Eigenschaften von lebendem Gewebe

Beschreibung:

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur nichtinvasiven optischen Messung (bzw. in-vivo-Messung) von Eigenschaften von lebendem Gewebe (einschließlich fließendem Blut) im Innern eines (menschlichen) Körpers, wobei der Körper mit Licht mittels zumindest einer Lichtquelle mit zumindest einer Lichtwellenlänge beleuchtet wird und wobei das aus dem Körper rückgestreute Licht mit zumindest einem (z. B. auf den Körper aufgesetzten) Detektor erfasst wird, der entlang einer parallel zur Oberfläche des Körpers orientierten Richtung (auf den Körper) in einem vorgegebenen (mittleren) Abstand zu dem (in den Körper) eingestrahlten Licht angeordnet ist.

Bei dem Körper handelt es sich folglich bevorzugt um einen menschlichen Körper. Nichtinvasive Messung meint z. B. die nichtinvasive Messung der Konzentration von Blutbestandteilen in Blutgefäßen, z. B. die Messung der Hämoglobinkonzentration, der Sauerstoffsättigung, des Blutzuckergehaltes oder dergleichen. Die Erfindung umfasst aber auch die Messung in Gewebe außerhalb einer Blutbahn, z. B. im Zuge der in-vivo-Gewebeklassifizierung. Dabei wird Licht, z. B. einer Laserlichtquelle in den Körper eingestrahlt und durch Messung und Auswertung des rückgestreuten Streulichtes werden die gesuchten Parameter auf verschiedenste Weise bestimmt. Dazu wird üblicherweise elektromagnetische Strahlung (z. B. Laserlichtstrahlung) aus dem sichtbaren Bereich und/oder dem Infrarotbereich verwendet, z. B. zwischen etwa 550 nm und 2.000 nm. Häufig wird zur Optimierung der Messmethoden das rückgestreute Licht unter Einwirkung von Ultraschallstrahlung gemessen, um z. B. den Ort der Messung mit der Ultraschallstrahlung zu markieren.

Ein Verfahren zur optischen Messung von Eigenschaften von fließendem Blut mittels Ultraschalllokalisierung ist z. B. aus der EP 1 601 285 B1 bekannt. Die Ultraschallstrahlung wird auf das Innere eines zentralen Blutgefäßes fokussiert und es werden außerdem eine Lichtquelle sowie eine benachbarte Detektionseinheit zum Erfassen des rückgestreuten Lichtes auf die Hautoberfläche über dem Blutgefäß derart positioniert, dass der Abstand zwischen Lichtquelle und der Mehrheit der Lichtrezeptoren der Detektions- einheit mit der Tiefe des untersuchenden Blutgewebes korrespondiert. Das Zielgewebe wird mit wenigstens zwei diskreten Lichtwellenlängen beleuchtet und das rückgestreute Licht wird gemessen. Das Ultraschallwellenfeld verursacht durch Wechselwirkung mit Blut und Gewebe Änderungen der optischen Eigenschaften, insbesondere des Reflexions- und Streuvermögens. Dies führt zu einer Modulation des rückgestreuten Lichtes mit der Frequenz der Ultraschallstrahlung, so dass sich im Zuge der Auswertung der modulierte Anteil extrahieren lässt. Im Zusammenhang mit der Bestimmung der Blutglukosekonzentration wird in der DE 10 2006 036 920 B3 ein Verfahren zur spektrometrischen Bestimmung der Blutglukosekonzentration im pulsierend fließenden Blut beschrieben. Eine Umsetzung dieses Verfahrens zur nichtinvasiven in-vivo-Bestimmung der Glukosekonzentration setzt ergänzend eine nichtinvasive Bestimmung der Temperatur des Blutes voraus. Ein solches Verfahren zur nichtinvasiven, optischen Bestimmung der Temperatur eines Mediums innerhalb eines Körpers ist z. B. aus der DE 10 2008 006 245 A1 bekannt. Auch bei dieser optischen Temperaturmessung kann der Ort der Messung im Innern eines Körpers, z. B. einer Blutbahn, mittels gepulster Ultraschallstrahlung markiert werden.

