DE69116528T2

DE69116528T2 - Vorrichtung zur Messung der Blutströmung

Info

Publication number: DE69116528T2
Application number: DE69116528T
Authority: DE
Inventors: Muneharu Ishikawa; Ayafumi Taniji
Original assignee: Kowa Co Ltd
Current assignee: Kowa Co Ltd
Priority date: 1990-11-27
Filing date: 1991-11-25
Publication date: 1996-06-27
Anticipated expiration: 2011-11-26
Also published as: JPH04193158A; EP0488615B1; US5291885A; EP0488615A1; DE69116528D1; JP3035336B2

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Anwendungsbereich der Erfindung

Die Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zur Messung der Blutströmung und insbesondere auf eine Vorrichtung für das nichtinvasive Erhalten von Blutflußinformation innerhalb von in Vivo Gewebe.

Beschreibung des Standes der Technik

Laserdopplerapparate und Laserfleckvorrichtungen gibt es auf dem Markt als Vorrichtungen für das nichtinvasive Erhalten von Informationen über den Blutfluß. Diese messen die Blutflußfaktoren, indem ein Laserstrahl in den Blutstrom gerichtet wird, und indem Licht aufgenommen wird, das durch die Erythrocyten gestreut wird, die sich in dem Blut bewegen, und indem das Frequenzspektrum des aufgenommenen Lichtes analysiert wird und der Frequenzgradient bestimmt wird. Eine Vorrichtung, die auf diesem Verfahren basiert, ist beispielsweise in der japanischen Offenlegungsschrift Sho 60 (1 985)-203235 veröffentlicht.
Derartige herkömmliche Vorrichtungen verwenden eine laserstrahlaussendende Sonde und eine lichtaufnehmende Sonde, die beide aus optischen Fasern aufgebaut sind, und die Meßtiefe innerhalb des in Vivo Gewebes wird durch Einstellen der Entfernung zwischen den Sonden reguliert (s. Fujii et al., Messung des Blutflusses in der Haut unter Verwendung des Laserstrahlphänomens (V) (Japan Laser Medical Magazine), Vol. 6, No. 3 (Januar 1986)).
Ein Beispiel für die verwendete Anordnung wird in Fig. 4 dargestellt. Ein Laserstrahl wird von einer optischen Faser F1 in das in Vivo Gewebe P gerichtet und das gestreute Licht wird durch eine optische Faser F2 aufgenommen. Die Intensität des Lichtes, das von dem lichtaufnehmenden Faser aufgenommen wird, wird durch seine Entfernung von der strahlaussendenden Faser bestimmt.
Angenommen, daß das Gewebe ein perfekt lichtstreuernder Körper wäre, nimmt Fujil et al. die Intensität des Lichtes, das von der lichtaufnehmenden Faser F2 aufgenommen wird, an, wie es unten gezeigt wird (Fujii et al., Erfassung des Hautblutflusses unter Verwendung der Laserfleckphänomene (VII) (The Journal of Japan Societe for Laser Medicine), Band 7, Nr.3 (Januar 1987)).
Im = I Exp - (r1 + r2 .... (1)
wobei Im: Intensität des aufgenommenen Lichtes
I : Intensität des ausgestrahlten Strahles
: Koeffizient der Annäherung entsprechend der Absorption und der Streuung
r1: Entfernung zwischen der hinteren Oberfläche P1 der strahlprojezierenden Faser und lichtstreuenden Partikeln (Erythrocyten)
r2: Entfernung zwischen der hinteren Oberfläche P2 der lichtaufnehmenden Faser und den lichtstreuenden Partikeln (Erythrocyten).
Diese Gleichung ist die einer Ellipse, die ihre Brennpunkte an den Punkten P1 und P2 hat, wo das Licht eintritt und das Gewebe verläßt, und es kann gesehen werden, daß die Länge des Lichtpfades, bei der gestreutes Licht empfangen werden kann, mit der ansteigenden Entfernung zwischen den Punkten P1 und P2 ansteigt. Mit anderen Worten ausgedrückt kann Streulicht von tieferen Teilen des Gewebes bei einem Anstieg der Entfernung zwischen den optischen Fasern F1 und F2 aufgenommen werden.
Da diese herkömmliche Anordnung es verlangt, daß die opti schen Fasersonden in Kontakt mit dem Gewebe gebracht werden, im Hinblick dessen die Messung durchgeführt werden soll, ist sie dazu geeignet, daß sie unerwünschte Wirkungen auf den Patienten haben kann, z.B. daß er sich nicht wohl oder unbequem fühlt.
