Bezeichnung: Verfahren und Vorrichtung zur tiefenselektiven Detektion von Spontanaktivitäten und allgemeinen Muskelaktivitäten

Beschreibung

Die Erfindung betrifft ein Verfahren sowie eine Vorrichtung zur tiefenselektiven Detektion von Spontanaktivitäten und allgemeinen Muskelaktivitäten in menschlichem, tierischem oder dergleichen biologischem Gewebe. Ausgegangen wird dabei von einem Verfahren gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 1 beziehungsweise von einer Vorrichtung gemäß des Oberbegriffs des Anspruchs 4.

Ein Verfahren mit den Merkmalen des Oberbegriffs des Anspruchs 1 ist aus der EP 0 728 440 Bl bekannt, deren Offenbarungsgehalt voll umfänglich zum Inhalt der Beschreibung gemacht wird. Dabei wird mittels Laserlicht oder dergleichen kohärente und monochromatische elektromagnetische Strahlung auf die Hautoberfläche beziehungsweise Gewebeoberfläche der zu untersuchenden Stellen eingestrahlt. Die Photonen dringen in das Gewebe ein und werden entsprechend der optischen Parameter des Gewebes gestreut beziehungsweise absorbiert. Da die Streuung mit einer Änderung der Ausbreitungsrichtung der Photonen einhergeht, werden auch Photonen aus dem Gewebe reemittiert, das heißt an die Oberfläche des Gewebes beziehungsweise der Haut zürückgestreut und treten wieder aus dem Gewebe aus. Diese Reemission der aus dem Gewebe wieder austretenden Photonen weist mit zunehmendem Abstand von dem Eintrittsort der Photonen eine abnehmende Intensität auf, die in der Regel einem exponentiellen Verlauf folgt. Ein weiteres Merkmal des biologischen Gewebes ist es, dass das Licht nicht gleichmäßig, das heißt isotrop, in alle Richtungen gestreut wird, sondern eine Vorwärtscharakteristik beim Streuprozeß erhalten bleibt. Das drückt sich in dem sogenannten Anisotropiefaktor G für Streuprozesse aus, der bei biologischem Gewebe einen Wert G von ungefähr 0,9 annimmt. Ein Wert G = O entspricht isotroper, ein Wert G = I reiner VorwärtsStreuung.

Über eine Detektion der reemittierten Photonen ist ein Rückschluss auf den Zustand des Gewebes beziehungsweise der Muskelfasern möglich. Betrachtet man zum Beispiel Photonen, die etwa 5 mm neben ihrem Einstrahlort aus dem Gewebe wieder heraustreten, dann kann mit hoher Wahrscheinlichkeit davon ausgegangen werden, dass sich diese wieder austretenden Photonen durch verschiedene Streuprozesse in etwa auf einer halbkreisförmigen oder ähnlichen Bahnkurve durch das Gewebe bewegt haben. Aufgrund der speziellen Anordnung der Messvorrichtung beziehungsweise der Durchführung des Auswerteverfahrens ist jedoch sicher, dass der Beginn der Bahnkurve am Eintrittsort der Photonen und das Ende der Bahnkurve am Messpunkt der austretenden Photonen liegt. Sofern diese wieder austretenden Photonen überhaupt eine Information bezüglich der Bewegung einzelner Muskelfasern und/oder des Blutflusses haben sollten, kann jedenfalls davon ausgegangen werden, dass die direkt neben dem Einstrahlort wieder aus dem Gewebe austretenden Photonen nur Informationen bezüglich dicht unterhalb der Oberfläche angeordneter Muskelfasern einschließlich der Bewegungen innerhalb der Blutgefäße tragen, während solche in weiterem Abstand von dem Einstrahlort austretende Photonen auch Aufschluss über tiefere Gewebeschichten geben können. Durch Detektion von aus dem Gewebe wieder austretenden Photonen mit zunehmendem Abstand vom Einstrahlort können daher selektiv Informationen aus bestimmten Gewebetiefen erhalten werden.

Zu Messung bewegter, streuender Teilchen wird bekanntermaßen der optische Dopplereffekt herangezogen. Dabei erfährt Licht beim Streuprozess eine Frequenzverschiebung, die proportional zur Geschwindigkeit des bewegten Teilchens zunimmt. Unter Berücksichtigung des Dopplereffektes kann so zum Beispiel in oberflächennahen Gewebeschichten die Muskelaktivität im Gewebe bestimmt werden. Um ein optimales Dopplersignal von fibrillierenden Muskelfasern in tieferen Gewebeschichten zu erhalten, ist eine Lichtwellenlänge der Lichtquelle, insbesondere des Lasers, erforderlich, die vom Gewebe nur wenig absorbiert wird. Es bieten sich daher Wellenlängen im Bereich von etwa 600 nm bis 1.200 nm, bevorzugt etwa 820 nm, an.

