DE4445683A1 - Verfahren zur Untersuchung eines streuenden Mediums mit intensitätsmoduliertem Licht - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Untersuchung ei­ nes streuenden Mediums, insbesondere einer biologischen Matrix, mit intensitätsmoduliertem Licht.

Bei solchen Verfahren wird Licht an einem Einstrahlungs­ ort als Primärlicht in das Medium eingestrahlt und an ei­ nem Detektionsort, welcher sich in einem bestimmten Meß­ abstand von dem Einstrahlungsort befindet, aus dem streu­ enden Medium austretendes Licht als Sekundärlicht detek­ tiert, d. h. von einem als Lichtempfänger dienenden photo­ elektrischen Wandler in ein elektrisches Meßsignal um­ gewandelt. Durch Vergleich des eingestrahlten Primär­ lichts und des detektierten Sekundärlichts wird eine Meß­ größe bestimmt, deren Meßwert von der Wechselwirkung des Lichts mit dem streuenden Medium abhängig ist und dadurch ein Maß für das gewünschte Untersuchungsergebnis dar­ stellt. Eine solche Meßgröße wird vielfach als für das Untersuchungsergebnis charakteristischer quantifizierba­ rer Parameter (quantifiable parameter) bezeichnet.

Die Erfindung bezieht sich dabei auf Fälle, bei denen eine Vielfachstreuung des Lichts zwischen Einstrahlungs­ ort und Detektionsort stattfindet. Dies bedeutet, daß die Streuzentren in dem streuenden Medium so dicht sind, daß die mittlere freie Weglänge von Photonen in dem Medium sehr viel kürzer ist als der Lichtweg zwischen Einstrah­ lungsort und Detektionsort, so daß das Licht auf seinem Weg zwischen beiden Orten viele Male (mindestens 10, be­ vorzugt mindestens 100 Mal) gestreut wird.

Ein besonderes wichtiges Anwendungsgebiet der Erfindung ist die Untersuchung einer biologischen Matrix. Eine bio­ logische Matrix in diesem Sinne ist eine Körperflüssig­ keit (insbesondere Blut) oder ein Gewebe eines lebenden Organismus, wobei sich sowohl im biologischen Gewebe, insbesondere Hautgewebe, als auch in typischen Körper­ flüssigkeiten so viele Streuzentren befinden, daß schon bei einem geringen Meßabstand Vielfachstreuung eintritt.

Von besonderer Bedeutung sind dabei Analyseverfahren, bei denen die Konzentration eines Analyten bestimmt werden soll und der Parameter eine Meßgröße darstellt, die zur Ermittlung der gewünschten Konzentration erforderlich ist. Solche Analyseverfahren haben eine sehr große medi­ zinische Bedeutung, weil sie es ermöglichen, Konzentra­ tionen bestimmter Analyten unmittelbar im Gewebe, also ohne vorherige Blutentnahme "in-vivo" zu bestimmen. Nach­ folgend wird ohne Beschränkung der Allgemeinheit auf bio­ logische Matrices, insbesondere Gewebe, als Beispiel für ein streuendes Medium im Sinne der Erfindung Bezug genom­ men.

Die Wellenlängen des Lichts, die speziell für Messungen an biologischen Matrices diskutiert werden, liegen allge­ mein zwischen etwa 300 nm und mehreren tausend nm, also im Spektralbereich zwischen dem nahen UV und infrarotem Licht. Der Begriff "Licht" darf nicht als Einschränkung auf den sichtbaren Spektralbereich verstanden werden.

Die Erfindung bezieht sich speziell auf Verfahren, bei denen das Primärlicht nicht statisch mit konstanter In­ tensität in das streuende Medium eingestrahlt wird, son­ dern bei denen es mit einem Modulationssignal, dessen Frequenz üblicherweise im Radiofrequenzbereich oberhalb 100 MHz liegt, amplitudenmoduliert wird. Dadurch breiten sich in der biologischen Matrix Lichtintensitätswellen aus, deren Wellenlänge dem Quotient aus der Phasenge­ schwindigkeit der Lichtintensitätswelle in der biolo­ gischen Matrix und der Modulationsfrequenz entspricht.

Solche Verfahren werden als Frequenzdomänen (frequency domain) Messungen bezeichnet. Die Frequenzdomänen-Meß­ technik (nachfolgend "FD-Technik") erlaubt die Bestimmung von zwei Typen von Parametern ("FD-Parametern").

Zum einen kann die Wechselstromamplitude (AC-amplitude) und/oder die Gleichstromamplitude (DC-amplitude) des de­ tektierten Sekundärlichts im Vergleich zu dem einge­ strahlten Primärlicht bestimmt werden. Diese beiden Para­ meter beschreiben die Änderung der Intensität des Lichts durch Wechselwirkung mit der biologischen Matrix und wer­ den deswegen zusammenfassend als Intensitäts-Parameter bezeichnet.

Zum zweiten ist es möglich, die Phasenverschiebung des Lichts in dem Medium zu bestimmen. Diese Phasenverschie­ bung resultiert aus der Laufzeit des Lichts zwischen dem Einstrahlungsort und dem Detektionsort in der biologi­ schen Matrix. Die Laufzeit dt ist unmittelbar linear mit der Phasenverschiebung dΦ verknüpft (dt = dΦ/Ω, wobei Ω die Modulationsfrequenz des Primärlichts ist). Die Pha­ senverschiebung ist also ein Laufzeit-Parameter. Allge­ mein ist als Laufzeit-Parameter im Sinne der vorliegenden Erfindung jeder quantifizierbare Parameter des Lichts an­ zusehen, der mit der Laufzeit korreliert, d. h. ein ein­ deutiges Maß für die Laufzeit des Lichts zwischen Ein­ strahlungsort und Detektionsort in dem streuenden Medium darstellt.

