DE4414679A1 - Process and device to measure concn. of at least two substances - Google Patents

Process and device to measure concn. of at least two substances

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Abstract

Process to measure concn. of at least two substances whose light absorptivity varies differently with wavelength, esp. oxidised and reduced haemoglobin or chromophoric cytochrome aa3 is claimed. In the process, an object contg. the substances is scanned in a grid-like fashion by laser light and a radiation deflection device. The 2-D scanning of the object (18) by a light beam (8, 14) proceeds with at least two differing wavelengths ( lambda 1, lambda 2), which are tuned to a wavelength region or wavelength at which the substances involved pref. have as high an absorption as possible. The local concns. of the named substances are determined from the signals produced during scanning which correspond to the concn. changes. Also claimed is a device to carry out the above process.

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Messung der Konzentration von wenigstens zwei Substanzen gemäß den im Oberbegriff des Patentanspruchs 1 angegebenen Merkmalen. Ferner bezieht sich die Erfindung auf ein Gerät zur Durchführung dieses Verfahrens.The invention relates to a method for measuring the concentration of at least two substances in accordance with the preamble of claim 1 specified features. Furthermore, the invention relates to a device for Performing this procedure.

In vielen Bereichen der medizinischen Diagnostik ist es wichtig, den Gewebe­ oxygenisierungsgrad quantitativ zu bestimmen. Insbesondere in der Augenheil­ kunde besteht eine große klinische Notwendigkeit für eine örtlich und zeitlich aufgelöste Messung von Substanzen des Sauerstoffmetabolismus in der Netzhaut. Die drei Zellschichten der Netzhaut werden bekanntlich von zwei unabhängigen Blutgefäßsystemen mit Sauerstoff versorgt, wobei die Fotorezeptoren von der Aderhaut und die Bipolar- und Amakrinzellen sowie die Nervenzellen von retina­ len Gefäßen versorgt werden. Es ist klinisch erforderlich, den Oxygenisierungs­ grad der Netzhaut in den verschiedenen Schichten zu bestimmen, wobei vor allem die Oxydationszustände von Hämoglobin und Cytochrom aa₃ ein Maß für die Güte der Sauerstoffversorgung im Gewebe darstellen. In many areas of medical diagnostics, tissue is important to determine the degree of oxygenation quantitatively. Especially in ophthalmology There is a great clinical need for a local and temporal customer resolved measurement of substances of oxygen metabolism in the retina. The three retinal cell layers are known to be independent of two Blood vessel systems supplied with oxygen, the photoreceptors from the Choroid and the bipolar and amacrine cells as well as the nerve cells of the retina len vessels are supplied. It is clinically required oxygenation to determine the degree of the retina in the different layers, especially the oxidation states of hemoglobin and cytochrome aa₃ a measure of Represent the quality of the oxygen supply in the tissue.  

In der nicht vorveröffentlichten deutschen Patentanmeldung P 43 22 043.6-52 ist ein Verfahren zur Messung der Fließgeschwindigkeit einer Flüssigkeit, insbeson­ dere des Blutes, durch Bestimmung einer Frequenzverschiebung eines in der Flüssigkeit reflektierten Laserstrahls gemäß dem optischen Doppler-Effekt be­ schrieben. Nach diesem Verfahren wird mittels des Laserstrahls eine zweidimen­ sionale rasterförmige Abtastung durchgeführt und an jedem Abtastpunkt entspre­ chend dem reflektierten Licht eine Anzahl N-Meßwerte gebildet, wobei N eine ganze Zahl gleich oder größer 2 ist. Aus der zeitlichen Variation der somit ge­ messenen Intensität des reflektierten Lichts am jeweiligen Abtastpunkt wird die Doppler-Verschiebung berechnet und hieraus die Fließgeschwindigkeit der Flüs­ sigkeit an jedem Punkt des Rasterfeldes bestimmt. In der Patentanmeldung ist ferner ein Gerät zur Durchführung des Verfahrens beschrieben.In the unpublished German patent application P 43 22 043.6-52 a method for measuring the flow rate of a liquid, in particular that of the blood, by determining a frequency shift one in the Liquid reflected laser beam according to the optical Doppler effect wrote. According to this method, a two-dimer is made by means of the laser beam sional raster-shaped sampling carried out and correspond to each sampling point According to the reflected light, a number of N measured values are formed, where N is a integer is equal to or greater than 2. From the temporal variation of the ge measured intensity of the reflected light at the respective sampling point Doppler shift calculated and from this the flow velocity of the rivers at any point on the grid. In the patent application is also described an apparatus for performing the method.

Hämoglobin und Cytochrom aa₃ zeigen einen im nahen Infrarotlicht vom Oxyda­ tionszustand abhängigen Absorptionskoeffizienten. Daher können bekanntlich mit infrarotem Licht die Konzentration von oxygeniertem Hämoglobin und oxydier­ tem Cytochrom aa₃ bestimmt werden. Im Gewebe wird infrarotes Licht stark ge­ streut, jedoch nur sehr gering absorbiert, wobei im Fettgewebe der Streukoeffi­ zient in der Größenordnung von 400 cm-1 liegt. Für die Bestimmung der Konzen­ tration C eines interessierenden Stoffes kann von dem Lambert-Beer′schen Ge­ setz ausgegangen werden:Hemoglobin and cytochrome aa₃ show an absorption coefficient dependent on the state of oxidation in the near infrared light. Therefore, as is known, the concentration of oxygenated hemoglobin and oxidized cytochrome aa 3 can be determined using infrared light. Infrared light is strongly scattered in the tissue, but is only absorbed very slightly, the scattering coefficient in the adipose tissue being in the order of magnitude of 400 cm -1 . The Lambert-Beer law can be used to determine the concentration C of a substance of interest:

In dieser Formel bedeuten t die mittlere optische Weglänge der Photonen, µ der molare Absorptionskoeffizient der untersuchten Substanz, µa der Gesamtabsorp­ tionskoeffizient aller anderen vorhandenen Substanzen, µs der Streukoeffizient, Io die eingestrahlte Lichtintensität sowie I die nach Absorption und Streuung gemessene Lichtintensität. Hierbei ist es unerheblich, ob die Messung im Durch­ licht oder im Auflicht durchgeführt wird.In this formula, t means the mean optical path length of the photons, µ the molar absorption coefficient of the substance under investigation, µ a the total absorption coefficient of all other substances present, µ s the scattering coefficient, I o the incident light intensity and I the light intensity measured after absorption and scattering. It is irrelevant whether the measurement is carried out in transmitted light or in reflected light.

Nimmt man an, daß bei einem ausgedehnten Objekt der Gesamtabsorptionskoef­ fizient µa und der Streukoeffizient µs örtlich konstant sind, so ergibt sich für eine gemessene Lichtintensität in einer bestimmten Stelle s(x, y, z) des Objektes: If one assumes that the total absorption coefficient µ a and the scattering coefficient µ s are locally constant for an extended object, then for a measured light intensity at a certain point s (x, y, z) of the object results:

Durch Messung von I an zwei benachbarten Stellen s und s+ds läßt sich aus der Gleichung (2) die GrößeBy measuring I at two adjacent points s and s + ds, the Equation (2) the size

dA(s) = -ln [I(ds + s)/I(s)] = µ dC(s)t (3)dA (s) = -ln [I (ds + s) / I (s)] = µ dC (s) t (3)

mitWith

dC(s) = C(s + ds) - C(s)dC (s) = C (s + ds) - C (s)

bestimmen. Hierbei ist ln der natürliche Logarithmus, dA die Absorptionsän­ derung und dC(s) die lokale Änderung der Konzentration C. Unter den obigen Annahmen läßt sich somit bei bekanntem Absorptionskoeffizienten µ durch Messung der Absorptionsänderung an benachbarten Stellen dA(s) nach Glei­ chung (3) die entsprechende Konzentrationsänderung dC(s) bestimmen.determine. Here, the natural logarithm is that dA is the change in absorption and dC (s) is the local change in concentration C. With the known absorption coefficient µ, the above assumptions can thus be measured by measuring the change in absorption at adjacent points dA (s) according to the equation ( 3 ) determine the corresponding change in concentration dC (s).