Durch interferometrische Untersuchungen lässt sich zeigen, dass ein gewisser Anteil von Photonen, die in größerem Abstand vom Einstrahlort aus dem Gewebe austreten, mit dem einfallenden Photonenstrahl interferieren kann, woraus zweifellos gefolgert werden muss, dass die Kohärenzeigenschaften dieser gestreuten Photonen noch vorhanden sind. Somit ist es möglich, in größeren Abständen von dem Einstrahlort noch Dopplersignale mit der entsprechenden Frequenzverschiebung der wieder austretenden Photonen zu detektieren. Dabei mischen sich die Photonen mit dopplerverschobener Frequenz mit solchen Photonen, die keine Dopplerverschiebung erfahren haben, also nur von einer starren beziehungsweise unbeweglichen Matrix gesrreut wurden. Am Detektionsort an der Gewebeoberfläche entsteht somit eine Intensitätsschwebung zwischen frequenzverschobenen und nicht frequenzverschobenen Photonen. Dies führt zu einem lokalen Speckle-Muster, dessen Intensität mit der Doppler-Frequenz variiert und somit von einem optischen Detektor gemessen werden kann.

Bei dem bekannten Verfahren beziehungsweise bei der bekannten Vorrichtung erfolgt die Auswertung der Signale in der Form, dass zwei Detektoren, bevorzugt symmetrisch zum Einstrahlort die reemittierten Photonen erfassen. Die Ausgangssignale dieser Detektoren werden entsprechend ausgewertet und verarbeitet, um zu der gewünschten Information beziehungsweise Aussage hinsichtlich der Muskelaktivitäten zu gelangen.

Dieses Verfahren beziehungsweise die entsprechende Vorrichtung wird besonders im Bereich des „therapeutischen Fensters", also bei Wellenlängen im Bereich von 600 nm bis 1.200 nm, in dem die Streuung der eingestrahlten Photonen nicht vernachlässigbar ist, durchgeführt beziehungsweise betrieben. Die optische Absorption und Streuung von Licht in biologischem Gewebe lässt sich durch die Photonentransporttheorie näher beschreiben. Hierbei wird der Pfad eines in das biologische Gewebe eingestreuten Photons verfolgt. Das Photon erfährt an den einzelnen lokalen Streuern entweder eine elastische Streuung oder es wird vollständig absorbiert. Daraus lässt sich für Laserlicht des roten Wellenbereichs (600 nm) beziehungsweise des infraroten Wellenlängenbereichs (1.200 nm) die Eindringtiefe und der Streuprozess bestimmen. Obwohl die sogenannte mittlere freie Weglänge relativ kurz ist, kann Licht dieses Längenwellenbereichs tief in das Gewebe eindringen, da die Streuung hauptsächlich in Vorwärtsrichtung erfolgt (sogenannte Mi-Streuung), die Streuvorgänge wesentlich häufiger sind als die Absorption und die Absorption im Gewebe für diesen Wellenlängenbereich gering ist gegenüber anderer. Wellenlängen. Die Lichtausbreitung im Gewebe wird nach der Transporttheorie durch folgende Parameter beschrieben: Anisotropiefaktor, Streukoeffizient, Absorptionskoeffizienz, mittlere freie Weglänge.

Eine Gesamtschau der theoretischen wie auch experimentellen Untersuchungen nach dem bekannten Verfahren beziehungsweise mit der bekannten Vorrichtung, deutet darauf hin, dass ringförmige Interferenzstrukturen in konzentrischer Lage bezüglich des Einstrahlortes erhältlich sind. Mit zunehmendem lateralen Abstand zum Einstrahlort legen die Photonen mit hoher Wahrscheinlichkeit im Gewebe größere Wege zurück und dringen dementsprechend auch tiefer in das Gewebe ein. Um die im Photonenzustand enthaltene Information über Bewegung des ausgeleuchteten Gewebes auswerten zu können, sollte die Lichtquelle spezifische Eigenschaften, wie eine ausreichende Kohärenzlänge, besitzen, monochromatisch sein und im Single- Mode-Zustand betreibbar sein.

Eine ausreichend hohe Kohärenzlänge ist zum Erhalt der gewünschten Informationen vorauszusetzen, so dass ein Interferenzmuster auf der Oberfläche der Vorrichtung erzielbar ist. Das Entstehen des Interferenzmusters ist auf die Annahme zurückzuführen, dass Photonen, die nahe der Gewebe¬ beziehungsweise Hautoberfläche gestreut werden, keine Frequenzveränderung erfahren, wobei diese sozusagen nicht gestreuten Photonen mit solchen Photonen, die in der Tiefe an bewegten Teilchen, also an den Muskelfasern gestreut werden und dadurch eine Frequenzverschiebung erfahren, interferieren. Das frequenzverschobene Streulicht, welches an sich bewegenden Teilen gestreut wurde, wird mit Originallicht, auf der Detektoroberfläche zur Deckung gebracht, wobei eine Schwebungsfrequenz beziehungsweise ein Interferenzmuster entsteht. Um diese Schwebungsfrequenzen aus tieferen Gewebeschichten zu erhalten, ist der Einsatz einer Wellenlänge im Bereich von 600 nm bis ca. 1.200 nm erforderlich, wobei ebenfalls auf eine ausreichende Kohärenzlänge der Lichtquelle geachtet werden sollte. Typische Interferenzmuster sind auch für große Gewebetiefen nachweisbar, bei denen die Informationen mit zunehmendem Abstand der Detektorfläche vom Einstrahlort aus zunehmender Tiefe des Gewebes stammen. Dieser Nachweis ist für große laterale Abstände der Detektorfläche vom Einstrahlort in einem Bereich von ca. 15 mm bis 30 mm möglich.

