Verfahren zur Untersuchung eines biologischen Gewebes mit nich ionisierender Strahlung

1. Einleitung

Die Diagnose des Ma makarzinoms stützt sich heute vorwiegend auf das bildgebende Verfahren der Röntgenmam ographie. Teile der Öffentlichkeit und der Ärzteschaft stehen dieser Untersu¬ chungsmethode allerdings zunehmend kritisch gegenüber, da man eine Schädigung des durchstrahlten Gewebes nicht mit Sicher¬ heit ausschließen kann.

In der klinischen Erprobung befinden sich lichttomographische Verfahren, bei denen man das zu untersuchende Gewebe mit sichtbarem bzw. Infrarotlicht beleuchtet und die reflektierte oder transmittierte Strahlung nachweist. Da die gemessenen Intensitäten von den optischen Eigenschaften des jeweils durchstrahlten Volumens abhängen, hofft man, Gewebearten un¬ terscheiden und physiologische bzw. pathologische Veränderun¬ gen im Gewebe feststellen und lokalisieren zu können. Mögli¬ che Anwendungen der Lichttomographie reichen von der Detek- tion des Mammakarzinoms bis hin zur Registrierung der Oxyge- nerierung des Gehirns und der Extremitäten. Aufgrund der Vielfachstreuung des Lichtes im Gewebe liegt die mit diesen Verfahren erreichbare Ortsauflösung in der Regel bei nur etwa 10-15 mm, während die etablierten Verfahren der medizinischen Diagnostik (Röntgen-Computer-Tomographie, Kernspinresonanz /NMR) noch bis zu 1 mm kleine Strukturen abbilden. Die Ver¬ besserung der Ortsauflösung sowohl in lateraler Richtung als auch in der Tiefe ist daher vorrangiges Ziel der Forschung und Entwicklung [1] .

2. Stand der Technik

Durch Analyse der in einem Speckle-Muster auftretenden Inten- sitätsfluktuationen kann man die Rotation und die Translati¬ onsgeschwindigkeit eines von einem Laserstrahl beleuchteten Körpers bestimmen. Seit einigen Jahren finden diese auf dem Speckle-Phänomen basierenden optischen Verfahren auch im Be¬ reich der medizinischen Diagnostik Anwendung, um beispiels- weise die mittlere Fließgeschwindigkeit des Blutes in ober¬ flächennahen Schichten eines Gewebes in vivo zu messen [2], [3] .

Die Figur 1 zeigt die in einem Laser-Doppler-Meßgerät übli- cherweise gewählte Anordnung der als Photonenquelle bzw.

Strahlungsempfänger dienenden Lichtleiter 1/2 auf der Ober¬ fläche des Gewebes 3 (Messung in Reflexion) . Ihr Abstand d beträgt maximal etwa 2-5 mm, wobei der detektorseitige Licht¬ leiter 2 im stationären Fall (Einstrahlung von cw-Licht) nur solche Photonen erfaßt, deren Streuweg innerhalb des dunkel dargestellten Volumens 4 verläuft. Mit dem Abstand d der Lichtleiter 1/2 wächst die mittlere Breite w des für die Messung relevanten Volumens 4 stark an. Zudem dringen die Photonen tiefer in das Gewebe 3 ein, wobei sich die mittlere Eindringtiefe näherungsweise zu t = c ^• {d} ^{1 2} berechnet. Die Messung der Eigenschaften eines biologischen Gewebes in tieferliegenden Schichten (großes d) geht daher immer mit ei¬ ner schlechteren lateralen Ortsauflösung (größeres w) einher.

Durch Anwendung einer Gating-Technik [4-6] läßt sich die laterale Ortsauflösung lichttomographischer Verfahren ver¬ bessern. Hierbei bestrahlt man das Gewebe mit kurzen Lichti - pulsen und weist nur solche Photonen nach, welche den Detek¬ tor innerhalb eines die Photonenlaufzeit begrenzenden Zeit- fensters von typischerweise 100-200 ps Breite erreichen. Als Folge der LaufZeitbegrenzung verringert sich die mittlere Breite w des zum Meßergebnis beitragenden Gewebevolumens, so

daß man auch kleinere Strukturen noch abbilden kann. Um auch tieferliegende Strukturen zu analysieren, wird der Abstand d zwischen Sende- und Empfangsfaser verkleinert und die Lage des Zeitfensters bezüglich des die kurzzeitige Bestrahlung auslösenden Triggersignals entsprechend angepaßt.

