DE19504174A1

DE19504174A1 - Verfahren zur spektroskopischen Untersuchung eines biologischen Gewebes

Info

Publication number: DE19504174A1
Application number: DE19504174A
Authority: DE
Inventors: Hans Heusmann; Jochen Dr Koelzer
Original assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Current assignee: Siemens AG; Siemens Corp
Priority date: 1995-02-07
Filing date: 1995-02-07
Publication date: 1996-08-08
Also published as: WO1996024836A1; US5840035A; JPH10513088A; EP0808453A1

Description

1. Einleitung und Stand der Technik

Die Diagnose des Mammakarzinoms stützt sich heute vorwiegend auf das bildgebende Verfahren der Röntgenmammographie. Teile der Öffentlichkeit und der Ärzteschaft stehen dieser Untersu chungsmethode allerdings zunehmend kritisch gegenüber, da man eine Schädigung des durchstrahlten Gewebes nicht mit Sicher heit ausschließen kann. Ergänzend eingesetzt werden ferner die extrem aufwendige Kernspintomographie sowie in geringerem Maße auch Ultraschall-Meßverfahren und die Infrarot-Thermo graphie.

In der klinischen Erprobung befinden sich lichttomographische Verfahren, bei denen man das zu untersuchende Gewebe mit sichtbarem bzw. IR-Licht beleuchtet und die reflektierte oder transmittierte Strahlung nachweist (s. beispielsweise /1/ bis /3/). Da die gemessenen Intensitäten von den optischen Eigen schaften des jeweils durchstrahlten Bereichs abhängen, hofft man Gewebearten unterscheiden und physiologische bzw. patho logische Veränderungen im Gewebe feststellen und lokalisieren zu können. Mögliche Anwendungen der Lichttomographie reichen von der Detektion des Mammakarzinoms über die Erkennung der Alzheimer′schen Krankheit bis hin zur Registrierung der Oxygenierung des Gehirns und der Extremitäten.

2. Ziele und Vorteile der Erfindung

Ziel der Erfindung ist die Schaffung eines optischen Verfah rens, mit dem sich physiologische und pathologische Verände rungen in einem biologischen Gewebe, insbesondere im mensch lichen Körper, in vivo nachweisen lassen. Das Verfahren soll keine Schädigung des Gewebes hervorrufen und ohne größeren apparativen Aufwand vergleichsweise einfach durchzuführen sein. Ein Verfahren mit den in Patentanspruch 1 angegebenen Merkmalen besitzt diese Eigenschaften. Die abhängigen Ansprü che betreffen Ausgestaltungen und Weiterbildungen des Verfah rens.

Das Verfahren kommt vorzugsweise im Bereich der medizinischen Diagnostik zur Anwendung. Aufgrund seiner gegenüber der sogenannten Diaphanographie (s. beispielsweise /3/) erhöhten Sensitivität bzw. Selektivität lassen sich Bereiche mit pa thologischen Gewebeveränderungen besser vom umgebenden ge sunden Gewebe unterscheiden und Karzinome in der weiblichen Brust genauer lokalisieren.

3. Zeichnungen

Das erfindungsgemäße Verfahren wird im folgenden anhand der Zeichnungen erläutert. Hierbei zeigt:

Fig. 1 und 2 die Absorptionskoeffizienten von Hämoglobin (Hb), Oxyhämoglobin (HbO), Wasser und Fett (Pflanzenöl) in Abhängigkeit von der Wellenlänge;

Fig. 3 den reduzierten Streukoeffizienten von Brustgewebe (in vivo) in Abhängigkeit von der Wellenlänge;

Fig. 4 eine Vorrichtung zur Aufzeichnung eines Transmissi onspektrums;

Fig. 5 bis 8 gemessene in vivo-Transmissionsspektren der weiblichen Brust.

