DE19630381A1

DE19630381A1 - Non-invasive detection of blood and fluid flows in biological tissue

Info

Publication number: DE19630381A1
Application number: DE19630381A
Authority: DE
Inventors: Lutz Ott
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1995-11-03
Filing date: 1996-07-29
Publication date: 1997-05-15
Anticipated expiration: 2016-07-30
Also published as: DE19630381C2

Abstract

An apparatus for non-invasive detection of the flow of blood or intra- or extra-corporeal fluid in human, animal or biological tissues, uses a coherent monochrome light source (14), and especially a laser, and a number of detectors. The light source transmits photons into the tissue (12) through a locally defined zone (16) of the tissue, or the skin (18) covering the tissue (12). The detectors (20) to register the emergence of photons at surface zones (22) of the skin (18) of the tissue (12). The detection zones (22) are offset from the point (16) by various gaps. Also claimed is an evaluation system using a system as above, where the photons emerging from the tissue (12) through the skin (18) are detected for frequency, count and intensity. The detection and/or the detection points are processed by a program and/or an algorithm feedback to give the relative changes in the flow vol. and/or speed and/or location of the blood flow and/or intra-corporeal and/or extra-corporeal fluid flows in the tissue (12).

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung sowie ein Auswerteverfahren zur tiefenselektiven nichtinvasiven Detektion des Blutflusses und/oder intra- und/oder extrakorporal fließender Flüssigkeiten in biologischem Gewebe.The invention relates to a device and a Evaluation method for depth-selective non-invasive Detection of blood flow and / or intra- and / or extracorporeal fluids in biological tissue.

Die Haut als Grenzorgan zwischen Mensch und Umwelt erfüllt vielfältige Funktionen. So dient sie zur Erfüllung regulatorischer wie immunologischer Aufgaben und nicht zuletzt auch als Sinnesorgan. Die Haut setzt sich grob aus der Epidermis und der darunter liegenden Schicht, dem Korium bestehend aus Nerven, Muskeln und Kapillargefäßen, zusammen. Durch das Zusammenspiel dieser Muskeln, Nerven und Kapillargefäße erfolgt die Regulation der Mikrozirkulation und die Kontrolle aller anderen, der Haut obliegenden Aufgaben. Eine Bestimmung und Kontrolle der Hautdurchblutung kann nun dazu dienen, Schwankungen oder Störungen derselben festzustellen und eine medizinische Diagnose zu unterstützen. Nachfolgend ist nur ein Auszug der vielfältigen Anwendungsbeispiele stichwortartig aufgelistetThe skin as a border organ between humans and the environment diverse functions. So it serves for fulfillment regulatory and immunological tasks and last but not least also as a sense organ. The skin is roughly made up of the Epidermis and the underlying layer, the corium consisting of nerves, muscles and capillaries. Through the interaction of these muscles, nerves and The regulation of the microcirculation and capillaries takes place control of all other skin-related tasks. A determination and control of the blood circulation in the skin can now serve fluctuations or disturbances thereof determine and support a medical diagnosis. Below is just an extract of the many Application examples listed in key words

- Diagnosis of skin diseases, e.g. B. Sclerodermia, psoriasis
- Localization of arterial sclerosis symptoms
- Assistance in the detection of diabetic Microangiophathy
- Observation of the arterial vasomotion
- Monitoring of sympathetic functions in the Regional anesthesia
- blood flow control during transplants, etc.

Seit Jahrzehnten werden Laser-Doppler-Systeme zur Hautgefäßdiagnostik eingesetzt. Die größte Einschränkung der herkömmlichen Laser-Doppler-Systeme beruht auf deren geringen effektiven Eindringtiefe und der Analyse "richtungsunabhängiger" Signale. Dadurch reduziert sich der Einsatz auf die Messung der Mikrozirkulation der Haut, wobei ein Meßvolumen von der Größe einer Halbkugel mit einem Durchmesser von max. 1 mm untersucht werden kann. Außerdem liefern die bisher zum klinischen Einsatz gekommenen Geräte für die Durchblutung der Haut aus methodischen und meßtechnischen Gründen keine miteinander vergleichbaren Meßwerte. Die Anwender dieser herkömmlichen Systeme, z. B. Flowmeter, sind dazu übergegangen, vorwiegend das Zeitverhalten der Meßsignale nach definierten Stimulationen zur Beurteilung der Mikrozirkulation heranzuziehen.Laser Doppler systems have been used for decades Skin vascular diagnostics used. The biggest limitation of the conventional laser Doppler systems are based on their low effective depth of penetration and analysis "direction-independent" signals. This reduces the Use on measuring the microcirculation of the skin, being a measuring volume the size of a hemisphere with a Diameter of max. 1 mm can be examined. Furthermore deliver the devices for clinical use that have been used up to now the blood flow to the skin from methodological and metrological No comparable measurement values for reasons. The users of these conventional systems, e.g. B. flow meters are included passed, mainly the time behavior of the measurement signals defined stimulations to assess the microcirculation to use.

Der Erfindung die liegt daher die Aufgabe zugrunde, eine Vorrichtung sowie ein Verfahren zur nichtinvasiven, tiefenselektiven Detektion des Blutflusses und/oder intra- und/oder extrakorporal fließender Flüssigkeiten in biologischem Gewebe anzugeben.The invention is therefore based on the object Device and a method for non-invasive, depth-selective detection of blood flow and / or intra- and / or extracorporeally flowing liquids in biological Specify tissue.

Diese Aufgabe wird bzgl. der Vorrichtung i.w. dadurch gelöst, daß eine kohärente, monochromatische Lichtquelle, insbesondere ein Laser, zur Aussendung von Photonen hinein in das Gewebe, durch einen örtlich i.w. wohl definierten ersten Bereich der das Gewebe ggf. bedeckenden Haut, vorgesehen ist, und die Vorrichtung mehrere Detektoren zur Erfassung der aus weiteren Flächenbereichen der Haut bzw. des Gewebes wieder austretenden Photonen aufweist, wobei die weiteren Flächenbereiche in unterschiedlichen Abständen von dem ersten Bereich beabstandet sind.This task is carried out with respect to the device i.w. solved by that a coherent, monochromatic light source, in particular a laser, for sending photons into the tissue, by a locally i.w. well defined first area of the skin possibly covering the skin is provided, and the Device multiple detectors for detecting the other Leaving areas of the skin or tissue again Has photons, the further surface areas in spaced different distances from the first region are.

Das erfindungsgemäße Auswerteverfahren zeichnet sich i.w. dadurch aus, daß man Photonen einer kohärenten, monochromatischen Lichtquelle in das Gewebe durch einen ersten Bereich eintreten läßt, in unterschiedlichen Abständen von diesem ersten Bereich aus dem Gewebe wieder austretende Photonen bzgl. Frequenz und Anzahl bzw. Intensität detektiert und aus den Informationen Frequenz und/oder Anzahl und/oder Austrittsort der wiederaustretenden Photonen mittels eines Auswerteprogramms und/oder -algorithmus Rückschlüsse auf die relative Änderung der Durchflußflußmenge und/oder Geschwindigkeit und/oder räumliche Lage des Blutflusses und/oder intra- und/oder extrakorporal fließender Flüssigkeiten im Gewebe gewinnt.The evaluation method according to the invention is generally characterized in that photons of a coherent, monochromatic light source into the tissue through a first Area, at different distances from this first area emerging from the tissue Photons with respect to frequency and number or intensity are detected and from the information frequency and / or number and / or Exit point of the re-emerging photons by means of a Evaluation program and / or algorithm conclusions on the relative change in flow rate and / or Speed and / or spatial location of blood flow and / or intra- and / or extracorporeally flowing liquids wins in tissue.