Nachteilig bei diesem bekannten Verfahren beziehungsweise dieser bekannten Vorrichtung ist, dass lediglich eine Lichtquelle mit kohärentem monochromatischem Licht eingesetzt wird. Dies führt dazu, dass die im Abstand von der Lichtquelle angeordneten Detektoren zur Erfassung der aus dem Gewebe austretenden Photonen eine Mischung aus Photonen detektieren, welche aus den oberflächennahen Schichten, aus den tieferen Schichten des Gewebes und von Muskelaktivitäten herrühren. Daraus resultiert eine Messwertverfälschung, die im Extremfall dazu führen kann, dass keine exakte Aussage über die detektieren Photonen eines bestimmten Tiefenbereichs getroffen werden kann, da die am Detektor gemessenen Photonen zu 50 % aus oberflächennahen Schichten des Gewebes und zu 50 % aus tieferen Schichten des Gewebes stammen. Eine exakte Aussage über tiefenselektive Muskelaktivitäten im zu untersuchenden Gewebe lässt sich daher nicht eindeutig treffen.

Der Erfindung liegt deshalb die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren beziehungsweise eine Vorrichtung der eingangs genannten Art zur Verfügung zu stellen, bei dem/der die tiefenselektive Detektion von Spontanaktivitäten und allgemeinen Muskelaktivitäten im menschlichen, tierischen oder dergleichen biologischen Gewebe deutlich verbessert ist.

Verfahrensmäßig wird die Aufgabe dadurch gelöst, dass Photonen einer kohärenten und monochromatischen elektromagnetischen Strahlung wenigstens einer anderen Wellenlänge X2 in das Gewebe eingebracht und nach Austritt aus dem Gewebe bezüglich Frequenz und Anzahl beziehungsweise Intensität detektiert werden, wobei die Wellenlängen λi und λ2 so gewählt sind, dass keine Interferenzerscheinungen auftreten.

Die Erfindung macht sich zu Nutze, dass monochromatisches Licht mit geringerer Wellenlänge, beispielsweise grünes Licht mit einer Wellenlänge im Bereich von 532 nm, in tieferen Bereichen des Gewebes sofort absorbiert wird. Die von dieser Lichtquelle stammenden, an die Gewebeoberfläche rückgestreuten und anschließend detektierten Photonen spiegeln deshalb einzig die Durchblutung in der Gewebeoberfläche beziehungsweise in den oberflächennahen Bereichen wieder. Die zweite monochromatische Lichtquelle weist dagegen eine größere Wellenlänge, beispielsweise im Infrarotbereich von ca. 780 bis 1.000 nm, auf. Dieses Licht dringt wesentlich tiefer in das biologische Gewebe ein. Die rückgestreuten und nach Austritt aus der Oberfläche detektierten Photonen in diesem Wellenlängenbereich mit entsprechendem Frequenzshift stammen aus dem gesamten Gewebe bis zu der Tiefe, in der eine vollständige Absorption stattfindet, insbesondere auch aus den oberflächennahen Schichten. Für diese detektierten Photonen kann jedoch eine Differenzbetrachtung mit den detektierten Photonen der Lichtquelle mit monochromatischem Licht der geringeren Wellenlänge, beispielsweise der vorgenannten Wellenlänge von 532 nm (grün), durchgeführt werden. Dadurch erhält man allein die Informationen aus den tieferen Schichten, das heißt nach Auswertung nur noch die Spontanaktivität beziehungsweise Muskelaktivität in tieferen Regionen des Gewebes. Insgesamt wird hierdurch ein sehr viel klareres Bild der Muskelaktivität im Gewebe erhalten.

Die reemittierten Photonen des Lichtes mit geringerer Wellenlänge geben dabei Aufschluss über den Blutfluss in der Oberfläche beziehungsweise den oberflächennahen Schichten des biologischen Gewebes wider, während die Differenzbetrachtung der reemittierten Photonen der beiden Wellenlängen eine Aussage über die Spontan- und Muskelaktivität in tieferen Schichten des Gewebes gibt.

Nach einer ersten vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung ist vorgesehen, die Detektion von Spontanaktivitäten oder allgemeinen Muskelaktivitäten nichtinvasiv durchzuführen. Dazu wird in einfacher Weise, ähnlich einem athroskopischen Verfahren, beispielsweise mittels einer Lichtleitfaser die elektromagnetische Strahlung im Körper in das zu untersuchende Gewebe eingebracht und nach Rückstreuung und Austritt aus dem Gewebe detektiert.

Bei bestimmten Untersuchungen ist es besonders vorteilhaft, die Detektion von Spontanaktivitäten oder allgemeinen Muskelaktivitäten invasiv durchzuführen. In diesem Fall wird beispielsweise eine Lichtleitfaser, ähnlich einem athroskopischen Verfahren, in das Gewebe eingebracht und bis zu dem zu untersuchenden Gewebe geführt, wo sie dann entsprechend platziert wird, um die Detektion durchzuführen.