4. Beschreibung des spektroskopischen Verfahrens 4.1 Modellannahmen

Die Erfindung versucht, die in vivo gemessenen Transmissi onspektren der weiblichen Brust durch eine analytische Funk tion I(λ) zu beschreiben, wobei von den folgenden stark ver einfachten Modellannahmen ausgegangen wird:

1. Das Brustgewebe besteht aus einer homogenen Mischung der Absorber Wasser, Fett, Hb und HbO;
2. die Summe der Volumenanteile von Wasser und Fett beträgt 100%;
3. die Volumenanteile von Hb und HbO werden vernachlässigt (2,3 mMol pro Liter Blut).

In einem ausschließlich absorbierenden Medium wird die Schwä chung eines die Anfangsintensität I₀ aufweisenden Licht strahls durch das Beer-Lambert′sche-Gesetz

I = I₀ · exp {-µ_a·d} (1)

beschrieben, wobei d die Dicke der durchstrahlten Schicht und µ_a den Absorptionskoeffizienten des Mediums bezeichnen. Be steht das Medium aus mehreren Absorbern, so berechnet sich der Absorptionskoeffizient µ_a aus der Summe der Produkte der Absorberkonzentrationen c_i und der spezifischen Absorptions koeffizienten α_i zu

Im Falle eines aus den oben angegebenen Komponenten bestehen den Gewebes ist µ_a somit durch

µ_a = c_Wasser·α_Wasser + c_Fett·α_Fett + c_Hb·α_Hb + c_HbO·α_HbO (3)

gegeben. Gleichung (1) gilt allerdings nicht für stark streu ende Medien, da hier die von den einzelnen Photonen im Medium zurückgelegten Weglängen nicht bekannt sind. Patterson et al (siehe /4/) haben allerdings die Diffusionsgleichung für eine planparallele Geometrie gelöst und die mittlere Weglänge L(λ) der Photonen in einem streuenden Medium zu

berechnet , wobei µs′ den wellenlängenabhängigen reduzierten Streukoeffizienten des Mediums bezeichnet. Werden nun die Dicke d im Beer-Lambert′schen-Gesetz durch die wellenlängen abhängige mittlere Weglänge L(λ) der Photonen ersetzt und wellenlängenunabhängige Korrekturfaktoren x₁, x₂ eingeführt, so läßt sich die transmittierte Intensität I(λ) als

I(λ)=I₀(λ)·x₁·exp{-µ_a(λ)·L(λ)·x₂} (5)

schreiben. Der Korrekturfaktor x₁ berücksichtigt die Meßgeo metrie und die vielfachgestreuten, nicht absorbierten und nicht nachgewiesenen Photonen. Meßfehler der Schichtdicke d und Ungenauigkeiten des reduzierten Streukoeffizienten µs soll der Faktor x₂ ausgleichen. Bei Kenntnis der Absorptions koeffizienten α_i kann man nun durch Variation der Konzentra tion c_i der vier Gewebekomponenten und der beiden Korrektur faktoren x₁, x₂ die analytische Funktion gemäß Gleichung (5) an gemessene in vivo-Spektren anpassen.

4.2 Die Absorptionskoeffizienten der Gewebekomponenten Blut, Wasser und Fett

Für die in vivo-Messung des Transmissionsspektrums dicker biologischer Gewebe (d 3 cm) definieren die Hauptabsorber Blut, Wasser und Fett das diagnostische Fenster. Es beginnt im kurzwelligen Bereich bei etwa λ = 600 nm (Blut) und endet im langwelligen Bereich bei etwa λ = 1,4 mm (Wasser). Auf grund des verwendeten Detektorsystems (Si-Photodiode) wurden allerdings nur Messungen im Wellenlängenbereich zwischen λ 650 nm und λ 1,1 µm durchgeführt.

Fig. 1 zeigt den spezifischen Absorptionskoeffizienten der Blutpigmente Hämoglobin Hb und Oxyhämoglobin HbO im Wellen längenbereich zwischen λ = 650 nm und λ = 1000 nm. Deutlich erkennt man das Absorptionsmaximum von Hb bei λ = 760 nm. Am isobestischen Punkt (λ = 805 nm) sind die Absorptionskoeffi zienten von Hb und HbO gleich groß.

