DE19634152A1 - Method for examining a biological tissue with non-ionizing radiation - Google Patents
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Abstract
Description
Die Diagnose des Mammakarzinoms stützt sich heute vorwiegend auf das bildgebende Verfahren der Röntgenmammographie. Teile der Öffentlichkeit und der Ärzteschaft stehen dieser Untersu chungsmethode allerdings zunehmend kritisch gegenüber, da man eine Schädigung des durchstrahlten Gewebes nicht mit Sicher heit ausschließen kann.The diagnosis of breast cancer is predominantly based today on the imaging process of X-ray mammography. Parts the public and the medical profession are subject to this investigation method, however, is becoming increasingly critical because damage to the irradiated tissue is not certain can exclude.
In der klinischen Erprobung befinden sich lichttomographische Verfahren, bei denen man das zu untersuchende Gewebe mit sichtbarem bzw. Infrarotlicht beleuchtet und die reflektierte oder transmittierte Strahlung nachweist. Da die gemessenen Intensitäten von den optischen Eigenschaften des jeweils durchstrahlten Volumens abhängen, hofft man, Gewebearten un terscheiden und physiologische bzw. pathologische Veränderun gen im Gewebe feststellen und lokalisieren zu können. Mögli che Anwendungen der Lichttomographie reichen von der Detek tion des Mammakarzinoms bis hin zur Registrierung der Oxyge nerierung des Gehirns und der Extremitäten. Aufgrund der Vielfachstreuung des Lichtes im Gewebe liegt die mit diesen Verfahren erreichbare Ortsauflösung in der Regel bei nur etwa 10-15 mm, während die etablierten Verfahren der medizinischen Diagnostik (Röntgen-Computer-Tomographie, Kernspinresonanz/NMR) noch bis zu 1 mm kleine Strukturen abbilden. Die Ver besserung der Ortsauflösung sowohl in lateral er Richtung als auch in der Tiefe ist daher vorrangiges Ziel der Forschung und Entwicklung [1]. Clinical trials are light tomographic Procedures in which the tissue to be examined with visible or infrared light illuminated and the reflected or transmitted radiation. Because the measured Intensities from the optical properties of each depends on the irradiated volume, one hopes tissue types and differentiate and physiological or pathological changes able to identify and localize the tissue. Possible Applications of light tomography range from detection from breast cancer to registration of oxyge brain and limb regeneration. Due to the Multiple scattering of the light in the tissue lies with them Technically achievable spatial resolution is usually only about 10-15 mm, while the established procedures of medical Diagnostics (X-ray computed tomography, nuclear magnetic resonance / NMR) Show structures as small as 1 mm. The Ver improvement of the spatial resolution both in the lateral direction and depth is therefore the primary goal of research and development [1].
Durch Analyse der in einem Speckle-Muster auftretenden Inten sitätsfluktuationen kann man die Rotation und die Translati onsgeschwindigkeit eines von einem Laserstrahl beleuchteten Körpers bestimmen. Seit einigen Jahren finden diese auf dem Speckle-Phänomen basierenden optischen Verfahren auch im Be reich der medizinischen Diagnostik Anwendung, um beispiels weise die mittlere Fließgeschwindigkeit des Blutes in ober flächennahen Schichten eines Gewebes in vivo zu messen [2], [3].By analyzing the intensities occurring in a speckle pattern fluctuations can be the rotation and the translati ons speed of one illuminated by a laser beam Body. For some years now these have been on the Optical processes based on speckle phenomenon also in the Be range of medical diagnostics application, for example show the average flow speed of the blood in upper to measure near-surface layers of a tissue in vivo [2], [3].
