DE19838606A1 - Method for non=invasive measurement of localised cerebral blood flow - Google Patents

Method for non=invasive measurement of localised cerebral blood flow

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DE19838606A1
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    • A61B8/0808—Detecting organic movements or changes, e.g. tumours, cysts, swellings for diagnosis of the brain

Abstract

The method involves irradiating at least one part of the skin with laser radiation and detecting radiation back-scattered out of the tissue. The intensity (I) of the detected radiation as a function of time, t, and of a time delay, tau , is correlated using the expression I(t)I(t - tau )>/ I(t)><2> and is then fit to a function of the from a + bexp - psi tau <\>2, where a, b and psi are time-independent parameters. The square of gamma is calculated, and is interpreted to be proportional to the mean frequency of a Doppler frequency spectrum, produced by the scattering of the light from the blood corpuscles. This value is used to calculate the blood velocity.

Description

Neben der Blutoxygenierung und dem Blutvolumen stellt die Blutflußgeschwindigkeit eine bestimmende Größe zur Beurtei­ lung der Sauerstoffversorgung von Gewebe dar. In vielen kli­ nischen Situationen hängt der Therapieerfolg von der raschen und sicheren Diagnostik der Sauerstoffversorgung ab.In addition to blood oxygenation and blood volume, the Blood flow rate is a determining factor for assessment development of tissue oxygenation. In many kli The therapeutic success depends on the rapid situation and safe diagnostics of the oxygen supply.

Die Messung der lokalen Gehirndurchblutung kann besondere Be­ deutung im Zusammenhang mit der (Differential-)Diagnose des Schlaganfalls erhalten: Für die Behandlung, die möglichst bald einsetzen soll, ist die erste und wichtigste Informati­ on, ob es sich bei dem Ereignis um einen Hirninfarkt mit Ver­ schluß einer Arterie und Sauerstoffmangel (Ischämie) oder um eine durch ein geplatztes Blutgefäß verursachte Hirnblutung (Hämorrhagie) handelt. Derzeit ist für die Differenzierung zwischen Ischämie und Hämorrhagie mindestens eine CT-Aufnahme (Computertomographie) erforderlich. Das Maß, in dem ein Ver­ schluß einer Arterie die Sauerstoffversorgung einer Gehirnre­ gion verringert, hängt vom Abstand vom Infarkt und der Ver­ sorgung über andere Arterien ab. Entsprechend gibt es Berei­ che, die nach dem Infarkt in wenigen Minuten irreversibel ab­ sterben, und Bereiche, die innerhalb eines kritischen Zeit­ raums gerettet werden können.The measurement of local brain blood flow can be special interpretation in connection with the (differential) diagnosis of Stroke received: For treatment, if possible Should start soon, is the first and most important information on whether the event was a cerebral infarction with ver closure of an artery and lack of oxygen (ischemia) or around a bleeding from the brain caused by a ruptured blood vessel (Hemorrhage). Is currently for differentiation at least one CT scan between ischemia and hemorrhage (Computed tomography) required. The degree to which a ver an artery is deprived of oxygen to a brain gion decreases depends on the distance from the infarct and the ver supply through other arteries. Accordingly, there is area che that irreversibly subsided in a few minutes after the infarction die, and areas within a critical time can be saved.

Nichtinvasive Verfahren zur Detektion von lokalen Hirnblutun­ gen (Hämatomen und Hämorrhagien) sind die Röntgen-Computer­ tomographie (CT) und Magnetresonanz-Abbildung (MRI). MRI eig­ net sich auch zur Messung der lokalen Blutoxygenierung. Der lokale kapillare Blutfluß kann durch Positron-Elektron-Tomo­ graphie (PET) bestimmt werden. Ultraschall (US) mißt den Blutfluß in den versorgenden Gefäßen (Arterien und Venen), jedoch nicht den kapillaren Blutfluß im Gewebe selbst, ist also zur Beurteilung der Gewebeversorgung nicht oder nur mä­ ßig geeignet.Non-invasive method for the detection of local brain hemorrhage genes (hematomas and hemorrhages) are the x-ray computers tomography (CT) and magnetic resonance imaging (MRI). MRI proper is also useful for measuring local blood oxygenation. The local capillary blood flow can be through positron electron tomo graphie (PET) can be determined. Ultrasound (US) measures that Blood flow in the supplying vessels (arteries and veins), but not the capillary blood flow in the tissue itself  So to assess the tissue supply not or only mea very suitable.

CT, MRI und PET werden mit Großgeräten durchgeführt, die nicht portabel sind, d. h. sie können weder im Ambulanzwagen des Notarztes noch am Krankenbett eingesetzt werden. Alle Verfahren weisen eine gewisse Invasivität auf, die sie für das kontinuierliche Monitoring als ungeeignet macht: bei CT durch Röntgenemission, bei MRI durch Hochfrequenzpulse hoher Leistung und Kontrastmittel, bei PET durch radioaktive Tracer kurzer Halbwertszeit.CT, MRI and PET are performed using large devices that are not portable, d. H. you can neither in the ambulance of the emergency doctor can still be used at the bedside. All Procedures have a certain invasiveness that they are for makes continuous monitoring unsuitable: with CT through X-ray emission, with MRI through high-frequency pulses higher Performance and contrast medium, with PET through radioactive tracers short half-life.

Als nichtinvasives, portables und kontinuierliches Verfahren zur Messung der lokalen Blutoxygenierung und des Blutvolumens am Cortex ist das Verfahren der Infrarot-Transmissions-Spek­ troskopie (NIR) bekannt (D. A. Benaron, "Optical imaging re­ born with technical advances" in Diagnostic Imaging January 1994, 69-76 (1994); M. Cope, D. T. Delpy, "System for long­ term measurement of cerebral blood and tissue oxygenation on newborn infants by near infrared transillumination" in Med. & Biol. Eng. & Comput. 26, 289-294 (1988); A. Villringer, J. Planck, C. Hock, L. Schleinkofer, U. Dimagl, "Near infra­ red spectroscopy (NIRS): a new tool to study hemodynamic changes during activation of brain function in human adults" in Neuroscience Letters 154, 101-104 (1993); G. Gratton, J. S. Maier, M. Fabiani, W. W. Mantulin, E. Gratton, "Feasibil­ ity of intracranial near infrared optical scanning" in Psy­ chophysiology 31, 211-215 (1994)).As a non-invasive, portable and continuous procedure for measuring local blood oxygenation and blood volume at the cortex is the process of infrared transmission spectra microscopy (NIR) known (D.A. Benaron, "Optical imaging right born with technical advances "in Diagnostic Imaging January 1994, 69-76 (1994); M. Cope, D. T. Delpy, "System for long term measurement of cerebral blood and tissue oxygenation on newborn infants by near infrared transillumination "in Med. & Biol. Eng. & Comput. 26: 289-294 (1988); A. Villringer, J. Planck, C. Hock, L. Schleinkofer, U. Dimagl, "Near infra red spectroscopy (NIRS): a new tool to study hemodynamic changes during activation of brain function in human adults " in Neuroscience Letters 154, 101-104 (1993); G. Gratton, J. S. Maier, M. Fabiani, W. W. Mantulin, E. Gratton, "Feasibil ity of intracranial near infrared optical scanning "in Psy chophysiology 31, 211-215 (1994)).

Es gibt bislang kein Verfahren zur nichtinvasiven, portablen und kontinuierlichen Messung des kortikalen kapillaren Blut­ flusses. Das Verfahren der Laser-Doppler-Spektroskopie (LDS) ist im Prinzip in der Lage, kapillaren Blutfluß zu messen. Die Methode wird an Gewebeoberflächen mit einer Eindringtiefe kleiner 3 mm in der klinischen Praxis eingesetzt (G.E. Nils­ son, T. Tenland, P. Å. Öberg, "Evaluation of a Laser Doppler Flowmeter for Measurement of Tissue Blood Flow" in IEEE Trans. Biomed. Eng. BME-27, 597-604 (1980)). Messungen am Cortex erfordern jedoch Eindringtiefen von 15 bis 30 mm. Sol­ che Eindringtiefen erfordern eine Separation der Optroden (Lichtquelle bzw. Lichtdetektor) von 25 bis 60 mm. Bei LDS ist die detektierte Lichtintensität dadurch extrem klein, kann aber durch die Technik der Einzelphotonen-Zählung nutz­ bar gemacht werden.So far there is no method for non-invasive, portable and continuous measurement of cortical capillary blood river. The Laser Doppler Spectroscopy (LDS) process is in principle able to measure capillary blood flow. The method is used on tissue surfaces with a depth of penetration less than 3 mm used in clinical practice (G.E. Nils son, T. Tenland, P. Å. Öberg, "Evaluation of a Laser Doppler Flowmeter for Measurement of Tissue Blood Flow "in IEEE  Trans. Biomed. Closely. BME-27, 597-604 (1980)). Measurements on Cortex, however, require penetration depths of 15 to 30 mm. Sol penetration depths require a separation of the optrodes (Light source or light detector) from 25 to 60 mm. At LDS the detected light intensity is extremely small, but can be used by the technique of single photon counting be made cash.