Hämoglobin in oxydierter Form - nachfolgend HbO₂ genannt - absorbiert bevor­ zugt Licht der Wellenlänge λ₁ = 850 nm, während Hämoglobin in reduzierter Form - nachfolgend HbR genannt - Licht bevorzugt mit einem lokalen Maximum etwa bei λ₂ = 720 nm absorbiert. Entsprechendes gilt für die Chromophoren Cytochrom aa₃, welche in reduzierter Form bevorzugt bei kurzen Wellenlängen λ₁ < 700 nm und in oxydierter Form bevorzugt bei längeren Wellenlängen von etwa λ₂ = 880 nm absorbieren. Derartige Substanzen absorbieren Licht in Ab­ hängigkeit der Wellenlänge unterschiedlich, wobei zumindest für einen Wellen­ längenbereich oder eine Wellenlänge eine maximale Absorption gegeben ist.Hemoglobin in oxidized form - hereinafter called HbO₂ - absorbs before attracts light of the wavelength λ₁ = 850 nm, while hemoglobin in reduced Form - hereinafter referred to as HbR - light preferably with a local maximum absorbed at about λ₂ = 720 nm. The same applies to the chromophores Cytochrome aa₃, which is preferred in reduced form at short wavelengths λ₁ <700 nm and in oxidized form preferably at longer wavelengths absorb about λ₂ = 880 nm. Such substances absorb light in Ab dependence of the wavelength different, at least for one wave length range or a wavelength a maximum absorption is given.

Hiervon ausgehend liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren sowie ein Gerät zur Durchführung des Verfahrens vorzuschlagen, um eine räum­ lich und zeitlich aufgelöste Messung der Konzentrationen von Substanzen errei­ chen, welche entsprechend dem Oxygenisierungsgrad unterschiedliche Absorp­ tionsbänder besitzen. Ferner soll vor allem der pulsatile Charakter des Sauer­ stoffmetabolismus örtlich und zeitlich aufgelöst dargestellt werden können. Das Verfahren und ebenso das zur Durchführung des Verfahrens vorgeschlagene Ge­ rät sollen eine hohe Meßgenauigkeit ergeben. Proceeding from this, the object of the invention is a method and to propose a device for performing the method to a room Measurement of the concentrations of substances resolved in time and time Chen, which absorb different according to the degree of oxygenation possess tapes. Furthermore, the pulsatile character of the Sauer should above all metabolism can be represented in a spatially and temporally resolved manner. The Method and also the proposed Ge for performing the method advises should result in a high measurement accuracy.  

Die Lösung dieser Aufgabe erfolgt gemäß den kennzeichnenden Merkmalen des Patentanspruchs 1.This problem is solved according to the characterizing features of Claim 1.

Das erfindungsgemäße Verfahren zählt zur Scanning Laser Pulsoximetrie und be­ inhaltet die Kombination der Messung der Konzentrationen von wenigstens zwei Substanzen, die je nach Oxygenisierungsgrad unterschiedliche Absorptionsbänder besitzen, also für unterschiedliche Wellenlängen oder Wellenlängenbereiche eine maximale Absorption des einfüllenden Lichtes ergeben. So ermöglicht dieses Verfahren insbesondere die Messung der Konzentration von oxydiertem bzw. reduziertem Hämoglobin oder wahlweise der Chromophoren Cytochrom aa₃ mittels Absorptionsmessung sowie der bekannten Laser Scanning Technik, wobei durch Vorgabe des Abtastvorgangs der pulsatile Charakter des Sauerstoffmeta­ bolismus örtlich und zeitlich aufgelöst dargestellt werden kann. Erfindungsgemäß wird das zu untersuchende Objekt mittels eines Laser-Abtastsystems rasterförmig und mit zwei Laserquellen unterschiedlicher Wellenlänge gleichzeitig abgetastet. Das Verfahren kann für Auflicht, wobei der einfallende Lichtstrahl reflektiert wird, ebenso zum Einsatz gelangen, wie für Geräte nach dem Durchlichtprinzip.The method according to the invention belongs to scanning laser pulse oximetry and be includes the combination of measuring the concentrations of at least two Substances that have different absorption bands depending on the degree of oxygenation have, that is, for different wavelengths or wavelength ranges result in maximum absorption of the filling light. So this enables Method in particular the measurement of the concentration of oxidized or reduced hemoglobin or optionally the chromophores cytochrome aa₃ by means of absorption measurement and the known laser scanning technique, where by specifying the sampling process the pulsatile character of the oxygen meta bolism can be represented in a spatially and temporally resolved manner. According to the invention the object to be examined becomes grid-shaped by means of a laser scanning system and scanned simultaneously with two laser sources of different wavelengths. The method can be for incident light, where the incident light beam reflects will be used as well as for devices based on the transmitted light principle.

Die unterschiedlichen Wellenlängen der beiden Laserquellen werden entspre­ chend den zu untersuchenden Substanzen vorgegeben, wobei die Wellenlängen insbesondere auf das Maximum der Absorption der zu untersuchenden Substan­ zen abgestimmt sind. So werden zur Messung der Konzentrationen von Hämo­ globin die Wellenlängen von im wesentlichen 720 nm sowie 850 nm vorgegeben, während zur Messung der Konzentrationen von Cytochrom aa₃ die Wellenlängen von vorzugsweise 700 nm und 880 nm vorgegeben werden. Zweckmäßig erfolgt eine praktisch gleichzeitige Abtastung der Substanzen. Es werden die örtlichen Ableitungen der Konzentrationsverläufe der beiden Substanzen erfaßt und nach örtlicher Integration werden die örtlichen Konzentrationen der beiden Substan­ zen insbesondere von oxydiertem sowie reduziertem Hämoglobin bzw. der Chro­ mophoren Cytochrom aa₃ selbst festgestellt. Es werden die relativen Werte der Konzentrationsverläufe und Konzentrationen festgestellt, zumal die optischen Weglängen der Photonen, vor allem aufgrund der starken Streuung, nicht unmit­ telbar bekannt sind. Darüber hinaus sei festgehalten, daß sich die Photonen aufgrund der starken Streuung nicht ideal gradlinig ausbreiten, wodurch eine starke Schwächung des Meßsignals und eine Begrenzung der örtlichen Auflösung bedingt ist, doch ist für diagnostische Aussagen in der Regel eine qualitative Bestimmung der Konzentrationen ausreichend.The different wavelengths of the two laser sources will correspond According to the substances to be investigated, the wavelengths in particular to the maximum absorption of the substance to be examined zen are coordinated. So to measure the concentrations of hemo globin predefined the wavelengths of essentially 720 nm and 850 nm, while measuring the concentrations of cytochrome aa₃ the wavelengths of preferably 700 nm and 880 nm. Conveniently done a practically simultaneous scanning of the substances. It will be local Derivatives of the concentration profiles of the two substances are recorded and after local integration becomes the local concentrations of the two substances zen in particular of oxidized and reduced hemoglobin or the chro mophores cytochrome aa₃ found itself. The relative values of the Concentration curves and concentrations determined, especially since the optical Path lengths of the photons, especially due to the strong scatter, not immediately are known telbar. It should also be noted that the photons due to the strong scatter, not ideally spread in a straight line, which results in a strong weakening of the measurement signal and a limitation of the local resolution  is conditional, but is usually a qualitative one for diagnostic statements Sufficient determination of the concentrations.