Diese Vorrichtung bzw. dieses Auswerteverfahren nutzen die Eigenschaft der Wechselwirkung von elektromagnetischen Wellen an Gewebe und Blut- und/oder Flüssigkeitsbestandteilen aus. Aufgrund einer ausreichend kleinen Wellenlänge und dem damit verbunden, hinreichenden Verhältnis von Wellenlänge zu geometrischer Abmessung des zu detektierenden Körpers bzw. Gewebes, eignet sich der Spektralbereich von-sichtbaren bis infraroten elektromagnetischen Wellen. Gleichzeitig wird eine ausreichende Detektionstiefe in biologischem Gewebe erreicht. Dieses Verfahren ist nicht invasiv und die aus den Wechselwirkungen entstehenden Änderungen sind proportional zur Geschwindigkeit, der Anzahl und der Tiefe der einzelnen sich bewegenden Blut und/oder Flüssigkeitsbestandteilen, so daß aus diesen Informationen eindeutig, insbesondere eine relative Änderung der Durchflußmenge o. dgl. nachweisbar und zuweisbar ist. Untersuchungen sowohl im klinischen Alltag als auch bei speziellen, medizinischen, pharmakologischen oder industriellen Fragestellungen zur tiefenselektiven Detektion des Blutflusses und/oder intra- und/oder extrakorporal fließender Flüssigkeiten lassen sich mit dieser Vorrichtung bzw. diesem Auswerteverfahren äußerst einfach, schmerzfrei und reproduzierbar durchführen.This device or this evaluation method use the Property of the interaction of electromagnetic waves tissue and blood and / or fluid components. Because of a sufficiently small wavelength and with that connected, adequate ratio of wavelength to geometric dimensions of the body to be detected or Tissue, the spectral range from visible to suitable infrared electromagnetic waves. At the same time sufficient detection depth in biological tissue is reached. This procedure is non-invasive and the one from the Interactions that arise are proportional to Speed, number and depth of each yourself moving blood and / or fluid components, so that from this information clearly, especially a relative one Change in flow rate or the like is detectable and assignable is. Investigations both in everyday clinical practice and in special, medical, pharmacological or industrial Questions about depth-selective detection of blood flow and / or intra- and / or extracorporeally flowing liquids can with this device or this Evaluation procedure extremely simple, painless and perform reproducibly.

Die Erfindung basiert i.w. darauf, mittels Laserlicht o. dgl., kohärente und monochromatische elektromagnetische Strahlung auf die Hautoberfläche bzw. Gewebeoberfläche der zu untersuchenden Stellen einzustrahlen. Die Photonen dringen in das Gewebe ein und werden entsprechend der optischen Parameter des Gewebe gestreut bzw. absorbiert. Da die Streuung mit einer Änderung der Ausbreitungsrichtung der Photonen einhergeht, werden auch Photonen aus dem Gewebe remittiert, d. h. an die Oberfläche des Gewebe bzw. der Haut zurückgestreut und treten wieder aus dem Gewebe aus. Diese Remission der aus dem Gewebe wieder austretenden Photonen weist eine abnehmende Intensität bei zunehmenden Abstand von dem Eintrittsort der Photonen auf. Ein weiteres Merkmal des biologischen Gewebes ist es, daß das Licht nicht gleichmäßig, d. h. 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 Gewebe einen Wert g ungefähr 0,9 annimmt. Ein Wert g = 0 würde isotroper, ein Wert g = 1 reiner Vorwärtsstreuung entsprechen.The invention is based i.w. then, by means of laser light or the like, coherent and monochromatic electromagnetic radiation the skin surface or tissue surface of the examined Digits in. The photons penetrate the tissue and are according to the optical parameters of the tissue scattered or absorbed. Since the spread with a change the direction of propagation of the photons goes, too Photons remitted from the tissue, d. H. to the surface of the Scattered tissue or skin and emerge again from the Fabric. This remission from the tissue again emerging photons shows a decreasing intensity increasing distance from the point of entry of the photons. On Another characteristic of biological tissue is that light not evenly, d. H. isotropic, scattered in all directions is, but a forward characteristic in the spreading process preserved. This is expressed in the so-called Anisotropy factor g for scattering processes, the one for tissue Value g assumes approximately 0.9. A value g = 0 would be isotropic, a value g = 1 correspond to pure forward scatter.

Anhand eines einfaches Modell soll im folgenden erläutert werden, inwieweit über eine Detektion der remittierten Photonen ein Rückschluß auf den Zustand des Gewebes bzw. des Blutflusses und/oder intra- und/oder extrakorporal fließender Flüssigkeiten möglich ist: Betrachtet man z. B. Photonen, die etwa 5 mm neben dem Einstrahlort der Photonen 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 bzw. 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 bzgl. der Bewegung des Blutflusses und/oder intra- und/oder extrakorporal fließender Flüssigkeiten haben sollten, kann jedenfalls davon ausgegangen werden, daß die direkt neben dem Einstrahlort wieder aus dem Gewebe austretenden Photonen nur Informationen bzgl. dicht unterhalb der Oberfläche durchströmter Gewebeschichten tragen, während solche in weiterem Abstand von dem Einstrahlort austretende Photonen Aufschluß auch über tiefer durchströmte Gewebeschichten geben können. Diese Modellbetrachtung verdeutlicht somit, daß durch eine Detektion von aus dem Gewebe wieder austretenden Photonen mit zunehmendem Abstand vom Einstrahlort selektiv Informationen aus bestimmten Gewebetiefen erhalten werden können.Using a simple model is explained below to what extent detection of the remitted photons a conclusion about the condition of the tissue or the blood flow and / or intra- and / or extracorporeally flowing liquids is possible: B. photons that are about 5 mm apart the point of irradiation of the photons from the tissue emerge, then with a high probability of it be assumed that these emerging photons through different scattering processes in about one semicircular or similar trajectory through the tissue have moved. Due to the special arrangement of the Measuring device or the implementation of the evaluation process however, ensure that the start of the trajectory at the point of entry of the Photons and the end of the trajectory at the measuring point of the emerging photons. Unless they come out again Photons any information regarding the movement of the Blood flow and / or intra- and / or extracorporeally flowing In any case, liquids should be assumed be that the directly next to the irradiation location again from the Tissue leaking photons only information regarding wear below the surface of flowed tissue layers, while those at a greater distance from the irradiation site emerging photons digestion also over deeper flow Can give layers of tissue. This model consideration thus illustrates that by detecting from the tissue again emerging photons with increasing distance from Irradiation location selectively information from certain tissue depths can be obtained.

Zur Messung bewegter, streuender Teilchen wird bekanntermaßen der optische Doppler-Effekt herangezogen. Dabei erfährt Licht beim Streuprozeß eine Frequenzverschiebung, die proportional zur Geschwindigkeit des bewegten Teilchens zunimmt. Unter Berücksichtigung des Doppler-Effektes kann so z. B. in oberflächlichen Gewebeschichten der Blutfluß im Gewebe bestimmt werden. Um ein optimales Doppler-Signal des Blutflusses und/oder intra- und/oder extrakorporal fließender Flüssigkeiten 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 etwa 1200 nm, bevorzugt bei etwa 820 nm an.It is known to measure moving, scattering particles the optical Doppler effect is used. Thereby light experiences in the scattering process a frequency shift that is proportional to the speed of the moving particle increases. Under Consideration of the Doppler effect can, for. B. in superficial tissue layers determined the blood flow in the tissue will. For an optimal Doppler signal of blood flow and / or intra- and / or extracorporeally flowing liquids Preserving in deeper tissue layers is one Light wavelength of the light source, in particular of the laser, required, which is only slightly absorbed by the tissue. It therefore there are wavelengths in the range from about 600 nm to about 1200 nm, preferably at about 820 nm.

In der Literatur wird hin und wieder diskutiert, daß kohärentes Laserlicht beim Einstrahlen in das Gewebe durch die Vielzahl der Streuprozesse seine Kohärenzeigenschaften verlieren könnte. Durch interferometrische Untersuchungen läßt sich jedoch zeigen, daß ein gewisser Anteil von Photonen, die im größeren 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 aber auch möglich, in größeren Abständen von dem Einstrahlort noch Doppler-Signale mit der entsprechenden Frequenzverschiebung der wieder austretenden Photonen zu detektieren. Dabei mischen sich die Photonen mit Doppler verschobener Frequenz mit solchen Photonen, die keine Doppler-Verschiebung erfahren haben, also nur von einer starren bzw. unbeweglichen Matrix gestreut 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.In the literature it is discussed now and then that coherent Laser light when beaming into the tissue due to the large number the scattering processes could lose their coherence characteristics. However, by interferometric studies show that a certain proportion of photons in the larger Leave the tissue at the distance from the radiation site with which incident photon beam can interfere with what undoubtedly it must be concluded that the coherence characteristics of these scattered photons are still present. So it is but also possible at greater distances from the point of irradiation still Doppler signals with the corresponding Frequency shift of the photons emerging again detect. The photons mix with Doppler shifted frequency with such photons that have no Doppler shift have experienced, i.e. only from a rigid or immobile matrix were scattered. At the detection site at the The tissue surface thus creates an intensity beat between frequency-shifted and non-frequency-shifted Photons. This leads to a local speckle pattern, the Intensity varies with the Doppler frequency and thus from an optical detector can be measured.