LDS mit 15 bis 30 mm mittlerer Eindringtiefe wurde beschrie­ ben in der Veröffentlichung von G. Sölkner, G. Mitic, R. Loh­ wasser, "Monte Carlo simulations and laser Doppler flow mea­ surements with high penetration depth in biological tissueli­ ke head phantoms" in Applied Optics 36, 5647-5654 (1997). Darin werden Monte-Carlo-Simulationen beschrieben, mit denen Doppler-Frequenzspektren aus Gewebeuntersuchungen mittels La­ ser-Doppler-Spektroskopie auch bei extrem geringer Photonen­ dichte ausgewertet werden können. Die Dopplerverschiebungen, die jedes Photon längs des von ihm zurückgelegten Weges er­ fährt, werden addiert, so daß man die Anzahl der Photonen an in dem diskreten Doppler-Frequenzbereich der Breite Δf um nΔf erhält. Das diskrete Doppler-Frequenz-Leistungsspektrum kann dann als Faltung berechnet werden:
LDS with a mean penetration depth of 15 to 30 mm was described in the publication by G. Sölkner, G. Mitic, R. Lohwasser, "Monte Carlo simulations and laser Doppler flow mea surements with high penetration depth in biological tissueli ke head phantoms" in Applied Optics 36, 5647-5654 (1997). This describes Monte Carlo simulations with which Doppler frequency spectra from tissue examinations can be evaluated using laser Doppler spectroscopy, even with extremely low photon density. The Doppler shifts that each photon travels along the path it travels are added so that the number of photons in the discrete Doppler frequency range of width Δf around nΔf is obtained. The discrete Doppler frequency power spectrum can then be calculated as a convolution:

(Der Proportionalitätsfaktor c faßt Normalisierungsfaktoren zusammen und berücksichtigt den Grad an Kohärenz der hetero­ dynen oder homodynen Detektion der Dopplerverschiebungen; N ist die Gesamtanzahl der Frequenzkanäle). Das tatsächlich ge­ messene Frequenzspektrum ist die Fouriertransformierte der Intensitätsautokorrelationsfunktion g2(τ) = I(t)I(t+τ)/I2, die mit der Feldautokorrelationsfunktion
(The proportionality factor c summarizes normalization factors and takes into account the degree of coherence of the heterodyne or homodyne detection of the Doppler shifts; N is the total number of frequency channels). The actually measured frequency spectrum is the Fourier transform of the intensity autocorrelation function g 2 (τ) = I (t) I (t + τ) / I 2 , that with the field autocorrelation function

verknüpft ist.is linked.

(P ist die Wahrscheinlichkeitsverteilung dafür, daß die Weglänge des Photons im Streumedium s ist; l* = mittlere freie Weglänge; k0 = Wellenvektor des Lichtes; der Ausdruck in spit­ zen Klammern ist das mittlere Quadrat der örtlichen Verschie­ bung einer Streupartikel während der Zeit τ). Es gilt die Be­ ziehung g2(τ) = 1 + β|g1(τ)|2. Die Konstante β hängt von der De­ tektorkohärenz ab.(P is the probability distribution that the path length of the photon in the scattering medium is s; l * = mean free path length; k 0 = wave vector of light; the expression in angle brackets is the mean square of the local displacement of a scattering particle over time τ). The relationship g 2 (τ) = 1 + β | g 1 (τ) | applies 2nd The constant β depends on the detector coherence.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, eine Möglichkeit zur nichtinvasiven, portablen und kontinuierlichen Messung des kortikalen kapillaren Blutflusses anzugeben.The object of the present invention is a possibility for non-invasive, portable and continuous measurement of the cortical capillary blood flow.

Diese Aufgabe wird mit dem Verfahren mit den Merkmalen des Anspruches 1 bzw. mit der Vorrichtung mit den Merkmalen des Anspruches 8 gelöst. Ausgestaltungen ergeben sich aus den ab­ hängigen Ansprüchen.This task is accomplished with the method with the characteristics of Claim 1 or with the device with the features of Claim 8 solved. Refinements result from the pending claims.

Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren ist es möglich, den loka­ len kapillaren Blutfluß am Cortex durch Laser-Doppler-Spek­ troskopie zu bestimmen mit einer Separation der Optroden von 25 mm bis 60 mm, vorzugsweise 30 mm bis 60 mm, entsprechend einer Eindringtiefe ins Gewebe von etwa 15 bis 30 mm. Als Lichtquelle wird ein Laser verwendet, der vorzugsweise ampli­ tuden- und frequenzstabilisiert ist und dessen Strahlung vor­ zugsweise eine Wellenlänge besitzt, die nahe am Absorptions­ minimum der wichtigsten Chromophore im Gewebe liegt, im all­ gemeinen im Bereich von 700 nm bis 900 nm. Das sind insbeson­ dere Desoxy- und Oxyhämoglobin sowie Fett und Wasser. Einzel­ photonen werden detektiert und zeitlich korreliert. Die Fou­ riertransformation der so gewonnenen Intensitäts-Autokorrela­ tionsfunktion g2(t) (entsprechend der in der Einleitung zi­ tierten Veröffentlichung) ergibt das Doppler-Frequenzspektrum S(f). Die Information über den mittleren Blutfluß im vom Licht durchstrahlten Integrationsvolumen ist sowohl in der Intensitätsautokorrelationsfunktion wie auch im Doppler- Frequenzspektrum enthalten.With the method according to the invention, it is possible to determine the local capillary blood flow at the cortex by laser Doppler spectroscopy with a separation of the optrodes of 25 mm to 60 mm, preferably 30 mm to 60 mm, corresponding to a depth of penetration into the tissue of approximately 15 to 30 mm. A laser is used as the light source, which is preferably amplitude and frequency stabilized and whose radiation preferably has a wavelength that is close to the absorption minimum of the most important chromophores in the tissue, generally in the range from 700 nm to 900 nm in particular deoxy- and oxyhemoglobin as well as fat and water. Single photons are detected and correlated in time. The Fourier transformation of the intensity autocorrelation function g 2 (t) obtained in this way (corresponding to the publication cited in the introduction) gives the Doppler frequency spectrum S (f). The information about the mean blood flow in the integration volume irradiated by the light is contained both in the intensity autocorrelation function and in the Doppler frequency spectrum.

Erfindungsgemäß erfolgt die Ermittlung eines relativen Wertes der mittleren Blutflußgeschwindigkeit auf eine der drei fol­ genden Weisen:
According to the invention, a relative value of the mean blood flow rate is determined in one of the following three ways:

  • A) aus der Intensitätsautokorrelationsfunktion g2(t) durch
    • 1. Anpassen einer Funktion g2(t) = a + b.exp[-γ√t], so daß sich für den Mittelwert der Dopp­ ler-Frequenz ergibt ≈ γ2;
    • 2. Anpassen einer Funktion g2(t) = a + b/(1+ γ tc), c ≈ 1.2, so daß sich für den Mittelwert der Doppler-Frequenz ergibt ≈ γ1/c;
    A) from the intensity autocorrelation function g 2 (t)
    • 1. Adapting a function g 2 (t) = a + b.exp [-γ√t], so that for the mean value of the double frequency results ≈ γ 2 ;
    • 2. Adjusting a function g 2 (t) = a + b / (1+ γ t c ), c ≈ 1.2, so that the mean value of the Doppler frequency is ≈ γ 1 / c ;
  • B) aus dem Doppler-Frequenzspektrum S(f) durch Anpassen mit der Funktion
    logS() = c + β , so daß sich für den Mittelwert der Doppler- Frequenz ergibt ≈ ß-1.    B) from the Doppler frequency spectrum S (f) by fitting with the function
    logS () = c + β, so that the mean value of the Doppler frequency is ≈ ß -1 .

Die Vorteile dieser Methoden gegenüber der in der Literatur beschriebenen Ermittlung einer der mittleren Blutflußge­ schwindigkeit proportionalen mittleren Doppler-Frequenz aus dem gemessenen Frequenzspektrum S() sind:
Die ermittelte Blutflußgeschwindigkeit unterliegt nicht mehr dem Einfluß von Rauschanteilen bei sehr niedriger Frequenz (1/f-Rauschen) bzw. hoher Frequenz (gegeben durch z. B. ther­ mische Bewegung der Streupartikel, sogenannte Brownsche Mole­ kularbewegung).The advantages of these methods compared to the determination of a mean Doppler frequency proportional to the mean blood flow rate from the measured frequency spectrum S () are as follows:
The blood flow rate determined is no longer subject to the influence of noise components at very low frequency (1 / f noise) or high frequency (given, for example, by thermal movement of the scattering particles, so-called Brownian molecular movement).

Die ermittelte Blutflußgeschwindigkeit ist unabhängig von der Wahl des zur Berechnung herangezogenen Frequenzfensters. Wer­ te verschiedener Frequenzfenster sind unmittelbar miteinander vergleichbär. Die in A) und B) angegebenen Anpaß-Funktionen wurden empirisch aus einer Vielzahl von Messungen an Gewebe­ modellen (Phantomen) und an Probanden ermittelt.The blood flow rate determined is independent of the Selection of the frequency window used for the calculation. Who te different frequency windows are directly with each other comparable. The adjustment functions specified in A) and B) have been empirically derived from a variety of measurements on tissue models (phantoms) and determined on test subjects.

Das erfindungsgemäße Verfahren, das die Laser-Doppler-Spek­ troskopie nutzt, kann zur Messung der Sauerstoffsättigung des Blutvolumens und weiterer Substanzen mit dem Lichtabsorpti­ onsverfahren kombiniert werden. Das wird weiter unten be­ schrieben.The inventive method, the laser Doppler spec troscopy can be used to measure the oxygen saturation of the Blood volume and other substances with the light absorber ons procedure can be combined. This will be discussed below wrote.

Es folgt eine genauere Beschreibung von Ausführungsbeispielen des erfindungsgemäßen Verfahrens anhand der Fig. 1 bis 9. The following is a more detailed description of exemplary embodiments of the method according to the invention with reference to FIGS. 1 to 9.

Fig. 1 zeigt eine Prinzipskizze einer auf einen Schädel auf­ gebrachten Vorrichtung zur Ausführung des Verfahrens. Fig. 1 shows a schematic diagram of a device placed on a skull for carrying out the method.

Fig. 2 zeigt eine Gesamtansicht einer erfindungsgemäßen Ap­ paratur. Fig. 2 shows an overall view of an apparatus according to the invention.

Fig. 3 zeigt eine mögliche Anordnung der Detektoren der Ap­ paratur. Fig. 3 shows a possible arrangement of the detectors of the ap parature.

Fig. 4 zeigt eine mögliche Anordnung von Emittern und Detek­ toren der Apparatur. Fig. 4 shows a possible arrangement of emitters and detectors of the apparatus.

Fig. 5 zeigt eine Prinzipskizze für eine Apparatur zur kom­ binierten Messung von Blutfluß und Blutoxygenierung. Fig. 5 shows a schematic diagram for an apparatus for combined measurement of blood flow and blood oxygenation.

Fig. 6 zeigt eine Prinzipskizze gemäß Fig. 1 für eine Kom­ bination des Verfahrens mit der Aufnahme eines Elektroenze­ phalogramms. Fig. 6 shows a schematic diagram of FIG. 1 for a combination of the method with the inclusion of an electroence phalogram.