Im Gegensatz zu allen bisher bekannten Verfahren ist die erfindungsgemäße Messung der Konzentrationen von Substanzen, welche ein von der Wellenlänge des einfallenden Lichtes abhängiges und voneinander unabhängiges Absorptions­ verhalten aufweisen, insbesondere von HbO₂ und HbR sowie Cytochrom aa₃ in oxydierter und reduzierter Form gleichzeitig dreidimensional örtlich auflösend, zeitlich auflösend, nicht-invasiv und schnell. In der Augenheilkunde ist keine Erweiterung der Pupille des untersuchten Auges erforderlich. Das Verfahren er­ möglicht die zeitlich und dreidimensional örtlich aufgelöste Messung der Konzen­ trationen von oxydiertem und reduziertem Hämoglobin bzw. Chromophoren Cytochrom aa₃, wobei ferner durch Kombination mit der Messung der Fließge­ schwindigkeit die örtlich aufgelöste Messung des Sauerstoffverbrauchs erfolgt.In contrast to all previously known methods, the method according to the invention is Measurement of the concentrations of substances which are one of the wavelength of the incident light dependent and independent absorption have behavior, in particular of HbO₂ and HbR and cytochrome aa₃ in oxidized and reduced form simultaneously three-dimensionally resolving, time-resolving, non-invasive and fast. There is none in ophthalmology Dilation of the pupil of the examined eye required. The procedure he enables the temporally and three-dimensionally resolved measurement of the concents trations of oxidized and reduced hemoglobin or chromophores Cytochrome aa₃, also by combination with the measurement of the flow speed the locally resolved measurement of the oxygen consumption takes place.

Die Einsatzmöglichkeiten des erfindungsgemäßen Verfahrens erstrecken sich in der Augenheilkunde auf alle Erkrankungen der Netzhaut und der Aderhaut, bei denen es durchblutungsbedingt oder metabolisch bedingt zu Störungen der Sauer­ stoffversorgung kommt. Typische Anwendungen sind Untersuchungen zur Sauer­ stoffsituation der Netzhaut und der Aderhaut bei der diabetischen Retinopathie, bei arteriellen und venösen Verschlüssen, bei Glaukomerkrankungen sowie bei der Makuladegeneration. Zu medizinischen Einsatzgebieten außerhalb der Au­ genheilkunde wird insbesondere auf die örtlich und zeitlich aufgelöste Bestim­ mung der Konzentration von oxydiertem und reduziertem Hämoglobin bzw. Cyto­ chrom aa₃ der Haut sowie weiterer Organe wie Herz, Leber, Darm und Gehirn im intraoperativen Einsatz verwiesen.The possible uses of the method according to the invention extend in ophthalmology on all diseases of the retina and choroid which are caused by circulatory or metabolic disorders of the acid material supply is coming. Typical applications are studies on the Sauer situation of the retina and choroid in diabetic retinopathy, for arterial and venous occlusions, for glaucoma diseases and for the macular degeneration. To medical applications outside the Au Genetics is particularly based on the local and temporal resolution measurement of the concentration of oxidized and reduced hemoglobin or cyto chrom aa₃ of the skin and other organs such as the heart, liver, intestine and brain referred in intraoperative use.

Weitere besondere Ausgestaltungen und Vorteile sind in den Unteransprüchen und der nachfolgenden Beschreibung von zwei Ausführungsbeispielen angegeben. Die Erfindung wird nachfolgend anhand der Zeichnungen näher erläutert. Es zeigtFurther special designs and advantages are in the subclaims and the following description of two exemplary embodiments. The invention is explained in more detail below with reference to the drawings. It shows

Fig. 1 eine Prinzipdarstellung eines Gerätes zu Durchführung des Verfahrens, Fig. 1 is a schematic diagram of apparatus for performing the method,

Fig. 2 eine Prinzipdarstellung einer weiteren Ausführungsform des Gerätes. Fig. 2 shows a schematic diagram of a further embodiment of the device.

Fig. 1 zeigt in einer Prinzipdarstellung zwei Laserquellen 1, 2, welche jeweils Lichtstrahlen 3, 4 mit unterschiedlichen Wellenlängen λ₁ und λ₂ aussenden. So beträgt beispielsweise die Wellenlänge λ₁ = 720 nm und die Wellenlänge λ₂ bei­ spielsweise 850 nm. Mittels eines geeigneten optischen Elements 6 werden die beiden Laserstrahlen 3, 4 zu einem einzigen Lichtstrahl 8 vereinigt. Das optische Element 6 kann als halbdurchlässiger Spiegel ausgebildet sein. Vorzugsweise ist das optische Element 6 als ein Spiegel mit wellenlängenabhängiger Reflexion der­ art ausgebildet, daß er Licht mit einer Wellenlänge größer als einer vorgege­ benen Wellenlänge von beispielsweise 780 nm reflektiert, jedoch Licht von einer Wellenlänge unterhalb der vorgegebenen Wellenlänge unbeeinflußt hindurchläßt. Der vereinigte Lichtstrahl 8 gelangt durch ein nachfolgend zu erläuterndes opti­ sches Element 10, welches zur Trennung des rücklaufenden Lichtstrahles dient, zu einer Strahlablenkungsvorrichtung 12. Fig. 1 shows a schematic representation of two laser sources 1 , 2 , each of which emit light beams 3 , 4 with different wavelengths λ₁ and λ₂. For example, the wavelength λ₁ = 720 nm and the wavelength λ₂ for example 850 nm. By means of a suitable optical element 6 , the two laser beams 3 , 4 are combined into a single light beam 8 . The optical element 6 can be designed as a semi-transparent mirror. Preferably, the optical element 6 is designed as a mirror with wavelength-dependent reflection in such a way that it reflects light with a wavelength greater than a predetermined wavelength of, for example, 780 nm, but allows light of a wavelength below the predetermined wavelength to be unaffected. The combined light beam 8 passes through an optical element 10 to be explained below, which serves to separate the returning light beam, to a beam deflection device 12 .

Diese Strahlablenkungsvorrichtung 12 kann insbesondere gemäß der aus der DE 41 03 298 C2 vorbekannten Vorrichtung ausgebildet sein. Die Strahlablenkungs­ vorrichtung 12 besteht allgemein aus zwei periodisch drehbaren Spiegeln, welche den einfallenden Lichtstrahl, hier den gemeinsamen Lichtstrahl 8, entlang zweier zueinander orthogonaler Achsen ablenken. Hierbei oszilliert einer der beiden Spiegel schnell und lenkt den Lichtstrahl zeilenförmig ab, während der zweite Spiegel vergleichsweise langsam oszilliert und den Lichtstrahl in eine Richtung senkrecht zur Zeilenrichtung des ersten Spiegels ablenkt. Dies führt zu einer rasterförmigen zweidimensionalen Ablenkung des gemeinsamen Lichtstrahles 4. Der die Strahlablenkungsvorrichtung 12 verlassende, nunmehr richtungsveränder­ liche Lichtstrahl 14 wird mittels geeigneter Linsen 16 auf das zu untersuchende Objekt 18, z. B. die Retina des Auges, fokussiert und tastet dieses zweidimen­ sional und rasterförmig ab.This beam deflection device 12 can be designed in particular according to the device known from DE 41 03 298 C2. The beam deflection device 12 generally consists of two periodically rotatable mirrors which deflect the incident light beam, here the common light beam 8 , along two mutually orthogonal axes. Here, one of the two mirrors oscillates quickly and deflects the light beam in a line-shaped manner, while the second mirror oscillates comparatively slowly and deflects the light beam in a direction perpendicular to the line direction of the first mirror. This leads to a raster-shaped two-dimensional deflection of the common light beam 4 . The beam deflecting device 12 leaving, now direction-changing light beam 14 is directed by means of suitable lenses 16 onto the object 18 to be examined, e.g. B. the retina of the eye, focuses and scans this two-dimensionally and grid-like.