Im Prinzip erfolgt die Auswertung der Signale in der Form, daß zwei Detektoren, bevorzugt symmetrisch zum Einstrahlort die remittierten Photonen erfassen. Die Ausgangssignale dieser Detektoren werden entsprechend ausgewertet und verarbeitet, um zu den gewünschten Informationen bzw. Aussagen hinsichtlich des Blutflusses und/oder intra- und/oder extrakorporal fließender Flüssigkeiten zu gelangen.In principle, the signals are evaluated in the form that two detectors, preferably symmetrical to the irradiation location record remitted photons. The output signals of this Detectors are evaluated and processed accordingly to the desired information or statements regarding the Blood flow and / or intra- and / or extracorporeally flowing Liquids.

Zusammenfassend kann festgestellt werden, daß ein derartiges Auswerteverfahren bzw. eine derartige Vorrichtung besonders im Bereich des "therapeutischen Fensters", also bei Wellenlängen im Bereich von 600 nm bis 1200 nm, in dem die Streuung der eingestrahlten Photonen nicht vernachlässigbar ist, durchführbar ist. Die optische Absorption aus Streuung von Licht in menschlichem Gewebe kann durch die Photonentransporttheorie näher beschrieben werden. Hierbei wird der Pfad eines in die Haut 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 Wellenlängenbereichs (600 nm) bzw. des infraroten Wellenlängenbereichs (1200 nm) die Eindringtiefe und der Streuprozeß bestimmen. Obwohl die sogenannte mittlere freie Weglänge relativ kurz ist, kann Licht dieses Wellenlängenbereichs tief in das Gewebe eindringen, da die Streuung hauptsächlich in Vorwärtsrichtung erfolgt (sogenannte Mie-Streuung), die Streuvorgänge wesentlich häufiger sind als die der Absorption und die Absorption im Gewebe für diesen Wellenlängenbereich gering ist gegenüber anderen Wellenlängen. Die Lichtausbreitung im Gewebe wird nach der Transporttheorie durch folgende Parameter beschrieben: Anisotropiefaktor, Streukoeffizient, Absorptionskoeffizient, mittlere freie Weglänge.In summary, it can be said that such Evaluation method or such a device especially in Area of the "therapeutic window", ie at wavelengths in the range from 600 nm to 1200 nm, in which the scattering of the irradiated photons is not negligible, is feasible. The optical absorption from scattering of Light in human tissue can pass through the Photon transport theory are described in more detail. Here will follows the path of a photon scattered into the skin. The Photon experiences either one at the individual local spreaders elastic scatter or it is completely absorbed. Out of it can be used for laser light in the red wavelength range (600 nm) or the infrared wavelength range (1200 nm) Determine depth of penetration and the spreading process. Although the so-called mean free path is relatively short, light can penetrate this wavelength range deep into the tissue because the scatter is mainly in the forward direction (so-called Mie scattering), the scattering processes are essential are more common than that of absorption and absorption in the Tissue for this wavelength range is low compared to other wavelengths. The spread of light in the tissue is reduced of transport theory described by the following parameters: Anisotropy factor, scattering coefficient, absorption coefficient, mean free path.

Eine Gesamtschau der durchgeführten theoretischen wie auch experimentellen Untersuchungen deutet darauf hin, daß mit dem erfindungsgemäßen Verfahren bzw. der erfindungsgemäßen Vorrichtung ringförmige Interferenzstrukturen in konzentrischer Lage bzgl. des Einstrahlortes erhältlich sind. Mit zunehmendem lateralen Abstand zum Einstrahlpunkt 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 Bewegungen 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.An overall view of the theoretical as well as performed experimental studies indicate that with the inventive method or the inventive Device annular interference structures in concentric Location regarding the irradiation location are available. With increasing the photons also provide a lateral distance to the point of incidence higher probability in the tissue larger distances back and accordingly penetrate deeper into the tissue. To the Information contained in the photon state about movements of the To be able to evaluate illuminated tissue should Light source specific properties, such as adequate Have coherence length, be monochromatic and in single Mode state can be operated.

Eine wichtige Voraussetzung zum Erhalt der gewünschten Information ist eine ausreichend hohe Kohärenzlänge, so daß ein Interferenzmuster auf der Oberfläche der erfindungsgemäßen Vorrichtung erzielbar ist. Das Entstehen des Interferenzmusters ist auf die Annahme zurückzuführen, daß Photonen, die nahe der Gewebe- bzw. Hautoberfläche gestreut werden, keine Frequenzveränderungen erfahren, wobei diese sozusagen nicht gestreuten Photonen mit solchen Photonen, die in der Tiefe an bewegten Teilchen, also an den sich bewegenden Blut- und/oder Flüssigkeitsbestandteilen gestreut werden und dadurch eine Frequenzveränderung erfahren, interferieren. Wird daher das frequenzverschobene Streulicht, welches an sich bewegenden Teilchen gestreut wurde, mit frequenzunverschobenem quasi Originallicht, auf der Detektorfläche zur Deckung gebracht, entsteht eine Schwebungsfrequenz bzw. ein Interferenzmuster. Um diese Schwebungsfrequenzen aus tieferen Gewebeschichten zu erhalten, ist der Einsatz einer Wellenlänge im Bereich von 600 nm bis ca. 1200 nm erforderlich, wobei ebenfalls auf eine ausreichende Kohärenzlänge der Lichtquelle geachtet werden sollte. Es konnte gezeigt werden, daß typische Interferenzmuster auch für große Gewebetiefen nachweisbar sind und daß die Informationen mit zunehmendem Abstand der Detektorfläche aus zunehmender Tiefe des Gewebes stammt. Dieser Nachweis ist auch für große laterale Abstände der Detektorfläche vom Einstrahlort in einem Bereich von bis zu ca. 15 mm erfolgreich durchgeführt worden. Allerdings erscheinen auch laterale Abstände bis 30 mm in der Praxis grundsätzlich möglich zu sein.An important prerequisite for obtaining the desired one Information is a sufficiently high coherence length so that a Interference pattern on the surface of the invention Device can be achieved. The emergence of the interference pattern is due to the assumption that photons close to the Tissue or skin surface are scattered, none Experienced changes in frequency, but not so to speak scattered photons with those in depth moving particles, i.e. on the moving blood and / or Liquid components are scattered and thereby a Experience frequency change, interfere. So will that frequency-shifted scattered light, which on moving Particle was scattered with quasi-frequency-shifted Original light, made to coincide on the detector surface, there is a beat frequency or an interference pattern. Around these beat frequencies from deeper tissue layers too received, the use of a wavelength in the range of 600 nm up to approx. 1200 nm required, whereby also on a sufficient coherence length of the light source must be observed should. It could be shown that typical Interference patterns are also detectable for large tissue depths and that the information with increasing distance of the Detector area comes from increasing depth of tissue. This Evidence is also available for large lateral distances Detector area from the irradiation location in a range of up to approx. 15 mm has been successfully carried out. However, appear lateral distances of up to 30 mm in practice to be possible.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung weist eine Reihe von vorteilhaften Ausgestaltungen auf.The device according to the invention has a number of advantageous embodiments.

So ist es bspw. gemäß einer ersten vorteilhaften Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung möglich, daß der Lichtquelle wenigstens ein dem Gewebe stirnseitig aufbringbares oder aufsetzbares Lichtleitfaserstück, bzw. eine Kollimationsoptik zur Fokussierung des Laserlichts auf dem Gewebe bzw. der Haut, nachgeordnet ist. Durch diese Maßnahme wird eine örtlich definierte Einstrahlung der Photonen in das Gewebe gewährleistet. Das Lichtleitfaserstück sollte vorzugsweise eine Mono-Mode-Faser mit einem Durchmesser von ca. 300 µm und größer sein, um die Lichtleistung es Halbleiterlasers übertragen zu können. Es können allerdings auch Multi-Mode-Fasern eingesetzt werden. Je nach Ausführung kann auch auf das Lichtleitfaserstück verzichtet werden, bspw. dann, wenn das Laserlicht mittels einer Kollimationsoptik auf der Hautoberfläche fokussiert wird.It is, for example, according to a first advantageous one Embodiment of the device according to the invention possible that the light source has at least one end face of the tissue attachable or attachable optical fiber piece, or a Collimation optics for focusing the laser light on the Tissue or skin, is subordinate. By this measure a locally defined radiation of the photons into the Fabric guaranteed. The optical fiber piece should preferably a mono-mode fiber with a diameter of approx. 300 µm and larger to be the light output it To be able to transmit semiconductor lasers. However, it can Multi-mode fibers can also be used. Depending on the version can also be dispensed with the optical fiber piece, for example. then when the laser light is turned on by means of collimation optics the skin surface is focused.

