DE102008002741A1

DE102008002741A1 - Optoelektronische Durchblutungsmessvorrichtung für funktionelle Kreislaufdiagnostik

Info

Publication number: DE102008002741A1
Application number: DE200810002741
Authority: DE
Inventors: Markus Hülsbusch; Vladimir Blazek; Steffen Leonard; Stefan Vogel; Dieter RÖMHILD; Dietmar Starke
Original assignee: CIS FORSCHUNGSINSTITUT fur MI; Cis Forschungsinstitut fur Mikrosensorik und Photovoltaik GmbH; Rheinisch Westlische Technische Hochschuke RWTH
Current assignee: Cis Forschungsinstitut fur Mikrosensorik und De
Priority date: 2008-06-27
Filing date: 2008-06-27
Publication date: 2009-12-31
Anticipated expiration: 2028-06-28
Also published as: DE102008002741B4

Abstract

Die Erfindung betrifft eine optoelektronische Durchblutungsmessvorrichtung zur nicht-invasiven Erfassung und Analyse der rhythmischen Perfusionsphänomene in der arteriellen Hautdurchblutung. Die Durchblutungsmessvorrichtung umfasst eine rechnergesteuerte Optrode, die mit mindestens zwei selektiven Lichtquellen und mit mindestens einem Lichtdetektorsystem ausgebildet ist, und eine Steuer- und Auswerteeinheit. Die selektiven Lichtquellen strahlen Messlicht verschiedener Wellenlängen aus, die mindestens 300 nm auseinanderliegen. Beschrieben wird insbesondere eine optoelektronische, messtiefen- und gewebeartselektive Durchblutungsmessvorrichtung zur rechnerunterstützten, nicht-invasiven Erfassung und Visualisierung der rhythmischen Phänomene der peripheren dermalen Perfusion.

