DE4414679A1

DE4414679A1 - Verfahren und Gerät zur Messung der Konzentration

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Publication number: DE4414679A1
Application number: DE19944414679
Authority: DE
Original assignee: Heidelberg Engineering Optische Messysteme GmbH
Current assignee: Heidelberg Engineering GmbH
Priority date: 1994-04-27
Filing date: 1994-04-27
Publication date: 1995-11-02
Anticipated expiration: 2014-04-28
Also published as: DE4414679B4

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zur Messung der Konzentration von wenigstens zwei Substanzen gemäß den im Oberbegriff des Patentanspruchs 1 angegebenen Merkmalen. Ferner bezieht sich die Erfindung auf ein Gerät zur Durchführung dieses Verfahrens.

In vielen Bereichen der medizinischen Diagnostik ist es wichtig, den Gewebe oxygenisierungsgrad quantitativ zu bestimmen. Insbesondere in der Augenheil kunde besteht eine große klinische Notwendigkeit für eine örtlich und zeitlich aufgelöste Messung von Substanzen des Sauerstoffmetabolismus in der Netzhaut. Die drei Zellschichten der Netzhaut werden bekanntlich von zwei unabhängigen Blutgefäßsystemen mit Sauerstoff versorgt, wobei die Fotorezeptoren von der Aderhaut und die Bipolar- und Amakrinzellen sowie die Nervenzellen von retina len Gefäßen versorgt werden. Es ist klinisch erforderlich, den Oxygenisierungs grad der Netzhaut in den verschiedenen Schichten zu bestimmen, wobei vor allem die Oxydationszustände von Hämoglobin und Cytochrom aa₃ ein Maß für die Güte der Sauerstoffversorgung im Gewebe darstellen.

In der nicht vorveröffentlichten deutschen Patentanmeldung P 43 22 043.6-52 ist ein Verfahren zur Messung der Fließgeschwindigkeit einer Flüssigkeit, insbeson dere des Blutes, durch Bestimmung einer Frequenzverschiebung eines in der Flüssigkeit reflektierten Laserstrahls gemäß dem optischen Doppler-Effekt be schrieben. Nach diesem Verfahren wird mittels des Laserstrahls eine zweidimen sionale rasterförmige Abtastung durchgeführt und an jedem Abtastpunkt entspre chend dem reflektierten Licht eine Anzahl N-Meßwerte gebildet, wobei N eine ganze Zahl gleich oder größer 2 ist. Aus der zeitlichen Variation der somit ge messenen Intensität des reflektierten Lichts am jeweiligen Abtastpunkt wird die Doppler-Verschiebung berechnet und hieraus die Fließgeschwindigkeit der Flüs sigkeit an jedem Punkt des Rasterfeldes bestimmt. In der Patentanmeldung ist ferner ein Gerät zur Durchführung des Verfahrens beschrieben.

Hämoglobin und Cytochrom aa₃ zeigen einen im nahen Infrarotlicht vom Oxyda tionszustand abhängigen Absorptionskoeffizienten. Daher können bekanntlich mit infrarotem Licht die Konzentration von oxygeniertem Hämoglobin und oxydier tem Cytochrom aa₃ bestimmt werden. Im Gewebe wird infrarotes Licht stark ge streut, jedoch nur sehr gering absorbiert, wobei im Fettgewebe der Streukoeffi zient in der Größenordnung von 400 cm^-1 liegt. Für die Bestimmung der Konzen tration C eines interessierenden Stoffes kann von dem Lambert-Beer′schen Ge setz ausgegangen werden:

In dieser Formel bedeuten t die mittlere optische Weglänge der Photonen, µ der molare Absorptionskoeffizient der untersuchten Substanz, µ_a der Gesamtabsorp tionskoeffizient aller anderen vorhandenen Substanzen, µ_s der Streukoeffizient, I_o die eingestrahlte Lichtintensität sowie I die nach Absorption und Streuung gemessene Lichtintensität. Hierbei ist es unerheblich, ob die Messung im Durch licht oder im Auflicht durchgeführt wird.

Nimmt man an, daß bei einem ausgedehnten Objekt der Gesamtabsorptionskoef fizient µ_a und der Streukoeffizient µ_s örtlich konstant sind, so ergibt sich für eine gemessene Lichtintensität in einer bestimmten Stelle s(x, y, z) des Objektes:

Durch Messung von I an zwei benachbarten Stellen s und s+ds läßt sich aus der Gleichung (2) die Größe

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

mit

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

bestimmen. Hierbei ist ln der natürliche Logarithmus, dA die Absorptionsän derung und dC(s) die lokale Änderung der Konzentration C. Unter den obigen Annahmen läßt sich somit bei bekanntem Absorptionskoeffizienten µ durch Messung der Absorptionsänderung an benachbarten Stellen dA(s) nach Glei chung (3) die entsprechende Konzentrationsänderung dC(s) bestimmen.