Das vom Objekt 18 gestreute und reflektierte Licht legt denselben optischen Weg durch das Linsensystem 16 und die Strahlablenkungsvorrichtung 12 zurück und wird mittels des bereits erwähnten optischen Elements 10 vom beleuchtenden, ge­ meinsamen Lichtstrahl 8 getrennt. Der so getrennte Lichtstrahl 20 wird sodann auf ein optisches Element 22 gelenkt, welches zur Trennung des rücklaufenden Lichtstrahles entsprechend unterschiedlichen Wellenlängen ausgebildet ist. So ist das optische Element 22 bevorzugt als ein Spiegel ausgebildet, welcher Licht einer Wellenlänge von mehr als beispielsweise 780 nm reflektiert, jedoch Licht mit einer Wellenlänge von weniger als beispielsweise 780 nm unbeeinflußt läßt. Der vom Objekt reflektierte und gestreute Lichtstrahl wird somit in zwei Licht­ strahlen 23, 24 entsprechend den Wellenlängen λ₁ = 720 nm und λ₂ = 850 nm geteilt. Die beiden getrennten reflektierten Lichtstrahlen 23, 24 werden auf zwei separate Detektoren 26, 27 gelenkt, welche die jeweilige Lichtintensität messen.The light scattered and reflected by the object 18 travels the same optical path through the lens system 16 and the beam deflection device 12 and is separated by means of the optical element 10 already mentioned from the illuminating, common light beam 8 . The light beam 20 thus separated is then directed onto an optical element 22 which is designed to separate the returning light beam in accordance with different wavelengths. For example, the optical element 22 is preferably designed as a mirror which reflects light with a wavelength of more than, for example, 780 nm, but leaves light with a wavelength of less than, for example, 780 nm unaffected. The light beam reflected and scattered by the object is thus divided into two light beams 23 , 24 corresponding to the wavelengths λ₁ = 720 nm and λ₂ = 850 nm. The two separate reflected light beams 23 , 24 are directed onto two separate detectors 26 , 27 , which measure the respective light intensity.

Durch Digitalisierung dieser Detektorsignale ergeben sich entsprechend den bei­ den Wellenlängen λ₁ und λ₂ gleichzeitig zwei zweidimensionale Bilder I(s, λ₁) und I(s, λ₂). Aus diesen beiden zweidimensionalen Bildern werden entsprechend der eingangs genannten Gleichung (3) die Absorptionsänderungen dA(s, λ₁) und dA(s, λ₂) bestimmt. Aus den Absorptionsänderungen werden dann die lokalen Konzentrationsänderungen dC₁(s) und dC₂(s) des oxydierten und reduzierten Hämoglobins bzw. Cytochrom aa₃ berechnet. Aus den erhaltenen örtlichen Ablei­ tungen der Konzentrationsverläufe der beiden Substanzen werden nach geeigne­ ter, insbesondere örtlicher Integration die örtlichen Konzentrationen C₁(s) und C₂(s) der beiden untersuchten Substanzen bestimmt.The digitization of these detector signals results in the corresponding the wavelengths λ₁ and λ₂ simultaneously two two-dimensional images I (s, λ₁) and I (s, λ₂). These two two-dimensional images become corresponding the above-mentioned equation (3), the absorption changes dA (s, λ₁) and dA (s, λ₂) determined. The absorption changes then become the local ones Changes in concentration dC₁ (s) and dC₂ (s) of the oxidized and reduced Hemoglobin or cytochrome aa₃ calculated. From the local waste received The concentration profiles of the two substances will be suitable ter, especially local integration, the local concentrations C₁ (s) and C₂ (s) of the two substances examined.

In einer besonderen Ausgestaltung der Erfindung werden mehrere derartige Bildpaare I(s, λ₁) und I(s, λ₂) für eine vorgegebene Zeitdauer, von vorzugsweise mindestens 1 sec. in einer schnellen Folge nacheinander aufgenommen, so daß beispielsweise 20 Bildpaare pro Sekunde zur Verfügung stehen. Ferner erfolgt während der Aufnahme der genannten Bilder eine simultane Bestimmung des Elektrokardiogramms, so daß eine zeitliche Zuordnung der Stoffkonzentrationen jedes Netzhautpunktes zum Herzschlag im Rahmen dieser Erfindung erfolgt.In a special embodiment of the invention, several such Image pairs I (s, λ₁) and I (s, λ₂) for a predetermined period of time, preferably recorded at least 1 second in quick succession so that for example, 20 image pairs per second are available. It also takes place a simultaneous determination of the Electrocardiogram, so that a temporal assignment of the substance concentrations each retinal point to the heartbeat is within the scope of this invention.

Ferner wird in zweckmäßiger Weise die Digitalisierung der Bilder in der Weise ausgestaltet, daß elektronisch bereits ein Teil der erläuterten Auswertungen durchgeführt wird. So wird zweckmäßig die erläuterte lokale Absorptionsände­ rung elektronisch und vor der Digitalisierung durchgeführt, wodurch eine erhebli­ che Verkürzung der zur Auswertung der Daten erforderlichen Zeit erzielt wird.Furthermore, the digitization of the images in a convenient manner designed that already electronically part of the evaluations explained is carried out. So the local absorption walls explained becomes expedient tion carried out electronically and before digitization, which che reduction of the time required to evaluate the data is achieved.

Fig. 2 zeigt eine alternative Ausgestaltung, wobei hinsichtlich der übereinstim­ menden Komponenten auf die Beschreibung der Fig. 1 verwiesen sei. Der vom Objekt 18 reflektierte und gestreute Lichtstrahl 20 wird nach der Trennung vom beleuchtenden Lichtstrahl (8) mittels des optischen Elements 10 direkt auf einen einzigen Detektor 28 gelenkt. Zusätzlich erfolgt eine Modulation der Intensitäten der beiden Laserquellen 1, 2 derart, daß während der Zeit des Abtastvorganges für eine Zeile nur eine der beiden Laserquellen 1, 2 eingeschaltet ist, während die zweite aber ausgeschaltet ist. Für die Dauer der nächsten Zeile wird dann umgekehrt der zweite Laser eingeschaltet und der erste Laser ausgeschaltet. Dieses abwechselnde Ein- bzw. Ausschalten der beiden Laser 1, 2 wird fortge­ setzt, bis das gesamte Bild aufgenommen ist. Durch entsprechende Digitalisie­ rung der Detektorsignale erhält man somit ebenfalls zwei zweidimensionale Bilder I(s, λ₁) und I(s, λ₂), aus welchen gemäß obigen Ausführungen die lokalen Konzentrationen C₁(s) und C₂(s) der beiden Substanzen bestimmt werden. Zur Aufnahme eines zweidimensionalen Bildes wird im Vergleich mit dem anhand von Fig. 1 erläuterten Verfahren die doppelte Zeit benötigt. Andererseits hat das alternativ vorgeschlagene Verfahren den Vorteil, daß nur ein einziger Detektor 28 und eine einzige Digitalisierungsvorrichtung erforderlich sind. Fig. 2 shows an alternative embodiment, reference being made to the description of FIG. 1 with regard to the matching components. The light beam 20 reflected and scattered by the object 18 is directed after the separation from the illuminating light beam ( 8 ) by means of the optical element 10 directly onto a single detector 28 . In addition, the intensities of the two laser sources 1 , 2 are modulated such that only one of the two laser sources 1 , 2 is switched on for one line during the scanning process, but the second is switched off. The second laser is then switched on and the first laser is switched off for the duration of the next line. This alternate switching on and off of the two lasers 1 , 2 is continued until the entire image is taken. By appropriate digitization of the detector signals, two-dimensional images I (s, λ₁) and I (s, λ₂) are thus likewise obtained, from which the local concentrations C₁ (s) and C₂ (s) of the two substances are determined according to the above statements. In order to take a two-dimensional image, twice the time is required in comparison with the method explained with reference to FIG. 1. On the other hand, the alternative method proposed has the advantage that only a single detector 28 and a single digitizing device are required.

Es sei festgehalten, daß auch bei dem anhand von Fig. 2 erläuterten Verfahren mehrere Bilder, wie bereits erläutert, für die Dauer von wenigstens 1 sec. in einer schnellen Folge nacheinander aufgenommen werden können und ferner durch die simultane Bestimmung des Elektrokardiogramms während der Auf­ nahme gleichfalls die zeitliche Zuordnung der Sauerstoffkonzentrationen jedes Netzhautpunktes zum Herzschlag erfolgen kann.It should be noted that even with the method explained with reference to FIG. 2, several images, as already explained, can be taken in succession for at least 1 second in rapid succession and also by the simultaneous determination of the electrocardiogram during the recording likewise the temporal assignment of the oxygen concentrations of each retinal point to the heartbeat can take place.