Die aus der gemessenen Transmissionscharakteristik von Wasser und Fett (Pflanzenöl) jeweils berechneten Absorptionskoeffi zienten sind in Fig. 2 dargestellt. Stark absorbierend wirkt die O-H-Resonanz des Wassermoleküls bei λ = 975 nm. Schwä chere Oberschwingungen dieser Resonanz beobachtet man bei λ = 840 nm und λ = 755 nm. Demgegenüber absorbiert Fett bzw. das als Ersatz dienende Pflanzenöl im Bereich der C-H-Reso nanz (λ = 930 nm) besonders stark. Wesentlich schwächer ist die Absorption im Bereich von λ = 760 und λ ≈ 830 nm, wo Fig. 2 nur sehr flache Strukturen zeigt.

4.3 Der reduzierte Streukoeffizient des Brustgewebes

Die Berechnung der Abhängigkeit des reduzierten Streukoeffi zienten von der Wellenlänge ist nur bei Kenntnis der Größe und Zusammensetzung der Streuzentren möglich. Da entspre chende Informationen für das Brustgewebe fehlen, wurden eige ne Messungen bei verschiedenen Wellenlängen durchgeführt. Die Ergebnisse dieser Messungen zeigt Fig. 3. Dargestellt sind auch die auf den Daten beruhende Interpolationsgerade und die in vivo bzw. in vitro Meßwerte anderer Autoren. Der redu zierte Streukoeffizient ist nur schwach von der Wellenlänge abhängig und liegt in der Größenordnung von 1 mm^-1.

5. Experimenteller Aufbau

Fig. 4 zeigt den schematischen Aufbau einer Vorrichtung zur Aufzeichnung eines in vivo-Transmissionsspektrums. Hierbei handelt es sich im wesentlichen um ein kommerziell erhältli ches Spektroradiometer (Merlin, ORIEL-Company), dessen Kompo nenten der neuen Meßtechnik angepaßt wurden. Als Weißlicht quelle dient eine 100 W-Halogenlampe 1, die im relevanten Meßbereich (500 nm λ 1100 nm) eine gleichförmige und hohe spektrale Strahlungsdichte besitzt. Gesteuert durch den Rechner 2 zerlegt der Gittermonochromator 3 (600 Linien/mm; lineare reziproke Dispersion 12,8 nm/mm bei λ = 750 nm), das von der Halogenlampe 1 emittierte Licht in seine spektralen Komponenten. Die selektierte Komponente durchläuft anschlie ßend das dem Monochromator 3 nachgeordnete Kantenfilter 4, so daß die Optik 5 nur die in erster Ordnung gebeugte Strahlung in das mit dem Fiberkopf 6 (Durchmesser: 5 mm) verbundene Lichtleiterkabel 7 einkoppelt. Da die Strahlungsintensität am Fiberkopf 6 etwa 1 mW beträgt (λ = 800 nm, Breite der Monochromatorschlitze s = 1mm), liegt die Leistungsdichte auf der Haut mit etwa 5 mW/cm² weit unterhalb des zulässigen Grenzwertes. Die Strahlung dringt in die auf der transpa renten Platte 8 aufliegende Brust 9 ein, wird dort entspre chend den optischen Eigenschaften des durchleuchteten Gewebes mehr oder weniger stark absorbiert und gestreut und tritt auf der dem Glasfaserkopf 6 gegenüberliegenden Seite wieder aus. Ein etwa 2 m langes Lichtleiterkabel 10 erfaßt die transmit tierte Strahlung und führt sie der Si-Photodiode 11 zu.