Hämoglobin in oxydierter Form - nachfolgend HbO₂ genannt - absorbiert bevor zugt Licht der Wellenlänge λ₁ = 850 nm, während Hämoglobin in reduzierter Form - nachfolgend HbR genannt - Licht bevorzugt mit einem lokalen Maximum etwa bei λ₂ = 720 nm absorbiert. Entsprechendes gilt für die Chromophoren Cytochrom aa₃, welche in reduzierter Form bevorzugt bei kurzen Wellenlängen λ₁ < 700 nm und in oxydierter Form bevorzugt bei längeren Wellenlängen von etwa λ₂ = 880 nm absorbieren. Derartige Substanzen absorbieren Licht in Ab hängigkeit der Wellenlänge unterschiedlich, wobei zumindest für einen Wellen längenbereich oder eine Wellenlänge eine maximale Absorption gegeben ist.

Hiervon ausgehend liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren sowie ein Gerät zur Durchführung des Verfahrens vorzuschlagen, um eine räum lich und zeitlich aufgelöste Messung der Konzentrationen von Substanzen errei chen, welche entsprechend dem Oxygenisierungsgrad unterschiedliche Absorp tionsbänder besitzen. Ferner soll vor allem der pulsatile Charakter des Sauer stoffmetabolismus örtlich und zeitlich aufgelöst dargestellt werden können. Das Verfahren und ebenso das zur Durchführung des Verfahrens vorgeschlagene Ge rät sollen eine hohe Meßgenauigkeit ergeben.

Die Lösung dieser Aufgabe erfolgt gemäß den kennzeichnenden Merkmalen des Patentanspruchs 1.

Das erfindungsgemäße Verfahren zählt zur Scanning Laser Pulsoximetrie und be inhaltet die Kombination der Messung der Konzentrationen von wenigstens zwei Substanzen, die je nach Oxygenisierungsgrad unterschiedliche Absorptionsbänder besitzen, also für unterschiedliche Wellenlängen oder Wellenlängenbereiche eine maximale Absorption des einfüllenden Lichtes ergeben. So ermöglicht dieses Verfahren insbesondere die Messung der Konzentration von oxydiertem bzw. reduziertem Hämoglobin oder wahlweise der Chromophoren Cytochrom aa₃ mittels Absorptionsmessung sowie der bekannten Laser Scanning Technik, wobei durch Vorgabe des Abtastvorgangs der pulsatile Charakter des Sauerstoffmeta bolismus örtlich und zeitlich aufgelöst dargestellt werden kann. Erfindungsgemäß wird das zu untersuchende Objekt mittels eines Laser-Abtastsystems rasterförmig und mit zwei Laserquellen unterschiedlicher Wellenlänge gleichzeitig abgetastet. Das Verfahren kann für Auflicht, wobei der einfallende Lichtstrahl reflektiert wird, ebenso zum Einsatz gelangen, wie für Geräte nach dem Durchlichtprinzip.

Die unterschiedlichen Wellenlängen der beiden Laserquellen werden entspre chend den zu untersuchenden Substanzen vorgegeben, wobei die Wellenlängen insbesondere auf das Maximum der Absorption der zu untersuchenden Substan zen abgestimmt sind. So werden zur Messung der Konzentrationen von Hämo globin die Wellenlängen von im wesentlichen 720 nm sowie 850 nm vorgegeben, während zur Messung der Konzentrationen von Cytochrom aa₃ die Wellenlängen von vorzugsweise 700 nm und 880 nm vorgegeben werden. Zweckmäßig erfolgt eine praktisch gleichzeitige Abtastung der Substanzen. Es werden die örtlichen Ableitungen der Konzentrationsverläufe der beiden Substanzen erfaßt und nach örtlicher Integration werden die örtlichen Konzentrationen der beiden Substan zen insbesondere von oxydiertem sowie reduziertem Hämoglobin bzw. der Chro mophoren Cytochrom aa₃ selbst festgestellt. Es werden die relativen Werte der Konzentrationsverläufe und Konzentrationen festgestellt, zumal die optischen Weglängen der Photonen, vor allem aufgrund der starken Streuung, nicht unmit telbar bekannt sind. Darüber hinaus sei festgehalten, daß sich die Photonen aufgrund der starken Streuung nicht ideal gradlinig ausbreiten, wodurch eine starke Schwächung des Meßsignals und eine Begrenzung der örtlichen Auflösung bedingt ist, doch ist für diagnostische Aussagen in der Regel eine qualitative Bestimmung der Konzentrationen ausreichend.