In einer besonderen Ausgestaltung der Erfindung erfolgt die Kombination der oben erläuterten Scanning Laser Pulsoximetrie mit dem Verfahren der Scanning Laser Doppler Velocimetrie. Hierbei wird das Laser Scanning System entspre­ chend einer der anhand der Fig. 1 oder 2 erläuterten Verfahren ausgelegt und es erfolgt somit eine simultane Messung der beiden Wellenlängen oder die Bilder der beiden Wellenlängen werden in alternierenden Abtastzeilen aufgenommen. Darüber hinaus erfolgt der Abtastvorgang bevorzugt entsprechend des in der eingangs zitierten Patentanmeldung P 43 22 043.6-52 beschriebenen Verfahrens bzw. des dort beschriebenen Gerätes. Hierbei werden nicht mehrere zweidimen­ sionale Bilder nacheinander aufgenommen, sondern es wird jede Zeile eines Bildes in schneller Folge mehrfach, wenigstens zweimal, abgetastet und erst danach wird zur nächsten Zeile übergegangen. Es werden somit wiederum zwei zweidimensionale Bilder I(s, λ₁) und I(s, λ₂) erzeugt, wobei jedoch jeder ein­ zelne Punkt dieser Bilder bei der Aufnahme in sehr schneller Folge mehrfach abgetastet wird. Die Folgen der N Meßwerte, wobei eine ganze Zahl gleich oder größer 2 ist, werden für jeden einzelnen Meßpunkt gespeichert. Durch Analyse der zeitlichen Variation in der Folge der gemessenen Intensität des reflektierten Lichts an jedem Punkt wird aufgrund des optischen Doppler-Effektes, wie in P 43 22 043 beschrieben, die Fließgeschwindigkeit des Blutes an jedem Meßpunkt bestimmt. Durch die erfindungsgemäße Kombination der Messung der Fließ­ geschwindigkeit mit der Messung der Konzentrationen der beiden Substanzen, insbesondere oxydiertes bzw. reduziertes Hämoglobin oder Chromophoren Cyto­ chrom aa₃, werden völlig neue Aussagen ermöglicht. So kann beispielsweise durch Multiplikation der Fließgeschwindigkeit mit den lokalen Konzentrationswerten der Sauerstoffverbrauch örtlich aufgelöst gemessen werden.In a special embodiment of the invention, the combination of the scanning laser pulse oximetry explained above is carried out with the method of scanning laser Doppler velocimetry. Here, the laser scanning system is designed accordingly to one of the methods explained with reference to FIG. 1 or 2 and thus there is a simultaneous measurement of the two wavelengths or the images of the two wavelengths are recorded in alternating scanning lines. In addition, the scanning process is preferably carried out in accordance with the method described in the above-mentioned patent application P 43 22 043.6-52 or the device described there. In this case, several two-dimensional images are not taken in succession, but each line of an image is scanned several times, at least twice, in rapid succession and only then is the next line moved on. In turn, two two-dimensional images I (s, λ₁) and I (s, λ₂) are generated, but each individual point of these images is scanned several times during the recording in a very rapid sequence. The sequences of the N measured values, an integer equal to or greater than 2, are stored for each individual measurement point. By analyzing the variation over time as a result of the measured intensity of the reflected light at each point, the flow velocity of the blood at each measuring point is determined on the basis of the optical Doppler effect, as described in P 43 22 043. The combination of the measurement of the flow rate according to the invention with the measurement of the concentrations of the two substances, in particular oxidized or reduced hemoglobin or chromophores Cyto chrom aa₃, makes completely new statements possible. For example, by multiplying the flow rate by the local concentration values, the oxygen consumption can be measured locally.

Bei allen oben beschriebenen Realisationen läßt sich durch entsprechende Aufbe­ reitung der Bilder die zweidimensional aufgelöste Pulsation der Netzhautoxygeni­ sierung, kombiniert mit der Fließgeschwindigkeit im dritten Verfahren, als Film darstellen. Aus dieser Darstellung können weitere quantitative Parameter wie Pulswellenlaufgeschwindigkeit abgeleitet werden.In all of the above-described implementations, appropriate arrangements can be made the two-dimensionally resolved pulsation of the retinal oxygenation sation, combined with the flow rate in the third process, as a film represent. From this representation, further quantitative parameters such as Pulse wave velocity can be derived.

Bei jeder der oben beschriebenen Realisationen kann das Laser-Abtastsystem bevorzugt als konfokales optisches System ausgelegt werden. Hierbei befindet sich vor dem Detektor zur Messung der Intensität des reflektierten Lichts eine sehr kleine Blende, deren Position optisch konjugiert zur Fokalebene des ab­ tastenden Lichtstrahls ist. Dadurch wird erreicht, daß Licht, das aus einer schma­ len Umgebung um die Fokalebene reflektiert und somit an der Stelle der kleinen Blende fokussiert wird, diese Blende nahezu ungehindert passieren und detektiert werden kann, daß jedoch solches Licht, das von einer Stelle in einem Abstand von der Fokalebene reflektiert und deshalb nicht auf die kleine Blende fokussiert wird, wirksam unterdrückt wird. Dadurch ergibt sich eine zusätzliche Ortsauf­ lösung in die Tiefe, so daß die Messungen selektiv in einzelnen Schichten des Objekts erfolgen können. Durch geeignete Einstellung der Fokalebene des ab­ tastenden Lichtstrahls kann somit die Sauerstoffsituation der Netzhaut und der Aderhaut voneinander getrennt gemessen und betrachtet werden. In any of the implementations described above, the laser scanning system preferably be designed as a confocal optical system. Here is in front of the detector to measure the intensity of the reflected light very small aperture, the position of which is optically conjugate to the focal plane of the groping light beam. This ensures that light that comes from a schma len environment around the focal plane and thus in the place of the small Aperture is focused, pass this aperture almost unhindered and detected can be, however, such light that from one place at a distance reflected from the focal plane and therefore not focused on the small aperture is effectively suppressed. This results in an additional location solution in depth so that the measurements are selectively in individual layers of the Object can take place. By appropriately setting the focal level of the ab groping light beam can thus the oxygen situation of the retina and Choroid can be measured and viewed separately.  

Das vorgeschlagene Verfahren der Laser Scanning Pulsoximetrie ist nicht auf die hier erwähnten Stoffe Hämoglobin und Cytochrom aa₃ beschränkt. Es kann in gleicher Weise zur Messung der Konzentrationen aller Substanzen eingesetzt werden, die insbesondere entsprechend ihrem Oxygenisierungsgrad unterschied­ liche Absorptionsbanden haben, also für verschiedene Wellenlängen oder Wellen­ längenbereiche unterschiedliche Absorptionsgrade aufweisen.The proposed method of laser scanning pulse oximetry is not based on that substances mentioned here hemoglobin and cytochrome aa₃ limited. It can be in used in the same way for measuring the concentrations of all substances be differentiated according to their degree of oxygenation have absorption bands, i.e. for different wavelengths or waves length ranges have different degrees of absorption.

BezugszeichenlisteReference list

1 erste Laserquelle mit Wellenlänge λ₁
2 zweite Laserquelle mit Wellenlänge λ₂
3 Laserstrahl, Wellenlänge λ₁
4 Laserstrahl, Wellenlänge λ₂
6 optisches Element zur Vereinigung von 3 und 4
8 vereinigter Lichtstrahl
10 optisches Element zur Trennung von hin- und rücklaufendem Lichtstrahl
12 Strahlablenkungsvorrichtung
14 richtungsveränderlicher Lichtstrahl
16 Linsensystem
18 zu untersuchendes Objekt
20 vom Objekt 18 reflektierter und gestreuter Lichtstrahl
22 optisches Element zur Trennung von 20
23 Lichtstrahl, Wellenlänge λ₁
24 Lichtstrahl, Wellenlänge λ₂
26-28 Detektor. 1 first laser source with wavelength λ₁
2 second laser source with wavelength λ₂
3 laser beam, wavelength λ₁
4 laser beam, wavelength λ₂
6 optical element for combining 3 and 4
8 united light beam
10 optical element for separating the back and forth light beam
12 beam deflection device
14 directional light beam
16 lens system
18 object to be examined
20 light beam reflected and scattered by object 18
22 optical element to separate 20
23 light beam, wavelength λ₁
24 light beam, wavelength λ₂
26-28 detector.