Description

Die Erfindung bezieht sich auf eine optoelektronische Durchblutungsmessvorrichtung gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1. Eine solche Vorrichtung dient insbesondere zur selektiven Erfassung und Visualisierung der dermalen arteriellen Perfusionsrhythmik des Menschen.
Spätestens seit den 30er Jahren des letzten Jahrhunderts ist bekannt, dass die Dynamik der Blutvolumenschwankungen in hautnahen Gefäßnetzen am Körper des Menschen bereits unter physiologischen Bedingungen in ihrem Verlauf und frequenzselektiver Zusammensetzung starken individuellen Variationen unterliegen. Das Blutvolumen des Menschen ist mit etwa 5 Litern (1/15 des Körpergewichts) zu klein, um gleichzeitig alle Organe und Gewebsabschnitte mit gleicher Intensität zu perfundieren. Vor allem die Perfusion in Kapillarbereichen (Gefäßendstrombahn) der einzelnen Körperareale kann daher autonom zeitweise zu Gunsten anderer Areale reduziert werden, die auf Grund der aktuellen Lebenslage und aus Sicht der Lebenserhaltung wichtigere Funktionen zu erfüllen haben. Am meisten erforscht sind die herzsynchronen und die respiratorisch bedingten Rhythmen in der Perfusion der Haut, deutlich weniger dagegen die langsameren Rhythmen, die oft etwa im Bereich 0,1 bis 0,2 Hz liegen und deren Genese und diagnostische Relevanz letztlich noch nicht in allen Einzelheiten bekannt ist. So werden in der Literatur beispielsweise rhythmische Schwankungen der Organperfusion mit Perioden von 5–10 s als Folge der Tatsache beschrieben, dass bei Ruhelage des Menschen nur 30% der Kapillaren hämodynamisch wirksam sind. Bei pathophysiologischen Gefäßzuständen, z. B. onkologischen Erkrankungen (Neuvascula risierung im Tumorgebiet), sind diese Unterschiede intra- und interindividuell noch deutlicher ausgeprägt.
In den letzten Dekaden sind eine ganze Reihe von Vorrichtungen zur nichtinvasiven optoelektronischen Erfassung der dermalen Hämodynamik entwickelt worden. Vorrichtungen, von denen bei der Formulierung des Oberbegriffs des Patentanspruchs 1 ausgegangen wird, sind beispielsweise aus den Patentschriften DE 3100610.8 (Blazek und Wienert, 1981), DE 3609075.1 (Schmitt und Blazek, 1986) und DE 4226973.3 (Blazek und Schmitt, 1992), bekannt. Alle diese Vorrichtungen weisen einen optoelektronischen Sensor auf, der wenigstens eine Lichtquelle und einen Lichtdetektor beinhaltet. Auf diese Druckschriften wird im Übrigen zur Erläuterung aller hier nicht näher beschriebenen Begriffe ausdrücklich verwiesen.
Die meisten dieser Vorrichtungen gehen methodisch zurück auf das von A. B. Hertzman in "The blond supply of various skin areas as estimated by the photoelectric plethysmograph" (Amer. J. Physiol. 124 (1938)) erstmals beschriebene Prinzip der Photoplethysmographie (kurz PPG).
Der PPG-Technik liegt die Tatsache zu Grunde, dass das Licht im nahen Infrarotbereich und großem Teil des Sichtbaren von Hämoglobin bzw. von Blut wesentlich stärker als von Gewebe absorbiert wird. Da eine Gefäßerweiterung immer mit einer Zunahme des Blutvolumens im Messzenario verbunden ist, vergrößert sich zwangsläufig auch das Absorptionsvolumen. Sendet man nun selektives Licht geringer Intensität in das Gewebe, so wird ein Detektor in der Nähe der Lichteinkopplung mit Zunahme des Blutvolumens im Messareal weniger Licht empfangen. Auch ist es bekannt, dass die photoplethysmographischen Signale in der Regel aus einem relativ großen nichtpulsatilen Signalan teil (d. c., Gleichsignal) besteht, dem ein amplitudenmäßig viel kleineres Perfusionssignal (a. c., Wechselsignal), der wiederum aus verschiedenen Frequenzanteilen zusammengesetzt wird, überlagert ist.
Es sind optoelektronische Sensoren bekannt, die mehrere Wellenlängen im roten und infraroten Bereich des Spektrums zum Beispiel zur Bestimmung der dermalen Sauerstoffsättigung (Pulsoximetrie) heranziehen. Andere Sensorversionen, beschrieben beispielsweise im US Patent Nr. 5830137 (Scharf, 1996), verwenden zwei leicht unterschiedliche Wellenlängen des grünen Lichtes für die gleiche Anwendung. In keiner dieser Veröffentlichungen werden jedoch weit auseinander liegende Messwellenlängen verwendet.
Die Hauptaufgabe der Erfindung liegt darin, eine verbesserte Durchblutungsmessvorrichtung zur Verfügung zu stellen. Dabei soll insbesondere eine einfach und kostengünstig realisierbare Optrode zum Einsatz gelangen.
Eine erfindungsgemäße Vorrichtung zur Lösung dieser Aufgabe ist im Patentanspruch 1 angegeben. Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand der Unteransprüche.
Die Erfindung beruht auf der Erkenntnis, dass bei kürzeren Wellenlängen des sichtbaren Spektrums die optische Dämpfung der obersten Hautschicht, der Epidermis, deutlich zunimmt, was wiederum zur Reduktion der Eindringtiefe dieser Strahlen führt. Wenn also in die klassischen photoplethysmographichen Sensoren (Optroden) mehrere selektive Lichtquellen mit Wellenlängen von beispielsweise 470 nm (blaues Licht) über 560 nm (grünes Licht) bis zu 950 nm (infrarotes Licht) integriert werden, können erfindungsgemäß in diesen einzelnen Spektralbe reichen gleichzeitig unterschiedliche Tiefen des Gewebes illuminiert werden. Durch die Wahl der Messwellenlänge lässt sich also die maximale Empfindlichkeit der Optrode rein elektronisch je nach diagnostischer Fragestellung in gewünschte Hauttiefen einstellen. Dies führt wiederum dazu, dass die Perfusion der Haut tiefenselektiv und trotzdem gleichzeitig erfasst werden kann, also zum Beispiel überwiegend im hautoberflächennahen Kapillarbereich durch Verwendung des grünen Lichtes oder überwiegend in den tiefen dermalen Gefäßnetzen (Hauttiefen von etwa 3 bis 4 mm) durch Verwendung von Infrarotlicht.
Außerdem wird erstmals erfindungsgemäß genutzt, dass durch die Verwendung des grünen Lichtes gezielt die Hautschicht illuminiert werden kann, die die größte Dichte der Kapillaren besitzt und dementsprechend bei diesen Wellenlängen das größte normierte Perfusionssignal (der pulsatile ac-Anteil, bezogen auf den nichtpulsatilen dc-Anteil) zu erwarten ist. Somit können erstmals durch die Verwendung von grünem Licht Optroden konstruiert werden, die auch bei einer extrem schwachen Gewebeperfusion hinreichende Messempfindlichkeit besitzen.
Schließlich kann durch Verwendung des günstigen grünen Signals in Verbindung mit Korrelationsfiltern auch die Signalqualität des weniger günstigen, jedoch aus diagnostischer Sicht womöglich ebenso wichtigen roten Signals gesteigert werden.
Die Erfindung verwendet erstmals weit auseinander liegende Messwellenlängen (beispielsweise blau, grün, rot und infrarot), wodurch die universelle Anwendbarkeit der optoelektronischen Sensoren gegeben ist. Durch die gezielte Wahl der Wellenlängen kann die Messtiefe (Sensorempfindlichkeit) rein elektronisch gesteuert werden, wobei je nach Wellenlänge respektive Messtiefe unterschiedliche Messsignale (wellenlängenspezifische Pulsamplitude und Pulsform) zu erwarten sind.
Eine bevorzugte Ausführungsform der Erfindung ist als eine optoelektronische, messtiefen- und gewebeartselektive Durchblutungsmessvorrichtung ausgebildet und dient zur rechnerunterstützten, nicht-invasiven Erfassung und Visualisierung der rhythmischen Phänomene der peripheren dermalen Perfusion (Blutvolumenschwankungen in den Gefäßnetzen der Haut) als Abbild der aktuellen Kreislaufdynamik des Menschen. Diese Durchblutungsmessvorrichtung umfasst in einer bevorzugten Ausstattung