Weiterhin hat es sich als äußerst vorteilhaft erwiesen, daß die Detektoren jeweils eine dem Gewebe stirnseitig aufbring- oder aufsetzbare Lichtfaser aufweisen, denen eine Photodiode o. dgl. nachgeordnet ist. Somit besteht die Detektorfläche aus an den Stirnseiten polierten Glasfaserstücken, deren räumliche Lichtstromverteilung so ausgelegt ist, daß das empfangene Licht jeweils auf die sensitive Fläche einer Photodiode weitergeleitet wird.Furthermore, it has proven to be extremely advantageous that the Detectors one or the front of the tissue have attachable optical fiber, which a photodiode or the like. is subordinate. Thus, the detector surface consists of the Polished glass fiber end faces, their spatial Luminous flux distribution is designed so that the received light each on the sensitive area of a photodiode is forwarded.

Zur Verbesserung der Signalgüte hat sich der Einsatz eines der Lichtquelle nachgeschalteten bzw. den Detektoren vorgeschalteten Polarisationsfilters erwiesen, wobei den Detektoren ggf. zusätzlich ein Absorptionsfilter zugeordnet sein kann. Diese Filter können entweder aufgedampft oder auch als separate Glaseinlage ausgebildet sein.To improve the signal quality, the use of one of the Light source downstream or the detectors upstream polarization filter proved, the If necessary, an additional absorption filter is assigned to detectors can be. These filters can either be evaporated or be designed as a separate glass insert.

Vorteilhafte Wellenlängen der bevorzugt als Halbleiterlaser ausgebildeten Lichtquelle liegen im Bereich von 600 nm bis etwa 1200 nm, bevorzugt bei etwa 820 nm. Dieser Wellenlängenbereich wird auch als "therapeutisches Fenster" bezeichnet.Advantageous wavelengths that are preferred as semiconductor lasers trained light source are in the range of 600 nm to about 1200 nm, preferably around 820 nm. This wavelength range is also called the "therapeutic window".

Als eine ganz besonders vorteilhafte, eigenständige Ausgestaltung der Erfindung erweist sich die Maßnahme, daß die weiteren Flächenbereiche bzw. die zugeordneten Detektoren paarweise einander benachbart und i.w. in Reihe liegend hintereinander angeordnet sind, wobei jedes Paar einen anderen Abstand zum ersten Bereich aufweist und die Abstände benachbarter Paare insbesondere äquidistant sind. Somit sind jeweils zwei Detektorflächen vorgesehen, die paarweise nebeneinander und symmetrisch zum Einstrahlort der Photonen in einem definierten Abstand hiervon angeordnet sind. Jeder der paarigen Flächenbereiche bzw. Detektoren repräsentiert somit ein Meßvolumen des zu analysierenden Gewebes. Jeder dieser paarigen Detektoren sollte aufgrund der Lichtverteilung im Gewebe ein äquivalentes Signal aufnehmen.As a particularly advantageous, independent Embodiment of the invention proves the measure that the further surface areas or the assigned detectors in pairs adjacent to each other and i.w. lying in a row are arranged one behind the other, each pair a different Has distance to the first area and the distances neighboring pairs are in particular equidistant. So are Two detector areas each are provided, in pairs side by side and symmetrical to the irradiation point of the photons in are arranged at a defined distance from it. Everyone who represents paired surface areas or detectors a measuring volume of the tissue to be analyzed. Each of these paired detectors should be due to the light distribution in the Tissue to record an equivalent signal.

Nach einer anderen Ausführungsform der Erfindung besteht auch die Möglichkeit, daß die weiteren Flächenbereiche bzw. die zugeordneten Detektoren auf eine durch den ersten Bereich laufenden Geraden und paarweise symmetrisch beidseitig des ersten Bereichs angeordnet sind. Allerdings kann bei dieser Ausführungsform unter Umständen das Problem auftreten, daß ausgehend von einer Vorzugsrichtung der Lichtausbreitung im Gewebe durch die paarigen Detektoren bzw. Flächenbereiche unterschiedliche Doppler-Frequenzen der wieder austretenden Photonen erfaßt und somit ein falsches Meßergebnis geliefert werden.According to another embodiment of the invention there is also the possibility that the other surface areas or assigned detectors to one through the first area straight lines and in pairs symmetrical on both sides of the first area are arranged. However, with this Embodiment may experience the problem that starting from a preferred direction of light propagation in the Tissue through the paired detectors or surface areas different Doppler frequencies of the exiting Detected photons and thus delivered an incorrect measurement result will.

Im Prinzip ist es natürlich auch möglich, lediglich einen einzigen weiteren Flächenbereich bzw. Detektor pro Detektionskanal einzusetzen. Allerdings erweist sich in diesem Fall die Meßwerterfassung aufgrund eines ungünstigeren Signal- Rausch-Verhältnisses als erheblich aufwendiger.In principle, of course, it is also possible to use only one only additional area or detector per Use detection channel. However, it turns out in this If the measured value acquisition is due to a less favorable signal Noise ratio as considerably more complex.

Wie die praktischen Untersuchungen gezeigt haben, sind die weiteren Flächenbereiche bzw. die entsprechenden Detektoren zur Erfassung der wieder aus dem Gewebe austretenden Photonen bis zu einem maximalen Abstand von etwa 15 bis 30 mm von dem ersten Bereich angeordnet. Dieser maximale Bereich ist i.w. von der verwendeten Wellenlänge und dem damit einhergehenden Absorptionskoeffizient sowie von der Kohärenzlänge der verwendeten Lichtquelle abhängig.As the practical studies have shown, they are further surface areas or the corresponding detectors Detection of the photons emerging from the tissue to a maximum distance of about 15 to 30 mm from the first Area arranged. This maximum range is generally of the used wavelength and the associated Absorption coefficient and the coherence length of the used light source dependent.

Als besonders vorteilhaft hat es sich hinsichtlich der Auswertung der Signale der Detektoren erwiesen, daß die von paarweisen Flächenbereichen bzw. von den entsprechenden Detektoren erfaßten beiden Signale, jeweils den beiden Eingängen eines Differenzverstärkers zugeführt werden. Der Einsatz eines Differenzverstärkers bringt den Vorteil, daß der statische Signalanteil der paarig geschaltete Detektoren aufgrund der Verstärkung lediglich der an den Eingängen anliegenden Eingangsspannungsdifferenz kompensiert wird und somit i.w. nur die dynamischen Intensitätsfluktuationen, welche durch den optischen Doppler-Effekt und somit des bewegten Blut- und/oder Flüssigkeitsbestandteilen bedingt sind, verstärkt werden. Diese Maßnahme führt zu einer erheblichen Verbesserung des Signal-Rausch-Verhältnisses und somit zu einer erheblich genaueren Signalauswertung, da lediglich die auf Bewegungen des Gewebes zurück führenden Intensitätsschwankungen verstärkt werden.It has proven to be particularly advantageous in terms of Evaluation of the signals from the detectors proved that those of paired areas or from the corresponding Detectors detected two signals, the two of them Inputs of a differential amplifier are supplied. Of the Using a differential amplifier has the advantage that the static signal component of the paired detectors due to the amplification only that at the inputs applied input voltage difference is compensated and thus i.w. only the dynamic fluctuations in intensity, which by the optical Doppler effect and thus the moving blood and / or fluid components are caused, be reinforced. This measure leads to a significant one Improvement of the signal-to-noise ratio and thus to one significantly more accurate signal evaluation, since only the on Movements of the tissue lead back to fluctuations in intensity be reinforced.