Fig. 7 zeigt einen Ausschnitt aus Fig. 6 in Aufsicht. Fig. 7 shows a section of Fig. 6 in supervision.

Fig. 8 zeigt eine Prinzipskizze gemäß Fig. 1 für eine Kom­ bination des Verfahrens mit der Aufnahme eines US-Signales. Fig. 8 shows a schematic diagram of FIG. 1 for a combination of the method with the inclusion of a US signal.

Fig. 9 zeigt eine Anordnung gemäß Fig. 4 mit der Angabe von möglichen Positionen von EEG-Elektroden und US-Applikatoren. FIG. 9 shows an arrangement according to FIG. 4 with the indication of possible positions of EEG electrodes and US applicators.

Fig. 1 zeigt im Schema eine erfindungsgemäße Vorrichtung, die zum Zweck des erfindungsgemäßen Verfahrens auf einem Schädel angeordnet ist. Zur Einstrahlung von monomodigem La­ serlicht im Wellenlängenbereich geringer Gewebeabsorption (optisches Fenster im Bereich von 650 nm bis 950 nm) ist ein Emitter 1 vorhanden, der in der Fig. 1 als in einer Halte­ rung 33 eingepaßtes Ende einer Glasfaserleitung dargestellt ist. Als Strahlungsquelle wird z. B. eine temperaturstabili­ sierte und optisch isolierte Laserdiode verwendet. Vorzugs­ weise wird eine DBR-Laserdiode (Distributed Bragg Reflector) oder eine DFB-Laserdiode (Distributed Feedback) verwendet. Das von dieser Laserdiode abgestrahlte Licht wird mittels ei­ ner Lichtleitfaser 1, deren Ende in der Halterung 33 befe­ stigt ist, geleitet und auf die Schädeloberseite gerichtet. Die Distanz zwischen der Endfläche der Lichtleitfaser 1 und der Kopfhaut 5 wird so eingestellt, daß ein Bereich der Kopf­ haut von einem Durchmesser von typisch 5 mm-10 mm beleuch­ tet wird. In Fig. 1 ist im Ausschnitt ein Querschnitt eines Kopfes dargestellt, in dem zwischen dem Gehirn 2 und der Kopfhaut 5 der Schädelknochen 4 und eine zwischen dem Schä­ delknochen und dem Gehirn vorhandene Flüssigkeitsschicht (CSF, cerebral spinal fluid, cerebrospinale Flüssigkeit oder Hirn-Rückenmarkflüssigkeit) 3 eingezeichnet sind. Zwischen den Komponenten der auf den Schädel aufgesetzten erfindungs­ gemäßen Vorrichtung ist vorzugsweise eine lichtdichte Abdec­ kung 6 vorhanden, die externe Lichteinstrahlung unterbinden soll. Fig. 1 shows in the diagram, an inventive device which is arranged for the purpose of the inventive method on a skull. For the irradiation of monomodal laser light in the wavelength range of low tissue absorption (optical window in the range from 650 nm to 950 nm), an emitter 1 is present, which is shown in FIG. 1 as an end 33 of a glass fiber line fitted in a holder. As a radiation source z. B. uses a temperature stabilized and optically isolated laser diode. A DBR (distributed bragg reflector) laser diode or a DFB (distributed feedback) laser diode is preferably used. The light emitted by this laser diode is guided by means of egg ner optical fiber 1 , the end of which is fixed in the holder 33 , and directed onto the top of the skull. The distance between the end face of the optical fiber 1 and the scalp 5 is set so that an area of the head skin of a diameter of typically 5 mm-10 mm is illuminated. In Fig. 1, a cross section of a head is shown, in which between the brain 2 and the scalp 5 the cranial bone 4 and a liquid layer present between the skull bone and the brain (CSF, cerebral spinal fluid, cerebrospinal fluid or brain-spinal fluid ) 3 are shown. Between the components of the device according to the invention, a light-tight cover 6 is preferably provided, which is intended to prevent external light radiation.

Für die Messung sind in dem Ausführungsbeispiel der Fig. 1 rings um den Emitter 1 angeordnete Detektoren vorhanden, von denen ein erster Detektor 21, ein zweiter Detektor 22 und ein dritter Detektor 23 als Glasfaserenden, die in entsprechenden Halterungen 31, 32 bzw. 33 eingesetzt sind, eingezeichnet sind. Diese Detektoren erfassen jeweils eine erste Region 11, eine zweite Region 12 bzw. eine dritte Region 13 im Schädel­ inneren. Der dritte Detektor 23 ist in diesem Beispiel in der dritten Halterung 33, die auch das Lichtleitfaserende des Emitters 1 aufnimmt, befestigt. Auf diese Weise kann mit dem Detektor 23 in ca. 1 mm bis 5 mm Entfernung vom beleuchteten Bereich der Kopfhaut die Reflexion aus der Region 13 zur Be­ stimmung der Kopfhautdurchblutung erfaßt werden. Der erste Detektor 21 und der zweite Detektor 22 sind in einer Distanz von mehr als 25 mm, vorzugsweise von mehr als 30 mm, vom be­ leuchteten Kopfhautbereich angeordnet. Die maximale mögliche Distanz ist durch das Rauschlimit des verwendeten Detektors begrenzt. In der Realisierung der Vorrichtung mit Einzelpho­ tonendetektoren und elektronischen Korrelatoren beträgt die maximale Distanz etwa 60 mm. Es ist nicht ausgeschlossen, daß durch technischen Fortschritt bedingt die prinzipielle Anord­ nung mit größeren Detektorabständen realisierbar ist.For the measurement, there are detectors arranged around the emitter 1 in the exemplary embodiment in FIG. 1, of which a first detector 21 , a second detector 22 and a third detector 23 as glass fiber ends, which are inserted in corresponding holders 31 , 32 and 33, respectively are located. These detectors each detect a first region 11 , a second region 12 and a third region 13 inside the skull. In this example, the third detector 23 is fastened in the third holder 33 , which also receives the optical fiber end of the emitter 1 . In this way, with the detector 23 in about 1 mm to 5 mm distance from the illuminated area of the scalp, the reflection from the region 13 for determining the scalp blood flow can be detected. The first detector 21 and the second detector 22 are arranged at a distance of more than 25 mm, preferably more than 30 mm, from the illuminated scalp area. The maximum possible distance is limited by the noise limit of the detector used. In the implementation of the device with single photo detectors and electronic correlators, the maximum distance is about 60 mm. It is not excluded that, due to technical progress, the principle arrangement can be realized with larger detector distances.

Der Einzelphotonendetektor wird vorzugsweise z. B. über eine Monomode-Lichtleitfaser an die Oberfläche der Kopfhaut ange­ koppelt. Das ist im Querschnitt in der Fig. 1 dargestellt. Statt dessen besteht die Möglichkeit der Ankoppelung über ein abbildendes optisches System, z. B. mittels Linsen, oder ei­ nes direkten optischen Kontaktes des Einzelphotonendetektors (wobei gegebenenfalls eine Schutzbeschichtung verwendet wird). Die durch den Detektor erfaßte Gewebeoberfläche sollte dabei die Größe eines sogenannten Speckles nicht wesentlich überschreiten; diese Größe ist gegeben durch den Durchmesser d = 1,22 λ/NA. Dabei ist λ die Lichtwellenlänge und NA die numerische Apertur des Detektors. Die Erfassung von Licht­ emission aus einer größeren Oberfläche der Kopfhaut, zum Bei­ spiel durch Multimode-Fasern oder Faserbündel ist im Prinzip auch möglich, nach den bisherigen Erkenntnissen verschlech­ tern derartige Anordnungen jedoch das Signal-Rausch-Verhält­ nis. Eine Vergrößerung der detektierten Fläche zur Steigerung der Nachweisempfindlichkeit und zur Verkürzung der Meßzeit ist dagegen durch eine Anordnung mehrerer Lichtleitfasern in jeweils einer gemeinsamen Halterung und mit je einem einer Lichtleitfaser zugeordneten Einzelphotonendetektor sowie ei­ nem dem Detektor nachgeschalteten Korrelator möglich.The single photon detector is preferably z. B. coupled via a single-mode optical fiber to the surface of the scalp. This is shown in cross section in FIG. 1. Instead, there is the possibility of coupling via an imaging optical system, e.g. B. by means of lenses, or egg nes direct optical contact of the single photon detector (where appropriate, a protective coating is used). The tissue surface detected by the detector should not significantly exceed the size of a so-called speckle; this size is given by the diameter d = 1.22 λ / NA. Here λ is the light wavelength and NA is the numerical aperture of the detector. The detection of light emission from a larger surface of the scalp, for example by multimode fibers or fiber bundles, is also possible in principle, but based on previous knowledge, such arrangements deteriorate the signal-to-noise ratio. An increase in the detected area to increase the detection sensitivity and to shorten the measuring time, however, is possible by arranging a plurality of optical fibers in a common holder and with a single photon detector assigned to an optical fiber and a correlator downstream of the detector.