Nach einer anderen vorteilhaften Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens werden Photonen einer weiteren kohärenten und unochromatischen elektromagnetischen Strahlung der Wellenlänge λ3 in das Gewebe eingebracht und nach Austritt aus dem Gewebe bezüglich Frequenz und Anzahl beziehungsweise Intensität detektiert. Dabei ist die Wellenlänge λ3 kleiner als 600 nm, so dass zwischen den an dem Gewebe gestreuten und frequenzverschobenen Photonen der unterschiedlichen Wellenlängen λi, X2 und λ3 keine Interferenzerscheinungen auftreten. Durch diese Maßnahme wird die Genauigkeit der tiefenselektiven Detektion, der Spontan- beziehungsweise Muskelaktivität im Gewebe nochmals erhöht, da nunmehr drei verschiedene Photonenarten in das Gewebe eindringen, die dort in unterschiedlichen Schichten vollständig absorbiert werden. Mit Hilfe der rückgestreuten und frequenzverschobenen Photonen der unterschiedlichen Wellenlängen λi, X2 und λ3 sowie der vorher beschriebenen Differenzmessung ist eine noch exaktere Tiefenprofilierung der Spontan- und Muskelaktivität durchführbar. Nach einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Verfahrens werden die aus dem Gewebe wieder austretenden Photonen bezüglich Frequenz und Anzahl beziehungsweise Intensität in Abhängigkeit vom Abstand zu ihrem Eintrittsort in das Gewebe detektiert und aufgezeichnet. Durch diese Maßnahme wird die Spontan- und Muskelaktivität nicht nur an einem, sondern an mehreren vom Eintrittsort der Photonen beabstandeten Orten detektiert. Hierdurch ist eine noch genauere tiefenselektive Detektion in Abhängigkeit vom Abstand vom Eintrittsort der Photonen im gesamten Bereich um den Eintrittsort gewährleistet.

Vorrichtungsmäßig wird die Aufgabe durch eine Vorrichtung mit den Merkmalen des Anspruchs 6 gelöst. Dabei ist wenigstens eine weitere Strahlungsquelle zur Aussendung von Photonen einer kohärenten und monochromatischen elektromagnetischen Strahlung einer Wellenlänge X2 ≠ λi in das Gewebe vorgesehen ist, wobei die Detektoren auch die am Gewebe gestreuten und frequenzverschobenen Photonen der Wellenlänge λ2 bezüglich Frequenz und Anzahl beziehungsweise Intensität erfassen und zur tiefenselektiven Erfassung der Spontan- beziehungsweise Muskelaktivität heranziehen. Erfindungsgemäß wird also eine weitere Lichtquelle eingesetzt, die Photonen einer kohärenten und monochromatischen elektromagnetischen Strahlung mit λ2 ≠ λi in das Gewebe einstrahlt. Dabei dringen die Photonen der unterschiedlichen kohärenten und monochromatischen elektromagnetischen Strahlung der Wellenlängen λi und λ2 unterschiedlich tief in das Gewebe ein, bevor sie vollständig absorbiert werden. Das bedeutet, dass die Photonen mit der geringeren Wellenlänge bereits in näher an der Oberfläche des Gewebes gelegenen Schichten vollständig absorbiert werden, während die Photonen der Strahlung mit längerer Wellenlänge tiefer in das Gewebe eindringen. Dadurch ist eine exaktere tiefenselektive Detektion der Spontan- und Muskelaktivität möglich.

Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung sind Mittel zur invasiven Detektion der spontanen Aktivität oder der Muskelaktivität vorgesehen. Dies können beispielsweise Lichtleitfasern sein, welche, wie bei einem athroskopischen Verfahren, in den Körper eingebracht werden. Über diese Mittel wird die elektromagnetische Strahlung gezielt an die Stelle in den Körper gebracht, an der die Detektion der Spontan- beziehungsweise Muskelaktivität stattfinden soll. Um die rückgestreuten Photonen detektieren zu können, sind diese Mittel mit einem Sensor, beispielsweise einer Photodiode, versehen. Nachdem die rückgestreuten Photonen durch die Photodiode detektiert wurden, wird die elektromagnetische Strahlung zur Auswerteelektronik übermittelt.

Alternativ ist es auch möglich, Mittel zur nichtinvasiven Detektion der Spontanaktivität oder der allgemeinen Muskelaktivität vorzusehen. In diesem Fall wird die Vorrichtung in einfacher Weise, beispielsweise mittels eines Gehäuses, auf die Oberfläche des Gewebes, beispielsweise die Haut, aufgesetzt. Die Detektion der rückgestreuten Photonen kann hierbei ebenfalls wieder mittels Photodioden erfolgen, wobei die detektierte elektromagnetische Strahlung wiederum an eine Auswerteelektronik übermittelt wird.

Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung ist es vorgesehen, eine weitere Strahlungsquelle zur Aussendung von Photonen einer kohärenten und monochromatischen elektromagnetischen Strahlung der Wellenlänge λ3 in das Gewebe auszusenden, wobei λ3 ≠ X2 ≠ Xi gilt. Durch diese Maßnahme ist eine gezielte Detektion der gestreuten und frequenzverschobenen Photonen mit unterschiedlichen Wellenlängen λχf X2 und λ3 nach Austritt aus dem Gewebe möglich, die mit Hilfe einer Differenzbetrachtung eine noch exaktere tiefenselektive Detektion der Spontan- und Muskelaktivität erlaubt. Es lässt sich somit ein detailliertes Tiefenprofil der Spontan- beziehungsweise Muskelaktivität erstellen.