Das Scannen einer größeren Meßregion unter Verwendung der herkömmlichen Anordnung schließt die aufwendige Arbeit der wiederholten Positionierung der Meßsonden mit ein und verlangt darüber hinaus die Speicherung der Positionsinformation nach jeder Positionierung. Die Meßarbeit wird daher kompliziert und arbeitsaufwendig.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Ein Ziel der vorliegenden Erfindung ist daher, eine Vorrichtung zu schaffen, die dazu fähig ist, Blutflußinformation aus einer Tiefe innerhalb eines in vivo Gewebes in einer kontaktlosen Art und Weise zu erhalten, ohne die Verwendung von optischen Fasern od. dgl., die zur visuellen Darstellung der Meßregion fähig ist und es ermöglicht, Positionsinformation bezüglich eines großen Meßbereiches einfach und schnell während der Messung zu erhalten.
In Verbindung mit der vorliegenden Erfindung ist daher eine Vorrichtung zur Messung des Blutstromes vorgesehen, die umfaßt:
Ein scannendes optisches System zum Scannen einer Meßebene eines Lebendgewebes in einem gewünschten Muster mit einem Scannpunkt, der durch einen kohärenten Lichtstrahl gebildetwird;
ein lichtaufnehmendes optisches System, um ein Bild der Meßebene auf einer Bildebene in der Umgebung eines Punktes zu fokussieren, der mit einem Scannpunkt konjugiert ist, der durch das scannende optische System gebildet wird;
zumindest ein Fotodetektormittel, das an vorher bestimmten Positionen in der Umgebung des Punktes angeordnet ist, der mit dem Scannpunkt zur Messung des Streulichtes von dem Lebendgewebe konjugiert ist, um Informationen bezüglich des Blutflusses in einer Tiefe innerhalb des in Vivo Gewebes zu erhalten;
Videobild aufnehmendes Mittel, um ein sichtbares Bild der Meßebene zu empfangen und es in ein Videobild umzuwandeln und Bildüberlagerungsmittel, um die Information bezüglich der Position des Scannpunktes auf dem Videobild zu überlagern und das Resultat als ein zusammengesetzes sichtbares Bild zu zeigen, dadurch gekennzeichnet, daß das lichtaufnehmende System zumindest einen Teil der optischen Komponenten des scannenden optischen Systemes teilt und das zumindest ein Fotodetektormittel in der Bildebene ist und versetzt von dem Punkt, der mit dem scannenden Punkt konjugiert ist, angeord net ist, so daß die Tiefe des Meßbereiches von der Entfernung zwischen dem Punkt, der mit dem scannenden Punkt konjugiert ist und zumindest einem Fotodetektormittel bestimmt wird.
Die Vorrichtung für die Messung des Blutflusses gemäß der Erfindung ermöglicht die Durchführung der Messung von unterschiedlichen Daten in bezug auf den Blutfluß in einer Tiefe innerhalb des in Vivo Gewebes in einer völlig berührungslosen Art, die im Hinblick auf einen großen Meßbereich einfach und mit großer Geschwindigkeit durchgeführt werden kann, während die Meßposition auf dem sichtbaren Bild wiedergegeben wird und die ohne den Bedarf an mechanischer Positionierung durchgeführt werden kann.
Zusätzlich ist sie von der Struktur her einfach und kostengünstig herzustellen.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Die Ziele und Zwecke der vorliegenden Erfindung werden offensichtlicher bei einer Betrachtung der nachfolgenden detaillierten Beschreibung, die in Verbindung mit den begleitenden Figuren vorgenommen wird, bei denen
Fig. 1 eine pespektivische Ansicht einer Vorrichtung für die Messung des Blutflusses in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung ist,
Fig. 2 ist eine schematische Ansicht, um die Positionsbeziehung zwischen einem scannenden Punkt und Fotosensoren innerhalb der lichtaufnehmenden Ebene (Bildebene) der Vorrichtung zur Blutflußmessung von Fig. 1 zu beschreiben,
Fig. 3 ist eine Aufsicht, die die Positionsbeziehung zwischen einem Objekt und der lichtaufnehmenden Ebene (Bildebene) zeigt,
Fig. 4 ist ein Diagramm zur Beschreibung des herkömmlichen Meßverfahrens,
Fig. 5 ist ein Flußdiagramm der Vorgänge für die Bildüberlagerung und die
Fig. 6a sind Darstellungen, die die qualtitative Beziehung und 6b zwischen der Blutflußgeschwindigkeit und dem Fleckintensitätsleistungsspektrum zeigen.

