmt, um Ausgangsgrößen der Phase um 25° und der Amplitudensignale um 10 Millivolt auszugeben. Der Personal Computer bzw. PC stellt auch das Referenzsignal zur IQ-Schaltung ein, so dass dies die Phase Φ₃ zwischen 10° und 30° und vorzugsweise ungefähr bei 25° hat, d. h. der Phasenverschieber 114 liefert an die IQ-Schaltung 139 die Referenzphase mit einem Wert, der durch die Kombination der Phasenverschieber 109A und 109B ausgewählt wird.
In einem gegenwärtig bevorzugten Ausführungsbeispiel ist der Splitter 104 ein Zwei-Wege-180°-Leistungssplittermodell mit der Nummer ZSCJ-2 1, verfügbar von Mini-Circuits (P.O. Box 350186, Brooklyn, New York 11235-0003). Die Phasenverschieber 109A, 109B und 114 und die Dämpfer 107A und 107B sind auch von Mini-Circuits erhältlich, wobei die Dämpfer hochisolierte Verstärker MAN-1AD sein können. Der IQ-Demodulator 139 ist ein Demodulator MIQY-140D, der auch von Mini-Circuits erhältlich ist.
Das System erhält die Anfangswerte vom Dämpfer 107B (A₂) und dem Phasenverschieber 109B (Φ₂) auf einem Modell oder einer symmetrischen Geweberegion (beispielsweise dem kontralateralen Hirnlappen, der tumorfrei ist). Die gesamte Sonde wird auf einem Gewebemodell durch Speicherung der Kalibrierungswerte von A₂ und Φ₂ für die verschiedenen Quelle-Detektor-Kombinationen kalibriert (d. h. auf dem Grundlinienbild). Die Sonde wird dann beispielsweise zum Äußeren des Kopfes bewegt, und die Phasen und Amplituden werden für die verschiedenen Quellen-Detektor-Kombinationen detektiert. Wenn der auf der anderen Seite liegende tumorfreie Hirnlappen als ein Modell verwendet wird, wird die Sonde auf den gegenüberliegende Lappen übertragen (wobei berücksichtigt wird, dass die Sonde auf dem symmetrischen Gewebe unter Berücksichtigung der Gehirnphysiologie angeordnet wird), und dann werden die Bilder aus allen Quelle-Detektor-Kombinationen ausgelesen, um die Gewebebilder zu erhalten. Es gibt keine Begrenzung für das Multiplexing, so lange wie die Bandbreite von F₁ und F₂ als der begrenzender Zustand in der Systemnormierung erkannt wird. Es sei bemerkt, dass die Normierung genau und ohne "Dithering" sein muss, und daher ein gewisses Ausmaß an Filterung in F₁ und F₂ vorhanden sein muss, d. h. weniger als eine Bandbreite von 10 Hz. Wenn Φ₂ über einen großen Bereich eingestellt wird, wird es ein Amplitudenphasenübersprechen geben. Somit kann das System die Phase und dann die Amplitude einstellen und diese Einstellungen iterativ wiederholen, und zwar wegen des Amplitudenphasenübersprechens. Die Steuerung von A₁ und Φ₁ sieht einen noch größeren Steuerbereich vor, wobei offensichtlich umgekehrte Signale auf sie angewandt werden, d. h., wenn die A₁, Φ₁-Signale vergrößert sind, würden die A₂, Φ₂-Signale verringert werden. Sowohl A₂ als auch Φ₂ können von PIN-Dioden gesteuert werden, um einen extrem breit liegenden Frequenzbereich zu erreichen. Da jedoch die Signalverarbeitung die Bandbreite des Rückkoppelungssystems steuert, ist entweder die PIN-Diode oder die Relaissteuerung der Phase und der Amplitude für die automatische Kompensation durchführbar. Wenn zusätzlich Dual-Wellenlängen- oder Dreifach-Wellenlängen-Quellen verwendet werden, muss jede davon getrennt kalibriert werden, weil keine zwei Lichtquellen an der gleichen Position relativ zum abgebildeten Gewebe sein können (außer natürlich, wenn sie mit optischen Fasern kombiniert werden).
Mit Bezug auf 5 wird in einem anderen Ausführungsbeispiel ein Phased-Array-Abbildungssystem 150 mit zwei Wellenlängen anstelle der Abbildungssysteme 15, 45 oder 100 verwendet. Das Abbildungssystem 150, welches mit dem optischen Modul 12 verbunden ist (in 1A gezeigt) mit neun 760 nm-Laserdioden S₁, S₂, ..., S₉, mit neun 840 nm-Laserdioden S_1a, S_2a, ..., S_9a und mit vier PMTs D₁, D₂, D₃ und D₄ basiert auf einer heterodynen Phasendetektion. Ein Schalter 152 verbindet die Laserdioden mit einem Phasensplitter 154, der zu den Dioden ein Hochfrequenzmodulationssignal sowohl mit einer Phase von 0° als auch mit einer Phase von 180° liefert. Das Abbildungssystem 150 setzt einen Mischer 165 ein, der mit einem 200 MHz-Oszillator 160 und einem 200,025 MHz-Oszillator 162 verbunden ist (alternativ können Oszillatoren verwendet werden, die in dem Bereich von 10–1000 MHz, vorzugsweise in dem Bereich von 50–500 MHz arbeiten). Der Mischer 165 liefert ein 25 kHz-Referenzsignal (168) zu einer einstellbaren Verstärkungssteuervorrichtung 177. Der Oszillator 162, der mit dem Leistungsverstärker 163 verbunden ist, liefert ein 200,025 MHz-Referenzsignal (170) an die zweite Dynode von jedem PMT-Detektor für die heterodyne Detektion. Jeder PMT-Detektor liefert ein 25 kHz-Detektionssignal (172) an einen Schalter 178, der wiederum das Signal an einen 25 kHz-Filter 180 liefert. Ein Phasendetektor 184 ist mit einer einstellbaren Verstärkungssteuervorrichtung 182 verbunden, die ein gefiltertes und verstärktes Detektionssignal (186) liefert, und mit einer einstellbaren Verstärkungssteuervorrichtung 177, die das Referenzsignal (188) liefert. Der Phasendetektor 184, der mit einem Schalter 190 verbunden ist, liefert den detektierten Phasenwert für jede Wellenlänge. Diese Phasendetektionsschaltung wurde im US-Patent 5 187 672 beschrieben, der hier durch Bezugnahme aufgenommen wird. Eine andere Bauart einer Phasendetektionsschaltung wurde im US-Patent 5 564 417 beschrieben.
Ähnlich wie oben beschrieben steuert die Steuervorrichtung 175, die mit einem PC verbunden ist, sequentiell die Laserdioden S₁, S₂, ..., S₉ oder die Laserdioden S_1a, S_2a, ..., S_9a unter Verwendung des Schalters 152, so dass zwei Dioden, die die gleiche Wellenlänge aussenden, Signale mit einer Phase von 0° und einer Phase von 180° aus dem Splitter 154 aussenden. Gleichzeitig verbindet die Steuervorrichtung 175 eine symmetrisch gelegene PMT unter Verwendung eines Schalters 178 mit dem Filter 180 und der einstellbaren Verstärkungssteuervorrichtung 182. Der Phasendetektor 184 liefert die gemessene Phase. Das Abbildungssystem setzt das Zeitsteuerdiagramm 40 (3B) ein; da jedoch das Licht mit zwei Wellenlängen nicht frequenzcodiert ist, werden die Laserdioden S₁, S₂, ..., S₉ oder die Laserdioden S_1a, S_2a, ..., S_9a in jeder Sequenz ausgelöst. Der Computer speichert die Phasenwerte, die für die unterschiedlichen Kombinationen gemessen werden, und erzeugt Bilder, wie unten beschrieben.
Mit Bezug auf 6 verwendet in einem anderen Ausführungsbeispiel ein Amplitudenauslöschungsabbildungssystem 200 ein optisches Modul 212, wie in 6B gezeigt. Das optische Modul 212 weist zwölf Lichtquellen S₁, S₂, ..., S₁₂ und vier Lichtdetektoren D₁, D₂, D₃ und D₄ auf, die auf einem Plastik- oder Gummischaummaterial befestigt sind. Die Lichtquellen und die Lichtdetektoren sind in einem geometrischen Muster gelegen, welches 16 Quellen-Detektor-Kombinationen (C1, C2, ..., C16) mit einer ausgewählten Quellen-Detektor-Entfernung vorsieht. Die Entfernung bzw. Trennung kann 2,5 cm sein, um eine durchschnittliche Lichteindringung von 1,25 cm zu erzeugen. (Verschiedene Module mit unterschiedlichen Quellen-Detektor-Abständen können verwendet werden, um verschiedene zweidimensionale Bilder von unterschiedlichen Gewebetiefen zu erhalten. Alternativ kann ein einziges Modul Quellen-Detektor-Kombinationen aufweisen, die unterschiedliche Entfernungen bieten). Die Lichtquellen sind Wolframglühbirnen mit 1 W, die ein nicht moduliertes Breitbandlicht aussenden. Die Lichtdetektoren sind Siliziumdioden, die jeweils mit einem Interferenzfilter ausgerüstet sind, der ein 10 nm breites Band überträgt, welches bei 760 nm und bei 850 nm zentriert ist. Die Wellenlängen von 760 nm und 850 nm werden ausgewählt, um Oxyhämoglobin und Deoxyhämoglobin in dem untersuchten Gewebe zu detektieren.
Das optische Modul 212 ist mit einer Analogschaltung 202 verbunden, die eine Quellenschaltung 204 aufweist, um die Quellen S1, S2, ..., S12 zu steuern. Das optische Modul 212 ist mit einer Detektionsschaltung 206 verbunden, welche die Diodendetektoren D1, D2, D3 und D4 steuert. Im Allgemeinen kann das Abbildungssystem 200 jede Quelle für eine ausgewählte Zeitperiode im Bereich von 10^–6 s bis 0,1 s anschalten (AN) und ein oder mehrere symmetrisch angeordnete Detektoren werden simultan oder sequentiell angeschaltet, um optische Daten aufzunehmen. Insbesondere wird eine der Quellen S1, S2, ..., S12 für 500 ms angeschaltet, und das emittierte Licht wird in das Gewebe von dem entsprechenden Eingangsanschluss eingeleitet. Die eingeleiteten Photonen wandern über bananenförmige Pfade in dem untersuchten Gewebe zu einem Detektionsanschluss. Der entsprechende Detektor wird 200 ms nach der Quelle ausgelöst und nimmt Licht für 200 ms auf. Eine Detektionschaltung 206 nimmt ein Detektorsignal vom Diodendetektor auf. Die Detektionsschaltung 206 ermöglicht die Korrektur von Dunkelstrom/Rauschen, die ein Hintergrundlicht aufweist, eine Gleichstromversetzung der Operationsverstärker, einen Photodiodendunkelstrom, Temperatureffekte an den Ausgängen von einzelnen Komponenten und Variationen aufgrund sich verändernder Umgebung.