Damit eine exakte Detektion sowohl in der Oberfläche beziehungsweise den oberflächennahen Schichten des Gewebes als auch in tieferen Schichten und den darunter liegenden Muskeln gewährleistet ist, ist es erfindungsgemäß vorgesehen, dass die Wellenlänge λi im Bereich zwischen 600 nm und 700 nm, die Wellenlänge X2 im Bereich zwischen 700 nm und 1.200 nm und die Wellenlänge λ3 unterhalb von 600 nm liegt. Die Photonen der Wellenlänge λ3 werden bereits in geringe Tiefe in der Oberfläche beziehungsweise den oberflächennahen Schichten vollständig vom Gewebe absorbiert. Die Photonen, die zurückgestreut werden, resultieren aus Streuprozessen nahe der Oberfläche des Gewebes und treten in der näheren Umgebung des Eintrittsortes wieder aus dem Gewebe aus. Die Photonen des Lichtes der Wellenlänge λi hingegen dringen bis in die tieferen Bereiche des Gewebes ein, bevor eine vollständige Absorption stattfindet. An die Oberfläche zurückgestreute Photonen dieser Wellenlänge stammen deshalb aus allen Schichten des Gewebes, in denen noch keine vollständige Absorption stattfindet. Diese Photonen treten auch im näheren Bereich um den Eintrittsort aus dem Gewebe wieder aus. Der überwiegende Anteil der rückgestreuten Photonen liegt aufgrund seiner größeren Eindringtiefe in einer Umgebung um den Eintrittsort, der von diesem weiter entfernt ist als der Austrittsort der Photonen mit geringerer Wellenlänge. Die Photonen der kohärenten monochromatischen elektromagnetischen Strahlung der Wellenlänge X2 im Bereich 700 nm und 1.200 nm können aufgrund ihrer höheren Energie am tiefsten in das Gewebe eindringen. Eine vollständige Absorption findet noch tiefer im Gewebe statt, als bei der elektromagnetischen Strahlung der Wellenlänge λi. Die vorher an die Oberfläche zurückgestreuten Photonen treten deshalb in einem noch größeren Abstand vom Eintrittsort aus der Gewebeoberfläche wieder aus als die Photonen der elektromagnetischen Strahlung der Wellenlänge λi. Trotzdem gibt es noch Überschneidungsbereiche, in denen Photonen der elektromagnetischen Strahlung der unterschiedlichen Wellenlängen λi, λ2/ λ3 an der Oberfläche detektierbar sind. Da jedoch die Intensität der rückgestreuten Photonen mit dem Abstand zum Eintrittsort exponentiell abnimmt, lassen sich durch Differenzenbetrachtung der unterschiedlichen Frequenzen und Intensitäten der rückgestreuten und frequenzverschobenen Photonen sehr exakte Tiefenprofile der Spontan- und Muskelaktivität gewinnen.

Um eine möglichst kompakte Bauweise der Vorrichtung zu gewährleisten, ist es vorgesehen, wenigstens eine der Strahlungsquellen als Halbleiterlaser auszubilden.

In die gleiche Richtung zielt die Ausbildung wenigstens einer der Strahlungsquellen als Laserdiode. Nach einer besonders vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung ist es vorgesehen, dass jedem Flächenbereich für jede Wellenlänge λi, λ2 und λ3 ein separater Detektor zugeordnet ist. Durch diese Maßnahme werden die rückgestreuten und frequenzverschobenen Photonen der elektromagnetischen Strahlung der unterschiedlichen Wellenlängen λi, λ2 und λ3 jeweils durch einen separaten Detektor erfasst, so dass eine strikte Trennung dieser Wellenlängenbereiche beim Detektieren erfolgt und eine Fehldetektion ausgeschlossen ist.

Vorteilhafterweise weist dabei jeder Detektor einen oder mehrere Sensoren zur Detektion einer der Wellenlängen λi, λ2 oder λ3 auf. Diese Sensoren können beispielsweise als Photodiode oder als optischer Filter ausgebildet sein. Weist jeder Detektor zwei Sensoren auf, so kann deren Differenzsignal zur Reduzierung und Minimierung des Rauschens genutzt und entsprechend verstärkt werden.

Nach einer weiteren besonders vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung wird jedem Flächenbereich für alle Wellenlängen λi, λ2 und λ3 ein gemeinsamer Detektor zugeordnet. Durch diese Maßnahme ist erreicht, dass die gesamte Vorrichtung, insbesondere im Detektorbereich, sehr klein baut, da ein Detektor ausreicht, um alle notwendigen Wellenlängen zu detektieren.

Besonders günstig ist es, wenn der gemeinsame Detektor verschiedene Sensoren für jeweils eine der Wellenlängen λi, λ2 und λ3 aufweist. Die Sensoren können beispielsweise als Photodioden oder optische Filter für jeweils eine der Wellenlängen λx, X2 oder λ3 ausgebildet sein. Durch diese Maßnahme ist es nicht notwendig, mehrere Detektoreinheiten zu verwenden, so dass sich neben einer sehr kleinen Bauweise der Vorrichtung auch eine Kosten- und Rohstoffersparnis ergibt.