Fig. 2 zeigt eine erfindungsgemäße Vorrichtung, bei der in einer Halterung 31 als Detektor mehrere Lichtleitfasern 40 angebracht sind, denen jeweils ein Photonendetektor 8 und ei­ ne Vorrichtung zur Verarbeitung eines Meßsignals, die vor­ zugsweise zu jedem Photonendetektor einen Korrelator 9 um­ faßt, zugeordnet sind. In jedem Photonendetektor 8 wird der Einfall eines Photons in eine Lichtleitfaser, an die er ange­ schlossen ist, elektronisch registriert. In dem Korrelator erfolgt eine Korrelation der registrierten Meßwerte zur Be­ stimmung der Autokorrelationsfunktion. Die Einzelergebnisse werden anschließend in einem Summationsglied Σ addiert und einer Auswerteeinheit 10 zugeführt. In der Auswerteeinheit 10 erfolgt die Anpassung einer der angegebenen Funktionen an die Intensitätsautokorrelationsfunktion bzw. an das Doppler- Frequenzspektrum zur Bestimmung der mittleren Dopplerfre­ quenz. Die festgestellte Frequenz wird einer Blutflußge­ schwindigkeit zugeordnet und das Meßergebnis in einer ge­ wünschten Form ausgegeben. Derartige Detektoren werden vor­ zugsweise eingesetzt, um die Cortexdurchblutung zu detektie­ ren. Während die Kopfhautdurchblutung in der in Fig. 1 dar­ gestellten ersten Region 13 in nächster Nähe zum Emitter 1 festgestellt wird, sind die weiter ausgedehnten Regionen 11, 12 maßgeblich für die Detektion der Gehirndurchblutung. Fig. 2 shows a device according to the invention, in which a plurality of optical fibers 40 are attached in a holder 31 as a detector, each of which has a photon detector 8 and a device for processing a measurement signal which, before each photon detector preferably contains a correlator 9 , are assigned . In each photon detector 8 , the incidence of a photon in an optical fiber to which it is connected is registered electronically. The registered measured values are correlated in the correlator to determine the autocorrelation function. The individual results are then added in a summation element Σ and fed to an evaluation unit 10 . The evaluation unit 10 adapts one of the specified functions to the intensity autocorrelation function or to the Doppler frequency spectrum in order to determine the average Doppler frequency. The determined frequency is assigned to a Blutflußge speed and the measurement result is output in a desired form. Such detectors are preferably used to detect the cortex blood flow. While the scalp blood flow is detected in the first region 13 shown in FIG. 1 in close proximity to the emitter 1 , the more extensive regions 11 , 12 are decisive for the detection of the Cerebral blood flow.

Die Fig. 2 zeigt außerdem, daß die Halterungen 31, 32, 33 von Emittern und Detektoren jeweils so geformt sein können, daß sie beim Aufdrücken auf die Kopfhaut mit einem Anpreß­ druck, der höher ist als der systolische Blutdruck, die re­ gionale Kopfhautdurchblutung unter der Halterung herabsetzen. Dadurch wird ein durch die Kopfhautdurchblutung verursachtes und zur Bestimmung der Cortexdurchblutung nicht relevantes Signal des Blutflusses vermindert. Vorzugsweise wird zu die­ sem Zweck ein ringförmiger Ansatz 7 am unteren Teil der Hal­ terung 31, wie es in Fig. 2 im Querschnitt dargestellt ist, verwendet. Beim Aufsetzen dieses ringförmigen Ansatzes 7 wird die nachgebende und sich dadurch diesem Ansatz anpassende Kopfhaut zunächst ringsum im wesentlichen luftdicht abge­ schlossen, so daß bei einem weiteren Eindrücken der Halterung in die Kopfhaut in dem Hohlraum im Inneren des ringförmigen Ansatzes 7 ein höherer Luftdruck aufgebaut wird. Damit kann der Blutfluß in der Kopfhaut, wie beschrieben, reduziert wer­ den. Als ringförmiger Ansatz kann insbesondere ein separat aufgesetzter Druckring, vorzugsweise aus einem elastischen Material, vorhanden sein. In der Fig. 2 ist der Blutfluß in der Kopfhaut 5 mit den schwarz eingezeichneten Pfeilen darge­ stellt. Ebenso ist eingezeichnet der oberste konische Bereich der gemessenen Region 11. Fig. 2 also shows that the brackets 31 , 32 , 33 of emitters and detectors can each be shaped so that when pressed onto the scalp with a pressure that is higher than the systolic blood pressure, the regional scalp blood flow under lower the bracket. As a result, a signal of the blood flow caused by the scalp blood flow and not relevant for determining the cortex blood flow is reduced. For this purpose, an annular projection 7 is preferably used on the lower part of the holder 31 , as shown in cross section in FIG. 2. When putting this annular approach 7 , the resilient and thereby adapting this scalp is initially closed all around essentially airtight, so that when the holder is pressed further into the scalp in the cavity inside the annular extension 7, a higher air pressure is built up. This can reduce the blood flow in the scalp, as described, who the. In particular, a separately attached pressure ring, preferably made of an elastic material, can be present as an annular extension. In Fig. 2 the blood flow in the scalp 5 with the black arrows Darge represents. The uppermost conical area of the measured region 11 is also shown .

Die in Fig. 1 eingezeichnete lichtdichte Abdeckung 6 verhin­ dert den Einfluß von Streulicht, insbesondere auch des Lich­ tes aus dem Emitter, das außerhalb des von den Halterungen der Detektoren eingenommenen Bereiches aus der Kopfhaut aus­ tritt und damit das Meßergebnis verfälschen könnte. Diese lichtdichte Abdeckung 6 ist im Bereich zwischen den Emittern und Detektoren vorhanden. Eine Anordnung von Detektoren ist als Beispiel in Fig. 3 in Aufsicht dargestellt.The light-tight cover 6 shown in FIG. 1 prevents the influence of stray light, in particular also of the light from the emitter, which emerges from the area outside the area occupied by the holders of the detectors and could thus falsify the measurement result. This light-tight cover 6 is present in the area between the emitters and detectors. An arrangement of detectors is shown as an example in FIG. 3 in supervision.

In Fig. 3 ist in der Mitte schematisch die dritte Halterung 33 mit den Lichtleitfaserenden des Emitters 1 und des dritten Detektors 23 dargestellt. Entsprechend sind die erste Halte­ rung 31 und die zweite Halterung 32 mit den jeweiligen Licht­ leitfaserenden des ersten Detektors 21 und des zweiten Detek­ tors 22 dargestellt. Die Darstellung ist als Beispiel zu ver­ stehen. Die Detektoren können als Ganzes in die Halterungen integriert sein, oder die Glasfasern können zu einem gemein­ samen Teil der Vorrichtung geführt sein, das die Einzelphoto­ nendetektoren und die Korrelatoren aller Detektoren enthält. In beiden Fällen wird die dargestellte Anordnung der Halte­ rungen z. B. durch Gehäuse oder stegartige Verbindungen die­ ser Halterungen untereinander fixiert. In dem in Fig. 3 dar­ gestellten Beispiel sind auf zwei Kreisen 14, 15 (punktierte Linien) um die Emitter-Optrode zweimal sechs Detektoren ange­ ordnet. Die Messung kann für alle Detektoren simultan erfol­ gen. Mehrere ringförmige Anordnungen von Detektoren mit ver­ schiedenen Kreisradien sind möglich. In Fig. 3 sind mit den rosettenförmigen Konturen die Regionen, in denen die Detekti­ on erfolgt, eingezeichnet. Wie erkennbar ist, überlappen sich die Regionen, die von den eingezeichneten Detektoren ausge­ messen werden, so daß sich eine zusammenhängende Meßregion. ergibt.In Fig. 3, the third mount 33 is shown with the optical fiber ends of the emitter 1 and the third detector 23 shown schematically in the middle. Accordingly, the first holding tion 31 and the second holder 32 are shown with the respective optical fiber ends of the first detector 21 and the second detector 22 . The illustration is an example. The detectors can be integrated as a whole into the brackets, or the glass fibers can be guided to a common part of the device, which contains the individual photo detectors and the correlators of all detectors. In both cases, the arrangement of the stanchions shown is. B. fixed by housings or web-like connections the water brackets with each other. In the example shown in FIG. 3, two detectors are arranged on two circles 14 , 15 (dotted lines) around the emitter optrode twice. The measurement can be carried out simultaneously for all detectors. Several ring-shaped arrangements of detectors with different circular radii are possible. In Fig. 3, the regions in which the detection takes place are drawn in with the rosette-shaped contours. As can be seen, the regions overlap, which are measured by the plotted detectors, so that there is a coherent measuring region. results.

In ähnlicher Weise können auch mehrere Emitter in einer An­ ordnung angeordnet werden. Vorzugsweise werden mehrere Emit­ ter und mehrere Detektoren in der Vorrichtung zu einem Array angeordnet. Eine solche Anordnung ist in Fig. 4 in einer der Fig. 3 entsprechenden schematischen Aufsicht dargestellt. Messungen können bei je einem auf Betrieb geschalteten Emit­ ter für alle vorhandenen Detektoren simultan durchgeführt werden. Eine simultane Messung für alle oder mehrere Emitter ist auch möglich, wenn sich die von den Emittern ausgesandten Strahlungen nicht gegenseitig beeinflussen, d. h. wenn der Ab­ stand zwischen den Emittern und den Detektoren kleiner ist als der Abstand der Emitter untereinander. Mit einer seriel­ len Messung, die alle Emitter nacheinander erfaßt, kann ein zweidimensionales Abbild der Gehirndurchblutung aufgenommen werden.Similarly, multiple emitters can be arranged in one order. Preferably, several emitters and several detectors are arranged in the device in an array. Such an arrangement is shown in FIG. 4 in a schematic top view corresponding to FIG. 3. Measurements can be carried out simultaneously for all existing detectors with one emitter switched to operation. A simultaneous measurement for all or more emitters is also possible if the radiations emitted by the emitters do not influence one another, ie if the distance between the emitters and the detectors is smaller than the distance between the emitters. With a seriel len measurement, which records all emitters one after the other, a two-dimensional image of the cerebral blood flow can be recorded.

In der Fig. 4 sind vier Emitter 1, 16, 17 und 18 auf den Eckpunkten einer Raute liegend eingezeichnet. Die übrigen Kreise stellen schematisch die Halterungen von Detektoren dar, von denen z. B. ein erster Detektor 21 und ein zweiter Detektor 22 den in Fig. 1 im Querschnitt dargestellten De­ tektoren entsprechen. Die gesamte erfaßte Meßregion 19, die sich durch eine Überlappung der einzelnen Meßregionen der De­ tektoren ergibt, ist in einzelnen Bereichen 20 unter der Kopfhaut ausgespart. Diese ausgesparten Bereiche können durch eine dichtere Anordnung der Emitter und Detektoren verklei­ nert werden.In FIG. 4, four emitter 1, 16, 17 and 18 are drawn lying on the corner points of a rhombus. The other circles represent schematically the mounts of detectors, of which e.g. B. a first detector 21 and a second detector 22 correspond to the detectors shown in cross section in FIG. 1. The entire detected measuring region 19 , which results from an overlap of the individual measuring regions of the detectors, is cut out in individual areas 20 under the scalp. These recessed areas can be reduced in size by arranging the emitters and detectors more densely.