Claims (27)

1. Verfahren zur Messung der Konzentration von wenigstens zwei Substanzen, welche Licht in Abhängigkeit der Wellenlänge unterschiedlich absorbieren, ins­ besondere oxydiertes und reduziertes Hämoglobin oder Chromophoren Cyto­ chrom aa₃, wobei ein die Substanzen enthaltendes Objekt mittels Laserlicht und mittels einer Strahlablenkungsvorrichtung rasterförmig abgetastet wird, dadurch gekennzeichnet, daß die zweidimensionale Abtastung des Objekts (18) mittels eines Lichtstrahls (8, 14) mit wenigstens zwei unterschiedlichen Wellen­ längen (λ₁, λ₂) durchgeführt wird, daß die Wellenlängen (λ₁, λ₂) auf jeweils einen Wellenlängenbereich oder eine Wellenlänge abgestimmt sind, für welche die wenigstens zwei Substanzen vorzugsweise eine möglichst hohe Absorption aufweisen, daß aus den bei der Abtastung erzeugten Signalen entsprechend den Konzentrationsänderungen die örtlichen Konzentrationen der genannten Sub­ stanzen bestimmt werden.1. A method for measuring the concentration of at least two substances which absorb light differently depending on the wavelength, in particular oxidized and reduced hemoglobin or chromophores Cyto chrome AA₃, wherein a containing the substances object is raster scanned by means of laser light and by means of a beam deflection device, characterized characterized in that the two-dimensional scanning of the object ( 18 ) by means of a light beam ( 8 , 14 ) with at least two different wavelengths (λ₁, λ₂) is carried out, that the wavelengths (λ₁, λ₂) are each matched to a wavelength range or a wavelength , for which the at least two substances preferably have the highest possible absorption that the local concentrations of the substances mentioned are determined from the signals generated during the scanning in accordance with the changes in concentration. 2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Substanzen gleichzeitig abgetastet werden, daß durch Digitalisierung der den unterschiedli­ chen Wellenlängen (λ₁, λ₂) entsprechenden Signale wenigstens zwei zweidimen­ sionale Bilder in Abhängigkeit vom Ort und der Wellenlänge erhalten werden und/oder die örtlichen Ableitungen der Konzentrationsverläufe der Substanzen erfaßt werden, und daß nach örtlicher Integration die örtlichen Konzentrationen der wenigstens zwei Substanzen bestimmt werden.2. The method according to claim 1, characterized in that the substances be scanned at the same time that by digitizing the different Chen wavelengths (λ₁, λ₂) corresponding signals at least two two-dimen sional images depending on the location and the wavelength can be obtained and / or the local derivations of the concentration profiles of the substances are recorded, and that after local integration the local concentrations of at least two substances can be determined. 3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Laser­ strahlen (3, 4) von wenigstens zwei Laserquellen (1, 2) zu einem Lichtstrahl (8) vereinigt sind, der über die gemeinsame Strahlablenkungsvorrichtung (12) zur Abtastung des Objektes (18) vorgesehen ist.3. The method according to claim 1 or 2, characterized in that the laser beams ( 3 , 4 ) from at least two laser sources ( 1 , 2 ) are combined to form a light beam ( 8 ), which via the common beam deflection device ( 12 ) for scanning the Object ( 18 ) is provided. 4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß der gemeinsame Lichtstrahl (8), welcher Licht mit den wenigstens zwei Wellenlängen (λ₁ und λ₂) enthält, gleichzeitig das Objekt (18) abtastet und daß der vom Objekt (18) ausge­ sandte gestreute Lichtstrahl (20) nach Trennung entsprechend den Wellenlängen (λ₁, λ₂) wenigstens zwei Detektoren (26, 27) zugeführt wird. 4. The method according to claim 3, characterized in that the common light beam ( 8 ), which contains light with the at least two wavelengths (λ₁ and λ₂), simultaneously scans the object ( 18 ) and that the object ( 18 ) sent out scattered Light beam ( 20 ) after separation according to the wavelengths (λ₁, λ₂) at least two detectors ( 26 , 27 ) is supplied. 5. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß der vom Objekt (18) ausgesandte und gestreute Lichtstrahl (20) nach Trennung vom beleuchten­ den, gemeinsamen Lichtstrahl (8) direkt auf einen einzigen Detektor (28) gelenkt wird, wobei die Intensitäten der wenigstens zwei Laserquellen (1, 2) derart modu­ liert werden, daß die Abtastung des Objekts zeilenweise abwechselnd mit dem Licht einer der Laserquellen (1, 2) durchgeführt wird.5. The method according to claim 3, characterized in that the object ( 18 ) emitted and scattered light beam ( 20 ) after separation from illuminate the common light beam ( 8 ) is directed directly to a single detector ( 28 ), the intensities of the at least two laser sources ( 1 , 2 ) are modulated such that the scanning of the object is carried out line by line alternately with the light of one of the laser sources ( 1 , 2 ). 6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß für eine vorgegebene Zeitdauer, bevorzugt wenigstens eine Sekunde, in schneller Folge nacheinander die Konzentrationsänderungen, insbesondere in Form von wenigstens zwei zweidimensionalen Bildern unter Berücksichtigung der Abtast­ punkte und der Wellenlängen, erfaßt werden und daß durch simultane Bestim­ mung, insbesondere mittels Elektrokardiogramms, eine zeitliche Zuordnung der Konzentrationen der Substanzen zum Herzschlag durchgeführt wird.6. The method according to any one of claims 1 to 5, characterized in that for a predetermined period of time, preferably at least one second, in faster Follow the concentration changes one after the other, especially in the form of at least two two-dimensional images taking into account the scan points and the wavelengths can be detected and that by simultaneous determination measurement, in particular by means of an electrocardiogram, a temporal assignment of the Concentrations of substances for heartbeat is carried out. 7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Messung der Fließge­ schwindigkeit der die Substanzen enthaltenen Flüssigkeit durch Bestimmung einer Frequenzverschiebung des in der Flüssigkeit reflektierten Laserstrahls gemäß dem Doppler-Effekt erfolgt, dadurch gekennzeichnet, daß jede Zeile eines Bildes in schneller Folge, wenigstens zweimal abgetastet wird und erst danach in gleicher Weise die nächsten Zeilen abgetastet werden, daß an jedem Abtastpunkt entsprechend dem reflektierten Licht eine Anzahl N Meßwerte gebildet wird, wobei N eine ganze Zahl gleich oder größer 2 ist, und daß aus der zeitlichen Variation der derart gemessenen Intensität des reflektierten Lichts am jeweiligen Abtastpunkt die Doppler-Verschiebung berechnet und hieraus die Fließgeschwin­ digkeit an jedem Punkt des Rasterfeldes bestimmt wird.7. The method according to any one of claims 1 to 6, wherein the measurement of the flow speed of the liquid containing the substances by determination a frequency shift of the laser beam reflected in the liquid according to the Doppler effect, characterized in that each line has one Image in rapid succession, is scanned at least twice and only then in in the same way the next lines are scanned at every sampling point a number N measured values are formed in accordance with the reflected light, where N is an integer equal to or greater than 2, and that from the temporal Varying the intensity of the reflected light measured in this way on the respective Sampling point calculates the Doppler shift and from this the flow velocity is determined at every point of the grid. 8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Abtastung in wenigstens zwei Ebenen in unterschiedlicher Tiefe des Objekts (18) durchgeführt wird, wobei insbesondere ein Laser-Scanning-System mit konfokaler Anordnung zum Einsatz gelangt und wobei die Abtastung und Messung in wenigstens zwei unterschiedlichen Fokalebenen durchgeführt wird.8. The method according to claim 7, characterized in that the scanning is carried out in at least two planes at different depths of the object ( 18 ), in particular a laser scanning system with a confocal arrangement being used and wherein the scanning and measurement in at least two different focal levels is performed. 