Da die an die Gewebeoberfläche zurückgestreuten und frequenzverschobenen Photonen der elektromagnetischen Strahlung mit der kürzesten Wellenlänge λ3 fast ausschließlich in der näheren Umgebung des Eintrittsortes der Photonen wieder aus dem Gewebe heraustreten, ist es vorgesehen, die entsprechenden Detektoren für die kürzeste Wellenlänge λ3 nur in der näheren Umgebung des Eintrittsortes der Photonen anzuordnen. Auch hierdurch ist eine noch kompaktere und kostengünstigere Bauweise gegeben.

Da in der nächsten Umgebung des Einstrahlortes nur austretende Photonen der Wellenlänge λ3 eindeutige Informationen über den Blutfluss enthalten, werden rückgestreute Photonen der Wellenlängen λ3 und λ2, beispielsweise durch optische Mittel, wie etwa optische Filter, ausgeblendet.

Alternativ oder zusätzlich ist es natürlich auch möglich, im Bereich der Umgebung des Austrittsortes gerade solche Detektoren nicht anzuordnen, die auf die Wellenlänge λi und λ2 ansprechen.

Nach einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung ist es vorgesehen, jeder Photodiode eine Kompensationsschaltung zuzuordnen, die einen Offset in dem Ausgangssignal der Photodiode minimiert. Durch den der Photodiode innewohnenden Widerstand fließt, wenn eine Gegenspannung an die Photodiode angelegt wird, ein sogenannter Dunkelstrom. Dieser Dunkelstrom führt bei einer Verstärkung zu einem unerwünschten Offset in dem Ausgangssignal. In dem Ausgangssignal sind auch die Signale der in dem Gewebe rückgestreuten Photonen enthalten, die zur Detektion von Spontanaktivitäten und allgemeinen Muskelaktivitäten dienen. Durch die Überlagerung beziehungsweise Deckung des frequenzverschobenen Streulichtes mit frequenzunverschobenem Originallicht auf der Detektoroberfläche entsteht eine Schwebungsfrequenz beziehungsweise ein Interferenzmuster. Dies,es Streulicht beinhaltet neben den Signalwerten auch die Rauschkomponenten der Laserlichtquelle (Modeninterferenz, Frequenz- und Amplitudenrauschen), welche bei dieser Detektion beispielsweise durch einen Breitbandfilter herausgefiltert werden. Hierdurch wird der Gleichspannungsanteil der Schwebungsfrequenz des Streulichtes über ein Trimmpotentiometer minimiert. Dadurch wird das Signal- /Rauschverhältnis verbessert. Des weiteren ist es durch die Kompensationsschaltung möglich, den Offset der Photodiode und den Gleichspannungsanteil des Signals möglichst gering zu halten, damit im wesentlichen nur die eigentlichen Signale detektiert werden. Durch eine solche Detektion ist im Gegensatz zu einem Differenzenverstärker ein Detektor in einer kompakten Bauweise gegeben. Alternativ ist es natürlich auch möglich, den Gleichspannungsanteil der detektierten Photonen zusätzlich oder auch nur mit Hilfe eines Algorithmusses zu minimieren. Nach einem weiteren vorteilhaften Aspekt der Erfindung sind die Lichtquellen sowie die Detektoren und elektronischen Komponenten, wie gegebenenfalls Vorverstärker, Differenzverstärker und gegebenenfalls Analog/Digital-Wandler, gemeinsam in einem Messkopf angeordnet, der flächig auf das Gewebe beziehungsweise die Haut auflegbar und lediglich mittels elektrischer Leiter mit einer Auswerteeinheit, insbesondere einem Prozessor, verbindbar ist. Die gesamte Vorrichtung mit Ausnahme des Prozessors ist somit auf einer einzigen Trägerplatte oder Platine oder dergleichen angebracht, die in einem geschlossenen, physiologisch unbedenklichen und abgeschirmten Gehäuse aufgenommen ist. Dieses Gehäuse kann zudem derart aufgebaut sein, dass es invasiv, ähnlich einem athroskopischen Verfahren, innerhalb des Körpers des zu untersuchenden Gewebes anordenbar ist.

Zum flächigen Aufsetzen auf das Gewebe beziehungsweise auf die Haut sind Glas- oder Kunststoffplättchen vorgesehen, die vorteilhafter Weise die Photonen der elektromagnetischen Strahlung der vorgegebenen Wellenlängen λi, X2 und λ3 passieren lassen.

Um ein besonders kompaktes Gehäuse für die Vorrichtung zu verwirklichen, ist es vorgesehen, die Detektoren in einem Abstand von bis zu 40 mm von den Strahlungsquellen anzuordnen. Dieser Bereich ist im wesentlichen von den verwendeten Wellenlängen und dem damit einhergehenden Absorptionskoeffizienten sowie von der Kohärenzlänge der verwendeten Lichtquellen abhängig. Weitere Ziele, Vorteile, Merkmale und Anwendungsmöglichkeiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung von Ausführungsbeispielen anhand der Zeichnungen. Dabei bilden alle beschriebenen und/oder bildlich dargestellten Merkmale für sich oder in beliebiger sinnvoller Kombination den Gegenstand der vorliegenden Erfindung, auch unabhängig von ihrer Zusammenfassung in den Ansprüchen oder deren Rückbeziehung.