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Eine Modifikation der beschriebenen Verfahren, die auf der Ultraschall lokal isierung basieren, ist aus der WO 2015/177156 A1 bekannt. Auch dort wird der Körper zur Markierung eines Blutgefäßes mit Ultraschallstrahlung mit einer Ultraschallfrequenz bestrahlt, wobei der Körper mit dem Blutgefäß mit Licht mit zumindest einer Lichtwellenlänge beleuchtet und das rückgestreute Licht mit einem Detektor erfasst wird, wobei der außerhalb des Blutgefäßes aus dem Körper rückgestrahlte Lichtanteil mit einer Frequenz moduliert ist, welche der Ultraschallfrequenz entspricht. Der innerhalb des Blutgefäßes rückgestreute Lichtanteil ist aufgrund des Dopplereffektes im fließenden Blut mit einer um die Dopplerverschiebung gegenüber der Frequenz der Ultraschallstrahlung verschobenen Frequenz moduliert. Mit einer Auswerteeinheit kann aus dem an dem Detektor gemessenen Detektorsignal der mit der verschobenen Frequenz modulierte Signalanteil extrahiert werden. Bei diesem Verfahren ist gewährleistet, dass tatsächlich nur solche Lichtanteile des rückgestreuten Lichtes in die Auswertung einfließen, die tatsächlich aus dem Blut rückgestreut werden, da nur diese aufgrund des Dopplereffektes mit einer anderen Modulationsfrequenz moduliert sind, als die aus dem angrenzenden Gewebe rückgestreuten Lichtanteile. Damit ist eine präzise Markierung der Blutbahn möglich, und zwar unabhängig davon, ob mit fokussierter Ultraschallstrahlung gearbeitet wird oder nicht. Im Gegensatz zu dem aus der EP 1 601 285 B1 bekannten Verfahren wird bei dem aus WO 2015/177156 A1 bekannten Verfahren die Ultraschallstrahlung nicht zur zum Auffinden des Blutgefäßes verwendet, sondern die Ausnutzung des Dopplereffektes fließt auch unmittelbar in die Auswertung der optischen Messung ein.

Im Übrigen ist es grundsätzlich bekannt, dass der Ort des rückgestreuten Lichtes unter statistischen Gesichtspunkten von der Tiefe des Streuzentrums innerhalb des Gewebes abhängt. Das rückgestreute Licht tritt folglich umso

3 weiter entfernt aus dem Gewebe aus, je tiefer es im Gewebe gestreut wird. Bei der Untersuchung eines Körpers bzw. des Gewebes wird folglich statistisch betrachtet Streulicht mit besonders hoher Intensität in einem bestimmten Abstand vom Einstrahlpunkt ermittelt. Es ist grundsätzlich bekannt, sich diesen Umstand zunutze zu machen. So wird in der DE 10 2007 020 078 A1 eine Vorrichtung zum Sammeln von an bzw. in einem Probenkörper rückgestreutem Streulicht vorgeschlagen, wobei Licht zumindest einer Lichtquelle an einem Einstrahlpunkt in dem Probenkörper eingestrahlt wird und wobei eine Vielzahl von Sammellichtleitern vorgesehen ist, deren Eintrittsenden im Bereich des Probenkörpers auf zumindest einer im Wesentlichen kreisringförmigen Messfläche mit vorgegebenem Radius angeordnet sind, wobei der Einstrahlpunkt im Wesentlichen im Kreismittelpunkt der kreisringförmigen Messfläche angeordnet ist. Diese Vorrichtung sammelt folglich das für die gewünschte Untersuchung maßgebliche Streulicht mittels einer Vielzahl von Lichtwellenleitern, die kreisringförmig um den Einstrahlpunkt herum angeordnet sind. Dadurch wird einerseits eine besonders effiziente Messung erreicht, denn das maßgebliche Streulicht wird optimal ausgenutzt. Andererseits lässt diese Anordnung gleichsam eine Detektion zu, so dass Streulicht aus anderen Tiefen unterdrückt wird.

Im Übrigen wird in der US 2006/0173255 A1 die Überwachung von biologischen Parametern mit Hilfe eines kompakten Analysators auf Basis eines Spektrometers beschrieben, wobei ein solches IR-Spektrometer insbesondere ein Gitter und ein Detektor-Array enthält.

Ausgehend von den beschriebenen Überlegungen liegt der Erfindung das technische Problem zugrunde, ein Verfahren zur nichtinvasiven optischen Messung von Eigenschaften von lebendem Gewebe im Innern eines Körpers zu schaffen, welches vielseitig und dennoch effizient anwendbar ist.