Im Gegensatz zu allen bisher bekannten Verfahren ist die erfindungsgemäße Messung der Konzentrationen von Substanzen, welche ein von der Wellenlänge des einfallenden Lichtes abhängiges und voneinander unabhängiges Absorptions verhalten aufweisen, insbesondere von HbO₂ und HbR sowie Cytochrom aa₃ in oxydierter und reduzierter Form gleichzeitig dreidimensional örtlich auflösend, zeitlich auflösend, nicht-invasiv und schnell. In der Augenheilkunde ist keine Erweiterung der Pupille des untersuchten Auges erforderlich. Das Verfahren er möglicht die zeitlich und dreidimensional örtlich aufgelöste Messung der Konzen trationen von oxydiertem und reduziertem Hämoglobin bzw. Chromophoren Cytochrom aa₃, wobei ferner durch Kombination mit der Messung der Fließge schwindigkeit die örtlich aufgelöste Messung des Sauerstoffverbrauchs erfolgt.

Die Einsatzmöglichkeiten des erfindungsgemäßen Verfahrens erstrecken sich in der Augenheilkunde auf alle Erkrankungen der Netzhaut und der Aderhaut, bei denen es durchblutungsbedingt oder metabolisch bedingt zu Störungen der Sauer stoffversorgung kommt. Typische Anwendungen sind Untersuchungen zur Sauer stoffsituation der Netzhaut und der Aderhaut bei der diabetischen Retinopathie, bei arteriellen und venösen Verschlüssen, bei Glaukomerkrankungen sowie bei der Makuladegeneration. Zu medizinischen Einsatzgebieten außerhalb der Au genheilkunde wird insbesondere auf die örtlich und zeitlich aufgelöste Bestim mung der Konzentration von oxydiertem und reduziertem Hämoglobin bzw. Cyto chrom aa₃ der Haut sowie weiterer Organe wie Herz, Leber, Darm und Gehirn im intraoperativen Einsatz verwiesen.

Weitere besondere Ausgestaltungen und Vorteile sind in den Unteransprüchen und der nachfolgenden Beschreibung von zwei Ausführungsbeispielen angegeben. Die Erfindung wird nachfolgend anhand der Zeichnungen näher erläutert. Es zeigt

Fig. 1 eine Prinzipdarstellung eines Gerätes zu Durchführung des Verfahrens,

Fig. 2 eine Prinzipdarstellung einer weiteren Ausführungsform des Gerätes.

Fig. 1 zeigt in einer Prinzipdarstellung zwei Laserquellen 1, 2, welche jeweils Lichtstrahlen 3, 4 mit unterschiedlichen Wellenlängen λ₁ und λ₂ aussenden. So beträgt beispielsweise die Wellenlänge λ₁ = 720 nm und die Wellenlänge λ₂ bei spielsweise 850 nm. Mittels eines geeigneten optischen Elements 6 werden die beiden Laserstrahlen 3, 4 zu einem einzigen Lichtstrahl 8 vereinigt. Das optische Element 6 kann als halbdurchlässiger Spiegel ausgebildet sein. Vorzugsweise ist das optische Element 6 als ein Spiegel mit wellenlängenabhängiger Reflexion der art ausgebildet, daß er Licht mit einer Wellenlänge größer als einer vorgege benen Wellenlänge von beispielsweise 780 nm reflektiert, jedoch Licht von einer Wellenlänge unterhalb der vorgegebenen Wellenlänge unbeeinflußt hindurchläßt. Der vereinigte Lichtstrahl 8 gelangt durch ein nachfolgend zu erläuterndes opti sches Element 10, welches zur Trennung des rücklaufenden Lichtstrahles dient, zu einer Strahlablenkungsvorrichtung 12.

Diese Strahlablenkungsvorrichtung 12 kann insbesondere gemäß der aus der DE 41 03 298 C2 vorbekannten Vorrichtung ausgebildet sein. Die Strahlablenkungs vorrichtung 12 besteht allgemein aus zwei periodisch drehbaren Spiegeln, welche den einfallenden Lichtstrahl, hier den gemeinsamen Lichtstrahl 8, entlang zweier zueinander orthogonaler Achsen ablenken. Hierbei oszilliert einer der beiden Spiegel schnell und lenkt den Lichtstrahl zeilenförmig ab, während der zweite Spiegel vergleichsweise langsam oszilliert und den Lichtstrahl in eine Richtung senkrecht zur Zeilenrichtung des ersten Spiegels ablenkt. Dies führt zu einer rasterförmigen zweidimensionalen Ablenkung des gemeinsamen Lichtstrahles 4. Der die Strahlablenkungsvorrichtung 12 verlassende, nunmehr richtungsveränder liche Lichtstrahl 14 wird mittels geeigneter Linsen 16 auf das zu untersuchende Objekt 18, z. B. die Retina des Auges, fokussiert und tastet dieses zweidimen sional und rasterförmig ab.