Die Parameter werden, wie erwähnt, jeweils an dem detek­ tierten Sekundärlicht in Relation zu dem eingestrahlten Primärlicht bestimmt. Nachfolgend werden die Kurzzeichen AC, DC und P für die drei erwähnten Parameter Wechsel­ stromamplitude, Gleichstromamplitude und Phasenverschie­ bung verwendet.

Die Anwendung der FD-Technik zur Bestimmung eines Para­ meters des Lichtes als Meßgröße zur analytischen Bestim­ mung der Konzentration eines Analyten in einer biologi­ schen Matrix wurde bisher hauptsächlich im Zusammenhang mit der zeitaufgelösten Spektroskopie (FD-Spektroskopie) diskutiert. Es geht dabei um eine Lösung für ein grundle­ gendes Problem bei der Spektroskopie streuender Medien, nämlich die Unkenntnis über die optische Weglänge. Deren Kenntnis ist jedoch erforderlich, um die mit spektrosko­ pischen Methoden gemessenen Absorptionsspektren quantifi­ zieren und die Konzentration eines absorbierenden Stoffes berechnen zu können. In einem nichtstreuenden Medium ent­ spricht die optische Weglänge der Küvettenlänge. In einem streuenden Medium ist sie dagegen durch die Vielzahl der Streuvorgänge statistisch verteilt. Mittels der FD-Spek­ troskopie ist es möglich, die statistisch verteilte, mittlere freie Weglänge in dem streuenden Medium zu mes­ sen bzw. dem jeweiligen Absorptionswert zuzuordnen.

Derartige Verfahren sind beispielsweise aus den nachfol­ genden Publikationen bekannt.
J.R. Lackowicz: "Gigahertz Frequency-Domain Fluorometry: Resolution of Complex Intensity Decays, Picosecond Pro­ cesses and Future Developments", Photon Migration in Tis­ sues, Academic Press/New York, Edited by Britton Chance, pp. 169-186, 1989.

B. Chance et al.: "Time-resolved spectroscopy of hemo­ globin . . . ", Analytical Biochemistry, 174 (1988) p. 698 to 707

US-Patente 5,972,331 - 5,119,815 - 5,122,974 - 5,167,230

A. Duncan et al.
"A multiwavelength, wide band, intensity modulated opti­ cal spectrometer for near infrared spectroscopy and ima­ ging", Proc. SPIE 1888 (1993), 248-257.

Die in diesen Publikationen gegebenen Beispiele beziehen sich auf die Analyse stark absorbierender Substanzen mit Pigmenteigenschaften, insbesondere den roten Blutfarb­ stoff Hämoglobin.

In der früher angemeldeten, jedoch nicht vorveröffent­ lichten internationalen Patentanmeldung PCT/DE 94/01290 ist ein Verfahren zur Bestimmung der Konzentration von Glucose in einer biologischen Matrix beschrieben, bei dem mittels einer FD-Meßtechnik ein Laufzeit-Parameter des Lichts innerhalb der biologischen Matrix als eine mit der Glucose-Konzentration korrelierende meßbare Eigenschaft gemessen wird. Das der Analyse zugrundeliegende Prinzip unterscheidet sich dabei grundsätzlich von den vorstehend diskutierten spektroskopischen Analysen. Die optische Ab­ sorption von Glucose ist in dem betreffenden Wellenlän­ genbereich so gering, daß sie analytisch praktisch nicht genutzt werden kann. Die Analyse basiert hier vielmehr darauf, daß die mittlere optische Weglänge von Photonen innerhalb der heterogenen biologischen Matrix in überra­ schend starkem Maße von der Glucose-Konzentration beein­ flußt wird. Demzufolge ist der mittlere optische Weg ein unmittelbares Maß für die Glucose-Konzentration. Die Mes­ sung bei mehreren unterschiedlichen Wellenlängen, wie sie für spektroskopische Messungen gebräuchlich ist, ist bei diesem Prinzip nicht erforderlich.

Informationen über die FD-Parameter können auch für bild­ gebende Verfahren, beispielsweise Brustuntersuchungen auf Tumore, verwendet werden. Voraussetzung ist dabei, daß das zu untersuchende Volumen von dem Primärlichtstrahl abgetastet wird, das heißt es ist ein "Scan" des Primär­ lichtes über die Oberfläche des zu untersuchenden Gewebes erforderlich. Die dabei aus dem Sekundärlicht gewonnenen Informationen über Phasenverschiebung und Intensität kön­ nen in eine Bildinformation weiter verarbeitet werden, wie dies in der Publikation "M. Kaschke et al., Transil­ lumination Imaging of Tissue by Phase Modulation Techni­ ques", OEA Proceedings on Advances in Optical Imaging and Phonon Migration, 21 (1994), 88-92, beschrieben ist.

Bei den vorbekannten FD-Verfahren wird zur Messung der Phasenverschiebung meist die Heterodyn-Meßtechnik verwen­ det. Dabei wird neben der Modulationsfrequenz f1, mit der das Primärlicht moduliert wird, eine zweite konstante Frequenz f2 erzeugt, die sich von f1 um eine verhältnis­ mäßig kleine Differenzfrequenz df unterscheidet. Das mit der Frequenz f1 modulierte Meßsignal des Lichtempfängers wird in einem elektronischen Signalmischer mit der Fre­ quenz f2 gemischt und das Ausgangssignal des Mischers wird mit einem schmalbandig frequenzselektiven Meßprin­ zip, beispielsweise einem Lock-in-Verstärker, gemessen, der auf die Differenzfrequenz df (die auch als "Kreuzkor­ relationsfrequenz" bezeichnet wird) abgestimmt ist.