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSARTEN

Die Erfindung wird nun im Detail anhand der bevorzugten Ausführungsform beschrieben, die in den Zeichnungen erläutert ist.
Fig. 1 zeigt eine Basisanordnung des optischen Systems einer Vorrichtung für die Messung des Blutflusses, die die vorliegende Erfindung verkörpert. Ein Laserstrahl, der von einer Laserlichtquelle 3 ausgestrahlt wird, gelangt durch das zentrale Loch eines perforierten Spiegels 4 und das Zentrum einer Linse 1, wird wiederum durch Spiegel 5a, 5b eines Galvanoscanners 5 reflektiert, der für die Durchführung des zweidimensionalen Scannens angeordnet ist, und scannt derart einen Meßbereich P.
Eine Laserlichtquelle, die einen Strahl nah-infraroten Lichtes ausstrahlt, wird verwendet, um so die Menge des Laserstrahllichtes zu minimieren, die von dem in Vivo Gewebe absorbiert wird. Der Meßbereich P wird weiterhin durch weißes Licht von einer nicht in den Figuren dargestellten Quelle beleuchtet.
Ein dichroitischer Spiegel 7 ist zwischen dem Galvanoscanner 5 und der Meßregion P angeordnet und leitet nah-infrarotes Licht weiter und reflektiert Licht anderer Wellenlängen in Richtung einer TV Kamera 8, um so der TV Kamera 8 zu ermöglichen, ein Bild des Meßbereiches P aufzunehmen.
Die TV Kamera 8 leitet das aufgenommene Bild der Meßregion P weiter (aus nicht nahem Infrarotlicht, das durch den dichroitischen Spiegel 7 reflektiert worden ist) zu einem Bildspeicher 14, um das Bild (Abbildung) von der TV Kamera 8 zu synthetisieren und ein Bild, das von einer lichtaufnehmenden Sektion 6 erhalten worden ist, die später beschrieben wird.
Da das in Vivo Gewebe, das die Meßregion P ausmacht, ein lichtstreuernder Körper ist, sendet es Streulicht aus. Das Streulicht von Blutpartikeln innerhalb der Blutgefäße des Gewebes wird zum Teil gestreut und zum Teil durch das Gewebe absorbiert.
Das durch das Gewebe gestreute Licht gelangt durch den dichroitischen Spiegel 7 und die Linse 1 und wird durch den perforierten Spiegel 4 durch eine Linse reflektiert, um ein Bild an einer Ebene der lichtaufnehmenden Sektion 6 auszubilden. Der perforierte Spiegel 4 ist zwischen den Linsen 1 und 2 angeordnet, um so zu verhindern, daß der Laserstrahl von der Laserstrahiquelle 3 den lichtaufnehmenden Bereich 6 erreicht.
Das Bildfokussiersystem wird durch die Linse 1, die Linse 2 und den perforierten Spiegel 4 gebildet und es ist notwendig, daß es eine Brennweite aufweist, die groß genug ist, um ein Bildwackeln aufgrund der Osziliation der Spiegel 5a, 5b zu ver meiden. Zu diesem Zweck ist daher die fokale Anordnung eingeführt worden, die in Fig. 3 dargestellt ist im Hinblick auf das lichtaufnehmende System an der fokalen Ebene und der Objektoberfläche. (Der Galvanoscanner 5 wird schematisch in Fig. 3 dargestellt.)
Ein Beispiel der Anordnung des lichtaufnehmenden Bereiches wird in Fig. 2 dargestellt.
Wie in dieser Figur dargestellt wird, sind die Fotosensoren a - d an Positionen angeordnet, die versetzt zu dem scan nenden Punkt vorgesehen sind. Im Unterschied zu einer herkömmlichen Vorrichtung zur Messung der Blutflüsse auf Basis eines Laserfleck- oder Laserdopplerprinzips verwendet die Vorrichtung zur Messung des Blutflusses gemäß dieser Erfindung keine optischen Fasersonden und daher wird die Tiefe des Meßbereiches durch die Entfernung an der lichtaufnehmenden Ebene (Bildebene) zwischen dem scannenden Punkt und den Fotosensoren a - d, der numerischen Öffnung der Linse 1 und dem Bereich der Sensoren bestimmt.