Das vom Objekt 18 gestreute und reflektierte Licht legt denselben optischen Weg durch das Linsensystem 16 und die Strahlablenkungsvorrichtung 12 zurück und wird mittels des bereits erwähnten optischen Elements 10 vom beleuchtenden, ge meinsamen Lichtstrahl 8 getrennt. Der so getrennte Lichtstrahl 20 wird sodann auf ein optisches Element 22 gelenkt, welches zur Trennung des rücklaufenden Lichtstrahles entsprechend unterschiedlichen Wellenlängen ausgebildet ist. So ist das optische Element 22 bevorzugt als ein Spiegel ausgebildet, welcher Licht einer Wellenlänge von mehr als beispielsweise 780 nm reflektiert, jedoch Licht mit einer Wellenlänge von weniger als beispielsweise 780 nm unbeeinflußt läßt. Der vom Objekt reflektierte und gestreute Lichtstrahl wird somit in zwei Licht strahlen 23, 24 entsprechend den Wellenlängen λ₁ = 720 nm und λ₂ = 850 nm geteilt. Die beiden getrennten reflektierten Lichtstrahlen 23, 24 werden auf zwei separate Detektoren 26, 27 gelenkt, welche die jeweilige Lichtintensität messen.

Durch Digitalisierung dieser Detektorsignale ergeben sich entsprechend den bei den Wellenlängen λ₁ und λ₂ gleichzeitig zwei zweidimensionale Bilder I(s, λ₁) und I(s, λ₂). Aus diesen beiden zweidimensionalen Bildern werden entsprechend der eingangs genannten Gleichung (3) die Absorptionsänderungen dA(s, λ₁) und dA(s, λ₂) bestimmt. Aus den Absorptionsänderungen werden dann die lokalen Konzentrationsänderungen dC₁(s) und dC₂(s) des oxydierten und reduzierten Hämoglobins bzw. Cytochrom aa₃ berechnet. Aus den erhaltenen örtlichen Ablei tungen der Konzentrationsverläufe der beiden Substanzen werden nach geeigne ter, insbesondere örtlicher Integration die örtlichen Konzentrationen C₁(s) und C₂(s) der beiden untersuchten Substanzen bestimmt.

In einer besonderen Ausgestaltung der Erfindung werden mehrere derartige Bildpaare I(s, λ₁) und I(s, λ₂) für eine vorgegebene Zeitdauer, von vorzugsweise mindestens 1 sec. in einer schnellen Folge nacheinander aufgenommen, so daß beispielsweise 20 Bildpaare pro Sekunde zur Verfügung stehen. Ferner erfolgt während der Aufnahme der genannten Bilder eine simultane Bestimmung des Elektrokardiogramms, so daß eine zeitliche Zuordnung der Stoffkonzentrationen jedes Netzhautpunktes zum Herzschlag im Rahmen dieser Erfindung erfolgt.

Ferner wird in zweckmäßiger Weise die Digitalisierung der Bilder in der Weise ausgestaltet, daß elektronisch bereits ein Teil der erläuterten Auswertungen durchgeführt wird. So wird zweckmäßig die erläuterte lokale Absorptionsände rung elektronisch und vor der Digitalisierung durchgeführt, wodurch eine erhebli che Verkürzung der zur Auswertung der Daten erforderlichen Zeit erzielt wird.

Fig. 2 zeigt eine alternative Ausgestaltung, wobei hinsichtlich der übereinstim menden Komponenten auf die Beschreibung der Fig. 1 verwiesen sei. Der vom Objekt 18 reflektierte und gestreute Lichtstrahl 20 wird nach der Trennung vom beleuchtenden Lichtstrahl (8) mittels des optischen Elements 10 direkt auf einen einzigen Detektor 28 gelenkt. Zusätzlich erfolgt eine Modulation der Intensitäten der beiden Laserquellen 1, 2 derart, daß während der Zeit des Abtastvorganges für eine Zeile nur eine der beiden Laserquellen 1, 2 eingeschaltet ist, während die zweite aber ausgeschaltet ist. Für die Dauer der nächsten Zeile wird dann umgekehrt der zweite Laser eingeschaltet und der erste Laser ausgeschaltet. Dieses abwechselnde Ein- bzw. Ausschalten der beiden Laser 1, 2 wird fortge setzt, bis das gesamte Bild aufgenommen ist. Durch entsprechende Digitalisie rung der Detektorsignale erhält man somit ebenfalls zwei zweidimensionale Bilder I(s, λ₁) und I(s, λ₂), aus welchen gemäß obigen Ausführungen die lokalen Konzentrationen C₁(s) und C₂(s) der beiden Substanzen bestimmt werden. Zur Aufnahme eines zweidimensionalen Bildes wird im Vergleich mit dem anhand von Fig. 1 erläuterten Verfahren die doppelte Zeit benötigt. Andererseits hat das alternativ vorgeschlagene Verfahren den Vorteil, daß nur ein einziger Detektor 28 und eine einzige Digitalisierungsvorrichtung erforderlich sind.

Es sei festgehalten, daß auch bei dem anhand von Fig. 2 erläuterten Verfahren mehrere Bilder, wie bereits erläutert, für die Dauer von wenigstens 1 sec. in einer schnellen Folge nacheinander aufgenommen werden können und ferner durch die simultane Bestimmung des Elektrokardiogramms während der Auf nahme gleichfalls die zeitliche Zuordnung der Sauerstoffkonzentrationen jedes Netzhautpunktes zum Herzschlag erfolgen kann.