Das Abbildungssystem 200 führt eine Datenaufnahme in vier Schritten aus, die durch seinen internen Oszillator synchronisiert werden. Der erste Schritt wird ausgeführt, wobei die Lichtquellen aus (AUS) sind. Die Detektorausgangsgröße wird in einen Integrator 216 geleitet, und ein Integrationskondensator 218 wird auf die Dunkelpegelspannung geladen. Im zweiten Schritt wird die Lichtquelle eingeschaltet, und nach 200 ms wird die Vorverstärkerausgangsgröße, die der Intensität des detektierten Lichtes entspricht, zum Integrator 216 in einer Weise geleitet, um den Kondensator 218 mit Strom einer der Polarität des Ladungsstroms im ersten Schritt entgegengesetzten Polarität zu laden. Dies wird unter Verwendung einer geeigneten AN/AUS Kombination der Schalter A und B erreicht. Die Spannung des Kondensators 218 wird auf einen Wert aufgeladen, der, nach 200 ms, die gesamte detektierte Intensität abzüglich des Dunkelpegelrauschsignals darstellt. Im dritten Schritt werden beide Schalter A und B ausgeschaltet, um sowohl den positiven Einheitsverstärkungsoperationsverstärker als auch den negativen Einheitsverstärkungsoperationsverstärker (220 und 222) zu trennen. Dann wird die Ausgangsgröße des Integrators 218 über einen Schalter C zu einem Analog/Digital-Wandler geleitet, und das digitale Signal wird im Speicher eines Computers gespeichert. Im vierten Schritt sind die Schalter A, B und C offen, und der Schalter D ist geschlossen, um den Kondensator 218 durch einen 47K-Widerstand zu entladen. An diesem Punkt wird die Schaltung des Integrators 216 auf Null zurückgesetzt und ist bereit für den ersten Schritt im Detektionszyklus.
Alternativ kann die Analogschaltung 202 durch einen Computer mit einem Analog/Digital-Wandler und durch geeignete Software ersetzt werden, die den gesamten Betrieb des optischen Moduls 212 steuert. Ein Algorithmus steuert die Quellen und Detektoren des optischen Moduls 212 in ähnlicher Weise, wie oben beschrieben. Das detektierte Dunkelpegelrauschsignal wird digital von der detektierten Intensität des eingeleiteten Lichtes abgezogen.
Die gesammelten Datensätze werden unter Verwendung eines Abbildungsalgorithmus verarbeitet. Der Abbildungsalgorithmus berechnet das Blutvolumen des untersuchten Gewebes für jede Quellen-Detektor-Kombination für jeden Datensatz. Der Abbildungsalgorithmus kann auch die Oxigenierung des untersuchten Gewebes für jede Quellen-Detektor-Kombination berechnen.
Das Blutvolumen oder die Oxigenierungsbilder können von den "Modellbildern" abgezogen werden. Das Blutvolumenbild kann von dem Oxigenie rungsbild abgezogen werden, um Kongruenzdaten zu erzeugen, um eine Gewebeanomalie zu lokalisieren und zu charakterisieren. D. h., der Abbildungsalgorithmus erzeugt ein Bild unter Verwendung der Differenzialbilddatensätze. Vor der Erzeugung des Bildes wird ein Interpolationsalgorithmus eingesetzt, um den Differenzialbilddatensatz zu erweitern, der 16 (4×4) Datenpunkte enthält, und zwar auf einen Abbildungsdatensatz, der 32×32 Bildpunkte enthält.
Alternativ verwendet der Computer einen Rückprojektionsalgorithmus, der in der Computertomographie (CT) bekannt ist, der bezüglich Lichtdiffusion und Brechung und bezüglich der bananenartigen Geometrie modifiziert ist, die von dem optischen Abbildungssystem eingesetzt wird. In dem optischen Rückprojektionsalgorithmus setzt das auf Wahrscheinlichkeit beruhende Konzept der "Photonenmigrationsdichte" die lineare Beziehung der ballistisch übertragenen Röntgenstrahlen für den Strahl ein, der die Pixel darstellt. Die Photonenmigrationsdichte bezeichnet eine Wahrscheinlichkeit, dass ein Photon, welches in den Eingangsanschluss eingeleitet wird, ein spezielles Pixel einnehmen wird und den Detektionsanschluss erreichen wird. Für unterschiedliche Arten von Gewebe liefert das Phasenmodulationsspektrophotometer die Werte der Streuungs- und Absorptionskoeffizienten, die in den Wahrscheinlichkeitsberechnungen eingesetzt werden. Bei dem Bildrekonstruktionsprogramm wird die Wahrscheinlichkeit in einen Gewichtungsfaktor übertragen, wenn sie verwendet wird, um die Rückprojektion zu verarbeiten. Ein Rückprojektionsalgorithmus, der in der Röntgen-Computertomographie bekannt ist, kann verwendet werden. Die Rückprojektion mittelt die Informationswerte aus, die jeder Strahl führt, und zwar mit einer Gewichtung in jedem Pixel. Ein Gewichtungsalgorithmus zur Erzeugung eines Photonendichtebildes kann in dem oben erwähnten Rückprojektionsrekonstruktionsalgorithmus verwendet werden.
Ein Verfahren zur Korrektur von Trübungen und Brechungen, welches in dem Rückprojektionsalgorithmus verwendet wurde, wurde von S.B.Colak, H. Schomberg, G.W.'t Hooft, M.B. van der Mark am 12. März 1996 in "Optical Back-Projection Tomography in Heterogeneous Diffusive Media" beschrieben. Die in dieser Veröffentlichung erwähnten Bezugsschriften bieten weitere Information über die optische Rückprojektionstomographie.
Ein anderes Ausführungsbeispiel des Amplitudenauslöschungsabbildungssystems 200 verwendet das optische Modul 14, das in 2A gezeigt ist. Bei dieser Anordnung liefern vier mittig gelegene Lichtquellen S1, S2, S3 und S4 und 21 Detektoren D1, D2, ..., D21 eine Vielzahl von symmetrischen Photonenmigrationspfaden für jede Quelle. Beispielsweise wird die Quelle S1 für eine Periode im Bereich von 10^–6 s bis 0,1 s eingeschaltet. Die Quelle emittiert nicht moduliertes Licht in das untersuchte Gewebe. Symmetrisch gelegene Detektoren D1 und D11 werden simultan angeschaltet, um eingeleitete Photonen aufzunehmen, die über im Wesentlichen symmetrische Pfade wandern. Für normales Gehirngewebe detektieren die Detektoren D1 und D11 Licht von gleicher Intensität, und somit ist das Differentialsignal Null, d. h., die detektierten Amplituden werden ausgelöscht. Das Abbildungssystem 200 sammelt die Differenzdaten für eine Vielzahl von symmetrischen Photonenmigrationspfaden und erzeugt ein Bild des untersuchten Gewebes. Das Abbildungssystem 200 kann optische Daten für verschiedene Wellenlängen aufnehmen und Blutvolumenbilder und Blutoxigenierungsbilder für das untersuchte Gewebe erzeugen. Das Amplitudenauslöschungsabbildungssystem 200 kann auch ein zweites identisches optisches Modul 14 verwenden, welches angeordnet ist, um eine symmetrische Gehirnregion zu untersuchen, beispielsweise den gegenüberliegenden Gehirnlappen. Das Blutvolumenbild oder das Oxigenierungsbild, die für die zwei symmetrischen Gehirnregionen aufgenommen wurden, können subtrahiert werden, um ein Differentialbild zu erzeugen, welches weiter eine Gewebeanomalie betonen wird, die in einer Gehirnregion gelegen ist.
Alternativ verwendet das Amplitudenauslöschungsabbildungssystem ein Licht, welches bei Frequenzen im Bereich von 0,1 bis 100 kHz moduliert wird. Das System setzt den oben beschriebenen Algorithmus ein, jedoch senden die Lichtquellen frequenzmoduliertes Licht aus, und die Detektoren, die jeweils mit einem Lock-in-Verstärker verbunden sind, detektieren Licht, welches mit der gleichen Frequenz moduliert ist. Diese Lock-in-Detektion kann weiter das Verhältnis von Signal zu Rauschen vergrößern, und zwar durch das Eliminieren von äußerem Rauschen. Die detektierten Lichtintensitäten werden in der gleichen Weise verarbeitet, wie oben beschrieben, um das untersuchte Gewebe abzubilden.
Die 7, 7A und 7B zeigen unterschiedliche Ausführungsbeispiele eines Kühlmoduls, welches mit einer Breitbandlichtquelle oder mit Lichtführungen verwendet wird, wo sie nahe an der Haut positioniert werden. Bei dieser Anordnung wird Wärme aufgenommen, die oft eine unangenehme Temperatur verursacht. 7 bildet ein Kühlmodul 230 ab, welches die Lichtquellen 232A und 232B umgibt. Das Kühlmodul 230 weist einen Ventilator 234 und einen Satz von Luftdurchlässen 236 auf. In einer ähnlichen Konstruktion werden zwei Ventilatoren auf jeder Seite von einer oder mehreren Lichtquellen bzw. Birnen angeordnet, um einen "offenen Rahmen" zu bilden, so dass die Ventilatoren nicht nur auf die Lichtquellen, sondern auch auf die Haut selbst blasen. Das Kühlmodul ermöglicht eine Leistungssteigerung der Lichtquellen, jedoch keine Steigerung der Wärme auf der Haut selbst, welche unter komfortablen Bedingungen bleibt.