Die Anordnung der Sensoren an vier Stellen, wie es in Fig. 2 dargestellt ist, ist möglich, um Information von einem einzelnen scannenden Punktes an vier Punkten zu erhalten und dies reduziert die Meßzeit. Die Blutflußverteilung kann an unterschied lichen Tiefen durch Veränderung der Entfernung zwischen dem scannenden Punkt und den lichtaufnehmenden Punkten gemessen werden und die derart erhaltene Information kann z. B. auf einem Display 15 in der unten beschriebenen Art und Weise dargestellt werden.
Der Videobild (Abbildung) -Output durch die TV Kamera 8 und die Laserstrahlscannpositionsinformation, die von dem Galvanoseanner 5 erhalten werden, werden in dem Bildspeicher 14 synthetisiert, in Übereinstimmung mit den in Fig. 5 dargestellten Verfahrensschritten, und das Ergebnis ist die Ausgabe zu dem Display 15.
Die Verfahrensschritte aus Fig. 5 werden durch eine Steuereinheit 16 ausgeführt (die aus einem Computer od. dgl. besteht) zur allgemeinen Steuerung der Vorrichtung zur Blutflußmessung.
Das Verfahren beginnt mit Verfahrensschritt S1, bei dem der Bildoutput durch die TV Kamera 8 in den Bildspeicher 14 eingelesen wird. Im nachfolgenden Verfahrensschritt S2 wird die momentane laserstrahlscannende Position bestimmt aus der Positionssteuerungsinformation, die von dem Galvanoscanner 5 erhalten wird, wonach eine Berechnung im Verfahrensschritt S3 durchgeführt wird, um zu bestimmen, mit welcher Position innerhalb des Bildoutputs durch die TV Kamera 8 die scannende Position übereinstimmt.
Das Verfahren geht dann zu Verfahrensschritt S4 über, bei dem, basierend auf dem Ergebnis der Berechnung aus Verfahrensschritt S3, die Information, die die momentane scannende Position angibt (in der Form eines Punktes od. dgl.) auf dem TV Kamerabild in dem Bildspeicher 14 überlagert wird und das Ergebnis wird auf dem Display 15 abgebildet. Wenn eine Vielzahl von lichtaufnehmenden Elementen (Fotosensoren) auf dem lichtaufnehmenden Bereich 6 in der vorher beschriebenen Art und Weise angeordnet sind, werden diese entsprechenden Positionen ebenfalls abgebildet.
In dem darauffolgenden Verfahrensschritt S5 werden Blutflußdaten in einer später zu erläuternden Art und Weise gemessen und, wenn dies gewünscht wird, ebenfalls auf dem TV Kamerabild überlagert, das auf dem Display 15 erscheint.
Das Verfahren durchläuft dann die Verfahrensschritte S6 bis S8, um die Scannposition zu steuern, und wenn es eine Veränderung in der scannenden Position gibt, werden die Abläufe der Verfahrensschritte S1 bis S5 wiederholt.
In einer derartigen Anordnung wird der Strahl (Punkt) des Licht-Outputs durch die Laserstrahlquelle 3 mittels des Galvanoscanners 5 abgelenkt, um derart die Meßregion P zu scannen und das Streulicht von der Meßreg ion P gelangt zurück durch die Linsen 1 und 2 des scannenden optischen Systems, um ein Bild von dem Bereich in der Umgebung des seannenden Punktes auf dem Lichtaufnehmenden Bereich 6 zu bilden. Die vier Fotosensoren a - d, die auf dem lichtaufnehmenden Bereich 6 an vorher bestimmten Entfernungen von dem Bild des scannenden Punktes angeordnet sind, nehmen nur den Teil des Streulichtes auf, der ihre jeweiligen Positionen erreicht. Unter Verwendung der Abweichung dieses Streulichtes als die Hauptinformation bezüglich des Blutflusses an der vorher beschriebenen Tiefe wird es dann durch Analyse möglich, den Blutfluß innerhalb der Meßregion zu bestimmen.