Das anhand der bevorzugten Ausführung einer geeigneten Vor­ richtung beschriebenen Verfahren zur Messung der mittleren Blutflußgeschwindigkeit kann erfindungsgemäß mit anderen Ver­ fahren kombiniert werden. Vorzugsweise wird das Verfahren mit einem Lichtabsorptionsverfahren zur Messung der Sauer­ stoffsättigung (sO2) des Blutvolumens und weiterer Substanzen kombiniert. Dazu wird Licht mindestens zweier verschiedener Wellenlängen (z. B. 650 nm und 900 nm) eingestrahlt. Die Wel­ lenlängen sind so gewählt, daß bei ihnen das Verhältnis der Absorption durch oxygeniertes und desoxygeniertes Hämoglobin unterschiedlich ist. Aus den Absorptionswerten kann in an sich bekannter Weise der O2-Gehalt des Blutes berechnet wer­ den. Aufgrund der Verwendung von mehr als zwei Wellenlängen sind durch Auswertung der Absorptionswerte noch weitere Sub­ stanzen erfaßbar, z. B. Cytochrom. Die verschiedenen Licht­ quellen können entweder sequentiell (Zeit-Multiplex) oder gleichzeitig eingesetzt werden. Falls die Lichtquellen unter­ schiedlicher Wellenlängen gleichzeitig eingesetzt werden, sind Photodetektoren in der Vorrichtung zu verwenden, die je­ weils nur eine der verwendeten Lichtwellenlängen detektieren. Zu diesem Zweck können z. B. geeignete Filter vorgeschaltet werden. Eine andere Möglichkeit besteht darin, Lock-In- Techniken einzusetzen, um die verschiedenen Signalanteile entsprechend den verschiedenen Lichtwellenlängen nach der De­ tektion voneinander zu trennen. Bei diesem Verfahren werden die Lichtquellen mit unterschiedlichen Frequenzen moduliert (z. B. im Bereich von 1 kHz bis 100 kHz). Das Signal des Pho­ todetektors durchläuft frequenzselektive elektronische Kompo­ nenten, die auf die Modulationsfrequenzen abgestimmt sind und die Trennung in unterschiedliche Kanäle entsprechend den un­ terschiedlichen Wellenlängen vornehmen (Filter, Lock-In- Verstärker).The method described in the preferred embodiment of a suitable device for measuring the mean blood flow rate can be combined with other methods according to the invention. The method is preferably combined with a light absorption method for measuring the oxygen saturation (sO 2 ) of the blood volume and other substances. For this purpose, light of at least two different wavelengths (e.g. 650 nm and 900 nm) is irradiated. The wel lengths are chosen so that the ratio of absorption by oxygenated and deoxygenated hemoglobin is different. The O 2 content of the blood can be calculated from the absorption values in a manner known per se. Due to the use of more than two wavelengths, further substances can be detected by evaluating the absorption values, for. B. Cytochrome. The different light sources can either be used sequentially (time multiplex) or simultaneously. If the light sources are used at different wavelengths simultaneously, photodetectors are to be used in the device, each of which detects only one of the light wavelengths used. For this purpose, e.g. B. suitable filters are connected upstream. Another possibility is to use lock-in techniques in order to separate the different signal components according to the different light wavelengths after the detection. With this method, the light sources are modulated with different frequencies (e.g. in the range from 1 kHz to 100 kHz). The signal from the photodetector passes through frequency-selective electronic components that are tuned to the modulation frequencies and separate into different channels according to the different wavelengths (filter, lock-in amplifier).

Die Lichtquellen, die für das Lichtabsorptionsverfahren ein­ gesetzt werden, können, müssen aber nicht, mit den für die erfindungsgemäße Blutflußmessung nach dem Laser-Doppler- Verfahren verwendeten Lichtquellen identisch sein. Mit den Detektoren, die für das Laser-Doppler-Verfahren eingesetzt werden, können auch Werte der Lichtabsorption ermittelt wer­ den. Vorzugsweise werden aber zur Messung der Lichtabsorption eigens dafür vorgesehene, großflächigere Detektoren verwen­ det, um die Nachweisempfindlichkeit zu verbessern und die Meßzeit zu verkürzen. Es ist des weiteren sinnvoll, darauf zu achten, daß bei der Absorptionsmessung und der Blutflußmes­ sung annähernd dieselbe Meßregion erfaßt wird, d. h. der Ab­ stand zwischen Emitter und Detektor sollte für beide Messun­ gen annähernd gleich groß sein. Das kann z. B. dadurch er­ reicht werden, daß die Detektoren für die Dopplermessung und die Absorptionsmessung in derselben Optrode untergebracht sind.The light sources used for the light absorption process can, but need not, be set with the for the Blood flow measurement according to the invention using the laser Doppler The light sources used are identical. With the Detectors used for the laser Doppler method values of light absorption can also be determined the. But are preferred for measuring light absorption Use specially designed, larger detectors det to improve detection sensitivity and the Shorten measuring time. It also makes sense to approach it make sure that the absorption measurement and the blood flow measurement approximately the same measurement region is detected, d. H. the Ab should be between emitter and detector for both measurements be approximately the same size. That can e.g. B. thereby he be enough that the detectors for Doppler measurement and  the absorption measurement is housed in the same optrode are.

Eine derartige Anordnung ist in der Fig. 5 dargestellt. Es ist wieder im schematischen Querschnitt das Gehirn 2 mit dem durch den Pfeil angedeuteten Blutfluß, die Flüssigkeits­ schicht 3, der Schädelknochen 4 und die Kopfhaut 5 einge­ zeichnet. Die betreffende Halterung 27 der Apparatur (Optrode) enthält ein zum Detektor gehörendes Glasfaserende 26 sowie Photodetektoren 30 zur Messung der Lichtabsorption. Da für die Messung der Lichtabsorption in der Regel genügend reflektiertes Licht vorhanden ist (großflächige Detektion), sind für diese Messung Einzelphotonendetektoren nicht unbe­ dingt erforderlich. Entsprechend der Darstellung der Fig. 5 können die Photodetektoren 30 z. B. Silizium-, Germanium- oder InGaAs-Dioden sein, die in direkten optischen Kontakt mit der Oberseite der Kopfhaut 5 gebracht werden. Dafür kann ein dünnes Fenster oder eine transparente Schutzbeschichtung 28 der jeweiligen Photodiode vorhanden sein. Die transparente Schutzbeschichtung 28 kann gleichzeitig als Filter der je­ weils zu detektierenden Lichtwellenlänge dienen. In diesem Fall können die Lichtquellen verschiedener Wellenlänge gleichzeitig betrieben werden. Die Filter dienen auch der Dämpfung von störendem Umgebungslicht (z. B. vorhandener Raumbeleuchtung). Auch der Detektor zur Laser-Doppler-Messung kann mit einem Filter versehen werden, das vorzugsweise als Filter 29 am Ende der Glasfaser angebracht ist. Dieses Filter 29 ist vorzugsweise so ausgeführt, daß nur eine spezielle Lichtwellenlänge sowie ein möglichst geringer umgebender Be­ reich von Wellenlängen durch das Filter hindurchgelangt, so daß auch bei dem Detektor 26 störende Lichtanteile wirkungs­ voll eliminiert werden.Such an arrangement is shown in FIG. 5. It is again the schematic cross section of the brain 2 with the blood flow indicated by the arrow, the liquid layer 3 , the cranial bone 4 and the scalp 5 is drawn. The relevant holder 27 of the apparatus (Optrode) contains a glass fiber end 26 belonging to the detector and photodetectors 30 for measuring the light absorption. Since there is usually enough reflected light for the measurement of light absorption (large-area detection), individual photon detectors are not absolutely necessary for this measurement. According to the illustration of FIG. 5 can, for the photo-detectors 30. B. silicon, germanium or InGaAs diodes, which are brought into direct optical contact with the top of the scalp 5 . For this purpose, a thin window or a transparent protective coating 28 of the respective photodiode can be present. The transparent protective coating 28 can simultaneously serve as a filter of the respective wavelength of light to be detected. In this case, the light sources of different wavelengths can be operated simultaneously. The filters also serve to attenuate disturbing ambient light (e.g. existing room lighting). The detector for laser Doppler measurement can also be provided with a filter, which is preferably attached as a filter 29 at the end of the glass fiber. This filter 29 is preferably designed so that only a special wavelength of light and the lowest possible surrounding range of wavelengths passes through the filter, so that even in the detector 26 disruptive light components are effectively eliminated.

Den Photodetektoren 30 sind vorzugsweise Vorverstärker 36 nachgeschaltet, die direkt in der Halterung 27 integriert sind. Falls die eigentliche Meßelektronik in einem separat davon vorhandenen Gehäuse oder Gehäuseteil untergebracht ist, können die Signale von diesen Vorverstärkern über elektrische Anschlüsse 37 dieser externen Auswerteeinheit zugeleitet wer­ den. Die beiden die Photodetektoren darstellenden Rechtecke in der Fig. 5 können auch als Querschnitte eines ringförmig um die Lichtleitfaser angeordneten Photodetektors aufgefaßt werden. Ein Vorverstärker 36 ist dann weggelassen. Die Anzahl der in jeder Halterung vorhandenen Photodetektoren ist nicht festgelegt und kann von Halterung zu Halterung variieren.Pre-amplifiers 36 , which are integrated directly in the holder 27 , are preferably connected downstream of the photodetectors 30 . If the actual measuring electronics are housed in a separate housing or housing part, the signals from these preamplifiers can be fed via electrical connections 37 to this external evaluation unit. The two rectangles representing the photodetectors in FIG. 5 can also be understood as cross sections of a photodetector arranged in a ring around the optical fiber. A preamplifier 36 is then omitted. The number of photodetectors in each holder is not fixed and can vary from holder to holder.