7A bildet ein Kühlmodul 240 zur Kühlung von Lichtführungen ab. Die Lichtführungen 242 liefern Licht und Wärme auf die Haut. Ein Kühlring 244 weist einen Lufteinlass 246 und einen Satz von Luftdurchlässen 248 (oder Strahlen) auf, um einen Luftfluss auf die Bestrahlungsstelle vorzusehen. 7B bildet ein Kühlmodul 250 ab, welches aufgebaut ist, um eine Lichtbarriere 252 durch Luft zu kühlen. Die Lichtbarriere 252 hat ähnliche optische Eigenschaften wie die Lichtbarriere, die in der PCT-Anmeldung PCT/US92/04153 beschrieben wird (veröffentlicht am 26. November 1992 als WO 92/20273 ). Dieses Ausführungsbeispiel verwendet die Vorteile der Lichtbarriere und ermöglicht die Anwendung von höheren Lichtintensitäten. Das Kühlmodul 250 weist Lufteinlässe 252A und 2528 auf, die Luft zu einem Satz von Leitungen und Öffnungen liefern, die Luft zu der Haut nahe der Lichtquelle 254 liefern. Druckluft kann auch verwendet werden.
Die Intensitätsregelungen zur Lieferung von kontinuierlichem anderenfalls nicht kohärentem Licht auf die Haut hängen oft von dem Temperaturanstieg auf der Haut selbst ab. Zur Untersuchung von großen Gewebevolumen oder tiefen Geweben (d. h., wo es eine große Trennung bzw. Entfernung zwischen dem optischen Eingangsanschluss und dem optischen Detektionsanschluss gibt) werden relativ große Lichtintensitäten benötigt. Unter Bedingungen von verlängerter Beleuchtung, auch mit niedrigem Niveau, kann die Haut unkomfortabel warm werden und es können sich Blasen bilden. Jedoch sind die erythemischen Effekte viel kleiner bei der NIR, wo die gelieferte Wärme ein Faktor ist, als diese bei UVA und UVB sind, wo ein krebserzeugender Schaden auftreten kann (jedoch nicht für NIR bekannt ist). Der Effekt der Kühlluft ist nicht nur die Konvektion von warmer Luft weg von der Haut sondern verbessert auch die Verdampfung der Perspiration aus der Haut. Sobald die Hauttemperatur ansteigt und die Perspiration anfängt, wird somit eine stark verbesserte Kühlung durch die zwangsweise geführte Luft erreicht, die die Verdampfung vergrößert.
Mit Bezug auf 8 wird ein Amplitudenauslöschungsabbildungssystem 260 anstelle der Abbildungssysteme 15, 45, 100, 150 oder 202 verwendet. Das Amplitudenauslöschungsabbildungssystem 260 mit zwei Wellenlängen ist mit dem optischen Modul 14 verbunden, welches in 2A gezeigt ist, und weist vier 750 nm-Laserdioden S₁, S₂, S₃ und S₄, vier 830 nm-Laserdioden S_1a, S_2a, S_3a und S_4a und einundzwanzig Siliziumdiodendetektoren D₁, D₂, ..., D₂₁ auf. Jeder Detektor ist mit einem Vorverstärker und einer einstellbaren Verstärkungssteuervorrichtung verbunden, die anfänglich zur Kalibrierung verwendet werden können. Die Detektorausgangsgrößen werden von einem Schalter 262 durch eine Steuervorrichtung 264 geschaltet, so dass Analog/Digital-Wandler 266 und 266a Daten für 750 nm bzw. 830 nm von zwei symmetrisch gelegenen Detektoren aufnehmen. Ein Computer 270 speichert die detektierten Werte, die für die unterschiedlichen Kombinationen gemessen wurden, unter Verwendung von Algorithmen, die in dem eingeschlossenen Quellencode eingesetzt werden. Der Computer erzeugt auch unten beschriebene Bilder. Eine andere Art einer Amplitudendetektionsschaltung wurde in den 11 bis 13 und in der entsprechenden Beschreibung des US-Patentes 5 673 701 beschrieben.
Ebenfalls mit Bezug auf die 8A und 8B steuert die Steuervorrichtung sequentiell einen Oszillator 261 so, dass jede Quelle einen Lichtimpuls von 50 μs aussendet, wie im Timing- bzw. Zeitsteuerdiagramm 272 gezeigt. Das System läuft sequentiell durch die verschiedenen Quelle/Detektor-Kombinationen in ungefähr einer Millisekunde und mittelt die Abbildungsdaten über 8 s, um ein sehr hohes Signal/Rausch-Verhältnis zu erhalten. Die Schaltungskonfiguration für ein Element des Abbildungssystems 260, d. h. die 754 nm-Quellen S₁, S₂ und die 830 nm-Quellen S_1a, S_2a und zwei symmetrisch positionierte Detektoren D₃ und D₁₁ ist in 8A gezeigt. Die Lichtintensitäten, die für die symmetrischen Stellen detektiert werden, werden in digitaler oder analoger Weise subtrahiert. Der Computer speichert alle Daten, die für die zwei Wellenlängen detektiert wurden, zur Erzeugung von Gewebebildern.
8C zeigt diagrammartig einen einzigen Kanal 260A des Zeitmultiplexabbildungssystems 260. Der Detektor D₁ detektiert Licht, welches von der Lichtquelle S₁ ausgesandt wurde, die Lichtimpulse von einer Dauer von ungefähr 50 μs emittieren. Das Detektorsignal wird verstärkt und zu einer Aufnahme-Halte-Schaltung und einem Filter geliefert. Der Detektor D₁ ist ein Siliziumdiodendetektor, der den Detektionsbereich von ungefähr 4×4 mm hat und einen Vorverstärker aufweist. Das gefilterte Signal 272 wird zu einer AGC 274 geliefert, die die Amplitude des Signals basierend auf einem Steuersignal von einem PC einstellt. Der PC hat Normalisierungsamplituden für die einzelnen Quellen-Detektor-Kombinationen.
Das Amplitudenauslöschungsabbildungssystem 260 wird auf ein Gewebemodell durch Detektion von Signalen für die einzelnen Quellen-Detektor- Kombinationen und durch geeignete Normalisierung des detektierten Signals unter Verwendung der AGC-Steuerung normalisiert. Die einzelnen Normalisierungs-/Kalibrierungs-Amplituden bilden ein Grundlinienbild, welches im Computer gespeichert wird. Wie oben beschrieben, kann das Grundlinienbild auch auf einer symmetrischen Geweberegion aufgenommen werden, wie beispielsweise das gegenüberliegende Gehirngewebe für eine Gehirngewebeuntersuchung oder das gegenüberliegende Gewebe im Allgemeinen für irgendeine Gewebeuntersuchung. Der Normalisierungsprozess kann mehrere Male wiederholt werden, um Drift bzw. Abweichungen in den einzelnen Elementen zu berücksichtigen. Während des Messverfahrens kann der PC die Verstärkung von jeder AGC 314 basierend auf den Kalibrierungswerten einstellen, die nur die elektronische Abweichung berücksichtigen. Dann wird das fehlerhafte Bild bzw. Krankheitsbild von dem Grundlinienbild des untersuchten Gewebes abgezogen. Während die Messdaten auf dem untersuchten Gewebe gesammelt werden, wird alternativ das gemessene Bild von dem Grundlinienbild subtrahiert, um das Gewebebild zu erzeugen, welches irgendwelche Gewebeinhomogenitäten aufweist, wie beispielsweise einen Tumor oder eine Blutung. Die Aufnahme-Halte-Schaltung (Sample-hold-Schaltung) kann eine analoge Schaltung sein, oder die Aufnahme-Halte-Funktion, einschließlich der Filterung, kann digital ausgeführt werden.
8D zeigt diagrammartig ein Amplitudenauslöschungsabbildungssystem, welches ein Frequenzmultiplexverfahren einsetzt. Das Amplitudenauslöschungssystem 300 weist einundzwanzig Oszillatoren 302 auf, die mit Frequenzen in dem Bereich von 1 kHz bis 100 kHz arbeiten. Jeder Oszillator 302 treibt eine Lichtquelle 304 (beispielsweise eine Laserdiode oder LED) an, die ein intensitätsmodelliertes Licht in das untersuchte Gewebe aussendet. Jeder Lichtdetektor 306 (beispielsweise ein Fotomultiplier, ein Avalanche-Photodioden-PlN-Detektor oder ein Siliziumdetektor) detektiert das intensitätsmodellierte Licht und liefert ein Detektorsignal zu einem Verstärker 308. Das verstärkte Detektorsignal wird zu einem Verarbeitungskanal 310 geliefert, der einen Bandpassfilter 312, eine AGC 314, einen Lock-in-Verstärker 316 und einen Filter 318 aufweist. Der Filter 312 filtert das Detek torsignal, und die AGC 314 stellt die Amplitude entsprechend dem Eingangssignal von einem PC ein. Der Lock-in-Verstärker 316 nimmt das verstärkte Signal 315 und ein Referenzsignal 320 vom Oszillator 302 auf. Der Lock-in-Verstärker 312 liefert ein Amplitudensignal 317 an den Filter 318. Der Verarbeitungskanal 310 kann ein analoger Kanal oder ein digitaler Kanal sein.
In dem Amplitudenauslöschungssystem 310 senden alle Lichtquellen Licht zur gleichen Zeit in eine ausgewählte Geweberegion aus. Jede Lichtquelle wird für eine andere Frequenz im Bereich von 1 kHz bis 100 kHz moduliert. Um die modulierten Lichtsignale aufzulösen und sie den einzelnen Lichtquellen zuzuordnen, arbeiten die Oszillatoren mit Frequenzen von 1 kHz, 2 kHz, 4 kHz, 8 kHz, 16 kHz,... Die Filter 312 und 318 sind ausgelegt, um nur das Detektionssignal von einer ausgewählten Lichtquelle zu liefern, und der Lock-in-Verstärker 312 liefert die Amplitude des Signals mit der ausgewählten Frequenz. Das Frequenzmultiplexsystem 300 ist in der gleichen Weise kalibriert, wie das Zeitmultiplexsystem 260, und die Normierungs/Kalibrierungsamplitudenwerte werden auch in dem PC gespeichert. Die Bilder werden verarbeitet, wie oben beschrieben.