Wenn ein Strahl verwendet wird, der Licht von mehr als einer Wellenlänge beinhaltet, können die Unterschiede zwischen den gestreuten Mengen der unterschiedlichen Wellenlängen des Lichtes als spektrale Information analysiert werden, um die Sauerstoffsättigung an vorher bestimmten Punkten innerhalb einer gegebenen Fläche zu bestimmen.
Andererseits wird es dort möglich, wo ein Strahl (Punkt) von einer Laserquelle in einer vorher bestimmten Art gescannt wird und die dynamischen spektralen Signale von den individuellen gescannten Punkten analysiert werden, die Blutflußgeschwindigkeitsverteilung bei einer gegebenen Tiefe innerhalb des in Vivo Gewebes zu bestimmen.
Da Verfahren zur Analyse der Sauerstoffsättigung und der Blutflußgeschwindigkeit bereits bekannt sind, werden die grundlegenden Prinzipien hier nur kurz beschrieben.
Die Sauerstoffsättigung wird bestimmt durch die Lichtmenge, die das Blut absorbiert. Das Lambert-Beer's Gesetz definiert die Extinktion A einer Lösung anhand des vorkommenden Lichtes Iin und des weitergeleiteten Lichtes Iout als
A = log(Iin /= out) = ECL (1)
wobei E der Extinktionskoeffizient bei der Wellenlänge des verwendeten Lichtes ist, C ist die Substanz-Konzentration, Iin ist die Menge an vorhandenem Licht, L ist die Länge des optischen Pfades und Iout ist die Mene an weitergeleitetem Licht.
Im Fall von Blut kann C in der vorher genannten Gleichung als die Hämoglobinkonzentration betrachtet werden, da die Extinktion beinahe ganz Hämoglobin zugerechnet wird.
Der Koeffizient der Extinktion von Hämoglobin variiert mit der Sättigung S und der Wellenlänge wie folgt:
E = Er - S (Er - Eo)
wobei Er und Eo die Extinktionskoeffizienten sind, wenn S = O und S = 1.
Wo A&sub1; und A&sub2; die Extinktionen bei den Wellenlängen λ1 und λ2 sind
A&sub1;/CL&sub1; = E&sub1; = Er&sub1; - S (Er&sub1; - Eo&sub1;)
A&sub2;/CL&sub2; = E&sub2; = Er&sub2; - S (Er&sub2; - Eo&sub2;)
Wenn die Länge des optischen Pfades die gleiche für beide Wellenlängen ist
L = L&sub1; = L&sub2;
und wenn die Extinktionsbeziehung R für 1 und 2 ausgedrückt werden kann als
R = (A&sub1;/A&sub2;) = { Er1 - S (Er1 - E&sub0;&sub1;) }/{ Er2 - S (Er2 - Eo2 ) }
Die Sauerstoffsättigung 5 kann daher ausgedrückt werden als
S = {Er1 - Rer2}/{(Er1 - Eo1 ) - R(Er2 - Eo2 )}
wobei die Sauerstoffsättigung von der Beziehung der Extinktionen bei zwei verschiedenen Wellenlängen erhalten werden kann.
Die Sauerstoffsättigung kann daher durch das Bestrahlen des Gewebes mit Licht von zwei verschiedenen Wellenlängen in der vorher gesagten Art bestimmt werden.
Die Blutflußgeschwindigkeit wird gemessen unter Verwendung der Tatsache, daß, wenn Erythrocyten mittels eines Laserstrahles bestrahlt werden, die Frequenz, bei der die Intensität des dadurch gestreuten Lichtes in einer Funktion ihrer Geschwindigkeit variiert. Das Licht, das durch Erythrocyten gestreut wird, die sich innerhalb eines in Vivo Blutgefäßes bewegen, bildet etwas aus, das als "siedendes Fleck" Muster bezeichnet wird. Es ist bekannt, daß, wenn die lntensitätsreaktion derartiger Fleckenfrequenz analysiert wird, im Hinblick auf eine gegebene lichtaufnehmende Region auf der Gewebeoberfläche herausgefunden wird, daß die Geschwindigkeit der Erythrocyten einen Bezug hat zu der Verteilung des Leistungsspektrums, das in den Fig. 6a und 6b dargestellt