Ausführungsbeispiele der Vorrichtung, die aufgrund zusätzli­ cher erfinderischer Schritte so aufgebaut sind, daß sie eine gleichzeitige Durchführung des beschriebenen Verfahrens der Laser-Doppler-Spektroskopie mit der Aufnahme von Elektroenze­ phalogrammen und/oder von Ultraschall-Signalen in denselben Hirnarealen gestatten, besitzen Vorteile, die über eine ge­ trennte Durchführung derartiger Untersuchungen hinausgehen. Eine simultane (zeitlich kohärente) Erfassung eines Elektro­ enzephalogramms und/oder von Ultraschall-Signalen zusätzlich zu dem beschriebenen Verfahren der Laser-Doppler-Spektrosko­ pie ermöglicht eine differenziertere Bewertung des Zustandes und der Vorgänge in den Hirnarealen, aus denen die optischen Signale gewonnen werden, und einen schnelleren Einsatz thera­ peutischer Maßnahmen. Z. B. kann das Auftreten elektrischer Signale bei reduzierter bzw. fehlender Durchblutung Aussagen über Vorgehensweise und die Erfolgschancen von Therapiemaß­ nahmen liefern.Embodiments of the device based on additional cher inventive steps are constructed so that they are a simultaneous implementation of the method described Laser Doppler spectroscopy with the acquisition of electroence phalograms and / or ultrasonic signals in the same Allowing brain areas have advantages over a ge separate conduct of such investigations. A simultaneous (coherent in time) detection of an electric encephalogram and / or ultrasound signals additionally to the described method of laser Doppler spectroscopy pie enables a more differentiated assessment of the condition and the processes in the areas of the brain that make up the optical Signals are obtained, and thera faster deployment measures. For example, the occurrence of electrical Signals with reduced or lack of blood flow statements about procedure and the chances of success of therapy measure took deliver.

Durch Anordnung je einer Elektroenzephalogramm-Elektrode im Bereich eines Emitters und eines davon in größerem Abstand angeordneten Detektors (z. B. erster Detektor 21 oder zweiter Detektor 22 im Abstand zu dem Emitter 1 in Fig. 1) können elektrische Signale bevorzugt aus dem Cortex-Bereich entspre­ chend Region 11 bzw. 12 erfaßt werden und in Verbindung mit den optischen Signalen ausgewertet werden. Durch ein Netz von Elektroenzephalogramm-Elektroden (im folgenden als EEG- Elektroden bezeichnet) kann in an sich bekannter Weise eine Abbildung des gesamten Cortex als Elektroenzephalogramm zu­ sätzlich zu den erfindungsgemäßen Messungen erfolgen.By arranging an electroencephalogram electrode in the area of an emitter and a detector arranged at a greater distance therefrom (e.g. first detector 21 or second detector 22 at a distance from emitter 1 in FIG. 1), electrical signals can preferably be extracted from the cortex Area accordingly region 11 or 12 can be detected and evaluated in connection with the optical signals. A network of electroencephalogram electrodes (hereinafter referred to as EEG electrodes) can be used to image the entire cortex as an electroencephalogram in addition to the measurements according to the invention in a manner known per se.

Fig. 6 zeigt dazu ein Ausführungsbeispiel, bei dem zur Ver­ deutlichung die prinzipielle Anordnung gemäß Fig. 1 übernom­ men wurde. In den Halterungen 33, 31 für Emitter und Detekto­ ren sind hier zusätzlich EEG-Elektroden 50, die mit einem Kontaktmittel versehen sein können, angebracht. Vorzugsweise ist jeder EEG-Elektrode ein separater Vorverstärker 51 nach­ geschaltet, der in der jeweiligen Halterung integriert sein kann. Elektrische Anschlüsse 37 führen das Signal einer an sich bekannten Auswerteeinrichtung zu, die unter anderem ei­ nen Differenzverstärker und Mittel zur optischen Darstellung umfassen kann. Der Aufbau in der Halterung kann beispielswei­ se ähnlich dem in Fig. 5 dargestellten sein. Einer der Pho­ todetektoren 30 ist durch eine EEG-Elektrode, z. B. aus Sil­ ber oder einem Ag/AgCl-Preßling ersetzt. Statt der Schutzbe­ schichtung 28 ist ein Kontaktmittel, z. B. eine Paste oder ein Elektrodenpapier in eine vorgeformte Öffnung eingebracht. Es können auch beide dargestellten Photodetektoren durch je eine EEG-Elektroden oder eine vorzugsweise ringförmige oder halbringförmige EEG-Elektrode ersetzt sein. Die Anzahl der in jeder Halterung vorhandenen EEG-Elektroden ist nicht festge­ legt und kann von Halterung zu Halterung variieren. Fig. 6 shows an embodiment in which the basic arrangement according to FIG. 1 has been adopted for clarification. In the holders 33 , 31 for emitters and detectors, EEG electrodes 50 , which can be provided with a contact means, are additionally attached here. Each EEG electrode is preferably followed by a separate preamplifier 51 , which can be integrated in the respective holder. Electrical connections 37 lead the signal to an evaluation device known per se, which can include, among other things, a differential amplifier and means for optical representation. The structure in the holder can be, for example, similar to that shown in FIG. 5. One of the photodetectors 30 is by an EEG electrode, for. B. from silver or an Ag / AgCl compact. Instead of the protective coating 28 is a contact means, for. B. a paste or an electrode paper is introduced into a preformed opening. Both of the photodetectors shown can also be replaced by one EEG electrode or a preferably ring-shaped or semi-ring-shaped EEG electrode. The number of EEG electrodes in each holder is not fixed and can vary from holder to holder.

In Fig. 7 ist die in Fig. 6 eingezeichnete Schnittansicht dargestellt. Daraus ist erkennbar, wie die Lichtleitfasern für Emitter 1 und Detektor 23 und eine EEG-Elektrode 50 rela­ tiv zueinander in einer Halterung 33 angeordnet sein können, um den Vorteil der örtlich und zeitlich kombinierten Messung zu bieten. FIG. 7 shows the sectional view drawn in FIG. 6. From this it can be seen how the optical fibers for emitter 1 and detector 23 and an EEG electrode 50 can be arranged relative to one another in a holder 33 , in order to offer the advantage of the spatially and temporally combined measurement.

Durch Anordnung eines Ultraschall-Wandlers im Bereich zwi­ schen einem Emitter und einem oder mehreren im Abstand dazu angeordneten Detektoren (z. B. Emitter 1 und erster Detektor 21 oder zweiter Detektor 22 in Fig. 1) kann zusätzlich zu der erfindungsgemäßen Messung in an sich bekannter Weise eine sonographische Darstellung der anatomischen Strukturen der Meßregion 11 bzw. 12 erfaßt werden. Außerdem kann aus den Ul­ traschall-Doppler-Signalen die Darstellung und Messung des Blutflusses in größeren Blutgefäßen in diesen Gebieten in Er­ gänzung zu der optischen Messung der Mikrozirkulation vorge­ nommen werden. Eine kurzzeitige Ultraschall-Applikation bie­ tet sich an zur Untersuchung eines einer Läsion verdächtigen Gebietes. Eine längerfristige Applikation wird vorgenommen zur Überwachung in Verbindung mit anderen Meßwerten. Aus der Ultraschallmessung sind z. B. ableitbar die Intensität des Dopplersignales als Maß für den Blutfluß in einer (größeren) das überwachte Gebiet versorgenden Arterie.By arranging an ultrasound transducer in the area between an emitter and one or more detectors arranged at a distance from it (e.g. emitter 1 and first detector 21 or second detector 22 in FIG. 1), in addition to the measurement according to the invention in itself a sonographic representation of the anatomical structures of the measurement region 11 or 12 can be recorded in a known manner. In addition, from the ultrasound Doppler signals, the representation and measurement of blood flow in larger blood vessels in these areas can be made in addition to the optical measurement of the microcirculation. A short-term ultrasound application is ideal for examining an area suspected of a lesion. A longer-term application is made for monitoring in connection with other measured values. From the ultrasonic measurement z. B. derivable the intensity of the Doppler signal as a measure of blood flow in a (larger) artery supplying the monitored area.

In der Fig. 8 ist eine bevorzugte Anordnung eines Ultra­ schall-Applikators 40 in einer der Fig. 1 entsprechenden An­ ordnung zur Durchführung des beschriebenen Verfahrens der La­ ser-Doppler-Spektroskopie dargestellt. In der vorzugsweise vorhandenen Abdeckung 6 befindet sich eine Öffnung 42, in die ein Ultraschall-Applikator (Ultraschallgerät oder Ultra­ schallwandler) 40 eingesetzt ist. Die Abdeckung ist vorzugs­ weise flexibel oder zumindest mit einem der Öffnung 42 zuge­ wandten flexiblen Rand versehen, der für einen lichtdichten Abschluß der Öffnung bei eingesetztem Ultraschall-Applikator sorgt und es bei Bedarf gestattet, die Abdeckung nach dem Entfernen des Ultraschall-Applikators 40 zu verschließen. Der Ultraschall-Applikator kann um seine Längsachse drehbar aus­ geführt sein. Es können damit die an sich bekannten Ultra­ schallmessungen und -auswertungen durchgeführt werden, insbe­ sondere eine Bildaufnahme (bevorzugt B-Bild zur zweidimensio­ nalen Darstellung) und/oder eine Ultraschall-Doppler-Messung. In der Fig. 8 ist ein typischer Sektor 44 eingezeichnet, der von der Ultraschallmessung erfaßt wird. Ein (größeres) Blut­ gefäß 43 in diesem Sektor soll die kombinierte Erfassung von Makro- und Mikrozirkulation in Echtzeit veranschaulichen.In FIG. 8, a preferred arrangement is one ultrasound applicator 40 in Fig. 1 corresponding to properly for carrying out the method of the La ser-Doppler spectroscopy described illustrated. In the cover 6, which is preferably present, there is an opening 42 into which an ultrasound applicator (ultrasound device or ultrasound transducer) 40 is inserted. The cover is preferably flexible, or at least provided with a flexible edge facing the opening 42 , which ensures a light-tight closure of the opening when the ultrasound applicator is inserted and, if necessary, allows the cover to be closed after removal of the ultrasound applicator 40 . The ultrasound applicator can be rotated out about its longitudinal axis. The ultrasound measurements and evaluations known per se can thus be carried out, in particular an image recording (preferably B-image for two-dimensional representation) and / or an ultrasound Doppler measurement. In FIG. 8, a typical sector 44 is located, which is detected by the ultrasonic measurement. A (larger) blood vessel 43 in this sector is intended to illustrate the combined detection of macro and micro circulation in real time.

