Kontaktfreie photoakustische Tomographie

Christian Buj, Jens Horstmann, Ralf Brinkmann

Artikel als PDF zum Herunterladen

Einleitung

Bei der Photoakustischen Tomographie handelt es sich um ein junges bildgebendes Verfahren, das auf dem von Alexander Graham Bell 1880 erstmals beschriebenen photoakustischen Effekt beruht. Dieser beschreibt die Umwandlung von absorbierter elektromagnetischer Strahlung in akustische Energie durch die thermische Expansion des Absorbers. Die Signalamplitude korreliert direkt mit der lokal absorbierten Lichtenergie.

Als Anregungssquelle wird ein gepulster Laser verwendet. Dessen emittierte Wellenlänge wird nach den Absorptionseigenschaften der darzustellenden Strukturen in der Weise selektiert, dass es einen Absorptionsunterschied zur umgebenden Struktur gibt. Im Gewebe verteilt sich das Licht abhängig von Streuung und Absorption. Durch die Absorption der Zielstrukturen erhöht sich lokal die Temperatur, gefolgt von einem schnellen Druckanstieg. Der Absorber dehnt sich thermoelastisch aus und emittiert dabei einen Drucktransienten. Aufgrund der niedrigen Brechung und Streuung können sich die Druckwellen über lange Strecken im Gewebe ausbreiten. Dies ist ein signifikanter Vorteil im Vergleich zu rein optischen Bildgebungstechniken, deren Tiefenauflösung durch die optischen Streueigenschaften des Gewebes stärker limitiert wird.

Es wird eine Vielzahl an Methoden unterschieden, die sich ausbreitenden Druckwellen an der Gewebeoberflächezu messen. Meist werden Druck messende Sensoren wie beispielsweise piezoelektrische Transducer, die einen mechanischen Kontakt zur Impedanzanpassung benötigen, verwendet [l]. In vielen klinischen Bereichen kann jedoch ein steriles, kontraktfreies Messsystem von Vorteil sein.

Ziel dieses LUMEN-Teilprojekts ist die Darstellung der kutanen und subkutanen Gefäßarchitektur mittels der Photoakustischen Tomographie (PAT), die zur Beurteilung von Haut- und Muskeldurchblutung, bei entzündlichen Hautreaktionen sowie medikamentöser Behandlung eine entscheidende Rolle spielt. Hierbei soll ein innovativer, kontaktloser, holographischer Detektionsansatz verwendet werden.

Abbildung 1 zeigt das Messprinzip. Dabei wird ein Gewebevolumen mit einem gepulsten Anregungslaser bestrahlt, sodass die enthaltenen Blutgefäße Druckwellen emittieren. Diese führen beim Erreichen der Oberfläche zu zeitabhängigen Veränderungen der Topographie. Im Rahmen des Projekts wurde ein hochauflösendes, kontaktfreies holographisches Detektionssystem erfolgreich entwickelt [2], welches die schnelle Erfassung der sich aufgrund der photoakustischen Volumenanregung ändernden Topographie ermöglicht. Mithilfe der erhobenen Daten lassen sich in einem anschließenden Berechnungsschritt die Position und die Form der absorbierenden Struktur tomographisch rekonstruieren.

Abbildung 1. Schematische Darstellung der Anregung und Detektion zur kontaktfreien, holographischen Photoakustischen Tomographie