Die Fig. 1 zeigt die in einem Laser-Doppler-Meßgerät übli cherweise gewählte Anordnung der als Photonenquelle bzw. Strahlungsempfänger dienenden Lichtleiter 1/2 auf der Ober fläche des Gewebes 3 (Messung in Reflexion). Ihr Abstand d beträgt maximal etwa 2-5 mm, wobei der detektorseitige Licht leiter 2 im stationären Fall (Einstrahlung von cw-Licht) nur solche Photonen erfaßt, deren Streuweg innerhalb des dunkel dargestellten Volumens 4 verläuft. Mit dem Abstand d der Lichtleiter 1/2 wächst die mittlere Breite w des für die Messung relevanten Volumens 4 stark an. Zudem dringen die Photonen tiefer in das Gewebe 3 ein, wobei sich die mittlere Eindringtiefe näherungsweise zu t = c {d}1/2 berechnet. Die Messung der Eigenschaften eines biologischen Gewebes in tieferliegenden Schichten (großes d) geht daher immer mit ei ner schlechteren lateralen Ortsauflösung (größeres w) einher. Fig. 1 shows the usual in a laser Doppler measuring device selected arrangement of the serving as a photon source or radiation receiver light guide 1/2 on the upper surface of the tissue 3 (measurement in reflection). Their distance d is a maximum of about 2-5 mm, the detector-side light guide 2 in the stationary case (irradiation of cw light) only detecting those photons whose scattering path runs within the darkened volume 4 . With the distance d between the light guides 1/2 , the mean width w of the volume 4 relevant for the measurement increases strongly. In addition, the photons penetrate deeper into tissue 3 , the mean depth of penetration being approximately calculated as t = c {d} 1/2 . The measurement of the properties of a biological tissue in deeper layers (large d) is therefore always accompanied by a poorer lateral spatial resolution (larger w).
Durch Anwendung einer Gating-Technik [4-6] läßt sich die laterale Ortsauflösung lichttomographischer Verfahren ver bessern. Hierbei bestrahlt man das Gewebe mit kurzen Lichtim pulsen und weist nur solche Photonen nach, welche den Detek tor innerhalb eines die Photonenlauf zeit begrenzenden Zeit fensters von typischerweise 100-200 ps Breite erreichen. Als Folge der Laufzeitbegrenzung verringert sich die mittlere Breite w des zum Meßergebnis beitragenden Gewebevolumens, so daß man auch kleinere Strukturen noch abbilden kann. Um auch tieferliegende Strukturen zu analysieren, wird der Abstand d zwischen Sende- und Empfangsfaser verkleinert und die Lage des Zeitfensters bezüglich des die kurzzeitige Bestrahlung auslösenden Triggersignals entsprechend angepaßt.By using a gating technique [4-6], the lateral spatial resolution of light tomographic methods ver improve. Here, the tissue is irradiated with short light pulsate and detects only those photons that detect gate within a time limit of the photon travel time windows of typically 100-200 ps wide. As As a result of the time limit, the average is reduced Width w of the tissue volume contributing to the measurement result, see above that you can also map smaller structures. Too To analyze deeper structures, the distance d between transmit and receive fiber reduced and the location of the time window with regard to the short-term radiation triggering trigger signal adjusted accordingly.
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.The method known from [7] allows localization IR radiation embedded in a highly scattering medium lung absorbing object. The radiation to be examined body is done with intensity-modulated light Wavelength λ = 800 nm, the modulation frequency in Be ranges from f = 10-300 MHz. The location dependent is measured frequency of the phase shift between the injected and the decoupled optical signal. It is a direct one Measure of the mean path length of the photons in the tissue and there also a measure of their average depth of penetration.
Die Erfindung hat ein Verfahren zur optischen Messung eines Merkmals (mittlere Fließgeschwindigkeit des Blutes, Grad der Durchblutung, Absorptionsvermögen usw.) eines biologischen Gewebes zum Gegenstand. Insbesondere bei der Untersuchung ge schichtet aufgebauter Strukturen soll es das Verfahren ermög lichen, die aus dem interessierenden Tiefenbereich stammenden Photonen von den in höher- oder tieferliegenden Schichten ge streuten Photonen zu separieren. Ein Verfahren mit den in Pa tentanspruch 1 angegebenen Merkmalen besitzt diese Eigen schaften. Die abhängigen Ansprüche betreffen Ausgestaltungen und vorteilhafte Weiterbildungen des erfindungsgemäßen Ver fahrens.The invention has a method for the optical measurement of a Characteristic (average blood flow rate, degree of Blood flow, absorbency, etc.) of a biological Tissue to the object. Especially when examining ge layered structures should make the process possible lichen that come from the depth range of interest Photons from the ge in higher or lower layers to separate scattered photons. A procedure with the in Pa Features specified in claim 1 have this property create. The dependent claims relate to configurations and advantageous developments of the Ver driving.