Zur Realisierung dieses Prinzips sind zwei Hochfrequenz­ generatoren (über 100 MHz) für die Frequenzen f1 und f2 erforderlich. An die Stabilität der Oszillatoren werden hohe Anforderungen gestellt, um störende Schwankungen der Kreuzkorrelationsfrequenz (welche bei etwa 100 Hz bis etwa 50 KHz liegt) zu vermeiden. Dies erfordert einen er­ heblichen elektronischen Aufwand.

Die Erfindung befaßt sich auf dieser Basis mit dem Pro­ blem, ein Verfahren zur Untersuchung von biologischen Ma­ trices und anderen ähnlich streuenden Medien mittels der FD-Technik zur Verfügung zu stellen, bei dem ohne Ein­ schränkung der Meßgenauigkeit der elektronische Aufwand im Vergleich zu den bekannten Verfahren vermindert ist.

Die Aufgabe wird gelöst durch ein Verfahren zur Untersu­ chung eines streuenden Mediums, insbesondere einer biolo­ gischen Matrix, mit intensitätsmoduliertem Licht, bei welchem von einem Frequenzgenerator eine hochfrequentes Modulationssignal erzeugt, die Intensität eines Lichtsen­ ders mit dem Modulationssignal moduliert und das von dem Lichtsender ausgehende Licht in das Medium eingestrahlt wird, das Modulationssignal Frequenz-Chirps einschließt, während deren die Modulationsfrequenz von einer Anfangs­ frequenz zu einer Endfrequenz durchgestimmt wird, das Mo­ dulationssignal von dem Frequenzgenerator auf mindestens zwei verschiedenen Signalwegen einem Signalmischer zuge­ führt wird, so daß sich während eines Frequenz-Chirp die Eingangssignale des Signalmischers um eine Differenzfre­ quenz unterscheiden, deren Größe von dem Unterschied der Signallaufzeiten auf den mindestens zwei Signalwegen und der Geschwindigkeit der Änderung der Modulationsfrequenz abhängt, wobei mindestens einer der Signalwege als Meßsi­ gnalweg einen durch das Medium verlaufenden Lichtwegab­ schnitt einschließt, und das Ausgangssignal des Signalmi­ schers zu einer Information über das streuende Medium weiterverarbeitet wird.

Im Regelfall sind die Signallaufzeiten auf den mindestens zwei verschiedenen Signalwegen unterschiedlich, so daß die resultierende Differenzfrequenz ungleich Null ist. Es sind jedoch im Rahmen der Erfindung auch Ausführungsfor­ men möglich, bei denen Betriebszustände mit gleichen Si­ gnallaufzeiten (resultierende Differenzfrequenz Null), auf den mindestens zwei verschiedenen Signalwegen auf­ treten.

Durch das erfindungsgemäße Verfahren ist es möglich, ei­ nen FD-Parameter, insbesondere als Meßgröße für die in­ vivo-Analytik an menschlichem Gewebe, mit nur einem Fre­ quenzgenerator zu messen, an den darüber hinaus keine be­ sonderen Anforderungen hinsichtlich der Frequenzstabi­ lität gestellt werden müssen. Dadurch ergibt sich ohne Beeinträchtigung der Meßgenauigkeit eine erhebliche Ein­ sparung hinsichtlich des elektronischen Aufwands. Dies ist insbesondere bei solchen Anwendungen wichtig, bei denen - wie beispielsweise bei der laufenden Überwachung des Blutglucosespiegels von Diabetikern - die Analyse mit kleinen, kostengünstigen Geräten möglich sein soll, die dem einzelnen Anwender zur Verfügung gestellt werden kön­ nen.

Die Erfindung wird nachfolgend anhand von in den Figuren schematisch dargestellten Ausführungsbeispielen näher er­ läutert. Es zeigen:

Fig. 1 eine Prinzipdarstellung zur Erläuterung der Er­ findung,

Fig. 2 ein Blockdiagramm einer ersten Anordnung zur Durchführung der Erfindung,

Fig. 3 ein Blockdiagramm einer zweiten Anordnung zur Durchführung der Erfindung,

Fig. 4 ein Blockdiagramm einer dritten Anordnung zur Durchführung der Erfindung.

In Fig. 1 ist das eindimensionale Ausbreitungsverhalten entlang einer Achse X von Licht, welches von einer an dem Ort 0 angeordneten Lichtquelle ausgeht und mit einer ste­ tig steigenden Modulationsfrequenz moduliert ist, gra­ phisch verdeutlicht. Wenn die Modulationsfrequenz während eines Frequenz-Chirp monoton steigt, werden zu jedem Zeitpunkt innerhalb des Chirp an unterschiedlichen Detek­ tionsorten (A, B, C) entlang der Ausbreitungsrichtung (X- Achse) unterschiedliche Frequenzen gemessen. In Fig. 1 ist eine "Momentaufnahme" dargestellt. Während in der Nähe des 0-Punktes (d. h. des Ortes der Lichtquelle) eine hohe Modulationsfrequenz (verdeutlicht durch eine kurze Wellenlänge) gemessen wird, nimmt die Modulationsfrequenz zu größeren Entfernungen hin ständig ab, weil das dort detektierbare Licht bereits zu einem früheren Zeitpunkt, also innerhalb des Chirp mit einer niedrigeren Frequenz, emittiert wurde. Selbstverständlich kommen alle Frequen­ zen eines Chirp an jedem Detektionsort an, wobei jedoch zu jedem bestimmten Zeitpunkt unterschiedliche Frequenzen an unterschiedlich weit entfernten Detektionsorten gemes­ sen werden. Innerhalb eines Frequenz-Chirp mit steigender Frequenz ist deswegen zu jedem Zeitpunkt die an einem De­ tektionsort A mit kürzerem Meßabstand D1 gemessene Fre­ quenz höher als die an einem Detektionsort B mit größerem Meßabstand D2 gemessene Frequenz.