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Zur Lösung dieser Aufgabe lehrt die Erfindung bei einem gattungsgemäßen Verfahren der eingangs beschriebenen Art, dass das eingestrahlte Licht nicht kollimiert bzw. punktförmig in den Körper eingestrahlt wird, sondern als (aufgeweitetes) Lichtbündel, welches an der Oberfläche des Körpers entlang der Richtung x - bei der es sich um die Richtung handelt, entlang derer der Detektor mit Abstand zu dem Einstrahlpunkt der Lichtquelle angeordnet ist— eine Ausdehnung d von mehr als 1 mm aufweist. Besonders bevorzugt weist das eingestrahlte Licht entlang der definierten Richtung x eine Ausdehnung von mehr als 1 ,5 mm, vorzugsweise zumindest 2 mm, auf.

Die Erfindung geht dabei zunächst einmal von der grundsätzlich bekannten Erkenntnis aus, dass ein statistischer Zusammenhang zwischen der Tiefe des Streuzentrums bzw. des Gewebeabschnittes, aus dem das rückgestreute Photon kommt, und dem Abstand des Austrittspunktes aus dem Gewebe von dem Eintrittspunkt des eingestrahlten Lichtes besteht. Denn die Photonenpfade bilden auf ihrem Weg von dem Eintrittspunkt in das Gewebe zu dem Austrittspunkt bzw. zu dem Detektor eine typische kurvenförmige Bahn, die auch als„Bananenform“ bzw.„Lichtbanane“ bezeichnet wird. Die Photonen, die aus einer punktförmigen Laserlichtquelle in das Gewebe eingestrahlt werden bzw. an einem punktförmigen Eintrittspunkt in das Gewebe eintreten, werden nach mehrfachen Streuungsereignissen auch teilweise rückgestreut. Der Aus- gangsort bzw. der Austrittsort aus dem Gewebe steht statistisch gesehen derart in Verbindung mit der erreichten Tiefe des Photons auf seinem Weg durch das Gewebe, dass der Abstand a des Austrittspunktes vom Eintrittspunkt (in etwa) der erreichten Tiefe T des Photons im Gewebe entspricht.

Ausgehend von diesen Überlegungen schlägt die Erfindung ganz bewusst eine größere Beleuchtungsfläche und folglich eine Einstrahlung des Lichtes als

5 aufgeweitetes Lichtbündel mit einer verhältnismäßig großen Ausdehnung vor. Bei einer festen Anordnung des Detektors und folglich einem fest vorgegebenen Abstand des Detektors entlang der Richtung x relativ zu dem eingestrahlten Licht bzw. der Lichtquelle wird erreicht, dass den Detektor statistisch gesehen Photonen erreichen, die in unterschiedlichen Tiefen gestreut werden. Die Erfindung verzichtet folglich - in Abkehr von den Überlegungen aus dem Stand der Technik - auf eine statistische Zuordnung des rückgestreuten Lichtes zu einer bestimmten Tiefe des Streuzentrums, indem ganz bewusst mit einem fest angeordneten Detektor Photonen aus unterschiedlichen Streutiefen registriert werden, und zwar auch dann, wenn der Detektor selbst eine sehr kleine Detektorfläche bezogen auf die Richtung x besitzt. Damit lassen sich trotz fest geometrischer Anordnung zwischen Detektor und Lichtquelle bzw. eingestrahltem Licht Gewebebereiche in einer in gewissen Grenzen unterschiedlichen Tiefe analysieren. Dieses ist z. B. dann interessant, wenn die Eigenschaften von Blut anhand einer Messung in einer Blutbahn bestimmt werden sollen und wenn die Tiefe der Blutbahn (oder auch eines sonstigen zu untersuchenden Gewebes) in gewissen engen Grenzen variiert. Insbesondere kann auf eine variable Anpassung des Detektors verzichtet werden.

Dieses gelingt auch ohne Vergrößerung der aktiven Detektorfläche, d. h. es kann in bevorzugter Weiterbildung mit einem Detektor mit einer sehr kleinen Detektorfläche bzw. einer kleinen Breite c entlang der Richtung x gearbeitet werden, wobei diese Detektorfläche vorzugsweise weniger als 1 mm, besonders bevorzugt weniger als 0,5 mm, z. B. weniger als 0,1 mm beträgt. Diese Überlegung geht von der Erkenntnis aus, dass die Verwendung eines Detektors mit kleiner Detektorfläche aus verschiedenen Gründen vorteilhaft sein kann, insbesondere wenn mit hoher zeitlicher Auflösung gearbeitet wird und folglich ein Detektor verwendet wird, der entsprechend schnell arbeitet. Dieses