Mit Hilfe des im folgenden beschriebenen Verfahrens, läßt sich beispielsweise der Grad der Durchblutung der äußeren Großhirnrinde optisch bestimmen, ohne den Schädelknochen öff nen zu müssen. Da im wesentlichen nur die in tieferliegenden Schichten des Schädels gestreuten Photonen bei der Auswertung berücksichtigt werden, wirkt sich der Blutfluß in der Kopf haut nicht störend auf das Meßsignal aus.Using the procedure described below, lets For example, the degree of blood flow to the outer Determine the cerebral cortex optically without opening the skull to have to. Because essentially only those in the deeper Layers of the skull scattered photons during evaluation be taken into account, the blood flow affects the head does not interfere with the measurement signal.
Photonen, welche sich in einem lebenden und damit durchblute ten Gewebe ausbreiten, sind sowohl elastischen als auch un elastischen Streuprozessen unterworfen. Während eines als un elastisch bezeichneten Streuvorgangs tauscht das Photon Ener gie mit dem streuenden Objekt aus und ändert dadurch seine Wellenlänge bzw. Frequenz. Dieser als Dopplerstreuung des Lichtes bezeichnete Vorgang findet im wesentlichen nur in den durchbluteten Bereichen des Gewebes statt, wobei insbesondere die sich in den Gefäßen mit dem Blutstrom bewegenden Erythro zyten als Streuzentren wirken. Unter der Annahme einer homo genen Durchblutung des Gewebes nimmt die mittlere Anzahl der Dopplerstreuprozesse pro Photon mit der mittleren Länge der von den Photonen im Gewebe zurückgelegten Wegstrecke und damit auch mit der mittleren Eindringtiefe t zu. In Fig. 2 sind die entsprechenden Verhältnisse für zwei von einem Sen der 5 in das homogen durchblutete Gewebe 3 eingekoppelte und auf verschiedenen Pfaden zum Empfänger 6 gelangende Photonen schematisch dargestellt. Das auf dem längeren Pfad 2 laufende Photon dringt tiefer in das Gewebe 3 ein (t₂ < t₁) und wird, erkennbar an den vielen Richtungswechseln, häufiger gestreut. Jeder Dopplerstreuprozeß geht einher mit einer durchPhotons, which spread in a living and thus perfused tissue, are subject to both elastic and inelastic scattering processes. During a scattering process known as inelastic, the photon exchanges energy with the scattering object and thereby changes its wavelength or frequency. This process, known as the Doppler scattering of light, takes place essentially only in the areas of the tissue that are supplied with blood, and in particular the erythrocytes that move in the vessels with the blood stream act as scattering centers. Assuming a homogeneous blood flow to the tissue, the average number of Doppler scattering processes per photon increases with the average length of the path covered by the photons in the tissue and thus also with the average depth of penetration t. In Fig. 2, the corresponding relationships for two of a Sen 5 coupled into the homogeneously perfused tissue 3 and on different paths to the receiver 6 photons are shown schematically. The photon running on the longer path 2 penetrates deeper into the tissue 3 (t₂ <t₁) and, as can be seen from the many changes of direction, is scattered more frequently. Every Doppler scattering process goes along with one