Das aus [7] bekannte Verfahren erlaubt die Lokalisierung ei¬ nes in einem stark streuenden Medium eingebetteten, IR-Strah- lung absorbierenden Objektes. Die Bestrahlung des zu untersu- chenden Körpers erfolgt mit intensitätsmoduliertem Licht der Wellenlänge λ = 800 nm, wobei die Modulationsfrequenz im Be¬ reich von f = 10-300 MHz liegt. Gemessen wird die Ortsabhän¬ gigkeit der Phasenverschiebung zwischen dem eingekoppelten und dem ausgekoppeltem optischen Signal. Sie ist ein direktes Maß für die mittlere Weglänge der Photonen im Gewebe und da¬ mit auch ein Maß für deren mittlere Eindringtiefe.

3. Gegenstand, Ziele und Vorteile der Erfindung

Die Erfindung hat ein Verfahren zur optischen Messung eines Merkmals (mittlere Fließgeschwindigkeit des Blutes, Grad der Durchblutung, Absorptionsvermögen usw. ) eines biologischen Gewebes zum Gegenstand. Insbesondere bei der Untersuchung ge¬ schichtet aufgebauter Strukturen soll es das Verfahren ermög- liehen, die aus dem interessierenden Tiefenbereich stammenden Photonen von den in höher- oder tieferliegenden Schichten ge¬ streuten Photonen zu separieren. Ein Verfahren mit den in Pa¬ tentanspruch 1 angegebenen Merkmalen besitzt diese Eigen¬ schaften. Die abhängigen Ansprüche betreffen Ausgestaltungen und vorteilhafte Weiterbildungen des erfindungsgemäßen Ver¬ fahrens.

Mit Hilfe des im folgenden beschriebenen Verfahrens, läßt sich beispielsweise der Grad der Durchblutung der äußeren Großhirnrinde optisch bestimmen, ohne den Schädelknochen öff¬ nen zu müssen. Da im wesentlichen nur die in tieferliegenden Schichten des Schädels gestreuten Photonen bei der Auswertung

4 berücksichtigt werden, wirkt sich der Blutfluß in der Kopf¬ haut nicht störend auf das Meßsignal aus.

4. Beschreibung eines Ausführungsbeispiels

Photonen, welche sich in einem lebenden und damit durchblute¬ ten Gewebe ausbreiten, sind sowohl elastischen als auch un¬ elastischen Streuprozessen unterworfen. Während eines als un¬ elastisch bezeichneten Streuvorgangs tauscht das Photon Ener- gie mit dem streuenden Objekt aus und ändert dadurch seine Wellenlänge bzw. Frequenz. Dieser als Dopplerstreuung des Lichtes bezeichnete Vorgang findet im wesentlichen nur in den durchbluteten Bereichen des Gewebes statt, wobei insbesondere die sich in den Gefäßen mit dem Blutstrom bewegenden Erythro- zyten als Streuzentren wirken. Unter der Annahme einer homo¬ genen Durchblutung des Gewebes nimmt die mittlere Anzahl der Dopplerstreuprozesse pro Photon mit der mittleren Länge der von den Photonen im Gewebe zurückgelegten Wegstrecke und damit auch mit der mittleren Eindringtiefe t zu. In Figur 2 sind die entsprechenden Verhältnisse für zwei von einem Sen¬ der 5 in das homogen durchblutete Gewebe 3 eingekoppelte und auf verschiedenen Pfaden zum Empfänger 6 gelangende Photonen schematisch dargestellt. Das auf dem längeren Pfad 2 laufende Photon dringt tiefer in das Gewebe 3 ein (t ₂ > ti) und wird, erkennbar an den vielen Richtungswechseln, häufiger gestreut. Jeder Dopplerstreuprozeß geht einher mit einer durch

v _D = (l/2π)-(k _f - -v

gegebenen Frequenzänderung v _D , wobei v den Geschwindigkeits- vektor des streuenden Teilchens, k _f und ki die Wellenvektoren des einfallenden bzw. des gestreuten Photons bezeichnen. Die Dopplerstreuung der Photonen im Gewebe hat eine Verbreiterung des Frequenzspektrums des detektierten Streulichts gegenüber dem eingekoppelten Licht zur Folge, wobei das Ausmaß der Ver¬ breiterung von der mittleren Anzahl der Dopplerstreuprozesse