6 ist z. B. dann zweckmäßig, wenn mit einer Ultraschallmarkierung gearbeitet wird und das rückgestreute Licht mit der Frequenz der Ultraschallstrahlung moduliert ist. Auch wenn insoweit keine Laufzeit-Messungen bzw. Laufzeit- Auswertungen erfolgen, so ist es aufgrund der verwendeten Ultraschall- Strahlung zweckmäßig, mit einem Detektor mit hoher zeitlicher Auflösung und folglich einer kleinen Detektorfläche zu arbeiten. Es kann z. B. ein Diodendetektor mit einer Breite oder einem Durchmesser von etwa 10 qm bis 100 qm verwendet werden. Die erfindungsgemäße Lösung mit einer vergrößerten Einstrahlfläche zur Ausnutzung einer größeren Streutiefe bzw. eines vergrößerten Tiefenbereichs ist insbesondere dann vorteilhaft, wenn entweder eine exakte Lokalisierung der Tiefe nicht erforderlich ist oder die Lokalisierung bzw. Markierung mit anderen technischen Mitteln erreicht wird, z. B. durch eine aus dem Stand der Technik bekannte Ultraschall-Markierung. Das erfindungsgemäße Verfahren kommt folglich besonders bevorzugt in Kombination mit einer grundsätzlich bekannten Ultraschall-Markierung zum Einsatz. Die Erfindung betrifft folglich bevorzugt ein Verfahren zur nichtinvasiven optischen Messung von Eigenschaften von fließendem Blut im Innern eines lebenden Körpers, wobei die zu untersuchende Blutbahn mittels Ultraschallstrahlung markiert wird und wobei aus den mit dem Detektor gemessenen Signalen solche Signalanteile mit einer von der Ultraschallstrahlung abhängigen Modulationsfrequenz extrahiert werden. Dabei kann die Erfindung bevorzugt bei solchen Verfahren zum Einsatz kommen, die z. B. in der EP 1 601 285 B1 oder der WO 2015/177156 A1 oder EP 3 170 446 A1 beschrieben werden.

Es ist z. B. möglich, das zu untersuchende Gewebe mit fokussierter Ultraschallstrahlung zu bestrahlen und die Ultraschallstrahlung auf die Blutbahn zu fokussieren, so dass ausschließlich oder zumindest überwiegend das

7 fließende Blut mit der Ultraschallstrahlung moduliert wird und folglich ausschließlich oder überwiegend das aus der Blutbahn rückgestreute Licht mit der Ultraschallfrequenz moduliert ist. Bei Verwendung von fokussierter Ultraschallstrahlung ist folglich der modulierte Anteil des Lichtes, der außerhalb der Blutbahn rückgestreut wird, gering, so dass in der erfindungsgemäßen Weise mit einer vergrößerten Beleuchtungsfläche gearbeitet werden kann und folglich statistisch auch solche Photonen den Detektor erreichen, die nicht aus dem Bereich der Blutbahn rückgestreut werden, da diese nicht mit der Frequenz der fokussierten Ultraschallstrahlung moduliert sind und deshalb bei der Auswertung„eliminiert“ werden.

Das erfindungsgemäße Verfahren mit der vergrößerten Beleuchtungsfläche lässt sich aber auch mit nicht fokussierter Ultraschallstrahlung oder mit Ultraschallstrahlung mit einem verhältnismäßig großen Fokus realisieren, und zwar dann, wenn - so wie in WO 2015/177156 A1 - beschrieben mit dem Prinzip der „Echoblutoptode“ gearbeitet wird. Dabei wird der Körper zur Markierung des zu untersuchenden Gewebes (bzw. eines Blutgefäßes) mit Ultraschallstrahlung mit einer Ultraschallfrequenz bestrahlt, wobei der Körper mit dem Blutgefäß mit Licht mit zumindest einer Lichtwellenlänge beleuchtet und das rückgestreute Licht mit dem Detektor erfasst wird. Der außerhalb des Blutgefäßes aus dem Körper rückgestreute Lichtanteil ist mit einer Frequenz moduliert, die der Frequenz der Ultraschallstrahlung entspricht. Demgegenüber ist der innerhalb des Blutgefäßes rückgestreute Lichtanteil aufgrund des Dopplereffektes mit fließendem Blut mit einer um die Dopplerverschiebung verschobenen Frequenz moduliert. Mit einer Auswerteeinheit lassen sich dann aus dem an dem Detektor gemessenen Detektorsignal die mit der verschobenen Frequenz modulierten Signalanteile extrahieren. Aus diesem Signalanteil wird dann wiederum die entsprechende Eigenschaft des Blutes, z. B. die Konzentration von Blutbestandteilen oder auch die Temperatur des