Am einfachsten zu realisieren ist ein Frequenz-Chirp, bei dem sich die Frequenz linear ändert, oder mit anderen Worten die Änderungsgeschwindigkeit (steigend oder fallend) zeitlich konstant ist. Unter dieser im Rahmen der Erfindung bevorzugten Voraussetzung, ist der Frequenzunterschied (Differenzfrequenz) zwischen zwei De­ tektionsorten mit unterschiedlichen Abständen von dem Einstrahlungsort innerhalb eines Frequenz-Chirp zeitlich konstant und proportional zu dem Abstand zwischen den De­ tektionsorten. Es gilt also die Formel:

df = f(D2)-f(D1) = δf/δt·(D2-D1)·1/v (1).

Dabei ist df die Differenzfrequenz zwischen zwei Detek­ tionsorten mit den Meßabständen D1 und D2 von dem Ein­ strahlungsort. δf/δt ist die Änderungsgeschwindigkeit der Frequenz innerhalb des Chirp und v ist die Ausbreitungs­ geschwindigkeit des Lichts in dem Medium (die sich aus der Lichtgeschwindigkeit c und dem Brechungsindex N er­ gibt gemäß v = c/N).

Die vorstehenden Überlegungen lassen sich ohne weiteres verallgemeinern: Für eine beliebige Anordnung, bei der ein Signal auf zwei unterschiedlichen Signalwegen mit un­ terschiedlichen Signallaufzeiten t₁ und t₂ transportiert wird, ist die Differenzfrequenz df eine Funktion der Laufzeitdifferenz dt und der Geschwindigkeit der Änderung der Modulationsfrequenz in dem Chirp:

df = f(δf/δt, dt) (2).

Fig. 2 zeigt eine erste Möglichkeit zur Realisierung der Erfindung. Ein Lichtsender 10, beispielsweise eine Leuchtdiode, strahlt an einem Einstrahlungsort O Primär­ licht durch eine Grenzfläche 12 in eine biologische Ma­ trix 14 ein. Bevorzugt ist die biologische Matrix 14 Hautgewebe und die Grenzfläche 12 wird von der Oberfläche der Haut gebildet. Das aus der biologischen Matrix 14 austretende Licht wird an zwei Detektionsorten A und B, die in unterschiedlichen Meßabständen D1 und D2 von dem Einstrahlungsort O angeordnet sind, detektiert.

Als Detektoren 15A, 15B dienen photoelektrische Wandler wie beispielsweise Photomultiplier oder Photodioden, ins­ besondere Avalanche-Photodioden. Anordnung und Realisie­ rung der optischen Elemente sind konventionell. Insoweit kann beispielsweise auf die einleitend erwähnten Litera­ turstellen verwiesen werden. Insbesondere können Licht­ sender und Detektoren entweder unmittelbar an der Grenz­ fläche 12 angeordnet sein oder mit Hilfe von Lichtleitfa­ sern kann eine Verbindung zu weiter entfernten lichtopti­ schen Elementen hergestellt werden.

Der Lichtsender 10 wird mit Hilfe eines Frequenzgenera­ tors 18 und einer Verstärkerschaltung 19 mit einer Spei­ sespannung versorgt, die entsprechend der Frequenz des Frequenzgenerators 18 moduliert ist. Das von dem Fre­ quenzgenerator 18 erzeugte Modulationssignal besteht aus Frequenz-Chirps im Radiofrequenzbereich (RF-Chirps), in­ nerhalb denen die Modulationsfrequenz mit konstanter Än­ derungsgeschwindigkeit (rampenförmig) steigt oder fällt. Die Bandbreite eines Frequenz-Chirp (d. h. die Differenz zwischen Anfangsfrequenz und Endfrequenz) sollte minde­ stens 10 MHz und höchstens 300 MHz betragen. Insgesamt können Modulationsfrequenzen in einem sehr breiten Fen­ ster des Frequenzspektrums eingesetzt werden. Bevorzugt sollte die Modulationsfrequenz innerhalb der Grenzen 50 MHz (als niedrigste Frequenz) und 1000 MHz (als höch­ ste Frequenz) liegen.

Das in die biologische Matrix 14 eingestrahlte Licht er­ reicht auf symbolisch dargestellten Lichtwegen die unter­ schiedlichen Meßorte A, B. Der Abschnitt des Signalweges vom Eintritt des Lichts an dem Eintrittsort O bis zu des­ sen Austritt an den Austrittsorten A, B wird als durch das Medium verlaufender Lichtwegabschnitt 20A, 20B (nachfolgend auch abgekürzt "Meßlichtwegabschnitt") be­ zeichnet. Der Unterschied der Signallaufzeiten auf den Meßlichtwegabschnitten 20A, 20B entspricht den Abständen D1, D2 der Meßorte von dem Einstrahlungsort O. Das an dem Detektionsorten A, B austretende Licht wird von den De­ tektoren 15A, 15B in elektrische Signale umgewandelt, in Verstärkern 25A, 25B verstärkt und in relativ breitbandi­ gen Bandpaßfiltern 27A, 27B gefiltert. Der Durchlaß­ bereich der Bandpaßfilter ist auf die Bandbreite des Fre­ quenz-Chirp abgestimmt, d. h. sie sperren unterhalb der niedrigsten und oberhalb der höchsten Frequenz des Fre­ quenz-Chirp.

Danach werden die Signale jeweils einem ersten Eingang 31a, 32a eines ersten Signalmischers 31 und eines zweiten Signalmischers 32 zugeführt. Die Signalwege des Modula­ tionssignals von dem Frequenzgenerator 18 zu dem Licht­ sender 10, von dort über die Meßlichtwegabschnitte 20A, 20B zu den Detektoren 15A, 15B und weiter bis zu den Ein­ gängen 31a, 31b der Signalmischer 31, 32 werden insgesamt als Meßsignalwege 23A, 23B bezeichnet.