Material und Methoden

Zur Generierung des Drucktransienten wird ein Nd:YAG Festkörperlaser (Edgewave, BX60-2-G) mit einer Wellenlänge von 1064 nm und einer Pulsdauer von 10 ns verwendet. Das Strahlprofil hat eine Top-Hat Form mit einer Fläche von 16 mm2 • Die Bestrahlung liegt dabei mit 18 mJ/cm2 unterhalb des Grenzwertes der maximalen, zulässigen Bestrahlung von 20 mJ/cm2 [3]. Das Detektionssystem basiert auf einem modifizierten Mach-Zehnder-Interferometer und enthält zur flächigen Beleuchtung der Objektoberfläche einen Nd:YAG Festkörperlaser (Newport Spectra Physics Explorer) mit einer Wellenlänge von 532 nm und einer Pulsdauer von < 15 ns sowie eine Hochgeschwindigkeitskamera (Photron, SA3) zur Aufnahme der Interferogramme. Detektions-Laser und Hochgeschwindigkeitskameraarbeiten mit einer Repetitionsrate bzw. Bildwiederholungsfrequenzvon 2 kHz. Die Datenerfassung findet auf der Grundlage des TriplePulse-Modus statt. Dabei wird nach derAufnahme eines Referenzbildesdierelative Deformation der Objektoberfläche in Folge einer photoakustischen Anregung bestimmt. Durch Erhöhung des Zeitabstandes (im aktuellen Fall 25 ns) zwischen dem Anregungspuls und der zweiten Aufnahme wird repetitiv die Veränderung der Topographie erfasst. Auf der Basis der aufgenommenen Daten lassen sich die relativen Oberflächenänderungen mit einer lateralen Auflösung von 35 µm und einer axialen Auflösung von < 2 nm bei einer Abtastfrequenz von 40 MHz bestimmen. Die resultierende Aufnahmegeschwindigkeit erlaubt es, vorhandene Bewegungsartefakte zu kompensieren [2]. Zur dreidimensionalen tomographischen Rekonstruktion der signalgebenden Strukturen wird das Verfahren der gefilterten Rückprojektion nach Köstli [4] verwendet.

Zur Evaluierung des Detektionsverfahrens wurden Gewebephantomeauseinem transparenten zwei-Komponenten­ Silikon (Wacker, Elastosil RT 604 A/B) hergestellt. Zur Anpassung der optischen Eigenschaften an die der menschlichen Haut wurde dem Silikon Bariumsulfat hinzugefügt, um einen Streukoeffizient von µ, = 10 cm-1 bei einer Wellenlänge von 1024 nm zu erreichen. Mit einem Farbstoff versetztes flüssiges Silikon (Wacker, Elastosil RT 604 A) diente zur Erzeugung von absorbierenden Strukturen (Blut). Die Farbstoffkonzentration wurde zur Anpassung des Absorptionskoeffizienten variiert. In Voruntersuchungen konnten unter Verwendung eines Absorptionskoeffizienten von µa = 20 cm-1 Signale mit einer Amplitude erzeugt werden, deren Signal-Rausch-Verhältnis für eine gute Rekonstruktion geeignet war. Zur Nachbildung von Blutgefäßen dienten Silikonschläuchen (Silastic®BioMedical Grade ETR Elastomer Q7-4750), die einen Innendurchmesser von 310 µm haben. Im vorliegenden Fall wurde ein Phantom mit zwei sich unter einem 80° Winkel kreuzenden Schläuchen gefertigt.

Abbildung 2. Schematische Dartstellung der Schlauchanordnung im Gewebephantom. Innenvolumen: dunkelgrau, Schlauchmaterial: hellgrau.

Abbildung 2 zeigt die Schlauchanordnung, bei der der horizontal verlaufende Schlauch in einer Tiefe von 1,4 mm und der vertikal verlaufende Schlauch in einer Tiefe von 2,1 mm im Gewebephantom positioniert wurden. Zur Verifikation der Ergebnisse wurde das Phantom nach der Messung an mehreren Stellen aufgeschnitten und die Tiefenpositionen des jeweiligen Schlauches nachgemessen. Separat durchgeführte Messungen ergaben eine mittlere Schallgeschwindigkeit im Silikon von 960
µm/µs.

Ergebnisse und Diskussion

Abbildung 4 stellt eine Auswahl von Oberflächendeformationen des Gewebephantoms nach der photoakustischen Anregung über die Zeit dar. Nach einer µs beginnt sich die Oberfläche im Bereich des horizontal verlaufenden Absorbers zu deformieren (lokale Weißfärbung). Das Maximum der Deformation stellt sich nach 1,47 µs ein. Dies entspricht einer Tiefenlage von 1,4 mm, was mit der Position der Verifikationsmessung sehr gut übereinstimmt.

Abbildung 3. Auswahl von Oberflächendeformationsbildern zu unterschiedlichen Zeitpunkten nach der photoakustischen Anregung der absorbierenden Strukturen. Eine lokale Weißfärbung entspricht hier einer Veränderung der Oberfläche in Richtung des Detektors.

Nach weiteren 0,8 µs ist die maximale Oberflächendeformation des vertikal verlaufenden Absorbers sichtbar (Abbildung 3c). Dies entspricht einer Tiefe von 2,1 µm. Auch dieser Wert stimmt sehr gut mit dem der Verifikationsmessung überein. Die maximal gemessene Oberflächendeformation hatte eine Amplitude von 20 nm.