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Blutes bestimmt. Bei dieser Verfahrensvariante hängt der Erfolg folglich nicht von der Fokussierung der Ultraschallstrahlung ab, da ganz gezielt eine Auswertung des mit der „verschobenen“ Ultraschallfrequenz modulierten Lichtanteiles erfolgt. Auch bei dieser Variante kann folglich Licht mit einer verhältnismäßig großen Fläche bzw. ein Lichtbündel mit verhältnismäßig großer Fläche eingestrahlt werden, so dass dem Detektor statistisch betrachtet Photonen aus einem bestimmten Tiefenbereich erreichen. Da jedoch die Lokalisierung mit Hilfe der Ultraschallstrahlung unterstützt wird, kann eine Rückstreuung aus einem verhältnismäßig großen Tiefenbereich, der gegebenenfalls auch Bereiche außerhalb der Blutbahn betrifft, in Kauf genommen werden.

Die erfindungsgemäß einzusetzende Lichtquelle, z. B. ein Laser, erzeugt bevorzugt ein (aufgeweitetes) Lichtbündel mit einer entlang der Richtung x über die Ausdehnung d homogenen Intensitätsverteilung. Das bedeutet, dass das Lichtbündel entlang der Richtung x über die gesamte Ausdehnung d eine im Wesentlichen identische Intensität aufweist. Es kann jedoch zweckmäßig sein, das Licht mit einer inhomogen verteilten Eintrittsintensität in den Körper einzustrahlen. Dazu kann das Licht bei Eintritt in den Körper über die Ausdehnung entlang der Richtung x eine inhomogen verteilte Eintrittsintensität aufweisen, wobei diese Intensität mit zum Detektor reduziertem Abstand abnimmt, vorzugsweise exponentiell abnimmt. Dabei geht die Erfindung wiederum von der Erkenntnis aus, dass die Intensität des rückgestreuten Lichtes am Ort des Detektors von der Tiefe im Gewebe abhängt. Unabhängig von dem Umstand, dass statistisch gesehen der Austrittsort bzw. der Abstand des Austrittsortes von dem Einstrahlpunkt von der Streutiefe abhängt, reduziert sich auch die rückgestreute Intensität mit zunehmender Tiefe des Streuzentrums, da das Licht einen längeren Weg durch das Gewebe zurücklegt. Das bedeutet, dass bei über die gesamte Fläche homogener

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Einstrahlung des Lichtes in den Körper am Detektor für unterschiedliche Streutiefen unterschiedliche Intensitäten gemessen werden.

Diesem Effekt wirkt die Erfindung in bevorzugter Weiterbildung dadurch entgegen, dass das Licht mit einer inhomogen verteilten Eintrittsintensität in den Körper eintritt. Dies gelingt technisch z. B. dadurch, dass aus einer (ursprünglich) homogenen Intensitätsverteilung des Lichtbündels eine inhomogen verteilte Eintrittsintensität mit Hilfe eines optischen Elementes, z. B. mit einem entsprechend ausgestalteten Intensitätsfilter erzeugt wird. Das von der Lichtquelle erzeugte, homogen großflächig verteilte Licht tritt vor Eintritt in das Gewebe bzw. in die Haut durch einen Filter mit einem exponentiellen Filtervermögen bzw. einem radial exponentiell abfallenden Filtervermögen. Dadurch wird erreicht, dass die Intensitäten des rückgestreuten Lichtes unabhängig von der Tiefe, auf dem das Licht rückgestreut wird, im Detektor konstant sind. Der Filter gleicht folglich die durch das Lambert-Beer’sche Gesetz entstehenden Effekte bezogen auf die Streutiefe aus. Dazu wird auch auf die Figurenbeschreibung verwiesen.