In einer besonderen Ausgestaltung der Erfindung erfolgt die Kombination der oben erläuterten Scanning Laser Pulsoximetrie mit dem Verfahren der Scanning Laser Doppler Velocimetrie. Hierbei wird das Laser Scanning System entspre chend einer der anhand der Fig. 1 oder 2 erläuterten Verfahren ausgelegt und es erfolgt somit eine simultane Messung der beiden Wellenlängen oder die Bilder der beiden Wellenlängen werden in alternierenden Abtastzeilen aufgenommen. Darüber hinaus erfolgt der Abtastvorgang bevorzugt entsprechend des in der eingangs zitierten Patentanmeldung P 43 22 043.6-52 beschriebenen Verfahrens bzw. des dort beschriebenen Gerätes. Hierbei werden nicht mehrere zweidimen sionale Bilder nacheinander aufgenommen, sondern es wird jede Zeile eines Bildes in schneller Folge mehrfach, wenigstens zweimal, abgetastet und erst danach wird zur nächsten Zeile übergegangen. Es werden somit wiederum zwei zweidimensionale Bilder I(s, λ₁) und I(s, λ₂) erzeugt, wobei jedoch jeder ein zelne Punkt dieser Bilder bei der Aufnahme in sehr schneller Folge mehrfach abgetastet wird. Die Folgen der N Meßwerte, wobei eine ganze Zahl gleich oder größer 2 ist, werden für jeden einzelnen Meßpunkt gespeichert. Durch Analyse der zeitlichen Variation in der Folge der gemessenen Intensität des reflektierten Lichts an jedem Punkt wird aufgrund des optischen Doppler-Effektes, wie in P 43 22 043 beschrieben, die Fließgeschwindigkeit des Blutes an jedem Meßpunkt bestimmt. Durch die erfindungsgemäße Kombination der Messung der Fließ geschwindigkeit mit der Messung der Konzentrationen der beiden Substanzen, insbesondere oxydiertes bzw. reduziertes Hämoglobin oder Chromophoren Cyto chrom aa₃, werden völlig neue Aussagen ermöglicht. So kann beispielsweise durch Multiplikation der Fließgeschwindigkeit mit den lokalen Konzentrationswerten der Sauerstoffverbrauch örtlich aufgelöst gemessen werden.

Bei allen oben beschriebenen Realisationen läßt sich durch entsprechende Aufbe reitung der Bilder die zweidimensional aufgelöste Pulsation der Netzhautoxygeni sierung, kombiniert mit der Fließgeschwindigkeit im dritten Verfahren, als Film darstellen. Aus dieser Darstellung können weitere quantitative Parameter wie Pulswellenlaufgeschwindigkeit abgeleitet werden.

Bei jeder der oben beschriebenen Realisationen kann das Laser-Abtastsystem bevorzugt als konfokales optisches System ausgelegt werden. Hierbei befindet sich vor dem Detektor zur Messung der Intensität des reflektierten Lichts eine sehr kleine Blende, deren Position optisch konjugiert zur Fokalebene des ab tastenden Lichtstrahls ist. Dadurch wird erreicht, daß Licht, das aus einer schma len Umgebung um die Fokalebene reflektiert und somit an der Stelle der kleinen Blende fokussiert wird, diese Blende nahezu ungehindert passieren und detektiert werden kann, daß jedoch solches Licht, das von einer Stelle in einem Abstand von der Fokalebene reflektiert und deshalb nicht auf die kleine Blende fokussiert wird, wirksam unterdrückt wird. Dadurch ergibt sich eine zusätzliche Ortsauf lösung in die Tiefe, so daß die Messungen selektiv in einzelnen Schichten des Objekts erfolgen können. Durch geeignete Einstellung der Fokalebene des ab tastenden Lichtstrahls kann somit die Sauerstoffsituation der Netzhaut und der Aderhaut voneinander getrennt gemessen und betrachtet werden.

Das vorgeschlagene Verfahren der Laser Scanning Pulsoximetrie ist nicht auf die hier erwähnten Stoffe Hämoglobin und Cytochrom aa₃ beschränkt. Es kann in gleicher Weise zur Messung der Konzentrationen aller Substanzen eingesetzt werden, die insbesondere entsprechend ihrem Oxygenisierungsgrad unterschied liche Absorptionsbanden haben, also für verschiedene Wellenlängen oder Wellen längenbereiche unterschiedliche Absorptionsgrade aufweisen.