Alle oben beschriebenen Abbildungseinrichtungen werden eine höhere räumliche Auflösung des abgebildeten Gewebes durch die Vergrößerung der Anzahl der Quellen und der Detektoren erreichen. Weiterhin können die Quellen und Detektoren verschiedene 1-dimensionale, 1,5-dimensionale oder 2-dimensionale Anordnungen bilden, wie in den oben erwähnten Schriften beschrieben.
Vor der Untersuchung einer ausgewählten Hirnregion wird die Abbildungsvorrichtung zuerst an einem Hirnmodell kalibriert. Während der Untersuchung hält der Patient oder ein Assistent die optische Sonde 12 über einen festgelegten Teil des Kopfes. Die spiegelbildliche Region auf der kontralateralen bzw. gegenüberliegenden Hirnregion kann auch aufgezeichnet werden. Die Bilder können aufgenommen werden, indem Vorteil aus Vor- bzw. A- Priori-Informationen gezogen wird, die durch Röntgentomographie, eine MRI- oder PET-Abtastung erhalten wurden.
Die optischen Bilder wurden unter Verwendung eines Rückprojektionsalgorithmus mit oder ohne Korrektur bezügliche einer nicht ballistischen Photonenfortpflanzung erzeugt (d. h. Gewebeabsorption oder Gewebestreuung), wie im Anhang A5 vorgesehen. Die Bilder können in dem Format der Daten aus der linken Gehirnhälfte abzüglich der Modelldaten, den Daten der rechten Gehirnhälfte abzüglich der Modelldaten für jede Wellenlänge (beispielsweise 750 und 830 nm) angezeigt werden. Alternativ kann die Modellkalibrierung durch Einstellung der Detektorverstärkungen vor den Gehirngewebemessungen ausgeführt werden. Darüber hinaus können die Bilder die Differenz zwischen der rechten Hirnregion und der linken Hirnregion für jede Wellenlänge sein, um irgendeinen Gewebeunterschied zu betonen, wie beispielsweise eine verdächtige Struktur, die unwahrscheinlicher Weise symmetrisch in beiden Gehirnregionen gelegen ist.
Die optischen Bilder können auch verarbeitet werden, um das Blutvolumen und die Blutoxigenierung des untersuchten Gewebes von jeder Gehirnregion abzubilden. Das Blutvolumenbild ist die Summe von 0,3 mal den Daten für 750 nm und 1,0 mal den Daten für 830 nm. Das Blutdeoxigenierungsbild ist die Differenz der Daten bei 750 nm und bei 830 nm. Die obigen Koeffizienten wurden aus Bluttests in Modellsystemen abgeleitet. Die Bilder haben die höchste Aussagekraft und Empfindlichkeit, wenn die Daten der gegenüberliegenden Gehirnregion als eine Grundlinie verwendet werden, und wenn sowohl die Blutvolumendaten als auch die Hämoglobindeoxigenierungsdaten abgebildet werden und in der Position verglichen werden.
Das Blutvolumenbild und das Hämoglobindeoxigenierungsbild bieten ein wichtiges Werkzeug bei der Charakterisierung einer verdächtigen Anomalie im untersuchten Gehirn. Während die Blutvolumen-, Hämoglobinoxigenierungs- und Hämoglobindeoxigenierungsbilder genauso wie die Bilder mit einer einzigen Wellenlänge bei der Lokalisierung einer abnormen Geweberegi on nützlich sind (d. h. das Detektieren der abnormen Struktur), werden diese Bilder auch verwendet, um den Metabolismus oder die Pathologie der verdächtigen Gewebeanomalie zu charakterisieren. Insbesondere wird ein Signal für ein gesteigertes Blutvolumen mit Bezug zu dem Fettgewebehintergrund aufgrund der gesteigerten Vaskularität eines Tumors als eine Folge der angiogenetischen Faktoren beobachtet. Diese Faktoren weisen aktive Metabolisierungsregionen und nekrotische/apoptotische bzw. atrophische-Regionen des Tumors auf. Andererseits ist das Hämoglobindeoxigenierungssignal in Beziehung zur metabolischen Intensität. Dies ist die Balance zwischen der Sauerstofflieferung und der Sauerstoffaufnahme, die bei Tumoren gewöhnlicherweise in der Richtung verschoben ist, dass die Sauerstoffaufnahme die Sauerstofflieferung überschreitet. Die gesteigerte Sauerstoffaufnahme tritt insbesondere bei jenen Tumoren auf, die aggressiv wachsen, und die metastasisch sein können.
Durch Auswahl einer geeigneten Wellenlänge oder mehrerer Wellenlängen, die für eine optisch aktive Gewebeeigenschaft empfindlich sind, kann das Abbildungssystem nicht-invasiv eine Gewebeanomalie charakterisieren. Die oben erwähnten Wellenlängen sind empfindlich auf Hämoglobin und die Hämoglobinoxigenierung, jedoch können andere Wellenlängen verwendet werden, die empfindlich für die Aufnahme durch irgendeinen Gewebebestandteil sind. Weiterhin kann ein optisches Kontrastmittel (beispielsweise Cardiogreen, Indocyanine-Grün) intravenös eingespritzt werden. Das Abbildungssystem wird dann eine Wellenlänge verwenden, die empfindlich für das zugegebene Kontrastmittel ist. Die Regionen mit gesteigertem Blutvolumen werden auch einen höheren Gehalt des Kontrastmittels haben.
Alternativ können Unterschiede bei der Gewebestreuung abgebildet werden. Aufgrund von Unterschieden beim optischen Brechungsindex streuen unterschiedliche Gewebearten und unterschiedliche Gewebelösungsstoffe das Licht unterschiedlich. Die oben beschriebenen Abbildungssysteme sind auch empfindlich für Streuungsveränderungen. Das Abbildungssystem kann eine Wellenlänge verwenden, die keine Absorptionsveränderungen für unter schiedliche Arten von Geweben und unterschiedliche Gewebelösungen zeigen, sondern Unterschiede bei der Streuung zeigen.
Die nicht-invasive Charakterisierung des Gehirngewebes kann durch Kombinieren der Daten von den oben beschriebenen Bildern ausgeführt werden. Beispielsweise kann eine zweidimensionale Datenanzeige das Blutvolumen (d. h. die Vaskulogenese) gegenüber der Blutdeoxygenierung (d. h. dem Hypermetabolismus) für eine "verdächtige Struktur" unter Verwendung von Daten aus der kontralateralen bzw. gegenüberliegenden Gehirnregion als Referenz oder unter Verwendung von Modelldaten als Referenz anzeigen.
Quantisierung einer gemeinsamen Übereinanderlage von verschiedenen Bildern
Im Prinzip treten Vaskulogenese (Blutvolumen) und Hypermetabolismus (Gewebehypoxie) in ähnlichen und oft identischen Gewebevolumen auf. Das Vaskularvolumensignal kann durch das Blutvolumensignal verstärkt werden. Es kann die Kongruenz der zwei Bilder bewerten, um weiter die Identität einer verdächtigen Region zu verstärken, beispielsweise durch Quantisierung der Kongruenz, die Pixel für Pixel bewertet wird. Der erste Schritt ist die Normierung der zwei Bilder, um die maximalen Signale auszugleichen. Geeignete Computerprogramme existieren, um den Bereich auszuwählen und den integrierten Wert für das räumliche Kongruenzresiduum und für das Blutvolumensignal zu erhalten. Dann ergibt eine Subtraktion Pixel für Pixel ein Bild, welches ein Residuum liefert, auf dem eine Abschätzung der Kongruenz der zwei Formen, des Blutvolumens und der Deoxygenierung basieren soll. Dies ist für jene Formen ausgeführt worden, die durch eine Untersuchung kongruent zu sein scheinen, und das Integral des Residuums von Pixeln ungleich Null wird mit dem Gesamtsignal verglichen. Ein einfacheres Verfahren ist es, den maximalen Wert der Differenz zu nehmen und ihn durch den maximalen Wert des normierten Wertes für die zwei Bilder zu teilen.
Mit Bezug auf 9 kann eine "vierdimensionale" Kurvendarstellung verwendet werden, um Bilder von verdächtigen Regionen zusammenzufassen (9 ist nur eine hypothetische Zusammenfassung und keine tatsächlichen Gehirngewebedaten). Das Blutvolumen (Volt) ist auf der Abszisse aufgezeichnet, und die Deoxygenierung (Volt) ist auf der Ordinate aufgezeichnet. Die gemessene Größe des Bildes ist als der Kreisdurchmesser abgebildet, und der Prozentsatz der Kongruenz bzw. Übereinstimmung zwischen dem Blutvolumenbild und dem Deoxygenierungsbild ist durch eine Farbskala gezeigt. Eine Farbkodierung des Prozentsatzes der Kongruenzsignale kann als eine Farbskala basierend auf der folgenden Formel angegeben sein.
Das "vierdimensionale" Diagramm wird, wie folgt, zusammengefasst:

1. Die Größe des Bildes der verdächtigen Masse (als eine Hälfte der längsten Abmessung aufgezeichnet).
2. Kongruenz von Blutvolumen und Blutdeoxygenierung, aufgezeichnet in Farbe.
3. Blutvolumen in der kongruenten Region gemessen in Volt (Skala der Abszisse).
4. Blutdeoxygenierung in der kongruenten Region (Skala der Ordinate).

Ein Gehirnmodell wurde aufgebaut, um die oben beschriebenen Abbildungstechniken zu testen und das Abbildungs- bzw. Bildgebungssystem zu kalibrieren. Das Modell weist eine Zellophankammer von 4 × 8 × 8 Millimetern auf, die mit einer Quelle von oxygeniertem oder deoxygeniertem Blut verbunden ist. Die Kammer wurde 2.5 cm tief in dem festen Gehirnmodell mit dem Absorptionskoeffizienten μ_a = 0,04 cm^–1 und dem Streuungskoeffizienten μ_s' = 10^–1 cm angeordnet. Die Kammer wurde mit Blut von geeigneten Konzentrationen gefüllt und konnte zu verschiedenen Positionen innerhalb des Modells bewegt werden. Eine genaue Bestimmung der relativen Veränderungen der Blutkonzentration wurde mit einem Fehler von 2 μM von 50 bis 160 μM erhalten (wobei der physiologische Bereich abgedeckt wurde). Die Positionsfehler von ± 2 mm wurden durch einen Vergleich des Bildes bestimmt, der von dem Rückprojektionsalgorithmus mit der tatsächlichen Position erhalten wurde. Das Phased-Array-System hat eine sehr hohe Positionsgenauigkeit und eine Objektdetektion in einer Tiefe von 3 cm gezeigt.