An dem jeweils zweiten Eingang 31b, 32b der Mischer 31, 32 liegt ein Referenzsignal an, welches den Mischern 31, 32 über einen Referenzsignalweg 24 von dem Frequenzgene­ rator 18 zugeführt wird. Ein Referenzsignalweg im Sinne der vorliegenden Erfindung ist stets ein Signalweg, der von dem gleichen Frequenzgenerator zu dem gleichen Mi­ scher wie ein Meßsignalweg führt, jedoch keinen durch das Medium verlaufenden Lichtwegabschnitt einschließt.

Die Ausgangssignale der Mischer 31, 32 an den Ausgängen 31c und 32c werden über schmalbandige Bandpaß-Filter 29A und 29B einer Meß- und Auswerteeinheit 30 zugeführt.

Die Signalübertragung auf den elektrischen Signalwegab­ schnitten der Meßsignalwege 23A, 23B zwischen dem Fre­ quenzgenerator 18 und dem Lichtsender 10 sowie zwischen den Empfängern 15A, 15B und den Mischern 31, 32 erfolgt nahezu verzögerungsfrei. Dagegen breitet sich das Licht auf den Meßlichtwegabschnitten 20A, 20B, aufgrund des hö­ heren Brechungsindex und vor allem wegen der Streuung er­ heblich langsamer aus. Für eine effektive Ausbreitungsge­ schwindigkeit von c/10 = 3 × 10¹⁰ mm/s resultiert eine Verzögerung von 3 × 10^-10 Sekunden je 10 mm Abstand zwi­ schen dem Einstrahlungsort und dem Detektionsort. Bei ei­ ner Änderungsgeschwindigkeit der Frequenz innerhalb des Frequenz-Chirp von δf/δt=100 MHz/ms entspricht dies einer Frequenzverschiebung von ca. 30 Hz. Entsprechend beträgt die Differenzfrequenz zwischen den an den Meßorten A und B detektierten Signalen 30 Hz, wenn sich die Meßabstände D1, D2 um 10 mm unterscheiden.

Bei der Erfindung sind mindestens zwei unterschiedliche Signalwege vorhanden, die den gleichen Frequenzgenerator mit zwei Eingängen eines Signalmischers verbinden, wobei aus dem Unterschied der Signallaufzeiten in Verbindung mit der Änderung der Modulationsfrequenz innerhalb des Frequenz-Chirp eine Differenzfrequenz zwischen den Ein­ gängen des Signalmischers resultiert, deren Betrag eine Funktion der Änderungsgeschwindigkeit δf/δt und des Un­ terschieds der Signallaufzeiten ist. Bei der Ausführungs­ form gemäß Fig. 2 sind zwei Meßsignalwege 23A und 23B mit unterschiedlichen Meßlichtwegabschnitten 20A, 20B und ein Referenzsignalweg 24 ohne Meßlichtwegabschnitt vor­ handen. Jeder dieser Signalwege hat eine unterschiedliche Signallaufzeit. An den Eingängen 31a, 31b, 32a, 32b der Frequenzmischer 31, 32, liegt jeweils ein über einen Meß­ signalweg übertragenes Meßsignal und ein über den Refe­ renzsignalweg übertragenes Referenzsignal an.

Die durch den Frequenz-Chirp in Verbindung mit der Si­ gnalverzögerung bedingte Differenzfrequenz an den Eingän­ gen des Signalmischers kann dabei jeweils zur Abwärtskon­ vertierung der hochfrequenten Eingangssignale auf eine bequem meßbare Differenzfrequenz verwendet werden, die vorzugsweise zwischen etwa 1 kHz und 30 kHz liegen sollte. Die Differenzfrequenz, die bei einer technisch realisierbaren Änderungsgeschwindigkeit und verhältnismä­ ßig geringen Meßabständen resultiert, ist - wie die obige Beispielrechnung zeigt - erheblich niedriger.

Bei der Ausführungsform gemäß Fig. 2 ist deshalb in dem Referenzsignalweg 24 eine Verzögerungsstrecke 34 vorgese­ hen. Dadurch wird der Laufzeitunterschied zwischen den über die Meßsignalwege 23A, 23B an die ersten Eingänge 31a, 32a der Mischer 31, 32 übertragenen Meßsignalen und dem über den Referenzsignalweg 24 an die zweiten Eingänge 31b, 32b der Mischer 31, 32 übertragenen Referenzsignal so weit vergrößert, daß die resultierende Differenzfre­ quenz eine bequeme Auswertung des aus der Mischung resul­ tierenden Kreuzkorrelationssignals mit Hilfe üblicher frequenzselektiver Verstärkungstechniken ermöglicht. Um eine Differenzfrequenz in der Größenordnung von 1 kHz zu gewährleisten, muß die Verzögerungszeit bei einer Ände­ rungsgeschwindigkeit des Frequenz-Chirps von δf/δt=100 MHz/ms etwa 10 ns betragen. Eine solche Verzö­ gerungszeit läßt sich mit hoher Konstanz mittels einer akusto-optischen Verzögerungsstrecke erreichen, wobei die im Vergleich zur Lichtgeschwindigkeit sehr viel geringere Schallgeschwindigkeit eine kompakte Bauweise mit einer Weglänge von etwa 1 mm ermöglicht.