Gegenstand der Erfindung ist im Übrigen eine Vorrichtung zur nichtinvasiven optischen Messung bzw. in-vivo-Messung von Eigenschaften von lebendem Gewebe, einschließlich Blut, im Innern eines (menschlichen) Körpers nach einem Verfahren der beschriebenen Art. Die Vorrichtung weist zumindest eine Lichtquelle, z. B. eine Laserstrahlungsquelle und zumindest einen Detektor auf. Der Detektor ist in einem fest vorgegebenen Abstand a zu dem eingestrahlten Licht angeordnet. Die Geometrie der Vorrichtung mit Detektor und Einstrahlung ist folglich fest vorgegeben und bevorzugt nicht variabel einstellbar. Erfindungsgemäß ist vorgesehen, dass das eingestrahlte Licht eine Ausdehnung d von mehr als 1 mm aufweist, z. B. mehr als 1 ,5 mm, vorzugsweise zumindest 2 mm. Besonders bevorzugt bilden die Lichtquelle und

10 der Detektor eine bauliche Einheit mit einem gemeinsamen Gehäuse, wobei diese bauliche Einheit bzw. das Gehäuse auf den Körper aufgesetzt wird. Innerhalb des Gehäuses bzw. innerhalb der Vorrichtung sind die Lichtquelle und der Detektor geometrisch in fester Anordnung zueinander positioniert. Die Lichtquelle kann z. B. als Laser ausgebildet sein, der einen kollimierten Lichtstrahl erzeugt. Mit Hilfe zumindest eines ersten optischen Elementes kann dieser Lichtstrahl zu einem Lichtbündel aufgeweitet werden, das im auf dem Körper aufgesetzten Zustand am Eintritt in den Körper eine Ausdehnung von mehr als 1 mm in der beschriebenen Richtung x aufweist. So kann die Vorrichtung z. B. eine Austrittsblende aufweisen und die angegebene Ausdehnung bezieht sich auf die Ausdehnung des Lichtbündels im Bereich dieser Austrittsblende, wobei das Gehäuse mit der Austrittsblende auf den Körper aufgesetzt wird. Bei dem optischen Element kann es sich z. B. um einen Lichtwellenleiter handeln, d. h. das Licht wird aus dem Laser über einen Lichtwellenleiter in den Bereich des Körpers eingekoppelt, wobei dieser Lichtwellenleiter mit seinem Austrittsende in einem vorgegebenen Abstand von dem Austrittspunkt aus dem Gehäuse bzw. von dem zu bestrahlenden Körper angeordnet ist, so dass sich der Lichtstrahl in der erfindungsgemäßen Weise bis zum Auftreffen auf den Körper aufweitet. Ergänzend oder alternativ kann zum Aufweiten des Lichtstrahls auch eine Linse zum Einsatz kommen, und zwar insbesondere dann, wenn auf eine Einkopplung mittels Lichtwellenleiter verzichtet wird. Jedenfalls kann zunächst über das erste optische Element eine homogene Aufweitung des Lichtstrahls zu einem homogenen Lichtbündel mit homogener Intensitätsverteilung erfolgen. Die Vorrichtung kann alternativ oder ergänzend ein optisches Element, z. B. ein zweites optisches Element, aufweisen, mit dem aus einer homogenen Intensitätsverteilung des Lichtbündels eine inhomogen verteilte Eintrittsintensität an der Oberfläche des Körpers erzeugt wird. Dabei kann es sich z. B. um einen geeigneten Filter mit der bereits beschriebenen (exponentiellen) Charakteristik handeln.

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Als Lichtquelle wird in der beschriebenen Weise bevorzugt eine Laserlichtquelle verwendet. In der Praxis können auch mehrere (Laser-)Lichtquellen mit unterschiedlichen Wellenlängen zum Einsatz kommen, z. B. um unter- schiedliche Eigenschaften des Gewebes zu bestimmen oder wenn zur Bestimmung einer Eigenschaft mehrere Wellenlängen erforderlich sind. Stets ist es zweckmäßig, Licht aus dem Bereich des sichtbaren Spektrums und/oder des infraroten Spektrums zu verwenden, z. B. Licht mit einer Wellenlänge von 500 nm bis 2.000 nm. Bezüglich der in der Praxis typischerweise einzusetzenden Wellenlänge kann auf den Stand der Technik, z. B. die EP 3 170 446 A1 , die EP 1 601 285 B1 , die WO 2015/177156 A1 oder auch die EP 2 046 190 B1 und die EP 2 235 485 B1 verwiesen werden.

In der Praxis werden z. B. Diodenlaser bzw. Laserdioden eingesetzt, die sich durch eine kompakte Bauform auszeichnen. Als Detektor kann z. B. ein Halbleiterdetektor bzw. Diodendetektor zum Einsatz kommen.