Es zeigen:

Figur 1 eine schematische Darstellung eines ersten Ausführungsbeispiels der erfindungsgemäßen, auf ein Gewebe aufgesetzten Vorrichtung,

Figur 2 ein zweites Ausführungsbeispiel der erfindungsgemäßen Vorrichtung in einer perspektivischen Darstellung,

Figur 3 ein drittes Ausführungsbeispiel der erfindungsgemäßen Vorrichtung in perspektivischer Darstellung.

Die in den Figuren 1 bis 3 dargestellte Vorrichtung 10 zur Messung von Spontan- und Muskelaktivitäten in menschlichem, tierischem oder dergleichen biologischem Gewebe 12 weist drei Lichtquellen 13, 14 und 15, insbesondere drei Halbleiterlaser, zur Aussendung von Photonen hinein in das Gewebe 12 auf.

Die Vorrichtung 10 ist mit einer Trägerplatte auf das Gewebe 12 beziehungsweise die Haut 18 des Gewebes aufgesetzt, wobei Photonen durch einen ersten Bereich 16, der örtlich im wesentlichen wohl definiert ist, in die Haut 18 beziehungsweise das Gesamtgewebe 12 eintreten. Die Photonen werden in dem Gewebe 12 einschließlich der Haut 18 zum Teil gestreut, zum Teil absorbiert, wobei einige mögliche Photonenwegstrecken 71 bis 79 bildlich und schematisch in den Figuren dargestellt sind. Deutlich sichtbar ist, dass die Photonen mit wachsender Eindringtiefe 64 immer weiter entfernt von dem ersten Bereich 16 aus dem Gewebe 12 und der Haut 18 wieder austreten.

Weiterhin weist die Vorrichtung 10 mehrere Detektoren 19, 20, 21 zur Erfassung der aus weiteren Flächenbereichen 22, 23 und 24 der Haut 18 beziehungsweise des Gewebes 12 austretenden Photonen auf. Die weiteren Flächenbereiche 22, 23 und 24 sind in unterschiedlichen Abständen von dem ersten Bereich lβangeordnet.

Die Detektoren 19, 20 und 21 weisen jeweils ein dem Gewebe 12 beziehungsweise der Haut 18 flächig aufsetzbares Glas- oder Kunststoffplättchen 40 auf, dem jeweils eine Photodiode 30, 31, 32 und/oder ein optischer Filter 34, 35, 36 als Sensor nachgeordnet ist.

Auch den Lichtquellen 13, 14, 15 kann ein Glas- oder Kunststoffplättchen zum flächigen Aufsetzen auf das Gewebe 12 beziehungsweise die Haut 18 zugeordnet sein. Es ist auch möglich, Polarisationsfilter den Lichtquellen 13, 14, 15 nach- und den Detektoren 19, 20, 21 vorzuschalten. An Stelle der Glas- oder Kunststoffplättchen kann jedoch auch ein Lichleitfaserstück oder eine Kollimationsoptik zur Fokussierung des Laserlichts auf dem Gewebe 12 beziehungsweise der Haut 18 zum Einsatz kommen.

Die Wellenlänge λi der Strahlungsquelle 14 liegt im Bereich von etwa 600 nm bis etwa 700 nm, bevorzugt bei etwa 633 nm, die Wellenlänge X2 der von der Strahlungsquelle 15 ausgehenden elektromagnetischen Strahlung liegt im Bereich von etwa 700 nm bis etwa 1.200 nm, bevorzugt bei etwa 780 nm, während die Wellenlänge λ3 der von der Strahlungsquelle 13 ausgesendeten elektromagnetischen Strahlung unterhalb von etwa 600 nm liegt, bevorzugt bei etwa 532 nm.

In dem Ausführungsbeispiel gemäß Figur 1 sind den weiteren Flächenbereichen 22, 23, 24 jeweils ein separater Detektor 19, 20, 21 für die Detektion der rückgestreuten, frequenzverschobenen Photonen der ursprünglichen Wellenlängen λi, λ2, λ3 der unterschiedlichen elektromagnetischen Strahlungen der Strahlungsquellen 13, 14, 15 zugeordnet. Für jede Wellenlänge λi, X2, λ3 liegt in jedem Flächenbereich 22, 23, 24 genau ein Detektor 19, 20, 21. In dem Ausführungsbeispiel sind die Abstände der einzelnen Detektoren 19, 20 beziehungsweise 21 äquidistant. Es versteht sich, dass auch andere Abstände der einzelnen Detektoren 19, 20 beziehungsweise 21 bezüglich des ersten Bereichs 16 gewählt werden können; dies bemisst sich anhand der speziellen Erfordernisse des jeweiligen Systems. Die weiteren Flächenbereiche 22, 23, 24 beziehungsweise die entsprechenden Detektoren 19, 20, 21 sind bis zu einem maximalen Abstand von etwa 40 mm von dem ersten Bereich 16 angeordnet. Da die Photodioden 30, 31, 32 einen Innenwiderstand aufweisen, der bei Anlegen einer Spannung einen sogenannten Dunkelstrom erzeugt, wird der dadurch erzeugte Offset in dem Ausgangssignal der Photodioden 30, 31, 32 durch eine (nicht dargestellte) Kompensationsschaltung minimiert.