Infolge dieser Maßnahme unterscheiden sich die Eingangs­ signale an den Eingängen 31a, 31b bzw. 32a, 32b der Mi­ scher 31, 32 um eine Differenzfrequenz von beispielsweise 1 kHz. Die Signalmischung führt ebenso wie bei der kon­ ventionellen Heterodyn-Meßtechnik zu einer Abwärtskonver­ tierung der Hochfrequenzsignale in den Mischern 31, 32. Infolgedessen können die FD-Parameter bequem bei einer geeigneten relativ niedrigen Frequenz gemessen werden. Die schmalbandigen Bandpaß-Filter 29A, 29B unterdrücken DC-Anteile und die Summensignale aus dem Mischvorgang. In der Meß- und Auswerteeinheit 30 können die Phasenlage so­ wie die Intensitätsparameter DC und AC mit bekannten meß­ technischen Verfahren, wie sie teilweise auch bei der He­ terodyn-Meßtechnik zum Einsatz kommen, ermittelt werden. Geeignet ist insbesondere ein DSP (digital signal proces­ sor), der eine über eine Vielzahl von Frequenz-Chirps ge­ mittelte digitalisierte Darstellung des Mischer-Ausgangs­ signals erzeugt. Dessen Parameter P, AC, DC und auch die Frequenz können mit geläufigen Algorithmen, die in käuf­ lich erhältlichen Meßgeräten dieses Typs implementiert sind, berechnet werden.

Da sich bei der vorliegenden Erfindung innerhalb eines Frequenz-Chirp die Modulationsfrequenz ständig ändert, ist auch die Phasenverschiebung (bei einem gegebenen kon­ stanten Meßsignalweg) nicht konstant. Vielmehr nimmt die Phasendifferenz innerhalb des Frequenz-Chirp mit steigen­ der Frequenz ständig zu bzw. mit abnehmender Frequenz ständig ab. Um die Phasenverschiebung P reproduzierbar messen zu können, ist es deshalb notwendig, innerhalb ei­ nes Frequenz-Chirp die Phase jeweils zu einem bestimmten definierten Zeitpunkt zu bestimmen und die so gewonnenen Meßwerte miteinander zu vergleichen. Meßtechnisch einfa­ cher ist ein Differenzprinzip bei dem die Phase zu zwei definierten Zeitpunkten innerhalb des Frequenz-Chirp, insbesondere am Beginn und am Ende des Frequenz-Chirp ge­ messen und die Differenz dieser Meßwerte weiterverarbei­ tet wird.

Wie erläutert ist die Verzögerungsstrecke 34 erforder­ lich, um mit den derzeit realisierbaren Änderungsge­ schwindigkeiten des Frequenz-Chirp und bei den für Mes­ sungen an biologischen Matrices bevorzugten kurzen Meßab­ ständen eine meßtechnisch praktikable Kreuzkorrelations­ frequenz zu erreichen. Bei großen Meßabständen, wie sie etwa zur Untersuchung von Gehirngewebe oder Vermessungen an technischen Untersuchungsmedien diskutiert werden, kann es jedoch auch möglich sein, ohne Verzögerungs­ strecke eine ausreichend hohe Differenzfrequenz an den Mischereingängen zu erreichen.

Unter solchen Meßbedingungen kann es auch möglich sein, statt der Phasenverschiebung P die Differenzfrequenz selbst als Laufzeitparameter zu verwenden. Dies ist bei kurzen Meßabständen nicht möglich, weil beispielsweise die in obiger Beispielsrechnung resultierende Differenz­ frequenz von 30 Hz (entsprechend einer Periodendauer von etwa 30 ms) nicht innerhalb eines Frequenz-Chirp von bei­ spielsweise 1 ms Dauer gemessen werden kann. Wenn jedoch durch Erhöhung des Meßabstandes und/oder Verlängerung der Dauer eines Frequenz-Chirp und/oder Erhöhung der Ände­ rungsgeschwindigkeit δf/δt eine Differenzfrequenz er­ reicht wird, deren korrespondierende Periodendauer kürzer als die Dauer des Frequenz-Chirp ist, bildet die gemes­ sene Differenzfrequenz ein unmittelbares Maß für den Laufzeitunterschied zwischen den Signalwegen.

Soweit zur Anpassung der Differenzfrequenz eine konstante Verzögerungsstrecke 34 erforderlich ist, kann diese wahl­ weise in einem der beiden zu dem gleichen Signalmischer führenden Signalwege angeordnet sein.

Fig. 3 zeigt, daß es im Rahmen der Erfindung auch mög­ lich ist, mit nur einem in dem Medium verlaufenden Licht­ wegabschnitt 20 zu arbeiten. Dabei befindet sich in dem Referenzsignalweg 24 eine Verzögerungsstrecke 34, wobei die Signale vor und hinter der Verzögerungsstrecke 34 ei­ nem Signalmischer 41 zugeführt werden, dessen Ausgangssi­ gnal die Referenzfrequenz für eine frequenzselektive Mes­ sung mit Hilfe der Meß- und Auswerteeinheit 30 bildet.

Der Meßsignalweg 23 verläuft wie bei Fig. 2 von dem Fre­ quenzgenerator 18 über einen Verstärker 19 zu dem Licht­ sender 10. Das auf dem in der biologischen Matrix 14 ver­ laufenden Lichtwegabschnitt 20 zu einem Detektor 15 ge­ langende Licht wird von einem Verstärker 25 verstärkt und gelangt nach Filterung durch den Filter 27 zu einem Si­ gnalmischer 42, an dessen anderem Eingang das Referenzsi­ gnal anliegt. Dessen Ausgangssignal wird über einen Band­ paß-Filter 29 der Meß- und Auswerteeinheit 30 zugeleitet.

Bei dieser Ausführungsform wird durch den Frequenz-Chirp in Verbindung mit der Verzögerungsstrecke 34 und dem Mi­ scher 41 auf einfacher Weise ein Referenzsignal für die Meß- und Auswerteeinheit 30 und für die Abwärtskonvertie­ rung des Hochfrequenz-Meßsignals erzeugt. Im übrigen ent­ spricht die Meßtechnik weitgehend dem vorbekannten Hete­ rodyn-Verfahren.