wird. Wenn die Erythrozytengeschwindigkeit hoch ist, erstreckt sich die spektrale Verteilung zu höheren Frequenzen. Indem diese Tatsache verwendet wird, wird die Blutflußgeschwindigkeit aus dem Gradient des Leistungsspektrums bestimmt. Nohira, Shintomi, Ohura, Fujii, Asakura et al. bestimmten die Blutflußgeschwindigkeit durch das Auffinden der Beziehung der absoluten Werte von 40 Hz und 640 Hz Signalen. (S. beispielsweise "Erfassung des Hautblutflusses unter Verwendung der Laserfleckphänomene (III) und (IV), The Journal of Japan Society for Laser Medicine, Band 5, Nr.3).
Da der Galvanoscanner 5 sowohl für das Scannen als auch als Teil der das Licht aufnehmenden Systemes verwendet wird, wird das aufgenommene Lichtfeld simultan mit dem scannenden Punkt gescannt. Die Ausführungsform der Erfindung, die vorher beschrieben worden ist, wird beispielsweise dadurch gekennzeichnet, daß der scannende Punkt und Fotosensoren als ein kombiniertes Paar angeordnet werden können, um kontaktlos mit den Fotosensoren zu scannen, die in einem festen Intervall verbleiben, wodurch es möglich wird, den Meßpunkt während der visuellen Beobachtung der Meßregion auf dem Display 15 zu positionieren. Mit der strahlaussendenden Faser und der strahlaufnehmenden Faser des herkömmlichen Apparates zur Messung der Blutgeschwindigkeit, auf die bereits bezug genommen worden ist, ist es nicht möglich, die gemessenen Ergebnisse mit der Meßpunkt-Positionsinformation zu kombinieren, selbst wenn die Messung an einer großen Anzahl von Punkten durchgeführt wird. Im Gegensatz dazu ermöglicht es die Vorrichtung zur Blutflußmessung entsprechend der vorliegenden Erfindung, Blutfluß und Sauerstoffsättigungsinformation einschl. Positionsinformation zu liefern.
Im Unterschied zu herkömmlichen Vorrichtungen dieser Art wird diese Messung ermöglicht, während ein völlig kontaktloses Positionsscannen durchgeführt wird.
Nachdem das Objekt, an dem die Messung durchzuführen ist, und der lichtaufnehmende Apparat positioniert worden sind, wird es durch das Laserstrahlscannen möglich, die Messung einfach und schnell durchzuführen, während ein großer Meßbereich visuell beobachtet werden kann. In der vorgehend beschriebenen Ausführungsform ermöglicht die gleichzeitige Messung der Streulichtdaten, die mit einem einzelnen scannenden Punkt an vier lichtaufnehmenden Punkten verbunden sind (mehreren, wenn die Anzahl der Sensoren vergrößert wird) die Durchführung der Messung bei einer hohen Geschwindigkeit.
Da das scannende optische System und das lichtaufnehmende optische System einige Komponenten zusammen verwenden, wird zusätzlich die Vorrichtung in ihrer Struktur einfacher und entsprechend weniger teuer in der Herstellung.
Während in der vorgehend beschriebenen Ausführungsform die lichtaufnehmende Sektion vier Fotosensoren aufweist, die um den scannenden Punkt als das Zentrum herum angeordnet waren, kann die Anzahl der Fotosensoren und deren Lokalisierung unterschiedlichster Art verändert werden entsprechend der gewünschten Meßtiefe u. dgl. Es ist ebenfalls möglich, die Fotosensoren der lichtaufnehmenden Sektion als eine Fotovervielfältigerröhre auszubilden, die mit einer Maske ausgestattet ist, um eine Vielzahl von lichtaufnehmenden Positionen zu definieren. Mit dieser Anordnung kann die Anzahl und die Positionen der Fotosensoren in einfacher Weise durch Verwendung unterschiedlicher Masken verändert werden.