Dadurch, daß die Signale der Detektoren, ggf. nach einer Digitalisierung, unter anderem einer adaptiven Filterfunktion sowie einer Cepstrumanalysefunktion unterworfen werden, bleibt zum einen das Nutzsignal aufgrund der Filterung unbeeinflußt und können zum anderen charakteristische, sich verändernde Frequenzanteile der Signale sichtbar gemacht werden.The fact that the signals from the detectors, possibly after a Digitization, including an adaptive filter function and subjected to a cepstrum analysis function remains on the one hand, the useful signal is unaffected due to the filtering and can also be characteristic, changing Frequency components of the signals are made visible.

Nach einem weiteren, vorteilhaften Aspekt der Erfindung sind die Lichtquelle sowie die Detektoren und elektronische Komponenten, wie ggf. Vorverstärker, Differenzverstärker und ggf. Analog/Digital-Wandler gemeinsam in einem Meßkopf, der insbesondere flächig auf das Gewebe bzw. die Haut auflegbar ist, untergebracht, wobei der Meßkopf lediglich mittels elektrischer Leiter mit der Auswerteeinheit, insbesondere dem Prozessor, verbindbar ist. Dieser Meßkopf kann bspw. ca. 130 mm hoch und ca. 15 mm breit und mit abgerundeten Seitenfläche ausgebildet sein. Jedoch sind auch andere Gehäuseausführungen je nach den individuellen Erfordernissen denkbar. Die gesamte Vorrichtung mit Ausnahme des Prozessors ist somit auf einer einzigen Trägerplatte oder Platine o. dgl. angebracht, die in einem geschlossen, physiologisch unbedenklichen und geschirmten Kunststoffgehäuse aufgenommen ist.According to a further advantageous aspect of the invention the light source as well as the detectors and electronic Components such as preamplifiers, differential amplifiers and possibly analog / digital converter together in one measuring head, the in particular can be placed flat on the tissue or skin is housed, the measuring head only by means of electrical conductor with the evaluation unit, in particular the Processor that can be connected. This measuring head can, for example, approx. 130 mm high and approx. 15 mm wide and with a rounded side surface be trained. However, other housing designs are also available conceivable depending on the individual requirements. The whole Device with the exception of the processor is thus on one attached single carrier plate or board or the like, which in a closed, physiologically safe and shielded Plastic housing is included.

Eine besonders vorteilhafte Ausgestaltung des eingangs geschilderten, erfindungsgemäßen Auswerteverfahrens besteht darin, daß man eine Lichtquelle mit großer Kohärenzlänge, insbesondere größer als 10 cm, verwendet und man die wieder austretenden Photonen jeweils in einem bestimmten Abstand von dem ersten Bereich, insbesondere zeitgleich wenigstens in zwei dicht benachbarten oder symmetrisch zum ersten Bereich angeordneten Flächenbereichen, detektiert. Durch diese Maßnahme wird die Voraussetzung für ein besonders gutes Signal-/Rausch-Verhältnis geschaffen.A particularly advantageous embodiment of the entrance described evaluation method according to the invention in having a light source with a long coherence length, especially larger than 10 cm, and used again emerging photons at a certain distance of the first area, in particular at least two at the same time closely adjacent or symmetrical to the first area arranged surface areas, detected. By this measure becomes the prerequisite for a particularly good signal-to-noise ratio created.

Dabei hat es sich als vorteilhaft erwiesen, daß man die detektierten Signale jeweils zweier Flächenbereiche unter anderem einer Differenzverstärkerfunktion zuführt sowie ggf. einer adaptiven Filterfunktion und ggf. einer Frequenz und/oder Cepstrumanalayse unterwirft. Durch diese Art der verfahrensmäßigen Signalauswertung kann eine genaue Analyse der Muskelaktivitäten erhalten werden.It has proven to be advantageous that the detected signals under two surface areas other leads a differential amplifier function and possibly an adaptive filter function and possibly a frequency and / or cepstrum analysis. Through this type of procedural signal evaluation can be a precise analysis of the Muscle activities are preserved.

Weitere Ziele, Vorteile, Merkmale und Anwendungsmöglichkeiten der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung der Ausführungsbeispiele 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.Further goals, advantages, features and possible applications of the present invention result from the following Description of the exemplary embodiments with reference to the drawings. All described and / or illustrated form Features for themselves or in any meaningful combination Subject of the present invention, regardless of their summary in the claims or their Relationship.

Es zeigen:Show it:

Fig. 1 eine schematische Ansicht eines ersten Ausführungsbeispiels der erfindungsgemäßen, auf ein Gewebe aufgesetzten Vorrichtung in Seitenansicht, Fig. 1 is a schematic view of a first embodiment of the, placed on a fabric device of the invention in side view,

Fig. 2 ein zweites Ausführungsbeispiel der erfindungsgemäßen Vorrichtung in Seiten- und Unteransicht, Fig. 2 shows a second embodiment of the device according to the invention in side and bottom view,

Fig. 3 ein drittes Ausführungsbeispiel der erfindungsgemäßen Vorrichtung in schematischer Darstellung, Fig. 3 shows a third embodiment of the device according to the invention in a schematic representation;

Fig. 4 ein Blockdiagramm einer adaptiven Filterfunktion und Fig. 4 is a block diagram of an adaptive filter function and

Fig. 5 ein Blockschaltbild einer Cepstrumanalysefunktion. Fig. 5 is a block diagram of a cepstrum analysis function.

Die in den Fig. 1 und 2 dargestellte Vorrichtung 10 zur tiefenselektiven Detektion des Blutflusses und/oder intra und/oder extrakorporal fließender Flüssigkeiten in menschlichem, tierischem o. dgl. Gewebe 12 weist eine Lichtquelle 14, insbesondere einen Halbleiterlaser, zur Aussendung von Photonen hinein in das Gewebe 12 bzw. die Blutgefäße auf. Die Vorrichtung 10 ist mit einer Trägerplatte auf das Gewebe 12 bzw. die Haut 18 des Gewebes aufgesetzt, wobei Photonen durch einen ersten Bereich 16, der örtlich i.w. wohl definiert ist, in das Gewebe 12 bzw. die Blutgefäße eintreten. Die Photonen werden in dem Gewebe 12 bzw. den Blutgefäßen zum Teil gestreut, zum Teil absorbiert, wobei einige mögliche Photonenwegstrecken 66, 68 bildlich und schematisch in Fig. 1 dargestellt sind. Deutlich ist sichtbar, daß die Photonen mit wachsender Eindringtiefe 64 immer weiter entfernt von dem ersten Bereich 16 aus dem Gewebe 12 wieder austreten.The device 10 shown in FIGS . 1 and 2 for depth-selective detection of blood flow and / or intra and / or extracorporeally flowing liquids in human, animal or the like tissue 12 has a light source 14 , in particular a semiconductor laser, for emitting photons into the tissue 12 or the blood vessels. The device 10 is placed with a carrier plate on the tissue 12 or the skin 18 of the tissue, with photons entering the tissue 12 or the blood vessels through a first region 16 , which is well defined locally. The photons are partly scattered, partly absorbed in the tissue 12 or the blood vessels, some possible photon paths 66 , 68 being illustrated and schematically in FIG. 1. It is clearly visible that the photons emerge again and again from the tissue 12 with increasing penetration depth 64 from the first region 16 .

Weiterhin weist die Vorrichtung 10 mehrere Detektoren 20 zur Erfassung der aus weiteren Flächenbereichen 22 der Haut 18 bzw. des Gewebes 12 austretenden Photonen auf. Die weiteren Flächenbereiche 22 sind in unterschiedlichen Abständen von dem ersten Bereich 16 beabstandet.Furthermore, the device 10 has a plurality of detectors 20 for detecting the photons emerging from further surface areas 22 of the skin 18 or of the tissue 12 . The further surface areas 22 are spaced from the first area 16 at different distances.

Der Lichtquelle 14 ist gemäß dem Ausführungsbeispiel der Fig. 1 ein dem Gewebe 12 stirnseitiges aufsetzbares Lichtleitfaserstück 24 zugeordnet. Aus dem Ausführungsbeispiel der Fig. 2 ist ersichtlich, daß jedoch anstelle des Leichtleitfaserstücks 24 auch eine Kollimationsoptik 26 zur Fokussierung des Laserlichts auf dem Gewebe 12 bzw. der Haut 18 zum Einsatz kommen kann.According to the exemplary embodiment in FIG. 1, the light source 14 is assigned an optical fiber piece 24 which can be placed on the face of the fabric 12 . It can be seen from the exemplary embodiment in FIG. 2 that, instead of the light-conducting fiber piece 24 , collimation optics 26 can also be used to focus the laser light on the tissue 12 or the skin 18 .