Fig. 4 zeigt eine Ausführungsform ohne einen Referenzsi­ gnalweg. Hier sind mindestens zwei und bevorzugt (wie dargestellt) mindestens drei Detektoren 15A, 15B, 15C vorgesehen, durch die das Sekundärlicht an Meßorten A, B, C detektiert wird, die sich in unterschiedlichen Meßab­ ständen D1, D2, D3 von dem Einstrahlungsort O befinden. Die Einstrahlung erfolgt wie bei Fig. 2 mit Hilfe eines Frequenzgenerators 18, eines Verstärkers 19 und eines Lichtsenders 10. Die Signalverarbeitung auf der Sekundär­ seite der Meßsignalwege erfolgt ebenfalls analog zu Fig. 2 mit Hilfe von Verstärkern 25A, 25B, 25C und Filtern 27A, 27B, 27C.

Auch in diesem Fall wird das Modulationssignal des Fre­ quenzgenerators 18 auf unterschiedlichen Signalwegen mit unterschiedlichen Signallaufzeiten mindestens einem (bei zwei Meßsignalwegen) und im dargestellten bevorzugten Fall zwei Signalmischern 51, 52 zugeführt. Im Gegensatz zu Fig. 2 haben hier jedoch sämtliche Signalwege 23A, 23B, 23C einen durch die biologische Matrix 14 verlaufen­ den Meßlichtwegabschnitt 20A, 20B, 20C. Einer dieser Meß­ signalwege 23A ist mit einer Verzögerungsstrecke 34 ver­ sehen. Das Meßsignal dieses Meßsignalweges wird parallel jeweils einem Eingang 51a, 52a der Signalmischer 51, 52 zugeführt. An dem jeweils anderen Eingang 51b, 51b liegen die Meßsignale der beiden anderen Meßsignalwege 23B, 23C an. Die abwärtskonvertierten Kreuzkorrelationssignale an den Ausgängen 51c, 52c der Mischer 51, 52 werden wiederum über schmalbandige Bandpaß-Filter 53, 54 der Meß- und Auswerteeinheit 30 zugeführt.

Ebenso wie bei der Ausführungsform nach Fig. 2 wird auch bei den Ausführungsformen nach den Fig. 3 und 4 mit Hilfe von bekannten meßtechnischen Verfahren der Kurven­ verlauf des Ausgangssignals der Mischer 31, 32, 42, be­ stimmt und daraus die Phasenlage P sowie die Intensitäts­ parameter DC und AC ermittelt.

Diese Paraieter können dann verwendet werden, um - bei­ spielsweise nach einem der einleitend erläuterten vorbe­ kannten Verfahren - ein gewünschtes Untersuchungsergebnis zu ermitteln. Die Phasenverschiebung kann also beispiels­ weise bei einem FD-spektroskopischen Verfahren als Maß für die optische Weglänge des Lichts zwischen Einstrah­ lungsort und Detektionsort verwendet werden. Besonders bevorzugt wird die erfindungsgemäße Meßtechnik bei dem in der PCT/DE 94/01290 beschriebenen Verfahren verwendet, um die Glucosekonzentration zu bestimmen. Auch im Rahmen der eingangs erwähnten bildgebenden Verfahren ist die Erfin­ dung einsetzbar. Bei jedem dieser Verfahren ersetzt die erfindungsgemäße Meßtechnik das vorbekannte Heterodyn- Verfahren und ermöglicht dabei mit verringertem meßtech­ nischem Aufwand eine vergleichbare Genauigkeit.

Die meßtechnischen Anforderungen des erfindungsgemäßen Verfahren lassen sich mit denen der Heterodyn-Meßtechnik wie folgt vergleichen. Bei der Heterodyn-Technik führt die konstante Modulation mit einer Frequenz von 100 MHz bei einer Ausbreitungsgeschwindigkeit von c/10 zu einer Wellenlänge von 300 mm. Ein Meßabstand von 10 mm ent­ spricht demzufolge einer Phasenverschiebung von 12 Grad (10/300 × 360°). Legt man bei der erfindungsgemäßen Me­ thode die Annahmen des vorstehend diskutierten Zahlenbei­ spiels zugrunde, so entspricht die Differenzfrequenz von 30 Hz ebenfalls einer Phasendifferenz von 12 Grad zwi­ schen Beginn und Ende des Frequenz-Chirp. Geht man davon aus, daß die biologische Matrix auf ihr Streuverhalten untersucht werden soll und die (insbesondere durch eine Änderung der Glucosekonzentration verursachte) Änderung der mittleren freien Weglänge 1% (für zwei unterschied­ liche Glucosekonzentrationen) beträgt, so ist für beide Verfahren eine Auflösung der Messung des Phasenwinkels von 0,1 Grad erforderlich.

Die Bestimmung der Parameter, insbesondere der Phasendif­ ferenz P des detektierten Lichts in Relation zu dem ent­ sprechenden Parameter des eingestrahlten Lichts setzt selbstverständlich voraus, daß der Meß- und Auswerteein­ heit 30 Informationen über Phasenlage bzw. Intensität des von dem Lichtsender 10 in die Matrix 14 eingestrahlten Primärlichts zugeführt werden. Dies ist bei der Ausfüh­ rungsform gemäß Fig. 3 der Fall. Eine analoge Ergänzung kann beispielsweise auch bei der Ausführungsform gemäß Fig. 2 vorgenommen werden.

Die in Fig. 4 dargestellte Ausführungsform ist darauf ausgerichtet, die Differenzen der genannten Parameter zwischen den Detektionsorten A und B bzw. A und C zu be­ stimmen. Die gemessene Phasendifferenz ist dabei also beispielsweise ein Maß für die Phasendifferenz zwischen dem an diesen Meßorten detektierten Licht. Bei Untersu­ chungen, die auf der Änderung der Lichtlaufzeit innerhalb der biologischen Matrix beruhen (wie beispielsweise bei der PCT/DE 94/01290) kann eine solche Differenz ebensogut wie die Differenz zu dem Einstrahlungsort als Maß für die Änderung der Lichtlaufzeit verwendet werden.