9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß durch die Wahl der Wellenlänge des Laserlichtes die Messung in unterschiedli­ chen Bereichen des Objektes (18) durchführbar ist, wobei bevorzugt zwei unter­ schiedliche Laserquellen (1, 2) zum Einsatz gelangen.9. The method according to any one of claims 1 to 8, characterized in that the measurement in various areas of the object ( 18 ) can be carried out by the choice of the wavelength of the laser light, preferably two different laser sources ( 1 , 2 ) being used . 10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Intensität des während der Abtastung, insbesondere entlang einer Linie, reflektierten Lichtes in festen Zeitabschnitten gemessen wird, wobei entlang der abgetasteten Linie eine Anzahl von M Meßwerten erfaßt und gespeichert wird, welche die reflektierten Lichtintensitäten an M individuellen Punkten entlang der abgetasteten Linie wiedergeben, wobei die Abtastung entlang der genannten Linie N mal in insbesondere gleichen zeitlichen Abständen durchgeführt wird, und daß nachfolgend für wenigstens eine weitere, bevorzugt parallele Linie entlang des Objektes diese Abtastung wiederholt wird.10. The method according to any one of claims 1 to 9, characterized in that the intensity of the during the scan, in particular along a line, reflected light is measured in fixed time intervals, along the scanned line a number of M measured values is recorded and stored, which the reflected light intensities at M individual points along the Play the scanned line, the scan along the above Line N times is carried out in particular at equal time intervals, and that subsequently for at least one further, preferably parallel line this scan is repeated along the object. 11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die pro abgetastete Linie erfaßte Matrix von M × N Meßwerten, enthaltend N Zeilen der örtlich aufgelösten sowie M Spalten der zeitlich aufgelösten reflektier­ ten Lichtintensität einer Spektralanalyse, insbesondere einer diskreten Fourier- Transformation unterworfen sind und hieraus die Frequenzverteilung der zeit­ lichen Schwankung der reflektierten Lichtintensität bestimmt wird, und daß aus der derart bestimmten Frequenzverteilung die Geschwindigkeitsverteilung der bewegten Teile der Flüssigkeit an dem jeweiligen Punkt des Objektes bestimmt wird.11. The method according to any one of claims 1 to 10, characterized in that the matrix of M × N measured values recorded per scanned line, containing N Rows of the spatially resolved and M columns of the temporally resolved reflecting th light intensity of a spectral analysis, especially a discrete Fourier Are subjected to transformation and from this the frequency distribution of time union fluctuation of the reflected light intensity is determined, and that from the frequency distribution of the frequency distribution determined in this way Moving parts of the liquid determined at the respective point of the object becomes. 12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, daß nach der Berechnung der typischen Fließgeschwindigkeit an jedem Punkt des abgetasteten zweidimensionalen Feldes des Objektes eine Matrix von M × L Geschwindigkeiten bestimmt wird, welche insbesondere nach Sichtbarmachung in einem Bild, örtlich aufgelöst die Fließgeschwindigkeit wiedergibt.12. The method according to any one of claims 1 to 11, characterized in that after calculating the typical flow rate at each point of the scanned two-dimensional field of the object a matrix of M × L Speeds is determined, which in particular after visualization in an image that shows the flow velocity in local resolution. 13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, daß die Erfassung der Meßwerte auf den Herzschlag synchronisiert wird.13. The method according to any one of claims 1 to 12, characterized in that the acquisition of the measured values is synchronized with the heartbeat. 14. Gerät zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, daß wenigstens zwei Laserquellen (1, 2) mit unter­ schiedlichen Wellenlängen (λ₁, λ₂) vorgesehen sind, welche mittels eines opti­ schen Elements (3) vereinigt werden, und daß der vereinigte Lichtstrahl (8) der Strahlablenkungsvorrichtung (12) zugeführt wird.14. An apparatus for performing the method according to any one of claims 1 to 13, characterized in that at least two laser sources ( 1 , 2 ) with different wavelengths (λ₁, λ₂) are provided, which are combined by means of an optical element ( 3 ) , and that the combined light beam ( 8 ) of the beam deflection device ( 12 ) is supplied. 15. Gerät nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen dem die Laserstrahlen (3, 4) vereinigenden optischen Element (6) und der Strahlab­ lenkungsvorrichtung (12) ein optisches Element (10) zur Trennung des vom Objekt (18) zurücklaufenden Lichtstrahles (20) vom gemeinsamen Lichtstrahl (8) vorgesehen ist und daß der getrennte Lichtstrahl entweder über ein optisches Element (22), welches die Trennung entsprechend den Wellenlängen (λ₁, λ₂) vornimmt, auf zwei Detektoren (26, 27) oder einem gemeinsamen Detektor (28) zugeführt wird.15. Apparatus according to claim 14, characterized in that between the laser beams ( 3 , 4 ) combining optical element ( 6 ) and the beam deflection device ( 12 ), an optical element ( 10 ) for separating the light beam returning from the object ( 18 ) ( 20 ) is provided by the common light beam ( 8 ) and that the separated light beam either via an optical element ( 22 ), which carries out the separation according to the wavelengths (λ₁, λ₂), on two detectors ( 26 , 27 ) or a common detector ( 28 ) is supplied. 16. Gerät nach Anspruch 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, daß das optische Element (6, 10) als ein halbdurchlässiger Spiegel oder als ein Spiegel mit wellen­ längenabhängiger Reflexion derart ausgebildet ist, daß er Licht mit einer Wellen­ länge größer als eine vorgegebene Wellenlänge reflektiert, jedoch Licht von einer Wellenlänge unterhalb dieser vorgegebenen Wellenlänge im wesentlichen unbe­ einflußt hindurchläßt, welche vorzugsweise auf einen zwischen den Wellenlängen (λ₁, λ₂) der beiden Laserquellen (1, 2) liegenden Wert festgelegt ist.16. Apparatus according to claim 14 or 15, characterized in that the optical element ( 6 , 10 ) is designed as a semitransparent mirror or as a mirror with wavelength-dependent reflection in such a way that it reflects light with a wavelength greater than a predetermined wavelength , but lets light of a wavelength below this predetermined wavelength essentially unaffected, which is preferably set to a value between the wavelengths (λ₁, λ₂) of the two laser sources ( 1 , 2 ). 17. Gerät zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 7 bis 13 oder nach wenigstens einem der Ansprüche 14 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß ein Laser-Scanning-System mit der Strahlablenkungsvorrichtung (12) zur periodischen Ablenkung des Laserstrahls in zwei zueinander senkrechten Rich­ tungen kombiniert mit einer Kontroll- und Steuerelektronik für die Durchfüh­ rung der Abtastung sowie die Bestimmung der Meßwerte vorgesehen ist und daß ein Computer zur Analyse der gewonnen Meßwerte vorgesehen ist.17. Apparatus for carrying out the method according to one of claims 7 to 13 or according to at least one of claims 14 to 16, characterized in that a laser scanning system with the beam deflection device ( 12 ) for periodically deflecting the laser beam in two mutually perpendicular directions tions combined with control and control electronics for performing the scanning and determining the measured values is provided and that a computer is provided for analyzing the measured values obtained. 