Bezugszeichenliste

1 erste Laserquelle mit Wellenlänge λ₁
2 zweite Laserquelle mit Wellenlänge λ₂
3 Laserstrahl, Wellenlänge λ₁
4 Laserstrahl, Wellenlänge λ₂
6 optisches Element zur Vereinigung von 3 und 4
8 vereinigter Lichtstrahl
10 optisches Element zur Trennung von hin- und rücklaufendem Lichtstrahl
12 Strahlablenkungsvorrichtung
14 richtungsveränderlicher Lichtstrahl
16 Linsensystem
18 zu untersuchendes Objekt
20 vom Objekt 18 reflektierter und gestreuter Lichtstrahl
22 optisches Element zur Trennung von 20
23 Lichtstrahl, Wellenlänge λ₁
24 Lichtstrahl, Wellenlänge λ₂
26-28 Detektor.

Claims

1. Verfahren zur Messung der Konzentration von wenigstens zwei Substanzen, welche Licht in Abhängigkeit der Wellenlänge unterschiedlich absorbieren, ins besondere oxydiertes und reduziertes Hämoglobin oder Chromophoren Cyto chrom aa₃, wobei ein die Substanzen enthaltendes Objekt mittels Laserlicht und mittels einer Strahlablenkungsvorrichtung rasterförmig abgetastet wird, dadurch gekennzeichnet, daß die zweidimensionale Abtastung des Objekts (18) mittels eines Lichtstrahls (8, 14) mit wenigstens zwei unterschiedlichen Wellen längen (λ₁, λ₂) durchgeführt wird, daß die Wellenlängen (λ₁, λ₂) auf jeweils einen Wellenlängenbereich oder eine Wellenlänge abgestimmt sind, für welche die wenigstens zwei Substanzen vorzugsweise eine möglichst hohe Absorption aufweisen, daß aus den bei der Abtastung erzeugten Signalen entsprechend den Konzentrationsänderungen die örtlichen Konzentrationen der genannten Sub stanzen bestimmt werden.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Substanzen gleichzeitig abgetastet werden, daß durch Digitalisierung der den unterschiedli chen Wellenlängen (λ₁, λ₂) entsprechenden Signale wenigstens zwei zweidimen sionale Bilder in Abhängigkeit vom Ort und der Wellenlänge erhalten werden und/oder die örtlichen Ableitungen der Konzentrationsverläufe der Substanzen erfaßt werden, und daß nach örtlicher Integration die örtlichen Konzentrationen der wenigstens zwei Substanzen bestimmt werden.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Laser strahlen (3, 4) von wenigstens zwei Laserquellen (1, 2) zu einem Lichtstrahl (8) vereinigt sind, der über die gemeinsame Strahlablenkungsvorrichtung (12) zur Abtastung des Objektes (18) vorgesehen ist.

4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß der gemeinsame Lichtstrahl (8), welcher Licht mit den wenigstens zwei Wellenlängen (λ₁ und λ₂) enthält, gleichzeitig das Objekt (18) abtastet und daß der vom Objekt (18) ausge sandte gestreute Lichtstrahl (20) nach Trennung entsprechend den Wellenlängen (λ₁, λ₂) wenigstens zwei Detektoren (26, 27) zugeführt wird.

5. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß der vom Objekt (18) ausgesandte und gestreute Lichtstrahl (20) nach Trennung vom beleuchten den, gemeinsamen Lichtstrahl (8) direkt auf einen einzigen Detektor (28) gelenkt wird, wobei die Intensitäten der wenigstens zwei Laserquellen (1, 2) derart modu liert werden, daß die Abtastung des Objekts zeilenweise abwechselnd mit dem Licht einer der Laserquellen (1, 2) durchgeführt wird.

6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß für eine vorgegebene Zeitdauer, bevorzugt wenigstens eine Sekunde, in schneller Folge nacheinander die Konzentrationsänderungen, insbesondere in Form von wenigstens zwei zweidimensionalen Bildern unter Berücksichtigung der Abtast punkte und der Wellenlängen, erfaßt werden und daß durch simultane Bestim mung, insbesondere mittels Elektrokardiogramms, eine zeitliche Zuordnung der Konzentrationen der Substanzen zum Herzschlag durchgeführt wird.

7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Messung der Fließge schwindigkeit der die Substanzen enthaltenen Flüssigkeit durch Bestimmung einer Frequenzverschiebung des in der Flüssigkeit reflektierten Laserstrahls gemäß dem Doppler-Effekt erfolgt, dadurch gekennzeichnet, daß jede Zeile eines Bildes in schneller Folge, wenigstens zweimal abgetastet wird und erst danach in gleicher Weise die nächsten Zeilen abgetastet werden, daß an jedem Abtastpunkt entsprechend dem reflektierten Licht eine Anzahl N Meßwerte gebildet wird, wobei N eine ganze Zahl gleich oder größer 2 ist, und daß aus der zeitlichen Variation der derart gemessenen Intensität des reflektierten Lichts am jeweiligen Abtastpunkt die Doppler-Verschiebung berechnet und hieraus die Fließgeschwin digkeit an jedem Punkt des Rasterfeldes bestimmt wird.