Funktionelle Abbildung
Gemäße einem weiteren wichtigen Ausführungsbeispiel der Erfindung werden die oben beschriebenen Abbildungssysteme verwendet, um die Funktionsaktivität einer ausgewählten Gehirnregion abzubilden. Die Funktionsabbildung alleine oder in Kombination mit der oben beschriebenen strukturellen Abbildungs- oder Gewebecharakterisierungsabbildung detektiert eine Gehirnanomalie. Ein funktionelles Abbildungssystem weist eines der oben beschriebenen optischen Abbildungssysteme auf, und eine Stimulationseinheit, die aufgebaut ist, um eine spezielle neurale Funktion des untersuchten Objektes zu stimulieren. Das optische Modul wird angeordnet, um die stimulierte Geweberegion zu untersuchen (beispielsweise auf dem Parietalknochen des Schädels, um die Oberfläche des Parietalcortex zu beobachten. Der Stimulator, der einheitlich mit dem Abbildungssystem arbeitet, sendet mechanische Signale, elektrische Signale, thermische Signale, Schall- oder Lichtsignale aus, die ausgelegt sind, um eine ausgewählte neurale Aktivität in der Geweberegion zu stimulieren, die durch sichtbares oder infrarotes Licht untersucht wird. Die neurale Aktivität wird durch Sensorstimuli eingeleitet, wie beispielsweise durch sichtbare, hörbare oder riechbare Stimuli, Geschmäcker, Berührungsunterscheidung, Schmerz- und Temperaturstimuli oder propriozeptive Stimuli. Die funktionale Abbildung wird auch im US-Patent 5,853,370 beschrieben, das am 29. Dezember 1998 erteilt wurde.
Die funktionelle Abbildung kann zahlreiche Zentren neuraler Aktivität untersuchen und abbilden. Beispielsweise kann das optische Modul an dem Temporalknochen des Schädels angebracht sein, um die Oberfläche des Tempo rallappens zu untersuchen. Dann stimuliert der Stimulator die Hörfunktion, während das optische Tomographiesystem die neurofunktionale Aktivität des Hörbereiches des Temporallappens abbildet. Das optische System kann auch den Hörzuordnungscortex nach Wernicke im Temporallappen abbilden, und zwar vor und nach der Stimulation durch den Stimulator.
Eine weitere neurofunktionale Untersuchung weist auf, das optische Modul an dem frontalen Knochen des Schädels anzuordnen, um den Frontallappen zu untersuchen. Dann stimuliert der Stimulator die motorische Sprachfunktion, während das optische Tomographiesystem die neurofunktionale Aktivität des motorischen Sprachbereiches nach Broca vor und während der Stimulation abbildet. Obwohl das optische Modul an dem rechten Parietalknochen angebracht sein kann, um die neurofunktionale Aktivität des allgemeinen Empfindungsbereiches vor und während der Stimulation von Schmerz, der Empfindung von warm oder kalt oder einer Schwingungsempfindung auf den linken Extremitäten und umgekehrt zu untersuchen.
Alternativ ist die Stimulationseinheit aufgebaut, um physiologische und pathologische Reflexe in dem Gehirn- oder Rückenmarksgewebe einzuleiten. Die Stimulationseinheit stimuliert Pupillenreflexe, Hornhautreflexe, Oculocephale Reflexe, oculovestibulare Reflexe, Eigenreflexe, den Abdominalreflex bzw. Bauchhautreflex, Cremasterreflexe, Posturalreflexe, Würgereflex, kindliche Reflexe, wie beispielsweise Blinzelreflex, Cochleopalpebralreflex, Handgreifreflex, Zehenansprechreflex bzw. Babinsky-Reflex, Rooting- bzw. Suchreflex, Galant-Reflex bzw. Rückgratreflex, (asymmetrisch) tonischer Nackenreflex, Perezreflex, Schreckreflex).
Der Stimulator stimuliert eine ausgewählte Region des Nervensystems. Die entsprechenden neurologischen Impulse, die durch Neuronen übertragen werden, werden an unterschiedlichen Punkten ihrer Pfade detektiert und abgebildet, beispielsweise in den Nerven, im Rückenmark, im Thalamus oder im zerebralen Cortex. Wenn beispielsweise der Simulator eine Kalt- oder Warm-Stimulation auf dem kleinen Finger der linken Hand bewirkt, erzeugt diese thermische Stimulation Impulse, die in dem rechten seitlichen Spinothalamustrakt (Tractus spinothalamicus) des Hals- oder Zervikalrückenmarks zum sensorischen Thalamuskern laufen und enden in dem rechten postzentralen Gyrus bzw. der Windung des Parietallappens.
In einer klinischen Studie, die hier nur zu Veranschaulichungszwecken vorgesehen ist, wurde das optische Tomographiesystem verwendet, um die kognitive Aktivität des Präfrontalcortex eines Subjektes bzw. einer Person abzubilden. Hochschulstudenten unterzogen sich zusammen mit Lehrern und Studentenmentoren der University of Pennsylvania einer Studie unter Verwendung eines 50 MHZ Phase-Array-Abbildungssystems 15, wie in 3 gezeigt, um die Wiederholbarkeit ihrer kognitiven Antworten und ihre geometrische Verteilung auf der Stirn zu erforschen. Eine große Anzahl von kognitiven Tests wurde durch ausgewählte Gruppen zu vier Personen studiert. Die Einfachheit und die Vielseitigkeit des Rückwärtsbuchstabierens wurde von der Studentengruppe untersucht. Somit wurde jedes Mitglied des Teams durch die anderen Mitglieder für drei bis vier Ruheepisoden (30 sec) getestet. Die Studenten buchstabierten Worte mit fünf Buchstaben rückwärts (gewöhnlich 5) und zwar während 30 sec, dann ruhten sie für 30 sec usw. Jedes Mal wurde ein neues Wort aus einer Wortliste verwendet, die dem Subjekt bzw. der Versuchsperson unbekannt war. Die Versuchsperson wurde nicht bezüglich der Richtigkeit ihrer Antwort bewertet, und sobald ein Buchstabiervorgang ausgeführt worden ist, wurde ein weiteres Wort ausgegeben, keine Anweisung war in dem Protokoll einbezogen.
Die studierte Gesamtpopulation bzw. Gesamtmenge betrug 18 Teilnehmer, wie jedoch hier gezeigt ist, werden die Präfrontaldaten stark individuell dargestellt und sind nicht für eine globale Durchschnittsbildung geeignet. Für individuelle Versuchspersonen sind statt dessen extensive Langzeitstudien über 20 Tage gemacht worden, wobei 125 Tests von 5 Versuchspersonen vollendet wurden und die hier abgebildeten Ergebnisse basieren auf ungefähr 25 Studien von jeder der fünf und ungefähr 50 weitere Tests wurden an den restlichen 14 Studenten ausgeführt. Es gab keine Auswahl der Versuchspersonen in dieser Studie.
Die Rückprojektionsbilder wurden unter Verwendung einer Matlab-Software verarbeitet, um Phasen- und Amplitudenbilder zu erzeugen. Das Phasenbild war robust und unzweideutig. Die Datendarstellungen sind in Form von Histogrammanzeigen von datierten Daten, die über sechs Wochen angesammelt wurden. Die Blutvolumenantworten wurden bezüglich ihrer Position auf der Stirn gewertet, wobei sie in bis zu neun Bereiche von 4 cm² Fläche aufgeteilt wurden. Ansprechen > 20° in den speziellen Bereichen wurden verwendet, um Histogramme zu erzeugen, die unten gezeigt sind, die die Frequenz der Antworten in speziellen Bereichen für spezielle Individuen zeigen. Diese Voxel könnten mindestens eine und möglicherweise zwei Antworten hinsichtlich unserer Auflösung von ungefähr 1 cm² enthalten. Jedoch erscheint eine Auswahl von neun Bereichen gegenwärtig adäquat.
Gehirnstudien: Parietalbereich
10A und 10B zeigen ein experimentelles optisches Bild, welches durch das Abbildungssystem der 3 erhalten wurde, und zwar mit gegenüberliegender Parietalfingerberührung als Stimulation. Diese Figuren veranschaulichen die Auflösung, die mit einer kontralateralen bzw. gegenüberliegenden Parietalfingerberührung als Stimulation zu erhalten sind. Der intensivere Teil des Bildes ist 1,5 mal 0,7 cm. Die Intensität ist als Profil auf der rechten Seite der Figur dargestellt, und die Spitze hat einen Durchmesser von ungefähr 4 mm. Wichtig ist, dass die Phasenskala über 40° Phasenverschiebung für die Spitze der Parietalstimulation mit einem Rauschhintergrund von weniger als ein paar Grad der Phase anzeigt, was das sehr hohe Signal-Rausch-Verhältnis des in den 3 bis 5 gezeigten Phasenauslöschungssystems bestätigt. Unabhängige Aufzeichnungen der Amplitudenveränderungen messen die Absorptionssteigerung der Fokal- bzw. Brennpunktregion, was von der gesteigerten Blutkonzentration herrührt. Diese Wellenlänge wird auch Veränderungen der Hämoglobinoxygenierung registrieren, die die Blutkon zentrationssteigerung beeinflussen kann. Somit ist das Phasenverschiebungssignal ein zusammengesetztes Signal der gesteigerten Absorptionsfähigkeit aufgrund der Blutkonzentrationsvergrößerung und einer kleineren Verringerung der Absorptionsfähigkeit aufgrund des Ersetzens des deoxygenierten Blutes durch mehr oxygeniertes Blut, wobei die Netto-Veränderung eine gesteigerte Absorption und eine Verkürzung der optischen Pfadlänge oder Phasenverzögerung ist.