gegebenen Frequenzänderung νD, wobei den Geschwindigkeits vektor des streuenden Teilchens, f und i die Wellenvektoren des einfallenden bzw. des gestreuten Photons bezeichnen. Die Dopplerstreuung der Photonen im Gewebe hat eine Verbreiterung des Frequenzspektrums des detektierten Streulichts gegenüber dem eingekoppelten Licht zur Folge, wobei das Ausmaß der Ver breiterung von der mittleren Anzahl der Dopplerstreuprozesse und damit auch von der mittleren Eindringtiefe der Photonen abhängt. Im Frequenz- oder Leistungsspektrum S(ν) des nachge wiesenen Streulichts sind höhere Frequenzen demzufolge auf solche Photonen zurückzuführen, welche tiefer in das durch blutete Gewebe eingedrungen und den dort herrschenden Be dingungen (Fließgeschwindigkeit des Blutes, Dichte und Anzahl der roten Blutkörperchen usw.) ausgesetzt waren. Eine Tiefen diskriminierung läßt sich also dadurch erreichen, daß man das detektierte Frequenzspektrum S(ν) einer Frequenzfilterung, insbesondere einer Hochpaßfilterung (s. den oberen Teil der Fig. 2) oder Tiefpaßfilterung unterwirft. Zum Meßsignal tra gen dann nur solche Photonen bei, deren Dopplerverschiebung oberhalb bzw. unterhalb der Filterschwelle liegt, deren mitt lere Eindringtiefe größer bzw. kleiner ist als ein durch die Filterschwelle vorgegebener Mindestwert. Eine Bandpaßfilte rung des Leistungsspektrums S(ν) gewährleistet, daß nur die in einem bestimmten Tiefenbereich des Gewebes dopplergestreu ten Photonen ausgewertet werden.given frequency change ν D , the speed vector of the scattering particle, f and i denote the wave vectors of the incident and the scattered photon. The Doppler scattering of the photons in the tissue results in a broadening of the frequency spectrum of the detected scattered light compared to the injected light, the extent of the broadening depending on the average number of Doppler scattering processes and thus also on the average penetration depth of the photons. In the frequency or power spectrum S (ν) of the detected scattered light, higher frequencies are consequently due to those photons that penetrated deeper into the blood through the tissue and the conditions there (blood flow rate, density and number of red blood cells, etc.) were exposed. Deep discrimination can thus be achieved by subjecting the detected frequency spectrum S (ν) to frequency filtering, in particular high-pass filtering (see the upper part of FIG. 2) or low-pass filtering. Only those photons whose Doppler shift lies above or below the filter threshold, the mean penetration depth of which is greater or less than a minimum value predetermined by the filter threshold, then contribute to the measurement signal. A bandpass filtering of the power spectrum S (ν) ensures that only the photons doppler-scattered in a certain depth range of the tissue are evaluated.
Die Fig. 3 zeigt den schematischen Aufbau eines Laser-Dopp ler-Meßgeräts, das sich insbesondere zur Bestimmung des Gra des der Durchblutung in tieferen Schichten eines biologischen Gewebes 3 eignet. Als Photonenquelle dient eine cw-Laserdiode 7 (Spectra Diode Labs., SDL 5421), deren Strahlung (λ = 820 nm) man mit Hilfe einer Glasfaser 8 in das Gewebe 3 einkop pelt. Die Intensität der Primärstrahlung an der Gewebeober fläche beträgt typischerweise etwa 120 mW. Eine Halterung 9 ermöglicht es, den Abstand d zwischen der quellenseitigen Glasfaser 8 und den beiden detektorseitigen Glasfasern 10/11 zwischen d = 5 mm und d = 60 mm zu variieren. Um sicherzu stellen, daß die detektorseitigen Glasfasern 10/11 nur die aus einzelnen oder wenigen Kohärenzzonen (sogenannte Speck les) stammende Streustrahlung erfassen, ist der Durchmesser ihrer jeweiligen Endflächen mit 2r 10-20 µm vergleichs weise klein bemessen (der Durchmesser dSpeckle ∝ λ/N.A. einer Kohärenzzone hängt von der Apertur N.A. des jeweiligen Detek tors und der Wellenlänge λ ab; für λ = 0.82 µm und N.A. = 0,12 → dSpeckle = 6,8 µm). An den gewebeseitigen Endflächen der Glasfasern 10/11 überlagert sich das durch den Dopplereffekt frequenzverschobene Streu-licht mit dem nicht dopplergestreu ten Licht kohärent (heterodyne Überlagerung). Zudem wird auch dopplergestreutes Licht mit dopplergestreutem Licht gemischt (kohärente homodyne Überlagerung), wobei die in beiden Fällen entstehende Schwebung die dem Blutfluß