8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Abtastung in wenigstens zwei Ebenen in unterschiedlicher Tiefe des Objekts (18) durchgeführt wird, wobei insbesondere ein Laser-Scanning-System mit konfokaler Anordnung zum Einsatz gelangt und wobei die Abtastung und Messung in wenigstens zwei unterschiedlichen Fokalebenen durchgeführt wird.

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß durch die Wahl der Wellenlänge des Laserlichtes die Messung in unterschiedli chen Bereichen des Objektes (18) durchführbar ist, wobei bevorzugt zwei unter schiedliche Laserquellen (1, 2) zum Einsatz gelangen.

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Intensität des während der Abtastung, insbesondere entlang einer Linie, reflektierten Lichtes in festen Zeitabschnitten gemessen wird, wobei entlang der abgetasteten Linie eine Anzahl von M Meßwerten erfaßt und gespeichert wird, welche die reflektierten Lichtintensitäten an M individuellen Punkten entlang der abgetasteten Linie wiedergeben, wobei die Abtastung entlang der genannten Linie N mal in insbesondere gleichen zeitlichen Abständen durchgeführt wird, und daß nachfolgend für wenigstens eine weitere, bevorzugt parallele Linie entlang des Objektes diese Abtastung wiederholt wird.

11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die pro abgetastete Linie erfaßte Matrix von M × N Meßwerten, enthaltend N Zeilen der örtlich aufgelösten sowie M Spalten der zeitlich aufgelösten reflektier ten Lichtintensität einer Spektralanalyse, insbesondere einer diskreten Fourier- Transformation unterworfen sind und hieraus die Frequenzverteilung der zeit lichen Schwankung der reflektierten Lichtintensität bestimmt wird, und daß aus der derart bestimmten Frequenzverteilung die Geschwindigkeitsverteilung der bewegten Teile der Flüssigkeit an dem jeweiligen Punkt des Objektes bestimmt wird.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, daß nach der Berechnung der typischen Fließgeschwindigkeit an jedem Punkt des abgetasteten zweidimensionalen Feldes des Objektes eine Matrix von M × L Geschwindigkeiten bestimmt wird, welche insbesondere nach Sichtbarmachung in einem Bild, örtlich aufgelöst die Fließgeschwindigkeit wiedergibt.

13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, daß die Erfassung der Meßwerte auf den Herzschlag synchronisiert wird.

14. Gerät zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, daß wenigstens zwei Laserquellen (1, 2) mit unter schiedlichen Wellenlängen (λ₁, λ₂) vorgesehen sind, welche mittels eines opti schen Elements (3) vereinigt werden, und daß der vereinigte Lichtstrahl (8) der Strahlablenkungsvorrichtung (12) zugeführt wird.

15. Gerät nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen dem die Laserstrahlen (3, 4) vereinigenden optischen Element (6) und der Strahlab lenkungsvorrichtung (12) ein optisches Element (10) zur Trennung des vom Objekt (18) zurücklaufenden Lichtstrahles (20) vom gemeinsamen Lichtstrahl (8) vorgesehen ist und daß der getrennte Lichtstrahl entweder über ein optisches Element (22), welches die Trennung entsprechend den Wellenlängen (λ₁, λ₂) vornimmt, auf zwei Detektoren (26, 27) oder einem gemeinsamen Detektor (28) zugeführt wird.

16. Gerät nach Anspruch 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, daß das optische Element (6, 10) als ein halbdurchlässiger Spiegel oder als ein Spiegel mit wellen längenabhängiger Reflexion derart ausgebildet ist, daß er Licht mit einer Wellen länge größer als eine vorgegebene Wellenlänge reflektiert, jedoch Licht von einer Wellenlänge unterhalb dieser vorgegebenen Wellenlänge im wesentlichen unbe einflußt hindurchläßt, welche vorzugsweise auf einen zwischen den Wellenlängen (λ₁, λ₂) der beiden Laserquellen (1, 2) liegenden Wert festgelegt ist.

17. Gerät zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 7 bis 13 oder nach wenigstens einem der Ansprüche 14 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß ein Laser-Scanning-System mit der Strahlablenkungsvorrichtung (12) zur periodischen Ablenkung des Laserstrahls in zwei zueinander senkrechten Rich tungen kombiniert mit einer Kontroll- und Steuerelektronik für die Durchfüh rung der Abtastung sowie die Bestimmung der Meßwerte vorgesehen ist und daß ein Computer zur Analyse der gewonnen Meßwerte vorgesehen ist.

18. Gerät nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß dem Linsensystem (16) zur Abbildung des abtastenden Laserstrahls auf das zu untersuchende Ob jekt (18) ein Fokussierelement zur Einstellung der Fokalebene zugeordnet ist, wobei zur Ablenkung der Strahlen zwei periodisch und synchron bewegte Spiegel zur Ablenkung des beleuchtenden Laserstrahl in zwei Dimensionen orthogonal zur optischen Achse vorgesehen sind.