11 zeigt eine gemeinsame Übereinanderlage der optischen Signale und der NMR-Signale in der sensomotorischen Simulation. Die Fähigkeit, die optischen Bilder (PAI) und die MRI-Bilder übereinander zu legen, ist innerhalb der Genauigkeit des optischen Verfahrens für die Veränderungen des Blutvolumens oder der Oxygenierung. Somit ist die Steigerung der maximalen Blutkonzentration, wie durch die Phased-Array-Bilder gemessen, in Übereinstimmung mit der maximalen Verringerung des Deoxyhämoglobins, wie von dem fMRI gemessen (11). Jedoch ist die Form elliptisch statt rechteckig, 2 cm × 1 cm. Solche Unterschiede können in zukünftigen Studien überprüft werden, in denen die teilweise Deoxygenierung des Hämoglobins und der Blutkonzentration beobachtet werden und nicht die inkrementelle Veränderung des Deoxyhämoglobins.
Die 12A bis 13D zeigen Bilder, die von der oben beschriebenen kognitiven Studie detektiert wurden, die an High-School-Studenten ausgeführt wurde, wobei das optische Tomographiesystem verwendet wurde, um die kognitive Aktivität im Vorfrontalcortex einer Versuchsperson abzubilden. Das System mit neun Quellen und vier Detektoren, das bei 780 nm mit einem optischen Kissen von 9 cm × 4 cm verwendet wird, wurde zwischen den Augenbrauen und dem Haaransatz angeordnet. Die optischen Daten wurden detektiert, während die Versuchsperson rückwärts buchstabierte und ausruhte. Mit Bezug auf 13A bis 13D zeigte eine zweite Versuchsperson (KW) ein Bild auf der äußeren Seite der Mittellinie, 1,5 × 1 cm von variierender Intensität, und in der vierten Wiederholung einer Anordnung aus dem Muster und ein Auftreten eines Musters ähnlich jenem der ersten Versuchsperson. Mit Bezug auf die 12A; 12B und 12C sind die Antworten von einer Versuchsperson (DIPTI) auf wiederholte Tests fast identisch bezüglich der Position und der Intensität, grob gesagt bei einem Bereich von 1,5 × 3 cm entlang der Stirn.
Die 14A und 14B sind Histogramme der Positionen der Stirn für die zwei Subjekte bzw. Versuchspersonen DIPTI bzw. KW. Eine Veränderlichkeit der Antwort wurde beobachtet, insbesondere bei den jüngeren Mitgliedern der Gruppe, die Positionsveränderungen des Antwortmaximums zeigten. Aus diesem Grund wurde in Betracht gezogen, dass Histogramme der Position des Ansprechens auf der Stirn eine bessere Darstellung der individuellen Antworten sein würden. Signale über 20° wurden ausgewählt und ihre Positionen wurden in neun Freiräumen aufgezeichnet (5), die, wie folgt, abgekürzt wurden: unten recht (BR = Bottom Right), unten links (LL = Lower Left), Mitte rechte (CR = Center Right), oben Mitte (UM = Upper Middle), usw. Mit Bezug auf die 14A und 14B zeigten die beiden Individuen unterschiedliche Teile des Präfrontalcortex beim Antworten auf die Aufgabe des Rückwärtsbuchstabierens. 14A setzt hauptsächlich die Region in der Mitte links ein und die Region in der oberen Mitte in einem kleinen Ausmaß. 14B zeigt die Region der oberen Mitte in viel größerem Ausmaß als die Region in der Mitte links. Diese zwei Fälle sind beispielhaft für die vielen studierten Subjekte bzw. Versuchspersonen und definieren, was ein neuartiges und wichtiges Element der kognitiven Antwort sein kann. Es sei bemerkt, dass beide Subjekte bzw. Versuchspersonen nahezu immer in der dominanten Position über die gesamten vier Testintervalle ansprachen.
Abbildung von Neugeborenen
In einer weiteren klinischen Studie, die hier nur zur Veranschaulichung vorgesehen ist, ist diese Technik auf die funktionelle Aktivierung von nicht weißen Früh- und Neugeborenen angewandt worden, wie in den 15A und 15B gezeigt. In diesem Fall wurde die präfrontale Aktivität noch nicht getestet, statt dessen wurde die sensomotorische Region getestet. Die Sonde wurde auf den Kopf des Kindes für 30 sec gehalten, um ein Testbild aufzunehmen. Das Berühren des rechten Fingers ruft eine Antwort hervor, die über 30 sec abgebildet wird. Die Größe ist groß; eine Phasenverschiebung von 100° und ein Bild von ungefähr 2 cm Größe in der kontralateralen Hemisphäre wird angezeigt. Wenn jedoch der rechte Finger berührt wird, wird ein ähnlicher Antwortbereich in der kontralateralen Hemisphäre erhalten, die seitlich versetzt ist. Zusätzlich streckte sich das rechte Bein spontan.
Das untersuchte Kind war ein 26 Wochen ausgetragenes, 1 Kilo schweres Frühgeborenes, welches im Alter von 4 Wochen studiert wurde. Die Simulation in diesem Fall war, den rechten Finger des Babys zu berühren (15B). Ein deutliches Bild wurde in gewisser Weise auf der gegenüberliegenden Seite (ungefähr 1 × 1,5 cm groß) erhalten und mit einer großen Größe (über 100° Phasenverschiebung). Die Simulation des linken Fingers (15B A) gab ein ausgeprägtes Bild der gleichen Größe, jedoch seitlich in der rechten Hemisphäre verschoben. Zur gleichen Zeit wurde das spontane Strecken klar aufgelöst und das Bild war seitlich verschoben. Somit wurden Bilder der gewollten und ungewollten Antworten des Frühgeborenen-Hirns erhalten.
Während diese Daten vorläufig sind, sind sie bemerkenswert bezüglich der großen Amplitude der Antworten, da sie tatsächlich so weithin in der High-School-Studenten-Population beobachtet wurden. Dieses starke Ansprechen der Neugeborenen im Vergleich zu der High-School-Population kommt teilweise von ihrem dünneren Schädel und dem kleineren CSF-Raum (CSF = cerebro spinal fluid bzw. Gehirn-Rückenmarksflüssigkeit). Dies funktioniert gut für die Detektion eines verminderten Ansprechens von dysfunktionellen Kleinkindern, die eine Hypoxie/Ischaemie oder andere traumatische Ereignisse entweder prä-partum oder intra-partum gehabt haben könnten.
Die Bildung eines gut aufgelösten Bildes der Hirnfunktion unter Verwendung von mehreren Lichtquellen und Detektoren in der NIR-Region, entweder mit kontinuierlichem oder moduliertem Licht, öffnet ein fruchtbares Studienfeld für visuelle sensomotorische und präfrontale Funktionen bei Erwachsenen, Neugeborenen und Frühgeborenen. Die Verfahren sind absichtlich übermäßig vereinfacht, um ein schnelles, einfaches, geradliniges, sicheres und bezahlbares Verfahren zum Studium der Hirnfunktion zu erreichen. Ausreichende Studien an den High-School-Studenten wurden ausgeführt, um die Gültigkeit der Stabilität des Signals und der Position des maximalen Ansprechens bzw. der maximalen Antwort für ein gegebenes Individuum und bezüglich der Veränderlichkeit des Ansprechens unter den Individuen sicherzustellen. Die bemerkenswerten Ergebnisse sind die plastische Darstellung der Antwort des präfrontalen Bereiches, der in den Reihen der Studien an High-School-Studenten einerseits beobachtet wurde, und die Einfachheit, mit der hervorgerufene Signale in der Parietalregion bei den Früh- und Neugeborenen andererseits erhalten wurden. Somit stellen wir einen vorläufigen Bericht über diese Studien dar, um weitere Forschungen hier und sonst wo anzuregen.
Diese Ergebnisse machen für große Bevölkerungsschichten die komplexe Technologie der Messung der Gehirnfunktionen praktisch durchführbar und erschwinglich. Während die Auflösung von MRI oder die chemische Genauigkeit von PET nicht vorhanden sind, hat sie die Fähigkeit des Betriebs bei mehreren Wellenlängen, um verbesserte Empfindlichkeit bezüglich Oxyhämoglobinveränderungen, Deoxyhämoglobinveränderungen und Lichtstreuungsveränderungen zu ergeben. Insbesondere öffnet das Verfahren neue Studienfelder über die menschliche Population bei Erwachsenen unter Bedingungen von simuliertem oder tatsächlichem Stress, der wichtige Effekte auf die funktionelle Leistung haben kann, oder in anderen Fällen, wo das Subjekt bzw. die Versuchsperson nicht gut gesteuert werden kann, wie beispielsweise bei einem Neugeborenen und Frühgeborenen und bei jenen Personen, die aufgrund von Unfällen oder aufgrund von Krankheiten nicht voll ansprechbar sind.
Höher auflösende Bilder
Bei früheren Studien ist mit optischer Tomographie versucht worden, das Röntgen-Bild durch eine zweidimensionale Projektion der Absorption gewöhnlicherweise in zwei Ebenen nachzuahmen. Der Erfolg dieser Techniken basiert auf der Fähigkeit des Radiologen, die Strukturen von entweder streuendem oder absorbierendem Material zu identifizieren, welches von dem normalen Gewebe abweicht. Jedoch ist eine hohe Auflösung erforderlich, um solche strukturellen Merkmale zu unterscheiden, auf denen die Identifikation von malignem Gewebe gewöhnlicherweise basiert. Eine hohe Auflösung ist zeitintensiv genauso wie aufwändig bezüglich der Apparate, d. h., zahlreiche Quellen-Detektor-Kombinationen sind erforderlich, um eine Auflösung zu erreichen, die mit PET/MRI vergleichbar ist. In den obigen Systemen wird die Abbildungsauflösung hauptsächlich eingesetzt, um das Signal/Rausch-Verhältnis bei der Quantifizierung von optischen Eigenschaften des Tumors mit Bezug zum normalen Gewebe zu steigern, oder mit Bezug zu einem Modell eines normalen Gewebes. Jedoch hängen die Blutvolumen-, Oxigenierungs- und Deoxigenierungsdaten, die von den optischen Systemen aufgenommen wurden, nicht kritisch von einer Abbildung mit hoher Auflösung ab.