Claims

1. Vorrichtung zur Messung der Blutströmung, umfassend:

ein scannendes optisches System (1, 5) zum Scannen einer Meßebene (P) eines Lebendgewebes in einem gewünschten Muster mit einem Scannpunkt, der durch einen kohärenten Lichtstrahl (3) gebildet wird;

ein lichtaufnehmendes optisches System (1, 2, 4, 5, 6) um ein Bild der Meßebene auf einer Bildebene (6) in der Umgebung eines Punktes zu fokussieren, der mit einem Scannpunkt konjugiert ist, der durch das scannende optische System gebildet wird;

zumindest einem Photodetektormittel (a, b, c, d), das an vorher bestimmten Positionen in der Umgebung des Punktes angeordnet ist, der mit dem Scannpunkt zur Messung des Streulichtes von dem Lebendgewebe konjugiert ist, um Informationen bezüglich des Blutflusses in einer Tiefe innerhalb des in Vivo Gewebes zu erhalten;

Video -Bild aufnehmendes Mittel (8), um ein sichtbares Bild der Meßebene zu empfangen und es in ein Videobild umzuwandeln und

Bildüberlagerungsmittel (14), um die Information bezüglich der Position des Scannpunktes auf dem Videobild zu übelagern und das Resultat als ein zusammengesetztes sichtbares Bild zu zeigen; dadurch gekennzeichnet, daß das lichtaufnehmende System zumindest einen Teil der optischen Komponenten (5) des scannenden optischen Systemes teilt und das zumindest ein Fotodetektormittel (a, b, c, d) in der Bildebene (6) ist und versetzt von dem Punkt, der mit dem scannenden Punkt konjugiert ist, angeordnet ist, so daß die Tiefe des Meßbereiches von der Entfernung zwischen dem Punkt, der mit dem scannenden Punkt konjugiert ist, und zumindest einem Fotodetektormittel (a, b, c, d) bestimmt wird.

2. Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei das lichtaufnehmende optische System (1, 2, 4, 5, 6) eine fokussierende Linse (1) enthält, deren numerische Öffnung ebenfalls ein Faktor ist, der die Meßtiefe bestimmt.

3. Vorrichtung gemäß Anspruch 1 oder 2, wobei das scannende optische System einen Galvanoscanner (5) einschließt, der von dem lichtaufnehmenden optischen System geteilt wird und Information bezüglich der Position des scannenden Punktes herstellt.

4. Vorrichtung gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sie weiter lichtauffeilende Mittel (7) umfaßt, die zwischen dem scannenden optischen System und dem Gewebe angeordnet sind, um die Wellenlänge des Laserstrahles zu dem lichtaufnehmenden optischen System zu übermitteln und um Licht anderer Wellenlängen in Richtung des Video-Bild aufbauenden Mittels zu reflektieren.

5. Vorrichtung gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sie weiterhin Mittel zum Anzeigen der Position des Fotodetektormitteis auf dem überlagerten Bild aufweist.

6. Vorrichtung gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sie weiterhin Mit tel für die Berechnung der Sauerstoffsättigung des Blutes in einer Tiefe innerhalb des Gewebes auf der Basis der Erythrocyten Lichtabsorption aufweist, die durch das Scannen einer zweidimensionalen Meßebene des Gewebes mit dem scannenden Punkt bestimmt wird und durch Messung der Intensität des Streulichtes an vorher bestimmten Positionen in der Umgebung des Bildpunktes, der mit dem scannenden Punkt konjugiert ist.

7. Vorrichtung gemäß einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß sie weiterhin Mittel für die Berechnung für der Verteilung der zwei dimensionalen Erythrocytenflußgeschwindigkeit bei einer gegebenen Tiefe innerhalb des Gewebes umfaßt, indem eine zweidimensionale Meßebene des Gewebes mit dem scannenden Punkt abgescannt wird, durch Messung der Variation in der Intensität des Streulichtes an vorbestimmten Positionen in der Umgebung des Bildpunktes, der mit dem scannenden Punkt konjugiert ist, und durch Analyse des Meßergebnisses.