näherungsweise propor tionalen Dopplerfrequenzen enthält. Fig. 3 shows the schematic structure of a laser Dopp ler measuring device, which is particularly suitable for determining the Gra of the blood flow in deeper layers of a biological tissue 3 . A cw laser diode 7 (Spectra Diode Labs., SDL 5421) serves as photon source, the radiation (λ = 820 nm) of which is coupled into the tissue 3 with the aid of a glass fiber 8 . The intensity of the primary radiation on the tissue surface is typically about 120 mW. A bracket 9 makes it possible to vary the distance d between the source-side glass fiber 8 and the two detector-side glass fibers 10/11 between d = 5 mm and d = 60 mm. In order to ensure that the detector-side glass fibers 10/11 only detect the scattered radiation originating from individual or a few coherence zones (so-called speck les), the diameter of their respective end faces is comparatively small at 2r 10-20 µm (the diameter d speckle ∝ λ / NA of a coherence zone depends on the aperture NA of the respective detector and the wavelength λ; for λ = 0.82 µm and NA = 0.12 → d speckle = 6.8 µm). On the fabric-side end faces of the glass fibers 10/11 , the scattered light, which is frequency-shifted due to the Doppler effect, is coherently overlaid with the light that is not Doppler-scattered (heterodyne overlay). In addition, Doppler-scattered light is mixed with Doppler-scattered light (coherent homodyne superimposition), the beat produced in both cases containing the Doppler frequencies approximately proportional to the blood flow.
Aufgrund der optischen Dämpfung durch das zwischen dem Sender 8 und dem Empfänger liegende Gewebe sowie der angestrebten Auswertung einzelner bzw. weniger Speckles, sinkt die Inten sität des an der Gewebeoberfläche austretenden und von den detektorseitigen Monomode Glasfasern 10/11 erfaßte Streulicht erheblich ab. So gelangen nur noch etwa 10⁵-10⁶ Photonen pro Sekunde zu den Detektoren 12/13, falls die Laserdiode 7 eine Leistung von 1 mW abgibt, die quellenseitige Glasfaser 8 demzufolge etwa 10¹⁵ Photonen pro Sekunde in das Gewebe 3 einstrahlt. Dieser Wert liegt im Bereich der von Einzelpho tonen-Detektoren noch zu verarbeitenden maximalen Zählraten, so daß der kohärente Empfang des Streulichtes keine große Einschränkung hinsichtlich der Signalintensität und der Meß zeit darstellt. Als Photonendetektoren 12/13 finden insbeson dere Photomultiplier und sogenannte "Avalanche"-Photodioden (EG, SPCM-AQ-131) Verwendung. Dem Detektor 12 (Avalanche- Photodiode) der ersten Auswerteelektronik ist hierbei ein digitaler Korrelator 14 (Brookhaven Instruments, BI 9000 AT) nachgeschaltet, welcher die zeitliche Photonen-Autokorre lationsfunktion <I(τ)·I(t+τ)</<I<² bestimmt. Ein Rechner 15 wandelt die zeitliche Autokorrelationsfunktion durch eine Fourier-Transformation in das gesuchte Dopplerfrequenz-Lei stungsspektrum (Powerspectrum) S(ν) um und unterwirft dieses der oben beschriebenen Hochpaßfilterung. In der zweiten Aus werteelektronik erzeugt ein mit dem Ausgangssignal des Detek tors 13 (Avalanche-Photodiode) beaufschlagter Spektrumsanaly sator 16 (Hewlett Packard, HP 35665 A) das Dopplerfrequenz- Leistungsspektrum S(ν), wobei die Hochpaßfilterung wieder mit Hilfe des Rechners 15 durchgeführt wird.Due to the optical attenuation by the tissue lying between the transmitter 8 and the receiver and the desired evaluation of individual or fewer speckles, the intensity of the emerging at the tissue surface and detected by the detector-side monomode glass fibers 10/11 significantly decreases. So only about 10⁵-10⁶ photons per second reach the detectors 12/13 if the laser diode 7 emits a power of 1 mW, the source-side glass fiber 8 consequently emits about 10¹⁵ photons per second into the