Im Folgenden wird die Erfindung anhand einer lediglich ein Ausführungsbeispiel darstellenden Zeichnung näher erläutert. Es zeigen

Fig. 1 eine aus dem Stand der Technik bekannte Vorrichtung in einer stark vereinfachten, schematischen Darstellung,

Fig. 2 eine erfindungsgemäße Vorrichtung in einer stark vereinfachten schematischen Darstellung,

Fig. 3 eine abgewandelte Ausführungsform der Vorrichtung nach Fig. 2 und

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Fig. 4 eine schematische Darstellung der Filtercharakteristik eines in der

Ausführungsform nach Fig. 3 verwendeten Intensitätsflters.

In den Figuren ist jeweils eine Vorrichtung zur nichtinvasiven optischen Messung von Eigenschaften von lebendem Gewebe, z. B. Blut, im Innern eines (menschlichen) Körpers 1 dargestellt. Die Vorrichtung weist zumindest eine Lichtquelle 2 auf, die z. B. als Laserstrahlungsquelle ausgebildet ist. Ferner weist die Vorrichtung zumindest einen Detektor 3 auf. Lichtquelle 2 und Detektor 3 können zu einer kompakten Baueinheit mit einem nicht dargestellten Gehäuse zusammengefasst sein, wobei diese Baueinheit auf den Körper 1 bzw. auf die Haut 4 des Körpers 1 aufgesetzt wird. Mit der Vorrichtung können z. B. die Eigenschaften des Blutes im Innern des Körpers 1 untersucht werden, z. B. des in einem Blutgefäß fließenden Blutes, das jedoch in den Figuren nicht dargestellt ist. Der Körper bzw. das zu untersuchende Gewebe wird mit dem Licht der Lichtquelle 2 beleuchtet. Das aus dem Körper rückgestreute Licht wird mit dem Detektor erfasst, wobei dieser Detektor 3 entlang der parallel zur Oberfläche des Körpers orientierten Richtung x in einem vorgegebenen (mittleren) Abstand a zu dem eingestrahlten Licht 5 angeordnet ist. Die Vorrichtung kann zusätzlich z. B. mit einer nicht dargestellten Ultraschallquelle ausgerüstet sein, so dass mit der Ultraschallstrahlung das zu untersuchende Gewebe markiert wird, indem aus den mit dem Detektor gemessenen Signalen solche Signalanteile mit einer von der Ultraschallstrahlung abhängigen Modulationsfrequenz extrahiert werden. Eine solche Ultraschallmarkierung ist aus dem Stand der Technik bekannt.

Es besteht ein Zusammenhang zwischen dem Abstand a des Austrittspunktes des rückgestreuten Streulichtes 6 von dem Einstrahlpunkt P einerseits und der Tiefe r des Streuzentrums, an dem das Licht in dem Gewebe zurückgestreut wird. Das rückgestreute Streulicht 6 tritt umso weiter vom Einstrahlpunkt P

13 entfernt aus dem Gewebe aus, je tiefer es im Gewebe gestreut wird. Das bedeutet, dass für die Untersuchung von Gewebe in einer ganz bestimmten Tiefe innerhalb des Körpers grundsätzlich ein fest vorgegebener Abstand a zwischen Einstrahlpunkt und Austrittspunkt zweckmäßig ist. Dieses ist in Fig. 1 für eine Vorrichtung nach dem Stand der Technik dargestellt. Es erfolgt eine im Wesentlichen punktuelle Beleuchtung mit einem kollimierten Laserstrahl. Den Detektor erreichen aufgrund des vorgegebenen Abstandes a nur bzw. im Wesentlichen solche Photonen, die in einer bestimmten Tiefe r gestreut wurden. Der Abstand des Austrittspunktes vom Einstrahlpunkt entspricht in etwa der Tiefe des Streuzentrums. Photonen, die in einer anderen bzw. weiter innen liegenden Tiefe gestreut wurden, erreichen die Oberfläche des Körpers mit einem größeren Abstand, so dass sie nicht auf den Detektor 3 treffen. Im Stand der Technik ist daher darüber nachgedacht worden, den Abstand a des Detektors zum Einstrahlpunkt P variabel bzw. verstellbar auszugestalten, um eine individuelle Anpassung an die Messung in unterschiedlichen Tiefen zu ermöglichen.