In der Fig. 9 ist ein Schema für die Anordnung der Mittel zur kombinierten Laser-Doppler-Spektroskopie, Elektroenzepha­ lographie und Ultraschallmessung in Aufsicht auf die Körper­ oberfläche entsprechend den Fig. 3 und 4 dargestellt. Die bevorzugten Positionen für die Ultraschall-Applikatoren 41 befinden sich in der Mitte zwischen je zwei Lichtleitfaseren­ den, die als Emitter und Detektoren für die Laser-Doppler- Spektroskopie vorgesehen sind. Die Emitter 1, 16, 17, 18 sind z. B. wieder wie in Fig. 4 auf den Ecken eines Rhombus ange­ ordnet. Typische Beispiele für Anordnungen der EEG-Elektroden 50 neben den Lichtleitfasern in den Halterungen sind eben­ falls eingezeichnet. Die geometrischen Abmessungen der EEG-Elektroden sind in Aufsicht bevorzugt ring- oder halbring- oder kreissegmentförmig.In Fig. 9 is a diagram for the arrangement of the means for combined laser Doppler spectroscopy, electroencephalography and ultrasound measurement in supervision of the body surface shown in FIGS . 3 and 4. The preferred positions for the ultrasound applicators 41 are in the middle between two optical fibers, which are provided as emitters and detectors for laser Doppler spectroscopy. The emitters 1 , 16 , 17 , 18 are e.g. B. again as in Fig. 4 on the corners of a rhombus. Typical examples of arrangements of the EEG electrodes 50 in addition to the optical fibers in the holders are also shown if. The geometric dimensions of the EEG electrodes are preferably in the form of a ring, semi-ring or segment of a circle.

Das erfindungsgemäße Verfahren kann außerdem mit anderen bildgebenden Verfahren, wie sie an sich bekannt und zum Teil in der Einleitung erwähnt sind, kombiniert werden.The inventive method can also with others imaging methods, as known per se and in part mentioned in the introduction can be combined.

Das erfindungsgemäße Verfahren hat den Vorteil, daß es, z. B. unter Verwendung einer der beschriebenen Vorrichtungen, für verschiedene Anwendungsbereiche der Diagnose in Klinik oder Praxis des Arztes einsetzbar ist. Das Verfahren kann insbe­ sondere bei mobilem Einsatz, z. B. bei Notfällen verwendet werden. Es ist des weiteren geeignet für Anwendungen der am­ bulanten Diagnose oder Überwachung unter Alltagsbedingungen (am Körper tragbare Vorrichtung), so daß eine ständige Erfas­ sung der Meßdaten möglich ist.The inventive method has the advantage that it, for. B. using one of the devices described, for different areas of application of diagnosis in clinic or Practice of the doctor can be used. The procedure can be esp especially for mobile use, e.g. B. used in emergencies will. It is also suitable for applications in the comprehensive diagnosis or monitoring under everyday conditions (Wearable device), so that a constant detection solution of the measurement data is possible.

Claims (18)