und damit auch von der mittleren Eindringtiefe der Photonen abhängt. Im Frequenz- oder Leistungsspektrum S(v) des nachge¬ wiesenen Streulichts sind höhere Frequenzen demzufolge auf solche Photonen zurückzuführen, welche tiefer in das durch- blutete Gewebe eingedrungen und den dort herrschenden Be¬ dingungen (Fließgeschwindigkeit des Blutes, Dichte und Anzahl der roten Blutkörperchen usw.) ausgesetzt waren. Eine Tiefen¬ diskriminierung läßt sich also dadurch erreichen, daß man das detektierte Frequenzspektrum S(v) einer Frequenzfilterung, insbesondere einer Hochpaßfilterung (ε. den oberen Teil der Figur 2) oder Tiefpaßfilterung unterwirft. Zum Meßsignal tra¬ gen dann nur solche Photonen bei, deren Dopplerverschiebung oberhalb bzw. unterhalb der Filterschwelle liegt, deren mitt¬ lere Eindringtiefe größer bzw. kleiner ist als ein durch die Filterschwelle vorgegebener Mindestwert. Eine Bandpaßfilte¬ rung des Leistungsspektru s S(v) gewährleistet, daß nur die in einem bestimmten Tiefenbereich des Gewebes dopplergestreu- ten Photonen ausgewertet werden.

Die Figur 3 zeigt den schematischen Aufbau eines Laser-Dopp- ler-Meßgeräts, das sich insbesondere zur Bestimmung des Gra¬ des der Durchblutung in tieferen Schichten eines biologischen Gewebes 3 eignet. Als Photonenquelle dient eine cw-Laserdiode 7 (Spectra Diode Labs., SDL 5421), deren Strahlung (λ = 820 nm) man mit Hilfe einer Glasfaser 8 in das Gewebe 3 einkop¬ pelt. Die Intensität der Primärstrahlung an der Gewebeober¬ fläche beträgt typischerweise etwa 120 mW. Eine Halterung 9 ermöglicht es, den Abstand d zwischen der quellenseitigen Glasfaser 8 und den beiden detektorseitigen Glasfasern 10/11 zwischen d = 5 mm und d = 60 mm zu variieren. Um sicherzu¬ stellen, daß die detektorseitigen Glasfasern 10/11 nur die aus einzelnen oder wenigen Kohärenzzonen (sogenannte Speck¬ ies) stammende Streustrahlung erfassen, ist der Durchmesser ihrer jeweiligen Endflächen mit 2r ≤ 10 - 20 um vergleichs- weise klein bemessen (der Durchmesser dspeckie «•* λ/N.A. einer

Kohärenzzone hängt von der Apertur N.A. des jeweiligen Detek¬ tors und der Wellenlänge λ ab; für λ= 0.82μm und N.A.= 0,12

=-> dspeckie = 6,8 μm) . An den gewebeseitigen Endflächen der Glasfasern 10/11 überlagert sich das durch den Dopplereffekt frequenzverschobene Streu-licht mit dem nicht dopplergestreu- ten Licht kohärent (heterodyne Überlagerung) . Zudem wird auch dopplergestreutes Licht mit dopplergestreutem Licht gemischt (kohärente ho odyne Überlagerung) , wobei die in beiden Fällen entstehende Schwebung die dem Blutfluß näherungsweise propor¬ tionalen Dopplerfrequenzen enthält.

Aufgrund der optischen Dämpfung durch das zwischen dem Sender 8 und dem Empfänger liegende Gewebe sowie der angestrebten Auswertung einzelner bzw. weniger Speckies, sinkt die Inten¬ sität des an der Gewebeoberfläche austretenden und von den detektorseitigen Monomode Glasfasern 10/11 erfaßte Streulicht erheblich ab. So gelangen nur noch etwa 10 ⁵ -10 ⁶ Photonen pro Sekunde zu den Detektoren 12/13, falls die Laserdiode 7 eine Leistung von 1 mW abgibt, die quellenseitige Glasfaser 8 demzufolge etwa 10 ¹⁵ Photonen pro Sekunde in das Gewebe 3 einstrahlt. Dieser Wert liegt im Bereich der von Einzelpho- tonen-Detektoren noch zu verarbeitenden maximalen Zählraten, so daß der kohärente Empfang des Streulichtes keine große Einschränkung hinsichtlich der Signalintensität und der Me߬ zeit darstellt. Als Photonendetektoren 12/13 finden insbeson¬ dere Photo ultiplier und sogenannte „Avalanche"-Photodioden (EG&G, SPCM-AQ-131) Verwendung. Dem Detektor 12 (Avalanche- Photodiode) der ersten Auswerteelektronik ist hierbei ein digitaler Korrelator 14 (Brookhaven Instruments, BI 9000 AT) nachgeschaltet, welcher die zeitliche Photonen-Autokorre¬ lationsfunktion <I(τ)-I (t+τ)>/< I > ² bestimmt. Ein Rechner 15 wandelt die zeitliche Autokorrelationsfunktion durch eine

Fourier-Transformation in das gesuchte Dopplerfrequenz-Lei¬ stungsspektrum (Powerspectrum) S(v) um und unterwirft dieses der oben beschriebenen Hochpaßfilterung. In der zweiten Aus¬ werteelektronik erzeugt ein mit dem Ausgangssignal des Detek- tors 13 (Avalanche-Photodiode) beaufschlagter Spektrumsanaly- sator 16 (Hewlett Packard, HP 35665 A) das Dopplerfrequenz-

Leiεtungsspektrum S(v), wobei die Hochpaßfilterung wieder mit Hilfe des Rechners 15 durchgeführt wird.