Ein optisches System mit einer gesteigerten Anzahl von Quellen und Detektoren wird eine höhere räumliche Auflösung ergeben. Weiterhin erreicht eine größere Trennung von Quelle und Detektor (d. h. der Abstand des Eingangsanschlusses zum Detektionsanschluss) eine tiefere Eindringung der eingeleiteten optischen Strahlung. Durch Verwendung von ausgewählten Abstandswerten können die oben beschriebenen Abbildungssysteme dreidimensionale optische Daten aufnehmen, die für eine dreidimensionale Rekonstruktion verwendet werden.
Zusätzliche Ausführungsbeispiele sind in den folgenden Ansprüchen offenbart. 17985

Claims

Optisches System (15, 45, 100, 150, 200, 260, 300) zur nicht-invasiven transkraniellen In-Vivo-Untersuchung von Hirngewebe eines Subjekts, wobei das System Folgendes aufweist: ein optisches Modul (12, 14, 212) mit einer Anordnung von optischen Eingangsanschlüssen und Detektionsanschlüssen, angeordnet in einem geometrischen Muster zum Vorsehen einer Vielzahl von Photonenmigrationspfaden innerhalb einer untersuchten Region des Hirngewebes, wobei jeder der erwähnten optischen Eingangsanschlüsse ausgebildet ist zur Einführung sichtbaren oder infraroten Lichtes, emittiert von einer Lichtquelle (S₁, S₂, S₃, ....) und wobei jeder optische Detektionsanschluss zum Empfang von Lichtphotonen ausgelegt ist, die in der untersuchten Geweberegion von mindestens einem der erwähnten Eingangsanschlüsse migriert oder gewandert sind, und zum Liefern des erwähnten empfangenen Lichtes an einen Lichtdetektor (D₁, D₂, D₃, ....); eine Steuerung bzw. Steuervorrichtung (19, 49, 140, 175, 262, 264), ausgelegt und angeordnet zur Steuerung des Betriebs der erwähnten Lichtquelle und des erwähnten Lichtdetektors zum Detektieren von Licht, das über mindestens einen der erwähnten Photonenmigrationspfade migriert oder gelaufen ist; und einen Prozessor (PC), angeschlossen zum Empfang von Signalen von dem erwähnten Detektor und angeordnet zur Bildung von mindestens zwei Datensätzen, wobei ein erster der erwähnten Datensätze das Blutvolumen in der untersuchten Geweberegion repräsentiert und ein zweiter der erwähnten Datensätze die Blutoxygenierung in der untersuchten Geweberegion repräsentiert; wobei der erwähnte Prozessor zur Korrelation der erwähnten ersten und zweiten Datensätze zum Detektieren von nicht normalem Gewebe in der untersuchten Geweberegion ausgebildet ist.
Optisches System nach Anspruch 1, wobei der erwähnte zweite Datensatz Hämoglobindeoxygenierungswerte umfasst.
Optisches System nach Anspruch 1, wobei der erwähnte zweite Datensatz Hämoglobinoxygenierungswerte umfasst.
Optisches System nach Anspruch 1, 2 oder 3, wobei der Prozessor ausgebildet ist zur Bildung eines dritten Datensatzes, gesammelt durch Bestrahlung einer Bezugs- oder Referenzgeweberegion mit ähnlichen Lichtstreuungs- und Absorptionseigenschaften, wie die untersuchte Geweberegion.
Optisches System nach Anspruch 1, 2 oder 3, wobei der Prozessor ausgebildet ist zur Bildung eines dritten Datensatzes, gesammelt durch Bestrahlung einer Region eines Gewebemodells mit ausgewählten Lichtstreuungs- und Absorptionseigenschaften.
Optisches System nach Anspruch 1, 2 oder 3, wobei ferner Folgendes vorgesehen ist: ein zweites optisches Modul, welches eine Anordnung der erwähnten optischen Eingangsanschlüsse und Detektionsanschlüsse aufweist, und zwar angeordnet in dem erwähnten geometrischen Muster, um eine Vielzahl von Photonenmigrationspfaden innerhalb einer untersuchten Region des Gewebes vorzusehen, wobei jeder der erwähnten optischen Eingangsanschlüsse zur Einführung von sichtbarem oder infrarotem Licht ausgelegt ist, das von einer Lichtquelle emittiert wird, wobei ferner jeder der erwähnten optischen Detektionsanschlüsse zum Empfang von Lichtphotonen ausgelegt ist, die in der untersuchten Geweberegion von mindestens einem der erwähnten Eingangsanschlüsse migriert oder gewandert sind, und zum Liefern des empfangenen Lichtes an einen Lichtdetektor; wobei der Prozessor zum Empfang optischer Daten von den beiden erwähnten optischen Modulen ausgebildet ist.
Optisches System nach Anspruch 1, 2 oder 3, wobei der Prozessor zur Korrelation des das Blutvolumen repräsentierenden ersten Datensatzes und des die Blutoxygenierung repräsentierenden zweiten Datensatzes ausgebildet ist, und zwar durch Bestimmen der Kongruenz zwischen den Daten der zwei Sätze.
Optisches System nach Anspruch 7, wobei der Prozessor programmiert ist, die ersten und zweiten Datensätze als zweidimensionale Bilder zu ordnen, und die erwähnte Kongruenz unter Verwendung der erwähnten zweidimensionalen Bilder zu bestimmen.
Optisches System nach Anspruch 7, wobei der Prozessor programmiert ist, die ersten und zweiten Datensätze als zweidimensionale Bilder zu ordnen, und die erwähnte Kongruenz unter Verwendung der folgenden Formel zu bestimmen:
Optisches System nach Anspruch 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8 oder 9, wobei der Prozessor ferner zur Bestimmung einer Stelle oder eines Ortes des anormalen oder nicht-normalen Gewebes innerhalb der untersuchten Geweberegion ausgebildet ist.
Optisches System nach Anspruch 1, 2, 3, 4, 5, 6 oder 7, wobei der Prozessor geeignet ist, aus den erwähnten Datensätzen einen Bilddatensatz zu erzeugen, und zwar durch Implementieren eines Algorithmus für optische Tomographie.
Optisches System nach Anspruch 11, wobei der erwähnte Algorithmus für optische Tomographie Faktoren verwendet, die zur bestimmten Wahrscheinlichkeitsverteilung der Photonen in Beziehung stehen, was auf den Streucharakter des abgebildeten Gewebes zurückzuführen ist.
Optisches System nach Anspruch 1, 2, 3, 4, 5, 6 oder 7, wobei die Steuervorrichtung zur Aktivierung der erwähnten Quelle und des erwähnten Detektors zum Erhalt eines ersten ausgewählten Abstandes zwischen den erwähnten Eingangs- und Detektionsanschlüssen ausgebildet ist, und wobei der Prozessor ausgebildet ist, um den erwähnten Datensatz für den erwähnten ersten Abstand zu bilden.
Optisches System nach Anspruch 13, wobei der Prozessor einen Bilddatensatz aus dem für den erwähnten ersten Abstand gebildeten Datensatz erzeugt.
Optisches System nach Anspruch 13, wobei die erwähnte Steuervorrichtung ferner zur Aktivierung der erwähnten Quelle und des erwähnten Detektors ausgebildet ist, und zwar zum Erhalt des zweiten Abstandes zwischen den erwähnten Eingangs- und Detektionsanschlüssen, und wobei der Prozessor ferner ausgebildet ist, einen weiteren Datensatz für den erwähnten zweiten Abstand zu bilden.
Optisches System nach Anspruch 11, 12, 13, 14 oder 15, wobei ferner eine Anzeigevorrichtung vorgesehen ist, und zwar ausgebildet zum Empfang des erwähnten Bilddatensatzes von dem erwähnten Prozessor und zur Anzeige eines Bildes.
Optisches System nach Anspruch 1, 2, 3, 4 oder 5, wobei ferner Folgendes vorgesehen ist: ein erster Oszillator, aufgebaut zur Erzeugung einer ersten Trägerwellenform mit einer ersten Frequenz in der Größenordnung von 10⁸ Hz, wobei die erste Frequenz eine Zeitcharakteristik besitzt, die mit der Zeitverzögerung der Photonenmigration oder -Wanderung von dem Eingangsanschluss zu dem Detektionsanschluss kompatibel ist; wobei die Lichtquelle mit dem ersten Oszillator gekoppelt ist und zur Erzeugung des erwähnten Lichtes aufgebaut ist, das durch die erwähnte erste Trägerwellenform moduliert ist; ein Phasendetektor, aufgebaut zur Bestimmung einer Wellenformänderung des detektierten Lichts, relativ zu der Wellenform des eingeführten Lichts und zur Messung der Phasenverschiebung des detektierten Lichtes bei der erwähnten Wellenlänge daraus, wobei das phasenverschobene Licht eine Anzeige für die Streuungs- und Absorptionseigenschaften der untersuchten Geweberegion vorsieht; und wobei der Prozessor zur Bildung des erwähnten Datensatzes, basierend auf der gemessenen Phasenverschiebung ausgebildet ist.
Optisches System nach Anspruch 17, wobei ferner Folgendes vorgesehen ist: ein zweiter Oszillator, aufgebaut zur Erzeugung einer zweiten Wellenform mit einer zweiten Frequenz; wobei der Detektor zum Empfang einer Bezugs- oder Referenzwellenform auf einer Bezugs- oder Referenzfrequenz angeordnet ist, und zwar versetzt um eine Frequenz in der Größenordnung von 10³ Hz gegenüber der ersten Frequenz und zur Erzeugung eines Signals, bei der Offset- bzw. Versetzungsfrequenz, entsprechend der erwähnten detektierten Strahlung; und wobei der Phasendetektor zum Vergleichen der detektierten Strahlung mit der eingeführten Strahlung bei der Versetzungsfrequenz geeignet ist, und zur Bestimmung der Phasenverschiebung daraus.