1. Verfahren zur nichtinvasiven Messung einer Fließgeschwin­ digkeit einer Gewebeflüssigkeit im menschlichen oder tieri­ schen Körper, bei dem
  • a) Laserstrahlung an mindestens einer Stelle einer Körper­ oberfläche in das Gewebe eingestrahlt wird,
  • b) aus dem Gewebe austretende Laserstrahlung an der Körper­ oberfläche detektiert wird,
  • c) an die aus detektierten Strahlungsintensitäten I als Funk­ tion der Zeit t resultierende Intensitätsautokorrelation I(t)I(t-τ)/I(t)2 als Funktion einer Zeitverzögerung T eine Funktion der Form a + b exp [-γ√τ] mit zeitunabhän­ gigen Parametern a, b und γ angepaßt wird,
  • d) γ2 bestimmt wird und
  • e) γ2 als proportional zu einem Mittelwert von Frequenzen ei­ nes Dopplerfrequenzspektrums, das zu Streuungen von einge­ strahlten Photonen an dem Gewebe und an der Gewebeflüssig­ keit gehört, interpretiert und daraus ein relativer Wert für eine mittlere Fließgeschwindigkeit der Gewebeflüssig­ keit bestimmt wird.
1. A method for the non-invasive measurement of a Fließgeschwin speed of a tissue fluid in the human or animal body, in which
  • a) laser radiation is irradiated into the tissue at at least one point on a body surface,
  • b) laser radiation emerging from the tissue is detected on the surface of the body,
  • c) to the intensity autocorrelation I (t) I (t-τ) / I (t) 2 resulting from detected radiation intensities I as a function of time t as a function of a time delay T a function of the form a + b exp [-γ√τ ] is adjusted with time-independent parameters a, b and γ,
  • d) γ 2 is determined and
  • e) γ 2 is interpreted as being proportional to an average of frequencies of a Doppler frequency spectrum, which belongs to scattering of irradiated photons on the tissue and on the tissue fluid, and a relative value for an average flow velocity of the tissue fluid is determined therefrom.
2. Verfahren zur nichtinvasiven Messung einer Fließgeschwin­ digkeit einer Gewebeflüssigkeit im menschlichen oder tieri­ schen Körper, bei dem
  • a) Laserstrahlung an mindestens einer Stelle einer Körper­ oberfläche in das Gewebe eingestrahlt wird,
  • b) aus dem Gewebe austretende Laserstrahlung an der Körper­ oberfläche detektiert wird,
  • c) an die aus detektierten Strahlungsintensitäten I als Funk­ tion der Zeit t resultierende Intensitätsautokorrelation I(t)I(t-τ)/I(t)2 als Funktion einer Zeitverzögerung t eine Funktion der Form a + b /(1 + γ τc), 1,0 ≦ c ≦ 1,4, mit zeitunabhängigen Parametern a, b und γ angepaßt wird,
  • d) γ1/C bestimmt wird und
  • e) γ1/c als proportional zu einem Mittelwert von Frequenzen eines Dopplerfrequenzspektrums, das zu Streuungen von ein­ gestrahlten Photonen an dem Gewebe und an der Gewebeflüs­ sigkeit gehört, interpretiert und daraus ein relativer Wert für eine mittlere Fließgeschwindigkeit der Gewebe­ flüssigkeit bestimmt wird.
2. A method for the non-invasive measurement of a flow rate of a tissue fluid in the human or animal body, in which
  • a) laser radiation is irradiated into the tissue at at least one point on a body surface,
  • b) laser radiation emerging from the tissue is detected on the surface of the body,
  • c) to the intensity autocorrelation I (t) I (t-τ) / I (t) 2 resulting from detected radiation intensities I as a function of time t as a function of a time delay t a function of the form a + b / (1 + γ τ c ), 1.0 ≦ c ≦ 1.4, is adjusted with time-independent parameters a, b and γ,
  • d) γ 1 / C is determined and
  • e) γ 1 / c interpreted as proportional to an average of frequencies of a Doppler frequency spectrum, which belongs to scattering of a radiated photon on the tissue and on the tissue fluid, and a relative value for an average flow velocity of the tissue fluid is determined therefrom.
3. Verfahren zur nichtinvasiven Messung einer Fließgeschwin­ digkeit einer Gewebeflüssigkeit im menschlichen oder tieri­ schen Körper, bei dem
  • a) Laserstrahlung an mindestens einer Stelle einer Körper­ oberfläche in das Gewebe eingestrahlt wird,
  • b) aus dem Gewebe austretende Laserstrahlung an der Körper­ oberfläche detektiert wird,
  • c) an ein Dopplerfrequenzspektrum S(f), das aus einer Fou­ rier-Transformation einer aus detektierten Strahlungsin­ tensitäten I als Funktion der Zeit t resultierenden Inten­ sitätsautokorrelation I(t)I(t-τ)/I(t)2 als Funktion ei­ ner Zeitverzögerung τ resultiert, eine Funktion der Form 10 g S(f) = c + ßf angepaßt wird,
  • d) β-1 bestimmt wird und
  • e) β-1 als proportional zu einem Mittelwert von Frequenzen eines Dopplerfrequenzspektrums, das zu Streuungen von ein­ gestrahlten Photonen an dem Gewebe und an der Gewebeflüs­ sigkeit gehört, interpretiert und daraus ein relativer Wert für eine mittlere Fließgeschwindigkeit der Gewebe­ flüssigkeit bestimmt wird.
3. A method for the non-invasive measurement of a flow rate of a tissue fluid in the human or animal body, in which
  • a) laser radiation is irradiated into the tissue at at least one point on a body surface,
  • b) laser radiation emerging from the tissue is detected on the surface of the body,
  • c) to a Doppler frequency spectrum S (f) which results from a Fourier transformation of an intensity autocorrelation I (t) I (t-τ) / I (t) 2 as a function of detected radiation intensities I as a function of time t ner time delay τ results, a function of the form 10 g S (f) = c + ßf is adapted,
  • d) β -1 is determined and
  • e) β -1 is interpreted as proportional to a mean value of frequencies of a Doppler frequency spectrum, which belongs to scattering of a radiated photon on the tissue and on the tissue fluid, and a relative value for an average flow velocity of the tissue fluid is determined therefrom.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei dem in Schritt b) aus dem Gewebe austretende Laserstrah­ lung in einem Abstand von mehr als 25 mm von der Stelle der Einstrahlung detektiert wird.4. The method according to any one of claims 1 to 3, in the laser beam emerging from the tissue in step b) at a distance of more than 25 mm from the position of the Irradiation is detected. 5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei dem in Schritt a) Laserstrahlung im Wellenlängenbereich von 700 nm bis 900 nm eingestrahlt wird. 5. The method according to any one of claims 1 to 4, in which in step a) laser radiation in the wavelength range is irradiated from 700 nm to 900 nm.   6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5 zur Ermittlung der Geschwindigkeit des Blutflusses im menschlichen Gehirn, bei dem in Schritt a) die Laserstrahlung in die Kopfhaut in einem Be­ reich von 5 mm bis 10 mm Durchmesser eingestrahlt wird.6. The method according to any one of claims 1 to 5 for the determination the speed of blood flow in the human brain, in which in step a) the laser radiation into the scalp in one loading is irradiated from 5 mm to 10 mm in diameter. 7. Verfahren nach Anspruch 6, bei dem in Schritt b) aus dem Gewebe austretende Laserstrahlung zur Bestimmung der Durchblutung der Kopfhaut zusätzlich in einem Abstand im Bereich von 1 mm bis 5 mm von dem Bereich der Ein­ strahlung der Laserstrahlung detektiert wird.7. The method according to claim 6, wherein in step b) laser radiation emerging from the tissue Determination of blood flow to the scalp in one Distance in the range of 1 mm to 5 mm from the area of the on radiation of the laser radiation is detected. 8. Vorrichtung zur nichtinvasiven Messung einer Fließge­ schwindigkeit einer Gewebeflüssigkeit im menschlichen oder tierischen Körper,
  • a) bei der eine Quelle zur Erzeugung von Laserstrahlung vor­ handen ist,
  • b) bei der Mittel vorhanden sind, mit denen die Laserstrah­ lung auf einen vorgegebenen Bereich einer Körperoberfläche gerichtet werden kann und mit denen aus der Körperoberflä­ che austretende Laserstrahlung detektiert werden kann, und
  • c) bei der Mittel vorhanden sind, mit denen
    • 1. an die aus detektierten Strahlungsintensitäten I als Funk­ tion der Zeit t resultierende Intensitätsautokorrelation I(t)I(t-τ)/I(t)2 als Funktion einer Zeitverzögerung τ eine Funktion der Form a + b exp [-γ√τ] mit zeitunabhän­ gigen Parametern a, b und γ angepaßt werden kann,
    • 2. γ2 bestimmt werden kann und
    • 3. daraus ein relativer Wert für eine mittlere Fließgeschwin­ digkeit der Gewebeflüssigkeit bestimmt werden kann.
8. Device for the non-invasive measurement of a flow rate of a tissue fluid in the human or animal body,
  • a) which has a source for generating laser radiation,
  • b) are present in the means with which the laser radiation can be directed onto a predetermined area of a body surface and with which laser radiation emerging from the body surface can be detected, and
  • c) where there are funds with which
    • 1. to the intensity autocorrelation I (t) I (t-τ) / I (t) 2 resulting from detected radiation intensities I as a function of time t as a function of a time delay τ a function of the form a + b exp [-γ√τ ] can be adjusted with time-independent parameters a, b and γ,
    • 2. γ 2 can be determined and
    • 3. a relative value for an average flow velocity of the tissue fluid can be determined therefrom.
9. Vorrichtung zur nichtinvasiven Messung einer Fließge­ schwindigkeit einer Gewebeflüssigkeit im menschlichen oder tierischen Körper,
  • a) bei der eine Quelle zur Erzeugung von Laserstrahlung vor­ handen ist,
  • b) bei der Mittel vorhanden sind, mit denen die Laserstrah­ lung auf einen vorgegebenen Bereich einer Körperoberfläche gerichtet werden kann und mit denen aus der Körperoberflä­ che austretende Laserstrahlung detektiert werden kann und
  • c) bei der Mittel vorhanden sind, mit denen
    • 1. an die aus detektierten Strahlungsintensitäten I als Funk­ tion der Zeit t resultierende Intensitätsautokorrelation I(t)I(t-τ)/I(t)2 als Funktion einer Zeitverzögerung τ eine Funktion der Form a + b/(1 + γ τc), 1,0 ≦ c ≦ 1,4, mit zeitunabhängigen Parametern a, b und γ angepaßt werden kann,
    • 2. γ1/c bestimmt werden kann und
    • 3. daraus ein relativer Wert für eine mittlere Fließgeschwin­ digkeit der Gewebeflüssigkeit bestimmt werden kann.
9. Device for the non-invasive measurement of a flow rate of a tissue fluid in the human or animal body,
  • a) which has a source for generating laser radiation,
  • b) are present with the means with which the laser radiation can be directed onto a predetermined area of a body surface and with which laser radiation emerging from the body surface can be detected and
  • c) where there are funds with which
    • 1. to the intensity autocorrelation I (t) I (t-τ) / I (t) 2 resulting from detected radiation intensities I as a function of time t as a function of a time delay τ a function of the form a + b / (1 + γ τ c ), 1.0 ≦ c ≦ 1.4, can be adjusted with time-independent parameters a, b and γ,
    • 2. γ 1 / c can be determined and
    • 3. a relative value for an average flow velocity of the tissue fluid can be determined therefrom.
10. Vorrichtung zur nichtinvasiven Messung einer Fließge­ schwindigkeit einer Gewebeflüssigkeit im menschlichen oder tierischen Körper,
  • a) bei der eine Quelle zur Erzeugung von Laserstrahlung vor­ handen ist,
  • b) bei der Mittel vorhanden sind, mit denen die Laserstrah­ lung auf einen vorgegebenen Bereich einer Körperoberfläche gerichtet werden kann und mit denen aus der Körperoberflä­ che austretende Laserstrahlung detektiert werden kann und
  • c) bei der Mittel vorhanden sind, mit denen
    • 1. an ein Dopplerfrequenzspektrum S(f), das aus einer Fou­ rier-Transformation einer aus detektierten Strahlungsin­ tensitäten I als Funktion der Zeit t resultierenden Inten­ sitätsautokorrelation I(t)I(t-τ)/I(t)2 als Funktion ei­ ner Zeitverzögerung τ resultiert, eine Funktion der Form 10 g S(f) = c+βf angepaßt werden kann,
    • 2. β-1 bestimmt werden kann und
    • 3. daraus ein relativer Wert für eine mittlere Fließgeschwin­ digkeit der Gewebeflüssigkeit bestimmt werden kann.
10. Device for the non-invasive measurement of a flow rate of a tissue fluid in the human or animal body,
  • a) which has a source for generating laser radiation,
  • b) are present with the means with which the laser radiation can be directed onto a predetermined area of a body surface and with which laser radiation emerging from the body surface can be detected and
  • c) where there are funds with which
    • 1. to a Doppler frequency spectrum S (f), the intensity autocorrelation I (t) I (t-τ) / I (t) 2 as a function from a Fourier transformation of an intensity detected from radiation intensities I as a function of time t ner time delay τ results, a function of the form 10 g S (f) = c + βf can be adapted,
    • 2. β -1 can be determined and
    • 3. a relative value for an average flow velocity of the tissue fluid can be determined therefrom.
11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 10, bei der die Mittel zur Abstrahlung und Detektion der Laser­ strahlung in einem Abstand von mehr als 25 mm zueinander an­ geordnet sind.11. The device according to one of claims 8 to 10,  where the means for emitting and detecting the laser radiation at a distance of more than 25 mm from each other are ordered. 12. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 11, bei der die Mittel zur Abstrahlung und Detektion der Laser­ strahlung Halterungen (31, 32, 33) mit darin angebrachten und für einen Emitter (1) oder einen Detektor (21, 22, 23) vorge­ sehenen Lichtleitfaserenden umfassen.12. The device according to one of claims 8 to 11, wherein the means for emitting and detecting the laser radiation holders ( 31 , 32 , 33 ) mounted therein and for an emitter ( 1 ) or a detector ( 21 , 22 , 23 ) provided optical fiber ends include. 13. Vorrichtung nach Anspruch 12,
bei der mindestens eine Halterung (31) vorhanden ist, in der mehrere Lichtleitfaserenden (40) für einen Detektor ange­ bracht sind, und
bei der an jede dieser Lichtleitfasern ein eigener Photonen­ detektor (8) und daran ein eigener Korrelator (9) angeschlos­ sen sind.13. The apparatus according to claim 12,
in which at least one holder ( 31 ) is present, in which a plurality of optical fiber ends ( 40 ) are introduced for a detector, and
in which each of these optical fibers has its own photon detector ( 8 ) and its own correlator ( 9 ) is ruled out. 14. Vorrichtung nach Anspruch 12 oder 13, bei der mindestens eine Halterung (31, 32, 33) einen ringför­ migen Ansatz (7) aufweist, so daß sie beim Aufdrücken auf ei­ ne Kopfhaut mit einem Anpreßdruck, der höher ist als der sy­ stolische Blußdruck, die regionale Durchblutung der Kopfhaut innerhalb dieses Ansatzes (7) herabsetzt.14. The apparatus of claim 12 or 13, wherein at least one holder ( 31 , 32 , 33 ) has a ringför shaped approach ( 7 ) so that when pressed onto a scalp with a contact pressure that is higher than the sy stolic Bleeding pressure, which reduces regional blood flow to the scalp within this approach ( 7 ). 15. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 14,
bei der mindestens ein Detektor für eine Lichtabsorptionsmes­ sung vorhanden ist und
so angeordnet ist, daß mit einer Lichtabsorptionsmessung ein für eine Messung vorgesehener Bereich erfaßt werden kann, der auch mit den in der Vorrichtung vorhandenen Mitteln zur Ab­ strahlung und Detektion der Laserstrahlung erfaßt wird.15. The device according to one of claims 8 to 14,
in which there is at least one detector for a light absorption measurement and
is arranged in such a way that an area intended for a measurement can be detected with a light absorption measurement, which is also detected with the means for radiation and detection of the laser radiation present in the device. 16. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 15, an oder in der mindestens eine Elektrode (50) angebracht ist und Mittel vorhanden sind, mit denen ein Elektroenzephalo­ gramm unter Verwendung dieser Elektrode aufgenommen werden kann.16. The device according to one of claims 8 to 15, on or in which at least one electrode ( 50 ) is attached and means are provided with which an electroencephalogram can be recorded using this electrode. 17. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 8 bis 16, bei der mindestens ein Ultraschall-Applikator im Bereich zwi­ schen den in der Vorrichtung vorhandenen Mitteln zur Abstrah­ lung und Detektion der Laserstrahlung vorhandenen ist.17. The device according to one of claims 8 to 16, at least one ultrasound applicator in the range between the existing means for radiation in the device tion and detection of the laser radiation is present. 18. Vorrichtung nach Anspruch 17, rückbezogen auf Anspruch 12, bei der der Ultraschall-Applikator etwa in der Mitte zwischen zwei benachbarten Lichtleitfaserenden oder Bündeln von Licht­ leitfaserenden angeordnet ist.18. The apparatus of claim 17, referring back to claim 12, where the ultrasound applicator is approximately in the middle between two adjacent optical fiber ends or bundles of light is arranged fiber ends.
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