Der im Strahlengang zwischen der Halogenlampe 1 und dem Mono chromator 3 angeordnete Strahlunterbrecher 12 (Flügelrad) hat die Aufgabe, die Intensität des in den Monochromator 3 ein tretenden Lichtes und damit auch die Intensität der das Brustgewebe 9 beleuchtenden Strahlung mit einer durch die An steuereinheit 13 vorgegebenen Frequenz von beispielsweise f = 25 bis 30 Hz zu modulieren. Infolgedessen besitzt auch das Ausgangssignal der Si-Photodiode 11 einen die Modulati onsfrequenz f aufweisende Komponente, deren Amplitude im Lock-in-Verstärker 14 bestimmt und in den Rechner 2 eingele sen wird. Die aus einer Leuchtdiode 15 und einer Photodiode 16 bestehende Gabellichtschranke erzeugt das an einem zweiten Eingang des Lock-in-Verstärkers 14 anliegende Referenzsignal.

6. Experimentelle Ergebnisse

Die im folgenden kurz beschriebenen in vivo-Transmissions spektren wurden mit der in Fig. 4 dargestellten Vorrichtung aufgenommen. Für die Aufzeichnung der jeweils 50 Meßwerte pro Spektrum (Schrittweite Δλ = 10 nm) benötigte man etwa 150 s. Während der Messung waren die Breiten des Ein- und Ausgangs spalts des Monochromators 3 auf jeweils 1 mm eingestellt. Dies entspricht einer Bandbreite von näherungsweise 13 nm, was eine ausreichend hohe spektrale Auflösung gewährleistet. Ausgewertet wurde jeweils die im folgenden als Transmittanz bezeichnete Größe

log{I(λ)/I₀(λ)} (6)

Sie ist in den Fig. 5 bis 8 zusammen mit den entsprechen den Simulationskurven in Abhängigkeit von der Wellenlänge dargestellt. Den einzelnen Spektren ist jeweils eine Tabelle mit den entsprechenden Fitparametern zugeordnet. Als weitere Parameter enthalten die Tabellen bzw. Figuren ggf. noch das Alter der Testperson, Angaben über den Ort der Messung auf der Brust und die Dicke des durchstrahlten Gewebes.

Trotz der Unterschiede in der Höhe der jeweils gemessenen Transmittanz stimmen alle in vivo-Spektren in folgenden Merk malen überein:

1) Unterhalb von λ = 600 nm (Blutabsorption) fällt die Trans mittanz um mehrere Größenordnungen ab;
2) ein Transmissionsminimum beobachtet man bei etwa λ = 760 nm (Überlappung des Hb-Signals und der schwächeren Fett- und Wassersignale);
3) mehr oder weniger ausgeprägte Minima zeigen sich bei λ = 930 nm (Fett) und λ = 975 nm (Wasser);
4) die Transmittanz nimmt innerhalb des gesamten Wellenlän genbereichs mit steigendem Blutgehalt des Gewebes ab.

Die Fig. 5 und 6 zeigen repräsentative in vivo-Transmissi onsspektren der weiblichen Brust, wobei Fig. 5 die an jünge ren Personen (40 Jahre und jünger) und Fig. 6 die an älteren Personen (60 Jahre und älter) durchgeführten Messungen be treffen. Anhand der in Tabelle I angegebenen Fitparameter kann man unschwer erkennen, daß sich jüngeres und älteres Brustgewebe hinsichtlich des Fett-Wasser- und Blutgehaltes deutlich voneinander unterscheiden.

Tabelle I

Den Einfluß der Meßposition auf das in vivo-Transmissions spektrum zeigt Fig. 7. Dargestellt sind nur die an den Posi tionen "A" und "D" gemessenen Spektren. Mit den in Tabelle II angegebenen Parametern gelingt es auch hier wieder, die Spek tren durch die in Gleichung (5) angegebene Funktion I(λ) sehr gut zu beschreiben.

Tabelle II

Wie die Fig. 8 zeigt, unterscheidet sich das an einer er krankten Brust (invasives duktales Karzinom) gemessene Trans missionsspektrum (schwarze Quadrate) insbesondere im Wellen längenbereich zwischen λ = 900 nm und λ = 1000 nm deutlich von dem an der entsprechenden Stelle der gesunden Brust (offene Quadrate) aufgezeichneten Referenzspektrum. Dies kann man im wesentlichen auf den gegenüber der gesunden Brust ver änderten Wasser- und Fettgehalt im Bereich des Karzinoms zu rückführen. Außerdem ist die an der erkrankten Brust gemes sene Transmittanz bei allen Wellenlängen deutlich kleiner als im Referenzspektrum.