Durch diese Kompensationsschaltung ist auch der Gleichspannungsanteil der detektierten rückgestreuten Photonen, auf dem das eigentliche frequenzverschobene Potential liegt, beispielsweise mittels eines Trimmpotentiometers auf Null regelbar. Der Gleichspannungsanteil der detektierten Photonen kann über dieses Trimmpotentiometer auf Null abgeglichen werden. Bei einer nachfolgenden Verstärkung, beispielsweise mittels eines Operationsverstärkers, wird dann nur das eigentliche frequenzverschobene Signal verstärkt.

Alternativ ist es natürlich auch möglich, den Gleichspannungsanteil der detektierten Photonen zusätzlich oder auch nur mit Hilfe eines Algorithmusses zu reduzieren.

Im Gegensatz zu dem Ausführungsbeispiel gemäß Figur 1 sind in den Ausführungsbeispielen gemäß den Figuren 2 und 3 nicht für jede Wellenlänge λχf λ2, λ3 in jedem Flächenbereich 22, 23, 24 ein eigener Detektor vorgesehen.

Gemäß Figur 2 ist für die kürzeste Wellenlänge λ3 nur in der näheren Umgebung im Flächenbereich 22 ein Detektor 19 angeordnet. Im Falle der Flächenbereiche 23, 24 ist es nämlich nicht notwendig, für die Wellenlänge λ3 weitere Detektoren 19 vorzusehen, da in diesen Bereichen die Wahrscheinlichkeit, dort reemittierter frequenzverschobener Photonen der elektromagnetischen Strahlung mit der Wellenlänge λ3 zu detektieren, gegen Null geht, da die Intensität des Signals mit dem Abstand vom Eintrittsort 16 exponentiell abnimmt. Da die Photonen der elektromagnetischen Strahlung der Wellenlänge λ3 auch nur eine sehr geringe Eindringtiefe 64 in das Gewebe 12 besitzen, die im wesentlichen nicht über die Dicke der Haut 18 hinausgeht, und sich die rückgestreuten Photonen im wesentlichen auf kreis- beziehungsweise ellipsenförmigen Bahnen bewegen, sind die Bahnkurven 79 der rückgestreuten Photonen der elektromagnetischen Strahlung der Wellenlänge λ3 durch die exponentielle Abnahme der Intensität um ein Vielfaches häufiger als die Bahnen 78 und 77. Damit können die Photonen auf den Bahnen 77 und 78 vollständig vernachlässigt werden.

Aufgrund der Tatsache, dass die Photonen der elektromagnetischen Strahlung der Wellenlängen λi undλ2 im wesentlichen die Spontan- beziehungsweise Muskelaktivität in den tieferen Schichten des Gewebes 12 wiedergeben sollen, ist es gemäß dem Ausführungsbeispiel nach Figur 2 vorgesehen, in dem Bereich 22 für die Wellenlängen λi und λ2 keine Detektoren anzuordnen.

Gemäß dem Ausführungsbeispiel nach Figur 3 ist in jedem Flächenbereich 22, 23, 24 jeweils ein Detektor 19, 20, 21 vorgesehen, der in der Lage ist, Photonen der elektromagnetischen Strahlung aller drei Wellenlängen λi, λ2 und λ3 zu erfassen. Dafür sind in jedem Detektor 19, 20, 21 Sensoren in Form von Photodioden 30, 31, 32 und/oder optischen Filtern 34, 35, 36 angeordnet. Durch die Verwendung nur eines Detektors 19, 20, 21 für einen Flächenbereich 22, 23, 24 baut die Vorrichtung 10 sehr klein. Die gesamten zur Detektion jeder Wellenlänge λi, λ2, λ3 notwendigen Teile sind dabei in einem einzigen Detektor 19, 20, 21 untergebracht.

Bei allen zuvor beschriebenen Ausführungsbeispielen ist es vorgesehen, die Vorrichtung 10 mit Ausnahme eines nicht dargestellten Prozessors, also die Strahlungsquellen 13, 14, 15, die Detektoren 19, 20, 21 und die nicht dargestellten elektronischen Komponenten, wie gegebenenfalls Vorverstärker, Differenzverstärker sowie Analog/Digital-Wandler, gemeinsam in einen Messkopf unterzubringen, der flächig auf das Gewebe 12 beziehungsweise die Haut 18 auflegbar ist. Der Messkopf weist lediglich eine Verbindung mittels elektrischer Leiter zu der Auswerteeinheit, insbesondere dem Prozessor auf. Das Innere des Messkopfes kann dabei mit einer Füllmasse ausgefüllt sein.

Speziell für invasive Messungen ist es jedoch sinnvoll, aufgrund der dadurch zu erzielenden kompakten Bauweise den Messkopf nur mit den Sensoren und/oder Detektoren 19, 20, 21 zu versehen. Die detektierten Signale werden zur nichtinvasiv angeordneten Auswerteelektronik übermittelt. Bezugszeichenliste

10 Vorrichtung 12 Gewebe 13 Lichtquelle 14 Lichtquelle 15 Lichtquelle 16 erster Bereich 18 Haut 19 Detektor 20 Detektor 21 Detektor 22 Flächenbereich 23 Flächenbereich 24 Flächenbereich 30 Photodiode 31 Photodiode 32 Photodiode 34 optischer Filter 35 optischer Filter 36 optischer Filter 40 Kunststoffplättchen 64 Eindringtiefe 71 - 79 mögliche Photonenwegstrecken