tissue 3 . This value lies in the range of the maximum count rates still to be processed by single-photon detectors, so that the coherent reception of the scattered light does not represent a major restriction with regard to the signal intensity and the measuring time. As photon detectors 12/13 in particular photomultiplier and so-called "avalanche" photodiodes (EG, SPCM-AQ-131) are used. The detector 12 (avalanche photodiode) of the first evaluation electronics is followed by a digital correlator 14 (Brookhaven Instruments, BI 9000 AT), which has the temporal photon autocorre lation function <I (τ) · I (t + τ) </ <I <² determined. A computer 15 converts the temporal autocorrelation function by means of a Fourier transformation into the Doppler frequency power spectrum S (ν) sought and subjects it to the high-pass filtering described above. In the second evaluation electronics, a spectrum analyzer 16 (Hewlett Packard, HP 35665 A) charged with the output signal of the detector 13 (avalanche photodiode) generates the Doppler frequency power spectrum S (ν), the high-pass filtering being carried out again with the aid of the computer 15 becomes.
Um aus dem gemessenen und hochpaßgefilterten Leistungsspek trum S(ν) ein Maß für den Blutfluß bzw. die mittlere Fließge schwindigkeit des Blutes in der durch die Grenzfrequenz der Dopplerverschiebung definierten Tiefe abzuleiten, kann man insbesondere das durchTo get from the measured and high-pass filtered performance spec trum S (ν) a measure of the blood flow or the mean flow speed of the blood in the by the cutoff frequency of the One can derive Doppler shift defined depth especially that through
R: = konst. ∫ ν·S(ν)dνR: = const. ∫ ν · S (ν) dν
gegebene erste Moment R des Leistungsspektrums S(ν) berechnen [8]. Die Größe R ist dem Blutfluß, d. h. dem Produkt der Konzentration der roten Blutkörperchen und deren mittlerer Geschwindigkeit, das gewichtete Moment Rs calculate the given first moment R of the power spectrum S (ν) [8]. The quantity R is the blood flow, ie the product of the concentration of the red blood cells and their average speed, the weighted moment R s
Rs: = R·[ ∫ S(ν)dν]-1 R s : = R · [∫ S (ν) dν] -1
des Leistungsspektrums der mittleren Geschwindigkeit der roten Blutkörperchen näherungsweise proportional.of the power spectrum of the average speed of the red blood cells approximately proportional.
Ergebnisse einer Monte-Carlo-Simulation bestätigen die An nahme, wonach die durch Dopplerstreuung hervorgerufene Fre quenzverschiebung des gestreuten gegenüber dem eingestrahlten Licht von der mittleren Eindringtiefe der Photonen in einem homogen durchbluteten Gewebe abhängt. Fig. 4 zeigt die Er gebnisse der Simulationsrechnung. Dargestellt ist jeweils die mittlere Eindringtiefe t der Photonen in Abhängigkeit von der detektierten Dopplerfrequenz für zwei zu d = 5 mm und d = 10 mm vorgegebenen Glasfaserabstände. Bei höheren Frequenzverschie bungen sind die Kurven aufgrund der nur kleinen Anzahl (10⁶) simulierten Photonen stark verrauscht (im Experiment be strahlt man das Gewebe 3 mit etwa 10¹⁸ Photonen/Sekunde). Results of a Monte Carlo simulation confirm the assumption that the frequency shift of the scattered versus the incident light caused by Doppler scattering depends on the mean penetration depth of the photons in a homogeneously perfused tissue. Fig. 4 shows the results of the simulation calculation. The mean penetration depth t of the photons is shown as a function of the detected Doppler frequency for two glass fiber spacings predefined at d = 5 mm and d = 10 mm. At higher frequency shifts, the curves are very noisy due to the small number (10⁶) of simulated photons (in the experiment, tissue 3 is irradiated with about 10¹⁸ photons / second).