Die Detektoren 20 weisen jeweils eine dem Gewebe 12 stirnseitig aufsetzbare Lichtleitfaser 28 auf, denen eine Photodiode 30 o. dgl. nachgeordnet ist.The detectors 20 each have an optical fiber 28 which can be placed on the face of the tissue 12 and which is followed by a photodiode 30 or the like.

Der Lichtquelle 14 ist ein Polarisationsfilter nach- und den Detektoren 20 vorgeschaltet. Weiterhin sind zwischen die Lichtleitfaser 28 und die Photodiode 30 ggf. Absorptionsfilter 34 eingebracht.The light source 14 is followed by a polarization filter and upstream of the detectors 20 . Furthermore, absorption filters 34 are optionally inserted between the optical fiber 28 and the photodiode 30 .

Die Wellenlänge des Halbleiterlasers liegt im Bereich von etwa 600 nm bis etwa 1200 nm, bevorzugt bei etwa 820 nm.The wavelength of the semiconductor laser is in the range of approximately 600 nm to about 1200 nm, preferably at about 820 nm.

Wie insbesondere aus dem Ausführungsbeispiel der Fig. 2 ersichtlich ist, sind die weiteren Flächenbereiche 22 bzw. die zugeordneten Detektoren 20 paarweise einander benachbart und i. w. in Reihe 38 liegend hintereinander angeordnet, wobei jedes Paar 36 einen anderen Abstand zum ersten Bereich 16 aufweist und die Abstände benachbarter Paare 36 jedenfalls im Ausführungsbeispiel äquidistant sind. Es versteht sich, daß auch andere Abstände der einzelnen Detektoren 20 bzgl. des ersten Bereichs 16 gewählt werden können, dies bemißt sich anhand der speziellen Erfordernisse des jeweiligen Systems und anhand des Fachwissens des Durchschnittsfachmanns. Die weiteren Flächenbereiche 22 bzw. die entsprechenden Detektoren 20 sind bis zu einem maximalen Abstand 56 von etwa 15 bis 30 mm von dem ersten Bereich 16 angeordnet.As can be seen in particular from the exemplary embodiment in FIG. 2, the further surface areas 22 or the associated detectors 20 are arranged in pairs adjacent to one another and generally lying one behind the other in row 38 , each pair 36 being at a different distance from the first area 16 and the distances adjacent pairs 36 are in any case equidistant in the exemplary embodiment. It goes without saying that other distances between the individual detectors 20 with respect to the first region 16 can also be selected, this is measured on the basis of the special requirements of the respective system and on the basis of the specialist knowledge of the person skilled in the art. The further surface areas 22 or the corresponding detectors 20 are arranged up to a maximum distance 56 of approximately 15 to 30 mm from the first area 16 .

Wie insbesondere aus Fig. 3 ersichtlich ist, werden die von paarweisen Flächenbereichen 22 bzw. von den entsprechenden Detektoren 20 erfaßten beiden Signale 42, 44 jeweils den beiden Eingängen eines Differenzverstärkers 46 zugeführt. Diese Maßnahme findet vorteilhafterweise auch von Vorteil bei den Ausführungsbeispielen der Fig. 1 und 2 Anwendung, wobei dann entsprechende Paare 36 von Detektoren an einen Differenzverstärker 46 angeschlossen sind. Die Signale der Detektoren 20 werden unter anderem einer adaptiven Filterfunktion 52 sowie einer Cepstrumanalysefunktion 78 unterworfen (Fig. 5).As can be seen in particular from FIG. 3, the two signals 42 , 44 detected by paired surface areas 22 or by the corresponding detectors 20 are each fed to the two inputs of a differential amplifier 46 . This measure is also advantageously used in the exemplary embodiments in FIGS. 1 and 2, in which case corresponding pairs 36 of detectors are then connected to a differential amplifier 46 . The signals from the detectors 20 are subjected, among other things, to an adaptive filter function 52 and a cepstrum analysis function 78 ( FIG. 5).

Die gesamte Vorrichtung mit Ausnahme eines Prozessors 54, also die Lichtquelle 14, die Detektoren 20 und die elektronischen Komponenten, wie ggf. Vorverstärker 48, Differenzverstärker 46 sowie Analog/Digital-Wandler 50 sind gemeinsam in einem Meßkopf 58 untergebracht, der flächig auf das Gewebe 12 bzw. die Haut 18 auflegbar ist. Der Meßkopf 58 weist somit lediglich eine Verbindung mittels elektrischer Leiter zu der Auswerteeinheit, insbesondere dem Prozessor 54 auf. Das Innere des Meßkopfes ist mit einer Füllmasse 62 ausgefüllt.The entire device, with the exception of a processor 54 , that is to say the light source 14 , the detectors 20 and the electronic components, such as, if appropriate, preamplifier 48 , differential amplifier 46 and analog / digital converter 50 are accommodated together in a measuring head 58 which is flat on the tissue 12 or the skin 18 can be placed. The measuring head 58 thus only has a connection by means of electrical conductors to the evaluation unit, in particular the processor 54 . The inside of the measuring head is filled with a filling compound 62 .

In Abweichung zu der Anordnung der Detektoren 20 der Ausführungsformen der Fig. 1 und 2 weist die Ausführungsform gemäß der Fig. 3 weitere Flächenbereiche 22 bzw. zugeordnete Detektoren 20 auf, die i.w. auf einer durch den ersten Bereich 16 laufenden Geraden 40 und paarweise symmetrisch beidseitig des ersten Bereichs 16 angeordnet sind.In a departure from the arrangement of the detectors 20 of the embodiments of FIGS. 1 and 2, the embodiment according to FIG. 3 has further surface areas 22 or associated detectors 20 , which are generally symmetrical on both sides on a straight line 40 running through the first area 16 and in pairs of the first region 16 are arranged.

Die adaptive Filterfunktion 52 in Fig. 4 weist zwei Kanäle 70, 72 auf, wobei der erste Kanal 70 das unveränderte Eingangssignal führt, in dem Kanal 72 jedoch eine Verzögerungsstufe 74 eingeschaltet ist. Mittels der Adaptionsstufe 76 werden die Filterkoeffizienten solange geändert, bis die Differenz zwischen dem ungefilterten Eingangssignal des Kanals 70 und des gefilterten Signals des Kanals 72, im quadratischen Mittel minimal wird.The adaptive filter function 52 in FIG. 4 has two channels 70 , 72 , the first channel 70 carrying the unchanged input signal, but a delay stage 74 being switched on in the channel 72 . By means of the adaptation stage 76 , the filter coefficients are changed until the difference between the unfiltered input signal of the channel 70 and the filtered signal of the channel 72 becomes minimal on a quadratic average.