19. Gerät nach einem der Ansprüche 14 oder 18, dadurch gekennzeichnet, daß der zweite Spiegel mit hoher Frequenz (f) oszilliert und den Laserstrahl entlang einer Linie des untersuchten Objektes bewegt, wobei die Abtastung entlang der jeweiligen Linie des Objektes N mal erfolgt, wobei N eine ganze Zahl gleich oder größer 2 ist, wobei entlang der jeweiligen Linie für jeden der M Punkte N × die Messung in gleichen zeitlichen Abständen von 1/f erfolgt.

20. Gerät nach einem der Ansprüche 14 bis 19, dadurch gekennzeichnet, daß der Mittelpunkt des zweiten Spiegels in der Mitte des Abstandes zwischen dem ersten Spiegel und dessen Drehachse angeordnet ist und daß die Strahlen vom ersten Spiegel direkt zum zweiten Spiegel und umgekehrt verlaufen und/oder daß der erste Spiegel über einen Arm mit seiner zugehörenden Drehachse gekoppelt ist, wobei die Länge des Armes im wesentlichen gleich groß wie der genannte Abstand ist.

21. Gerät nach einem der Ansprüche 14 bis 20, dadurch gekennzeichnet, daß die M × N Meßwerte digitalisiert und in dem Computer gespeichert werden, wobei eine Matrix von M × N Meßwerten gespeichert wird, deren N-Zeilen ört lich aufgelöst und deren M-Spalten zeitlich aufgelöst die reflektierte Lichtintensi tät an den einzelnen Punkten entsprechen.

22. Gerät nach Anspruch 21 dadurch gekennzeichnet, daß nach der Einspeiche rung der Orts-Zeit-Matrix für die Linie des Objektes mittels des ersten Spiegels der Laserstrahl im wesentlichen senkrecht zur Richtung der zunächst abgeta steten Linie auf wenigstens eine benachbarte Linie des Objekts (18) verschoben und entsprechend für diese Linie die Orts-Zeit-Matrix eingespeichert wird, wobei entsprechend der Anzahl L der abgetasteten Linien L-Matrizen mit jeweils M × N Meßwerten mittels des Rechners gespeichert und/oder ausgewertet werden.

23. Gerät nach Anspruch 21 oder 22, dadurch gekennzeichnet, daß die Spektral analyse durch einen geeigneten Signalprozessor oder einen Hardware-mäßigen Fousiertransformator durchgeführt wird.

24. Gerät nach einem der Ansprüche 14 bis 23, dadurch gekennzeichnet, daß ein Detektor (26-28) mit hoher Empfindlichkeit, insbesondere einer Avalanche- Fotodiode oder ein vergleichbarer hochempfindlicher Detektor vorgesehen ist.

25. Gerät nach einem der Ansprüche 14 bis 24, dadurch gekennzeichnet, daß das optische System polarisations-empfindlich ausgelegt ist, wobei insbesondere eine linear polarisierte Laserquelle zum Einsatz gelangt oder unpolarisiertes Laserlicht mittels eines Polarisators linear polarisiert wird, und daß die Aus koppeleinrichtung gleichfalls polarisations-empfindlich derart ausgebildet ist, daß nur solches reflektiertes Licht, welches in einer zum beleuchteten Strahl um im wesentlichen 90° gedrehten Richtung linear polarisiert ist, zum Detektor (26-28) reflektiert wird, und/oder bevorzugt durch ein zusätzlich zwischen dem unter suchten Objekt (18) und dem Auskoppelelement angeordneten 1/4-Wellenlängen- Plättchen die Polarisationsrichtung des reflektierten Lichtes im Vergleich zur Polarisationsrichtung der Laserquelle um 90° gedreht wird.

26. Gerät nach einem der Ansprüche 14 bis 25, dadurch gekennzeichnet, daß bei dem zweiten mit der Frequenz (f) bewegten Spiegel die Rücklaufzeit nach der Abtastung entlang einer Linie des Objektes zur Gewinnung von Daten genutzt wird, wobei für die jeweils abgetastete Linie eine zur ersten Orts-Zeit-Matrix zeitlich verschobene zweite Orts-Zeit-Matrix erfaßt wird, und daß die genannten beiden Orts-Zeit-Matrizen getrennt voneinander Fourier-transformiert und anschließend unter Berücksichtigung des Verschiebungssatzes der Fourier-Trans formation zu einem Gesamtspektrum kombiniert werden, wodurch insbesondere eine Verbesserung des Signal-/Rausch-Verhältnisses erzielt wird.

27. Gerät nach einem der Ansprüche 14 bis 26, gekennzeichnet durch den Ein satz zur Laser-Doppler-Flowmetrie, wobei an jedem Punkt eines untersuchten Gebietes die gemessene Fließgeschwindigkeit mit dem Verhältnis der von unbe wegten Komponenten und der von bewegten Komponenten reflektierten Licht intensität multipliziert wird, wobei das Verhältnis aus der Analyse der Frequenz spektren gebildet wird.