Erfindungsgemäß ist nun gemäß Fig. 2 vorgesehen, dass das eingestrahlte Licht nicht in einem sehr kleinen Bereich punktförmig in den Körper eintritt, sondern als aufgeweitetes Lichtbündel 5‘ an der Oberfläche des Körpers entlang der Richtung x eine verhältnismäßig große Ausdehnung d von mehr als 1 mm aufweist, vorzugsweise mehr als 1 ,5 mm, z. B. zumindest 2 mm. Demgegenüber weist der Detektor 3 eine sehr kleine Detektorfläche mit einer Breite c entlang der Richtung x von deutlich weniger als 1 mm auf, z. B. weniger als 0,1 mm. Der Detektor 3 einerseits und die Lichtquelle 2 bzw. deren Lichtbündel 5‘ sind bei der erfindungsgemäßen Ausführungsform nach Fig. 2 fest zueinander angeordnet, d. h. mit einem festen, mittleren Abstand zwischen Detektor 3 einerseits und Lichtbündel 5‘ andererseits. Die erfindungsgemäße Ausgestaltung führt dazu, dass dem Detektor 3 statistisch betrachtet nicht nur

14 überwiegend Photonen erreichen, die aus einer einzigen, lokalen Streutiefe gestreut werden, sondern Photonen, die einem bestimmten Tiefenbereich D entsprechen, der der Ausdehnung d des aufgeweiteten Lichtbündels 5‘ entspricht. Dieses führt dazu, dass mit der erfindungsgemäßen Ausgestaltung bei fester Anordnung von Detektor 3 und Lichtquelle 2 Untersuchungen des Gewebes nicht nur an einer einzigen, lokalen Tiefe, sondern über einen verhältnismäßig großen Tiefenbereich D durchgeführt werden können. Dieses ist z. B. dann zweckmäßig, wenn die Tiefe der (nicht dargestellten) Blutbahn über einen gewissen Tiefenbereich variiert, da in diesem Fall ohne Anpassung der Geometrie der Vorrichtung eine zuverlässige Messung erfolgen kann.

Die Erfindung nutzt dabei die Tatsache aus, dass die Photonenpfade im Falle der Streuung im Gewebe eine kurvenförmige Bahn mit der Form einer„Banane“ aufweisen und dass der Abstand r mit der Tiefe d korreliert. Verschiedene Photonenpfade sind beispielhaft in Fig. 1 angedeutet, in Fig. 2 ist auf deren Darstellung verzichtet.

Dabei ist in Fig. 2 erkennbar, dass durch die breite Einstrahlung mit einem verhältnismäßig breiten Lichtbündel 5‘ Photonen aus unterschiedlichen Tiefenbereichen den Detektor 3 erreichen und dass die einzelnen Einstrahlpunkte innerhalb des Lichtbündels 5‘ unterschiedliche Streutiefen repräsentieren. Die Intensitäten des rückgestreuten Lichtes im Detektor 3 werden folglich statistisch gesehen für jeweils eine entsprechende Tiefe maximal. Es ist jedoch auch erkennbar, dass insgesamt die rückgestreute Intensität mit zunehmender Streutiefe abnimmt, und zwar exponentiell nach dem Lambert-Beer’schen Gesetz:

Io q ^mG

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, mit r = d, wobei der Radius r in etwa der Tiefe des jeweils rückgestreuten Lichtes entspricht.

Davon ausgehend ist in Fig. 3 eine modifizierte Ausführungsform dargestellt, bei der zusätzlich ein Filter 7 in den Strahlungsweg der Lichtquelle 2 eingesetzt ist, so dass über diesen Filter 7 die homogene Intensitätsverteilung des Lichtbündels 5‘ in eine inhomogen verteilte Eintrittsintensität und folglich eine inhomogen verteilte Intensität des Lichtes an der Eintrittsfläche F des Körpers 1 und folglich auf der Haut 4 umgewandelt wird. Der Filter 7 weist entlang der Längsrichtung x über die Breite d eine exponentielle Filtercharakteristik gemäß

I = Io b ^{+m r} auf, wobei r zwischen dmin und dmax liegt. Der Einsatz eines solchen Filters führt folglich dazu, dass die„Ausleuchtung“ des Detektors 3 durch die rückgestreuten Photonen unabhängig von der Tiefe der jeweiligen Streuzentren wird.

Die Filtercharakteristik ist schematisch vereinfacht auch in Fig. 4 dargestellt. Es ist die in radialer Richtung nach außen abnehmende Transmission mit exponentiellem Verlauf angedeutet, wobei der Detektor 3 im Zentrum dieses in radialer Richtung verlaufenden exponentiellen Filtervermögens angeordnet ist. Erkennbar ist auch der Ort der Einstrahlung und die Ausdehnung des zunächst homogenen Lichtbündels im Bereich des Eintrittes in das Gewebe, wobei an dieser Stelle eine angedeutete Blende 8 angeordnet sein kann.

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