Claims (14)

1. Verfahren zur Untersuchung eines streuenden Mediums, insbesondere einer biologischen Matrix, mit intensi­ tätsmoduliertem Licht,
bei welchem
von einem Frequenzgenerator (18) eine hochfrequentes Modulationssignal erzeugt, die Intensität eines Lichtsenders (10) mit dem Modulationssignal moduliert und das von dem Lichtsender (10) ausgehende Licht in das Medium eingestrahlt wird,
das Modulationssignal Frequenz-Chirps einschließt, während deren die Modulationsfrequenz von einer An­ fangsfrequenz zu einer Endfrequenz durchgestimmt wird,
das Modulationssignal von dem Frequenzgenerator (18) auf mindestens zwei verschiedenen Signalwegen (23A, 24) einem Signalmischer (31) zugeführt wird, so daß sich während eines Frequenz-Chirp die Eingangssignale des Signalmischers (31) um eine Differenzfrequenz un­ terscheiden, deren Größe von dem Unterschied der Si­ gnallaufzeiten auf den mindestens zwei Signalwegen (23A, 24) und der Geschwindigkeit der Änderung der Modulationsfrequenz abhängt, wobei mindestens einer der Signalwege als Meßsignalweg (23A) einen durch das Medium verlaufenden Lichtwegabschnitt (20A) ein­ schließt,
und
das Ausgangssignal des Signalmischers (31) zu einer Information über das streuende Medium weiterverarbei­ tet wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei welchem einer der Si­ gnalwege, durch die das Modulationssignal mit unter­ schiedlichen Signallaufzeiten einem Signalmischer zu­ geführt wird, ein Referenzsignalweg (24) ist, der keinen durch das Medium verlaufenden Lichtwegab­ schnitt einschließt.

3. Verfahren nach Anspruch 2, bei welchem das Modulati­ onssignal auf einem zweiten Meßsignalweg (23B) mit einem durch das Medium verlaufenden Lichtwegabschnitt (20B), bei dem der Lichtwegabschnitt einen von dem Lichtwegabschnitt (20A) des ersten Meßsignalwegs (23A) verschiedenen Abstand zwischen dem Einstrah­ lungsort (O) und dem Detektionsort (B) hat, einem weiteren Signalmischer (32) zugeführt wird und der Referenzsignalweg (24) an den jeweils zweiten Eingang (31b, 32b) beider Signalmischer angeschlossen ist.

4. Verfahren nach Anspruch 1, bei welchem zwei Signal­ wege (23A, 23B), auf denen die Modulationssignale mit unterschiedlichen Signallaufzeiten einem Signal­ mischer (51) zugeführt werden, Meßsignalwege mit ei­ nem durch das Medium verlaufenden Lichtwegabschnitt (20A, 20B) sind, wobei die Lichtwegabschnitte unterschiedliche Meßabstände (D1, D2) zwischen Ein­ strahlungsort (O) und Detektionsort (A, B) haben.

5. Verfahren nach Anspruch 4, bei welchem das Modulati­ onssignal auf einem dritten Meßsignalweg (23C), mit einem durch das Medium verlaufenden Lichtwegabschnitt (20C), bei dem der Lichtwegabschnitt (20C) einen dritten Abstand (D3) zwischen Einstrahlungsort und Detektionsort aufweist, einem zweiten Signalmischer (52) zugeführt wird und der andere Eingang (52a) des zweiten Signalmischers mit einem der Eingänge (51a) des ersten Signalmischers (51) verbunden ist.

6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem das Modulationssignal auf einem der Si­ gnalwege (24, 23A) durch eine Signalverzögerungs­ strecke (34) verzögert wird, um die Differenzfrequenz so weit zu erhöhen, daß sie in einem vorbestimmten Frequenzbereich liegt.

7. Verfahren nach Anspruch 6, bei welchem die Differenz­ frequenz zwischen 1 kHz und 30 kHz liegt.

8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem das Ausgangssignal des Signalmischers (31, 32, 41, 51, 52) einer Bandpaß-Filterung unterzo­ gen wird, wobei die Zentralfrequenz der Bandpaßfilte­ rung der Differenzfrequenz entspricht.

9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem das streuende Medium ein biologisches Ge­ webe ist und die niedrigste Frequenz des Frequenz- Chirps mehr als 50 MHz und die höchste Frequenz des Frequenz-Chirps weniger als 1000 MHz beträgt.

10. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem die Bandbreite des Frequenz-Chirp minde­ stens 10 MHz und höchstens 300 MHz beträgt.

11. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem als aus der Wechselwirkung des Lichts mit dem Medium resultierender Parameter die durch Ände­ rungen des mittleren Lichtweges auf dem Lichtwegab­ schnitt (20A, 20B, 20C) in dem Medium (14) verur­ sachte Änderung der Differenzfrequenz bestimmt wird.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, bei wel­ chem als aus der Wechselwirkung des Lichts mit dem Medium resultierender Parameter eine durch Änderungen des mittleren Lichtweges auf dem Lichtwegabschnitt (20A, 20H, 20C) in dem Medium verursachte Änderung der Phase des amplitudenmodulierten Lichts bestimmt wird.

13. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem als aus der Wechselwirkung des Lichts mit dem Medium resultierender Parameter ein Intensitäts­ parameter des amplitudenmodulierten Lichts bestimmt wird.

14. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem der Einstrahlungsort des Primärlichts zur Abtastung eines Volumenbereiches des Mediums variiert und das Ausgangssignal des Mischers zu einer Bild­ information verarbeitet wird.