18. Gerät nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß dem Linsensystem (16) zur Abbildung des abtastenden Laserstrahls auf das zu untersuchende Ob­ jekt (18) ein Fokussierelement zur Einstellung der Fokalebene zugeordnet ist, wobei zur Ablenkung der Strahlen zwei periodisch und synchron bewegte Spiegel zur Ablenkung des beleuchtenden Laserstrahl in zwei Dimensionen orthogonal zur optischen Achse vorgesehen sind. 18. Apparatus according to claim 17, characterized in that the lens system ( 16 ) for imaging the scanning laser beam on the object to be examined object ( 18 ) is assigned a focusing element for adjusting the focal plane, with two periodically and synchronously moving mirrors for deflecting the beams are provided for deflecting the illuminating laser beam in two dimensions orthogonal to the optical axis. 19. Gerät nach einem der Ansprüche 14 oder 18, dadurch gekennzeichnet, daß der zweite Spiegel mit hoher Frequenz (f) oszilliert und den Laserstrahl entlang einer Linie des untersuchten Objektes bewegt, wobei die Abtastung entlang der jeweiligen Linie des Objektes N mal erfolgt, wobei N eine ganze Zahl gleich oder größer 2 ist, wobei entlang der jeweiligen Linie für jeden der M Punkte N × die Messung in gleichen zeitlichen Abständen von 1/f erfolgt.19. Device according to one of claims 14 or 18, characterized in that the second mirror oscillates at high frequency (f) and along the laser beam a line of the examined object moves, the scanning along the each line of the object occurs N times, where N is an integer equal to or is greater than 2, N × being along the respective line for each of the M points Measurement takes place at equal time intervals of 1 / f. 20. Gerät nach einem der Ansprüche 14 bis 19, dadurch gekennzeichnet, daß der Mittelpunkt des zweiten Spiegels in der Mitte des Abstandes zwischen dem ersten Spiegel und dessen Drehachse angeordnet ist und daß die Strahlen vom ersten Spiegel direkt zum zweiten Spiegel und umgekehrt verlaufen und/oder daß der erste Spiegel über einen Arm mit seiner zugehörenden Drehachse gekoppelt ist, wobei die Länge des Armes im wesentlichen gleich groß wie der genannte Abstand ist.20. Device according to one of claims 14 to 19, characterized in that the center of the second mirror in the middle of the distance between the first mirror and its axis of rotation is arranged and that the rays from first mirror run directly to the second mirror and vice versa and / or that the first mirror is coupled via an arm to its associated axis of rotation , the length of the arm being substantially the same as that Distance is. 21. Gerät nach einem der Ansprüche 14 bis 20, dadurch gekennzeichnet, daß die M × N Meßwerte digitalisiert und in dem Computer gespeichert werden, wobei eine Matrix von M × N Meßwerten gespeichert wird, deren N-Zeilen ört­ lich aufgelöst und deren M-Spalten zeitlich aufgelöst die reflektierte Lichtintensi­ tät an den einzelnen Punkten entsprechen.21. Device according to one of claims 14 to 20, characterized in that the M × N measured values are digitized and stored in the computer, a matrix of M × N measured values is stored, the N lines of which are local and the M-columns, the reflected light intensity at the individual points. 22. Gerät nach Anspruch 21 dadurch gekennzeichnet, daß nach der Einspeiche­ rung der Orts-Zeit-Matrix für die Linie des Objektes mittels des ersten Spiegels der Laserstrahl im wesentlichen senkrecht zur Richtung der zunächst abgeta­ steten Linie auf wenigstens eine benachbarte Linie des Objekts (18) verschoben und entsprechend für diese Linie die Orts-Zeit-Matrix eingespeichert wird, wobei entsprechend der Anzahl L der abgetasteten Linien L-Matrizen mit jeweils M × N Meßwerten mittels des Rechners gespeichert und/oder ausgewertet werden.22. Apparatus according to claim 21, characterized in that after the storage of the local time matrix for the line of the object by means of the first mirror, the laser beam essentially perpendicular to the direction of the initially scanned line on at least one adjacent line of the object ( 18th ) is shifted and the local-time matrix is stored accordingly for this line, with L-matrices each having M × N measured values being stored and / or evaluated by the computer in accordance with the number L of lines scanned. 23. Gerät nach Anspruch 21 oder 22, dadurch gekennzeichnet, daß die Spektral­ analyse durch einen geeigneten Signalprozessor oder einen Hardware-mäßigen Fousiertransformator durchgeführt wird. 23. Apparatus according to claim 21 or 22, characterized in that the spectral analysis by a suitable signal processor or a hardware-based Fousier transformer is carried out.   24. Gerät nach einem der Ansprüche 14 bis 23, dadurch gekennzeichnet, daß ein Detektor (26-28) mit hoher Empfindlichkeit, insbesondere einer Avalanche- Fotodiode oder ein vergleichbarer hochempfindlicher Detektor vorgesehen ist.24. Device according to one of claims 14 to 23, characterized in that a detector ( 26-28 ) with high sensitivity, in particular an avalanche photodiode or a comparable highly sensitive detector is provided. 25. Gerät nach einem der Ansprüche 14 bis 24, dadurch gekennzeichnet, daß das optische System polarisations-empfindlich ausgelegt ist, wobei insbesondere eine linear polarisierte Laserquelle zum Einsatz gelangt oder unpolarisiertes Laserlicht mittels eines Polarisators linear polarisiert wird, und daß die Aus­ koppeleinrichtung gleichfalls polarisations-empfindlich derart ausgebildet ist, daß nur solches reflektiertes Licht, welches in einer zum beleuchteten Strahl um im wesentlichen 90° gedrehten Richtung linear polarisiert ist, zum Detektor (26-28) reflektiert wird, und/oder bevorzugt durch ein zusätzlich zwischen dem unter­ suchten Objekt (18) und dem Auskoppelelement angeordneten 1/4-Wellenlängen- Plättchen die Polarisationsrichtung des reflektierten Lichtes im Vergleich zur Polarisationsrichtung der Laserquelle um 90° gedreht wird.25. Device according to one of claims 14 to 24, characterized in that the optical system is designed sensitive to polarization, in particular a linearly polarized laser source is used or unpolarized laser light is linearly polarized by means of a polarizer, and that the coupling device is also polarized - is designed to be sensitive such that only such reflected light which is linearly polarized in a direction rotated by 90 ° to the illuminated beam is reflected to the detector ( 26-28 ), and / or preferably by an additional one between the one under investigation Object ( 18 ) and the decoupling element arranged 1/4 wavelength plate the polarization direction of the reflected light is rotated by 90 ° compared to the polarization direction of the laser source. 26. Gerät nach einem der Ansprüche 14 bis 25, dadurch gekennzeichnet, daß bei dem zweiten mit der Frequenz (f) bewegten Spiegel die Rücklaufzeit nach der Abtastung entlang einer Linie des Objektes zur Gewinnung von Daten genutzt wird, wobei für die jeweils abgetastete Linie eine zur ersten Orts-Zeit-Matrix zeitlich verschobene zweite Orts-Zeit-Matrix erfaßt wird, und daß die genannten beiden Orts-Zeit-Matrizen getrennt voneinander Fourier-transformiert und anschließend unter Berücksichtigung des Verschiebungssatzes der Fourier-Trans­ formation zu einem Gesamtspektrum kombiniert werden, wodurch insbesondere eine Verbesserung des Signal-/Rausch-Verhältnisses erzielt wird.26. Device according to one of claims 14 to 25, characterized in that in the second mirror moved with the frequency (f) the return time after the Scanning along a line of the object used to collect data is, with for the respective line scanned one to the first local-time matrix time-shifted second local-time matrix is recorded, and that the above two local-time matrices Fourier-transformed and then taking into account the Fourier-Trans displacement theorem formation can be combined to form an overall spectrum, which in particular an improvement in the signal-to-noise ratio is achieved. 27. Gerät nach einem der Ansprüche 14 bis 26, gekennzeichnet durch den Ein­ satz zur Laser-Doppler-Flowmetrie, wobei an jedem Punkt eines untersuchten Gebietes die gemessene Fließgeschwindigkeit mit dem Verhältnis der von unbe­ wegten Komponenten und der von bewegten Komponenten reflektierten Licht­ intensität multipliziert wird, wobei das Verhältnis aus der Analyse der Frequenz­ spektren gebildet wird.27. Device according to one of claims 14 to 26, characterized by the on Set for laser Doppler flowmetry, one being examined at each point Area the measured flow rate with the ratio of the unbe moved components and the light reflected by moving components intensity is multiplied, taking the ratio from the analysis of the frequency spectra is formed.
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