Gemäß Fig. 5, welche ein Blockschaltbild der Cepstrumanalysefunktion 78 wiedergibt, werden die Signale als Zeit-Amplituden-Funktion graphisch dargestellt und mit einer reellwertigen Fast-Hartley-Transformation (FHT) bzw. einer Fast-Fourier-Transformation (FFT) oder einem anderen Frequenzanalysealgorithmus in ein Leistungsspektrum 88 bzw. Powerspektrum zerlegt. Hierbei werden die in der Schwebungsfrequenz enthaltenen Teilfrequenzen hinsichtlich ihrer Intensität und Bandbreite analysiert. Das Leistungsspektrum 88 wird in Echtzeit mit einer Stützpunktzahl größer 64 Punkte ermittelt und graphisch für jeden A/D-Wandler-Kanal 82 in eine Art "Wasserfalldarstellung" aufbereitet. Dieses Leistungsspektrum wird einer Momentenanalyse sowohl für die Intensität als auch für die Frequenz unterworfen. Die so gebildeten Momente lassen sich zu einem Vektor zusammenfassen und graphisch darstellen. Insgesamt besteht die Cepstrumanalysefunktion 78 aus der Hintereinanderschaltung einer Filterfunktion 80, eines A-/D-Umsetzers 82, eines diskreten Zeitfensters 84, einer Fast-Fourier-Transformation 86, einem Leistungsspektrum 88, einer Logarithmierfunktion 90, einer inversen Fast-Fourier-Transformation 92, einer Lifterfunktion 94, einer Fast-Fourier-Transformation 96 und schließlich dem modifizierten Leistungsspektrum 89. Dieser letztere Vorgang wird auch als Cepstrumanalysefunktion 78 bezeichnet, wodurch charakteristische, sich verändernde Frequenzen sichtbar gemacht werden können. Die Bedeutung der Cepstrumanalysefunktion liegt insbesondere darin, daß Spektren mit periodischen Schwankungen einer genauen Analyse unterzogen werden können. Das Cepstrum wird aus dem phasenlosen Leistungsspektrum gebildet.Referring to FIG. 5, which represents a block diagram of the cepstrum analysis function 78, the signals as time-amplitude function shown graphically and with a real-valued fast Hartley transformation (FHT) or a Fast Fourier Transform (FFT) or other Frequency analysis algorithm broken down into a power spectrum 88 or power spectrum. Here, the partial frequencies contained in the beat frequency are analyzed with regard to their intensity and bandwidth. The performance spectrum 88 is determined in real time with a number of support points greater than 64 points and is graphically prepared for each A / D converter channel 82 in a type of "waterfall display". This power spectrum is subjected to a moment analysis for both the intensity and the frequency. The moments thus formed can be combined into a vector and represented graphically. Overall, the cepstrum analysis function 78 consists of the series connection of a filter function 80 , an A / D converter 82 , a discrete time window 84 , a fast Fourier transform 86 , a power spectrum 88 , a logarithmic function 90 , an inverse fast Fourier transform 92 , a lifter function 94 , a fast Fourier transformation 96 and finally the modified power spectrum 89 . This latter process is also referred to as cepstrum analysis function 78 , whereby characteristic, changing frequencies can be made visible. The importance of the cepstrum analysis function is in particular that spectra with periodic fluctuations can be subjected to an exact analysis. The cepstrum is formed from the phaseless range of services.

Alle Meßdaten, Auswertungen und Analysen können auf einer graphischen Benutzeroberfläche dem Anwender visualisiert und zur weiteren Bearbeitung auf Massenspeichern archiviert werden. Die verschiedenen Signale der einzelnen Kanäle können auch weiterführend mit einer Kreuzkorrelation, der Autokorrelation und anderen Signalauswertealgorithmen miteinander verglichen und auswertet werden.All measurement data, evaluations and analyzes can be on one graphical user interface visualized and archived for further processing on mass storage devices. The different signals of the individual channels can also continuing with a cross-correlation, the autocorrelation and other signal evaluation algorithms compared and be evaluated.

Die Ausführungsform der Fig. 1 und 2 funktioniert i.w. wie folgt. Ein in dem Meßkopf 58 angeordneter Halbleiterlaser strahlt kohärentes, monochromatisches Licht, insbesondere einer Kohärenzlänge größer als 10 cm, direkt in das Lichtleitfaserstück 24 ein. Das Licht wird in dem Lichtleitfaserstück 24 zur Oberfläche der Haut 18 in dem ersten Bereich 16 weitergeleitet. Das Lichtleitfaserstück 24 sollte vorzugsweise eine Mono-Mode-Faser mit einem Mindestdurchmesser von ca. 300 µm sein, um die Lichtleistung des Halbleiterlasers übertragen zu können. Je nach Ausführung kann auf das Lichtleitfaserstück 24 verzichtet werden, wenn das Laserlicht mit Hilfe einer Kollimationsoptik 26 unmittelbar auf die Hautoberfläche fokussiert wird. Das remittierte Licht wird an den Lichtleitfasern 28 in den weiteren Flächenbereichen 22 aufgenommen und zu den Photodioden 30 weitergeleitet. Vor oder hinter den Lichtleitfasern 28 und/oder vor dem Lichtleitfaserstück 24 sitzen jeweils Absorptionsfilter 34 bzw. Polariationsfilter 32.The embodiment of FIGS. 1 and 2 works as follows. A semiconductor laser arranged in the measuring head 58 radiates coherent, monochromatic light, in particular a coherence length greater than 10 cm, directly into the optical fiber piece 24 . The light is transmitted in the optical fiber piece 24 to the surface of the skin 18 in the first region 16 . The optical fiber piece 24 should preferably be a mono-mode fiber with a minimum diameter of approximately 300 μm in order to be able to transmit the light output of the semiconductor laser. Depending on the design, the optical fiber piece 24 can be dispensed with if the laser light is focused directly on the skin surface with the aid of collimation optics 26 . The remitted light is received on the optical fibers 28 in the further surface areas 22 and passed on to the photodiodes 30 . Absorption filters 34 and polarization filters 32 are located in front of or behind the optical fibers 28 and / or in front of the optical fiber piece 24 .

Alle Fasern und Filter sind bevorzugt in einer lichtundurchlässigen Kunststoff- oder Keramikfassung auf dem Meßkopf 58 arretiert. Die Fasern sind paarweise außermittig einer Längsachse 100 auf einer Trägerplatte des Meßkopfes 58 angeordnet. Der Abstand zwischen den einzelnen Paaren 36 ist gleich, wobei dieser Abstand in verschiedenen Ausführungen variabel gestaltet werden kann. Die Lichtleitfasern 28 sollten einen Durchmesser von 400 µm nicht überschreiten, da das Signal-/Rauschverhältnis mit kleiner werdendem Durchmesser besser wird. Allerdings nimmt auch mit kleiner werdendem Durchmesser die Intensität des Meßsignals ab, so daß hier ein Kompromiß zu finden ist. Bei der Wahl der Photodioden 30 ist bevorzugt darauf zu achten, daß die einzelnen Photoströme bei gleicher Ausleuchtung nur minimal voneinander abweichen. Die gesamte Auswerteelektronik bestehend aus Vorverstärker 48 und Differenzverstärker 46 ist in dem abgeschirmten Gehäuse des Meßkopfs 58 integriert. Auch die Analog-/Digital-Wandler 50 können im Meßkopf 58 angeordnet sein. Allerdings besteht auch die Möglichkeit, diese Komponenten außerhalb des Meßkopfes 58 auf einer Meßkarte zu plazieren, so daß nur digitalisierte Signale an den Prozessor 54 weitergegeben werden. Die Auswerteelektronik hat die Aufgabe, den von den Photodioden 30 kommenden Strom in eine Spannung zu wandeln und zu verstärken, was mittels des Vorverstärkers 48 durchgeführt wird. Anschließend wird von paarweise angeordneten und geschalteten Photodioden 30 mittels der Differenzverstärker 46 eine Signaldifferenz gebildet und weiter verstärkt. Schließlich ist jedem Differenzverstärker 46 ein Analog-/Digital-Wandler 50 mit 12 bis 16 bit Auflösung und einer Mindestabtastrate von etwa 20 kHz nachgeschaltet. Somit wird jedem Paar 36 der Photodioden ein A/D-Wandler-Kanal zugeordnet. Die digitalisierten Signale werden zur Auswertung dem Prozessor 54 zugeleitet. All fibers and filters are preferably locked in an opaque plastic or ceramic socket on the measuring head 58 . The fibers are arranged in pairs off-center of a longitudinal axis 100 on a carrier plate of the measuring head 58 . The distance between the individual pairs 36 is the same, and this distance can be made variable in different versions. The optical fibers 28 should not exceed a diameter of 400 μm, since the signal-to-noise ratio becomes better as the diameter becomes smaller. However, the intensity of the measurement signal also decreases as the diameter becomes smaller, so that a compromise can be found here. When choosing the photodiodes 30 , it should preferably be ensured that the individual photocurrents differ only slightly from one another with the same illumination. The entire evaluation electronics consisting of preamplifier 48 and differential amplifier 46 is integrated in the shielded housing of the measuring head 58 . The analog / digital converter 50 can also be arranged in the measuring head 58 . However, there is also the possibility of placing these components outside the measuring head 58 on a measuring card, so that only digitized signals are passed on to the processor 54 . The evaluation electronics have the task of converting and amplifying the current coming from the photodiodes 30 into a voltage, which is carried out by means of the preamplifier 48 . A signal difference is then formed by paired and switched photodiodes 30 by means of the differential amplifier 46 and further amplified. Finally, each differential amplifier 46 is followed by an analog / digital converter 50 with 12 to 16 bit resolution and a minimum sampling rate of approximately 20 kHz. An A / D converter channel is thus assigned to each pair 36 of the photodiodes. The digitized signals are sent to processor 54 for evaluation.