7. Ausgestaltungen und Weiterbildungen des Verfahrens

Die Erfindung beschränkt sich selbstverständlich nicht auf die beschriebenen Ausführungsbeispiele. So ist es ohne weite res möglich, auch Reflexionsspektren aufzuzeichnen und diese wieder durch Gleichung (5) zu beschreiben. Die Größe L(λ) ist dann durch

mit

und

r: Abstand Quelle - Detektor
gegeben( siehe /5/).

8. Literatur

/1/ G. Müller et al. (Eds.), Medical Optical Tomography. Functional Imaging and Monitoring, The International Institute for Optical Engineering, Belligham, WA, 1993, SPIE Vol. IS11.

/2/ B. Chance, R.R. Alfano, A. Katzir (Eds.), Photon Migra tion and Imaging in Random Media and Tissues, The Inter national Institute for Optical Engineering, Belligham, Wa, 1993, SPIE Vol. 1888.

/3/ G.A. Navarro, A.E. Profio; Med. Phys. Vol. 15(1988); S. 181-187.

/4/ M.S. Patterson, B. Chance, B.C. Wilson; Appl. Optics, Vol. 28 (1988), S. 2331-2336.

/5/ T.J. Farell, M.S. Patterson, B. Wilson; Med. Phys. 19(4) (1992), S. 879-889.

Claims

1. Verfahren zur spektroskopischen Untersuchung eines biolo gischen Gewebes durch Anwendung der folgenden Schritt:

a) Bestrahlung des Gewebes mit Licht der Intensität I₀(λ), dessen Wellenlänge λ kontinuierlich oder in diskreten Schritten geändert wird;
b) Aufzeichnung eines Transmissions- oder Reflexionsspektrums durch Messung der Intensität der transmittierten bzw. re flektierten Lichtes in Abhängigkeit von der Wellenlänge λ;
c) Beschreibung der Zusammensetzung des Gewebes durch ein Mo dell, wobei die Konzentrationen und das Absorptionsvermö gen der einzelnen Gewebekomponenten als Modellparameter dienen;
d) theoretische Beschreibung der transmittierten oder reflek tierten Intensität auf der Grundlage des Modells unter Be rücksichtigung der wellenlängenabhängigen mittleren Weg länge L(λ) der Photonen im Gewebe und
e) Bestimmung der Modellparameter durch Anpassung der Größen I(λ), I(λ)/I₀(λ) oder log {(λ)/I₀(λ)} an das gemessene Transmissions- bzw. Reflexionsspektrum.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Gewebe als homo gene Mischung mehrerer als Absorber wirkender Gewebekomponent angesehen wird, wobei der totale Absorptionskoeffizient µ_a(λ) des Gewebes gemäß der Beziehung von den Konzentrationen c_i der Gewebekomponenten und deren spezifischen Absorptionskoeffizienten α_i (λ) abhängt.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß die transmittierte Intensität I(λ) durch die Gleichung beschrieben wird und x₁, x₂ wellenlängenunabhängige Faktoren bezeichnen.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die mittlere Weglän ge L(λ) der Photonen im Gewebe gemäß der Beziehung von der Dicke d des durchstrahlten Gewebes, dem reduzierten Streukoeffizienten µ_s′ (λ) und dem Absorptionskoeffizienten µ_a des Gewebes abhängt.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß das Gewebe als ho mogene Mischung der Absorber Wasser, Fett, Hämoglobin und Oxyhämoglobin angesehen wird, wobei die Volumenanteile von Wasser und Fett sich zu 100% ergänzen.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Intensität I₀(λ) des einfallenden Lichtes moduliert, die Amplitude eines die Modulationsfrequenz aufweisenden Ausgangssignals eines Detektorsystems bestimmt und in Abhängigkeit von der Wellen länge aufgezeichnet wird.