Abbildung 4. Dreidimensionale Rekonstruktion der Absorber, die aus unterschiedlichen Richtungen dargestellt werden

Auf der Basis dieser Oberflächendeformationsbilder werden die absorbierenden Strukturen in Position und Form im dreidimensionalen Raum rekonstruiert. Das Ergebnis ist in Abbildung 4 dargestellt. Sowohl die Tiefe als auch die Form der Absorber konnten gut rekonstruiert werden. Es fällt auf, dass zu den Rändern des Betrachtungsfeldes hin die rekonstruierten Strukturen verschwinden. Grund hierfür ist die verwendete Detektorgeometrie,die eine Signalakquisition lediglich aus einer ebenen Fläche erlaubt. Dies führt dazu, dass nur ein Bruchteil der emittierten Signale für die Rekonstruktion verwendet werden können.

Zusammenfassung und Ausblick

Mit den präsentierten Ergebnissen konnte gezeigt werden, dass das entwickelte Messsystem sich für die kontaktlose Detektion von photoakustischen Signalen eignet . Die axiale Auflösung liegt bei < 2 nm und die laterale Auflösung bei 35 µm. Die rekonstruierte Größen und Lage der Absorber stimmen gut mit denen von Vergleichsmessungen überein. Die sehr schnelle Datenerfassung im Millisekundenbereich ermöglicht die Bildgebung von nicht anästhesierten Gewebestrukturen in vivo. Durch die Kontaktfreiheit wird beispielsweise die Integration in ein Operationsmikroskop möglich. Im Rahmen der Weiterentwicklung soll die Auflösung des Detektionsansatzes weiter verbessert werden. Des Weiteren sollen zur Validierung des Systems neue Phantome entwickelt werden, deren optische und mechanische Eigenschaft besser mit denen von menschlicher Haut übereinstimmen. Letztlich ist eine vorklinische und klinische Validierung in der folgenden Projektperiode geplant.

Danksagung

Diese Publikation ist ein Ergebnis der laufenden Forschung der Forschungsgruppe LUMEN sowie des Forschungsprojekts OptoAk vom Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH, die vom Bundesministerium für Bildung und Forschung (BMBF, FKZ 13EZ1140A/B, FKZ 13Nl2533) gefördert wird. LUMEN ist ein gemeinsames Forschungsprojekt der Fachhochschule Lübeck und der Universität zu Lübeck und stellt einen eigenen Zweig der Graduiertenschule für Informatik in Medizin und Lebenswissenschaften der Universität zu Lübeck dar.

Literatur

[l] Wang, L. V. und Gao, L, ,,Photoacoustic Microscopy and Computed Tomography: From Bench to Bedside“, Annu. Rev. Biomed. Eng., S. 155-185, 2014.
[2] Horstmann, J., Spahr, H., Buj, C., Münter, M. und Brink­ mann, R. ,,Full-field speckle interferometry for non-contact photoacoustic tomography“, Physics in medicine and biology,
60(10), 2015.
[3] American National Standard for Safe Use of Lasers, Laser Inst. Amer., ANSI Standard Zl 36.l -2000,NY, 2000.
[4] Köstli, K. P., Frenz, M., Bebie, H. und Weber, H. P., ,,Temporal
backward projection of optoacoustic pressure transients using Fourier transform methods“, Physics in Medicine and Biology,
s. 1863-18 72, 2001.
[5] C. Buj, J. Horstmann, M. Münter, R. Brinkmann, ,,Speckle­ based holographic detection for non-contact Photoacoustic Tomography“, 48th DGBMT annual Conference, Volume: 59, Number: Sl , Page 845-847, DE GRUYTER, 2014.
[6] Horstmann, J., Brinkmann, R., ,,Optical full-field holographic detection system for non-contact Photoacoustic Tomography“, Proc. SPIE/BiOS Vol 8943, 2014.

Autoren

Christian Buj, M.Sc.
Universität zu Lübeck
Institut für Biomedizinische Optik
(korrespondierender Autor )
Peter-Monnik-Weg 4
23562 Lübeck
E-Mail: buj@bmo.uni-luebeck.de

Jens Horstmann, M.Sc.
Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH

Dr. rer. nat. Ralf Brinkmann
Medizinisches Laserzentrum Lübeck GmbH
und Universität zu Lübeck, Institut für Biomedizinische Optik

 

ImpulsE