Es bleibt noch zu erwähnen, daß im Unterschied zur Ausführung der Fig. 1 und 2 im Ausführungsbeispiel gemäß Fig. 3 die Paare 36 der Photodioden 30 bzw. der Flächenbereiche 22 nicht paarweise nebeneinander angeordnet sind, sondern sozusagen diametral und symmetrisch links bzw. rechts des ersten Bereichs 16 ausgebildet sind. Auch bei dieser Anordnung lassen sich mittels einer Differenzbildung der Ausgangssignale entsprechender Paare 36 von Photodioden 30 verbesserte Signal- /Rauschverhältnisse bilden. Allerdings kann diese Anordnung, insbesondere bei Vorhandensein einer Vorzugsrichtung der Lichtausbreitung in dem Gewebe, von gewissem Nachteil sein.It remains to be mentioned that, in contrast to the embodiment of FIGS. 1 and 2 in the exemplary embodiment according to FIG. 3, the pairs 36 of the photodiodes 30 and the surface areas 22 are not arranged in pairs next to one another, but rather, so to speak, diametrically and symmetrically to the left and right of the first region 16 are formed. With this arrangement too, improved signal-to-noise ratios can be formed by forming the difference between the output signals of corresponding pairs 36 of photodiodes 30 . However, this arrangement can be somewhat disadvantageous, particularly in the presence of a preferred direction of light propagation in the tissue.

Insoweit handelt es sich bei den dargestellten Ausführungsformen der Fig. 1 und 2 bzgl. der paarigen Anordnung der Photodioden 30 bzw. weiteren Flächenbereiche 22 um eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung.In this respect, the illustrated embodiments of FIGS. 1 and 2 with regard to the paired arrangement of the photodiodes 30 or further surface areas 22 are a preferred embodiment of the invention.

BezugszeichenlisteReference list

10 Vorrichtung
12 Gewebe
14 Lichtquelle
16 erster Bereich
18 Haut
20 Detektor
22 Flächenbereich
24 Lichtleitfaserstück
26 Kollimationsoptik
28 Lichtleitfaser
30 Photodiode
32 Polariationsfilter
34 Absorptionsfilter
36 Paar
38 Reihe
40 Gerade
42 Signal
44 Signal
46 Differenzverstärker
48 Vorverstärker
50 A/D-Wandler
52 Filterfunktion
54 Prozessor
56 Abstand
58 Meßkopf
60 Leiter
62 Füllmasse
64 Eindringtiefe
66 Photonenwegstrecke
68 Photonenwegstrecke
70 Kanal
72 Kanal
74 Verzögerungsstufe
76 Adaptionsstufe
78 Cepstrumanalysefunktion
80 Filterfunktion
82 A/D-Wandler
84 Zeitfenster
86 Fast-Fourier-Transformation
88 Leistungsspektrum
90 Logarithmierfunktion
92 inverse Fast-Fourier-Transformation
94 Lifterfunktion
96 Fast-Fourier-Transformation
98 mod. Leistungsspektrum
100 Längsachse. 10 device
12 tissues
14 light source
16 first area
18 skin
20 detector
22 surface area
24 piece of optical fiber
26 Collimation optics
28 optical fiber
30 photodiode
32 polarization filters
34 absorption filter
36 pairs
38 row
40 straight
42 signal
44 signal
46 differential amplifier
48 preamplifiers
50 A / D converter
52 Filter function
54 processor
56 distance
58 measuring head
60 conductors
62 filling compound
64 depth of penetration
66 photon path
68 photon path
70 channel
72 channel
74 delay stage
76 adaptation level
78 Cepstrum analysis function
80 filter function
82 A / D converter
84 time slots
86 Fast Fourier transform
88 Range of services
90 Logarithmic function
92 Inverse Fast Fourier Transform
94 Lifter function
96 Fast Fourier transform
98 mod. Range of services
100 longitudinal axis.

Claims

1. Device ( 10 ) for non-invasive detection of blood flow and / or intra- and / or extracorporeally flowing liquids in human, animal or the like. Biological tissue ( 12 ), characterized in that a coherent, monochromatic light source ( 14 ), in particular a laser, for emitting photons into the tissue ( 12 ), is provided through a locally generally well-defined first region ( 16 ) of the skin ( 18 ) possibly covering the tissue ( 12 ), and the device ( 10 ) several Detectors ( 20 ) for detecting the photons emerging again from further surface areas ( 22 ) of the skin ( 18 ) or tissue ( 12 ), the further surface areas ( 22 ) being spaced apart from the first area ( 16 ) at different distances. Device according to Claim 1, characterized in that the light source ( 14 ) has at least one optical fiber piece ( 24 ) which can be attached or placed on the face of the tissue ( 12 ) or a collimation lens ( 26 ) for focusing the laser light on the tissue ( 12 ) or the skin ( 18 ) is subordinate.

3. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the detectors ( 20 ) each have a fabric ( 42 ) on the front side attachable or attachable light fiber ( 28 ), which is followed by a photodiode ( 30 ) or the like.

4. Device according to one of the preceding claims, characterized in that a polarization filter ( 32 ) is connected downstream of the light source ( 14 ) and the detectors ( 20 ) are connected upstream, the detectors ( 20 ) possibly being assigned an absorption filter ( 34 ).

5. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the wavelength of the light source ( 14 ), which is preferably in the form of a semiconductor laser, is in the range from 600 nm to approximately 1200 nm, preferably approximately 820 nm.

6. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the further surface areas ( 22 ) or the associated detectors ( 20 ) in pairs adjacent to each other and iw in series ( 38 ) are arranged one behind the other, each pair ( 36 ) a different one Has a distance from the first region ( 16 ) and the distances between adjacent pairs ( 36 ) are in particular equidistant.

7. Device according to one of claims 1 to 5, characterized in that the further surface areas ( 22 ) or the associated detectors ( 20 ) iw on a straight line ( 40 ) running through the first area and in pairs symmetrically on both sides of the first area ( 16 ) are arranged.

8. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the further surface areas ( 22 ) or the corresponding detectors ( 20 ) are arranged up to a maximum distance ( 56 ) of about 15 to 30 mm from the first area ( 16 ) .

9. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the two signals ( 42 , 44 ) detected by paired surface areas ( 22 ) are each fed to the two inputs of a differential amplifier ( 46 ).

10. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the signals of the detectors ( 20 ) are subjected, inter alia, to an adaptive filter function ( 52 ) and a cepstrum analysis function ( 78 ).

11. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the light source ( 14 ) and the detectors ( 20 ) and electronic components, such as preamplifier ( 48 ), differential amplifier ( 46 ) and optionally analog / digital converter ( 50 ) are arranged together in a measuring head ( 58 ) which can be placed flat on the tissue ( 12 ) or the skin ( 18 ), the measuring head ( 58 ) being connected to the evaluation unit, in particular a processor, only by means of electrical conductors ( 60 ) ( 54 ), is connectable.

12. Evaluation method for the detection of blood flow and / or intra- and / or extracorporeally flowing liquids in human, animal or the like biological tissue ( 12 ), characterized in that photons of a coherent, monochromatic light source ( 14 ) in the tissue ( 12 ) can enter through a first area ( 16 ), photons emerging from the tissue with respect to frequency and number or intensity are detected at different distances from this first area ( 16 ) and frequency and / or number or intensity from the information and / or the exit point of the re-emerging photons by means of an evaluation program and / or algorithm draws conclusions about relative changes in the flow rate and / or speed and / or spatial position of the blood flow and / or intra- and / or extracorporeally flowing liquids in the tissue ( 12 ).

13. Evaluation method according to claim 12, characterized in that a light source ( 14 ) with a large coherence length, in particular greater than 10 cm, is used, and the photons emerging again at a certain distance from the first region ( 16 ), in particular detected at least simultaneously in two closely adjacent surface areas ( 22 ) or symmetrical to the first area ( 16 ).

14. Evaluation method according to claim 13, characterized in that the detected signals are each supplied to two surface areas ( 22 ) including a differential amplifier function ( 46 ), and optionally an adaptive filter function ( 52 ) and possibly a frequency and / or cepstrum analysis function ( 78 ) subjects.