Um aus dem gemessenen und hochpaßgefilterten Leistungsspek¬ trum S(v) ein Maß für den Blutfluß bzw. die mittlere Fließge¬ schwindigkeit des Blutes in der durch die Grenzfrequenz der Dopplerverschiebung definierten Tiefe abzuleiten, kann man insbesondere das durch

R:= konst ..1l v-S(v)dv

gegebene erste Moment R des Leistungsspektrums S(v) berechnen [8] . Die Größe R ist dem Blutfluß, d. h. dem Produkt der

Konzentration der roten Blutkörperchen und deren mittlerer Geschwindigkeit, das gewichtete Moment R _ε

R _s := R t J S(v)dv ] -

des Leistungsspektrums der mittleren Geschwindigkeit der roten Blutkörperchen näherungsweise proportional.

Ergebnisse einer Monte-Carlo-Simulation bestätigen die An¬ nahme, wonach die durch Dopplerstreuung hervorgerufene Fre¬ quenzverschiebung des gestreuten gegenüber dem eingestrahlten Licht von der mittleren Eindringtiefe der Photonen in einem homogen durchbluteten Gewebe abhängt. Figur 4 zeigt die Er¬ gebnisse der Simulationsrechnung. Dargestellt ist jeweils die mittlere Eindringtiefe t der Photonen in Abhängigkeit von der detektierten Dopplerfrequenz für zwei zu d= 5 mm und d= 10 mm vorgegebenen Glasfaserabstände. Bei höheren Frequenzverschie- bungen sind die Kurven aufgrund der nur kleinen Anzahl (10 ⁶ ) simulierten Photonen stark verrauscht (im Experiment be¬ strahlt man das Gewebe 3 mit etwa 10 ^le Photonen/Sekunde) .

Unterhalb von etwa 10 kHz nimmt die mittlere Eindringtiefe t annähernd linear mit der Dopplerverschiebung zu. Weiterhin fällt auf, daß die elastisch gestreuten Photonen (v=0) bei einer Vergrößerung des Photonenabstandes von d = 5 mm auf d = 10 mm deutlich tiefer in das Gewebe eindringen. Zudem wächst die mittlere Eindringtiefe bei größerem Abstand d langsamer mit der Dopplerfrequenz an.

5. Ausgestaltungen und Weiterbildungen des Verfahrens

Mit Hilfe des erfindungsgemäßen Verfahrens lassen sich auch differentielle Absorptionsmessungen durchführen, um bei¬ spielsweise das Blutvolumen oder den lokalen Oxygenierungs- grad des Blutes zu bestimmen. Hierbei beleuchtet man das Ge- webe mit mindestens zwei Strahlungssonden, deren Wellenlängen auf das Absorptionsmaxima des Oxyhämoglobins bzw. des Deoxy- hämoglobins abgestimmt sind. Jeder der Streulichtanteile wird dann wieder dem oben beschriebenen Auswerteprozeß unter¬ worfen.

Wird das Gewebe mit intensitätsmoduliertem Licht bestrahlt, beobachtet man auch im Leistungsspektrum des detektierten Streulichtes eine die Modulationsfrequenz (typischerweise 70-200 Mhz) aufweisende Komponente (s. den oberen Teil der Figur 5) . Die Dopplerverschiebungen treten als Seitenbänder um den Signalanteil bei der Modulationsfrequenz auf und kön¬ nen durch Überlagerungsempfang bestimmt und ausgewertet wer¬ den.

6. Literatur

[1] Diagnostic Imaging; Jan. 1994, S. 69-76

[2] Optics Letters; 10(1985), S. 104-106

[3] Phys. Rehab. Kur Med; 4(1994), S. 105-109 [4] Applied Optics; 30(1991), S. 788-794

[5] Applied Optics; 32(1993), S. 574-579

[6] Laser u. Optoelektronik; 27(1995) , S. 43-47

[7] Psychophysiology; 31(1994), S. 211-215 [8] Applied Optics; 20(1981), S. 2097-2107