Unterhalb von etwa 10 kHz nimmt die mittlere Eindringtiefe t annähernd linear mit der Dopplerverschiebung zu. Weiterhin fällt auf, daß die elastisch gestreuten Photonen (ν = 0) bei einer Vergrößerung des Photonenabstandes von d = 5 mm auf d = 10 mm deutlich tiefer in das Gewebe eindringen. Zudem wächst die mittlere Eindringtiefe bei größerem Abstand d langsamer mit der Dopplerfrequenz an.The average depth of penetration t increases below about 10 kHz approximately linear with the Doppler shift. Farther notices that the elastically scattered photons (ν = 0) an increase in the photon spacing of d = 5 mm d = 10 mm penetrate much deeper into the tissue. In addition the average depth of penetration increases with greater distance d slower with the Doppler frequency.
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.With the help of the method according to the invention can also carry out differential absorption measurements in order to for example the blood volume or the local oxygenation to determine the degree of blood. Here one illuminates the Ge weave with at least two radiation probes, their wavelengths on the absorption maxima of oxyhemoglobin or deoxy hemoglobins are matched. Each of the stray light components will then again under the evaluation process described above throw.
Wird das Gewebe mit intensitätsmoduliertem Licht bestrahlt, beobachtet man auch im Leistungsspektrum des detektierten Streulichtes eine die Modulationsfrequenz (typischerweise 70-200 MHz) aufweisende Komponente (s. den oberen Teil der Fig. 5). Die Dopplerverschiebungen treten als Seitenbänder um den Signalanteil bei der Modulationsfrequenz auf und kön nen durch Überlagerungsempfang bestimmt und ausgewertet wer den.If the tissue is irradiated with intensity-modulated light, a component having the modulation frequency (typically 70-200 MHz) is also observed in the power spectrum of the detected scattered light (see the upper part of FIG. 5). The Doppler shifts occur as sidebands around the signal component at the modulation frequency and can be determined and evaluated by overlay reception.
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Claims (8)
- a) Bestrahlen eines ersten Bereiches der Gewebeoberfläche oder der Oberfläche eines das Gewebe enthaltenden Körpers mit nichtionisierender, kohärenter elektromagnetischer Strahlung;
- b) Nachweis der von einem zweiten Bereich der Gewebeoberflä che oder der Oberfläche des Körpers emittierten Streu strahlung und
- c) Bestimmung des Leistungsspektrums der Streustrahlung,
dadurch gekennzeichnet, - d) daß nur solche Intensitätswertes S(ν) des Leistungsspek trums bei der Bestimmung eines Merkmals des Gewebes be rücksichtigt werden, deren zugeordnete Frequenz ν höher oder niedriger ist als eine vorgegebene Grenzfrequenz νF, wobei die Grenzfrequenz νF als Maß für die mittlere Eindringtiefe der Photonen dient.
- a) irradiating a first area of the tissue surface or the surface of a body containing the tissue with non-ionizing, coherent electromagnetic radiation;
- b) detection of the radiation emitted by a second area of the tissue surface or the surface of the body and
- c) determination of the performance spectrum of scattered radiation,
characterized, - d) that only those intensity values S (ν) of the power spectrum are taken into account when determining a feature of the tissue whose associated frequency ν is higher or lower than a predetermined limit frequency ν F , the limit frequency ν F being a measure of the mean depth of penetration of the photons.
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