Optisches System nach Anspruch 1, 2, 3, 4 oder 5, wobei ferner Folgendes vorgesehen ist: ein Oszillator, aufgebaut zur Erzeugung einer ersten Trägerwellenform einer ausgewählten Frequenz, kompatibel mit der Zeitverzögerung der Photonenwanderung oder -migration von dem Eingangsanschluss zu dem erwähnten Detektionsanschluss; wobei die erwähnte Lichtquelle angeschlossen ist zum Empfang der erwähnten Trägerwellenform vom Oszillator und auch ferner aufgebaut ist zur Erzeugung optischer Strahlung, moduliert mit der erwähnten Frequenz; ein Phasenteiler, angeschlossen zum Empfang der erwähnten Trägerwellenform von dem Oszillator und zur Erzeugung erster und zweiter Bezugs- bzw. Referenzphasensignale mit vorbestimmten, im Wesentlichen unterschiedlichen Phasen; erste und zweite doppelt ausgeglichene Mischer, angeschlossen zum Empfang der erwähnten ersten bzw. zweiten Referenzphasensignale von dem Phasenteiler und angeschlossen zum Empfang des erwähnten Detektorsignals vom Detektor, und zur Erzeugung eines In-Phasen-Ausgangssignals bzw. eines Quadratur-Ausgangssignals daraus; und wobei der Prozessor mit den doppelt ausgeglichenen Mischern verbunden ist, und angeordnet ist zum Empfang des erwähnten In-Phase-Ausgangssignals und des erwähnten Quadratur-Ausgangssignals, und zur Bildung des erwähnten Datensatzes daraus.
Optisches System nach Anspruch 19, wobei der Prozessor zur Berechnung einer Phasenverschiebung (Θ_λ) zwischen dem am Eingangsanschluss eingeführten Licht und dem am Detektionsanschluss detektierten Licht ausgebildet ist, und zwar vor der Bildung des erwähnten Datensatzes.
Optisches System nach Anspruch 19, wobei der erwähnte Prozessor zur Berechnung einer durchschnittlichen Migrationspfadlänge der Photonen ausgebildet ist, die in dem untersuchten Gewebe zwischen dem optischen Eingangsanschluss und dem optischen Detektionsanschluss gestreut werden, und zwar zur Bildung des erwähnten Datensatzes.
Optisches System nach Anspruch 21, wobei der erwähnte Prozessor ferner die erwähnte Pfadlänge bei der Quantifizierung der Hämoglobinsättigung (Y) des untersuchten Gewebes verwendet.
Optisches System nach Anspruch 19, wobei der erwähnte Prozessor ausgebildet ist zur Berechnung einer Signalamplitude (A_λ), bestimmt als die Quadratwurzel einer Summe von Quadraten des erwähnten In-Phase-Ausgangsignals und des erwähnten Quadratur-Ausgangsignals und zwar vor der Bildung des Datensatzes.
Optisches System nach Anspruch 23, wobei ferner Folgendes vorgesehen ist: ein Schmalbanddetektor, angeschlossen zum Empfang des erwähnten Detektorsignals von dem erwähnten optischen Detektor und zur Erzeugung eines Gleichstromausgangssignals daraus; und wobei der Signalprozessor ferner einen Modulationsindex (M_λ) bestimmt, und zwar als ein Verhältnis der Werte der erwähnten Signalamplitude und der erwähnten Signalamplitude plus dem erwähnten Gleichstromausgangssignal.
Optisches System nach Anspruch 1, 2, 3, 4 oder 5, wobei ferner Folgendes vorgesehen ist: mindestens ein Oszillator, ausgebildet zur Erzeugung einer Trägerwellenform einer ausgewählten Frequenz, wobei die Lichtquelle betriebsmäßig mit dem Oszillator verbunden ist, ausgelegt zur Erzeugung von Licht mit einer sichtbaren oder infraroten Wellenlänge, wobei das Licht bei der erwähnten Frequenz intensitätsmoduliert ist, um ein bekanntes Lichtmuster zu erhalten; wobei die Steuervorrichtung zur Steuerung der emittierten Lichtintensität oder Phasenbeziehung der Muster ausgelegt ist, die gleichzeitig von mehrfachen Eingangsanschlüssen eingeführt werden, wobei die eingeführten Muster daraus resultierende Strahlung bilden, die einen substantiellen Gradienten der Photonendichte in mindestens einer Richtung besitzt, wobei die resultierende Strahlung gestreut und absorbiert wird, und zwar über die erwähnten Migrations- oder Wanderpfade; wobei der Detektor ausgebildet und angeordnet ist zum Detektieren der resultierenden Strahlung über die Zeit hinweg, und zwar der Strahlung, die im Gewebe zu dem Detektionsanschluss gewandert ist, und wobei der Prozessor ferner angeordnet ist zur Verarbeitung von Signalen der detektierten resultierenden Strahlung in Beziehung zu der eingeführten Strahlung zur Erzeugung der erwähnten Datensätze, die eine Anzeige für den Einfluss des untersuchten Gewebes auf den erwähnten substantiellen Gradienten der Photonendichte der erwähnten sich ergebenden Strahlung bilden.
Optisches System nach Anspruch 25, wobei ferner ein Phasendetektor vorgesehen ist, der zur Detektion der Phase der detektierten Strahlung und zum Liefern der erwähnten Phase an den erwähnten Prozessor ausgebildet ist.
Optisches System nach Anspruch 25, wobei ferner ein Amplitudendetektor vorgesehen ist, und zur Detektion der Amplitude der detektierten Strahlung und zum Liefern der erwähnten Amplitude an den Prozessor ausgelegt ist.
Optisches System nach Anspruch 25, wobei die Phasenbeziehung der von den zwei Eingangsanschlüssen eingeführten Lichtmuster 180 Grad beträgt.
Optisches System nach Anspruch 1, 2, 3, 4 oder 5, wobei die Lichtquelle relativ lange Lichtimpulse erzeugt, und der Prozessor den erwähnten Datensatz bildet, und zwar durch Subtraktion der Amplitude von zwei der erwähnten Impulse, emittiert von zwei Eingangsanschlüssen, die symmetrisch bezüglich eines Detektionsanschlusses angeordnet sind. 30, Optisches System nach Anspruch 1, 2, 3, 4 oder 5, ausgebildet zur Einführung und Detektion von Photonen an zwei Wellenlängen, die aus gewählt sind, um eine Empfindlichkeit für einen Gewebebestandteil vorzusehen.
Optisches System nach Anspruch 30, wobei der erwähnte Gewebebestandteil ein endogenes Pigment ist.
Optisches System nach Anspruch 31, wobei das erwähnte endogene Pigment Hämoglobin ist.
Optisches System nach Anspruch 30, wobei der erwähnte Gewebebestandteil ein exogenes Pigment ist.
Optisches System nach Anspruch 33, wobei das exogene Pigment ein ausgewähltes Kontrastmittel ist.
Optisches System nach Anspruch 1, 2, 3, 4 oder 5, wobei das optische Modul die erwähnte Lichtquelle aufweist, und wobei der erwähnte Lichtdetektor zur Positionierung in Kontakt mit dem Schädel ausgebildet ist.
Optisches System nach Anspruch 35, wobei das optische Modul ferner ein Barrierenmaterial aufweist, das zwischen der Lichtquelle und dem Lichtdetektor angeordnet ist.
Optisches System nach Anspruch 1 oder 6, wobei das optische Modul eine Vielzahl von optischen Fasern aufweist, und zwar zum Vorsehen einer optischen Koppelung zwischen der erwähnten Lichtquelle und dem Schädel und dem erwähnten Lichtdetektor und dem Schädel.
Optisches Verfahren zur nicht-invasiven transkraniellen In-Vivo-Untersuchung von Gehirngewebe eines Subjekts, wobei Folgendes vorgesehen ist: Vorsehen eines optischen Moduls, das eine Anordnung von optischen Eingangsanschlüssen und Detektionsanschlüssen aufweist, und zwar angeordnet in einem ausgewählten geometrischen Muster zum Vorsehen einer Vielzahl von Photonenmigrationspfaden innerhalb der untersuchten Region des Hirngewebes; Anordnen des optischen Moduls an der Außenseite des Kopfes des Subjekts; Einleiten von sichtbarem oder infrarotem Licht von mindestens einem der optischen Eingangsanschlüsse in eine untersuchte Geweberegion und Empfangen von Photonen des Lichtes, die in der untersuchten Geweberegion gewandert oder migriert sind, und zwar zumindestens an einem der Detektionsanschlüsse; Detektieren der empfangenen Photonen durch mindestens einen optischen Detektor, optisch gekoppelt mit mindestens einem der Detektionsanschlüsse; Steuern der Einführungs- und Detektionsschritte zum Sammeln von optischen Daten entsprechend den Lichtphotonen, die zwischen den ausgewählten Eingangs- und Detektionsanschlüssen gewandert sind; Verarbeiten der erwähnten optischen Daten zur Bildung von mindestens zwei Datensätzen, wobei ein erster der Datensätze das Blutvolumen in der untersuchten Geweberegion repräsentiert, und ein zweiter der erwähnten Datensätze, die Blutoxygenierung in der untersuchten Geweberegion repräsentiert; und Korrelieren der ersten und zweiten Datensätze zur Detektion von abnormalem Gewebe in der untersuchten Geweberegion.
Optisches Verfahren nach Anspruch 38, wobei der zweite Datensatz Hämoglobindeoxygenierungswerte umfasst.
Optisches Verfahren nach Anspruch 38, wobei der zweite Datensatz Hämoglobinoxygenierungswerte umfasst.
Optisches Verfahren nach Anspruch 38, 39 oder 40, wobei die Korrelation der ersten und zweiten Datensätze durch Bestimmung der Kongruenz zwischen den zwei Sätzen ausgeführt wird.
Optisches Verfahren nach Anspruch 41, wobei ferner zweidimensionale Bilder geschaffen werden, und die Kongruenz unter Verwendung der zweidimensionalen Bilder bestimmt wird.
Optisches Verfahren nach Anspruch 41, wobei ferner zweidimensionale Bilder geschaffen werden, und die Kongruenz unter Verwendung der folgenden Formel bestimmt wird:
Optisches Verfahren nach Anspruch 38, 39 oder 40, wobei ferner Folgendes vorgesehen ist: Bestrahlung einer Bezugs- oder Referenzgeweberegion mit ähnlichen Lichtstreuungs- und Absorptionseigenschaften wie die untersuchte Geweberegion und Verarbeiten der optischen Daten von der erwähnten Referenzgeweberegion zur Bildung von dritten Daten.
Optisches Verfahren nach Anspruch 38, 39 oder 40, wobei ferner Folgendes vorgesehen ist: Bestrahlung eines Gewebemodells mit ausgewählten Lichtstreuungs- und Absorptionseigenschaften und Verarbeiten der optischen Daten von dem erwähnten Gewebemodell zur Bildung dritter Daten.