– eine Optrode (optoelektronischer Sensor), die mit mindestens zwei selektiven Lichtquellen, deren Licht das Messareal mit programmierbarem Regime gezielt beaufschlagt, und mit mindestens einem Lichtdetektorsystem, welches das im Gewebe gestreute Licht empfängt, ausgebildet ist, wobei das detektierte Signal in seinen Einzelteilen den selektiven Lichtquellen derart zugeordnet werden kann, dass zumindest eine der Lichtquellen überwiegend oder gänzlich der eigentlichen Perfusionsmessung dient, wobei die Messwellenlänge dieser Lichtquelle je nach medizinischer Fragestellung und gewünschter Messtiefe gezielt ausgewählt wird, und mindestens eine der Lichtquellen, die an einer anderen Wellenlänge betrieben wird, ein Signal liefert, das überwiegend oder gänzlich zur Unterdrückung der Messartefakte respektive zur Mustererkennung dient, und
– einer Steuer- und Auswerteeinheit, die die anliegenden funktionellen Biosignale analysiert und daraus das je nach diagnostischer Fragestellung optimierte, artefaktbefreite Arbeitsregime des Sensors überwacht.

Durch die abgestimmte Zusammenwirkung ihrer einzelnen Merkmale zeichnet sich die Erfindung im Vergleich mit den Vorrichtungen nach dem Stande der Technik beispielsweise dadurch aus, dass erstmals arterielle Perfusionsdaten durch die Wahl von günstigen Wellenlängen selektiv aus verschiedenen Hauttiefen erfasst werden können oder beispielsweise auch die daraus abgeleiteten Vitalparameter wie die Sauerstoffsättigung des Gewebes je nach Messzenario artefaktoptimiert analysiert werden können.
Die Erfindung wird nachstehend ohne Beschränkung des allgemeinen Erfindungsgedankens anhand von Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen exemplarisch beschrieben, auf die im Übrigen bezüglich der Offenbarung aller im Text nicht näher erläuterten erfindungsgemäßen Einzelheiten ausdrücklich verwiesen wird.
Es zeigen:
1 einen prinzipiellen Aufbau einer Durchblutungsmessvorrichtung, bei der eine Optrode im Reflexionsmodus arbeitet;
2 einen prinzipiellen Aufbau einer abgewandelten Durchblutungsmessvorrichtung, bei der die Optrode im Transmissionsmodus arbeitet;
3 eine weitere Ausführungsform der Optrode, die an der Haut befestigt ist, im Reflexionsmodus arbeitet und in der Lage ist, durch Wahl verschiedener Wellenlängen der integrierten selektiven Lichtquellen verschiedene Hauttiefen und somit verschiedenen Gefäßbereiche der Haut abzutasten;
4 Spektrale Reflexions- und Extinktionseigenschaften ausgewählter biologischer Proben im sichtbaren und nahen IR-Bereich des Spektrums (Blazek, Dissertationsschrift, IHF/RWTH Aachen, 1979);
5 ein Beispiel der simultanen Registrierung der dermalen Perfusion mit einer Optrode mit vier verschiedenen Lichtquellen, wobei auf Grund der wellenlängenabhängigen Eindringtiefe verschiedene Perfusionsphänomene in unterschiedlichen Hautschichten simultan abgebildet werden;
6 ein weiteres Anwendungsbeispiel der selektiven, simultanen Registrierung der Hautperfusion im grünen (oben) und roten (Mitte) Wellenlängenbereich, wobei mit Hilfe des hinreichend hoch aufgelösten grünen Signals und Korrelationsfiltern die Signalqualität des roten Signals gesteigert wird (unten).
1 zeigt schematisch ein Ausführungsbeispiel der erfindungsgemäßen Messanordnung und deutet auch das Vorgehen bei deren bevorzugter Anwendung im Rahmen der medizinischen Funktionsdiagnostik an. Die Optrode (RMO) arbeitet nach dem ReflexionsModus, ist rotationssymmetrisch ausgebildet und beinhaltet 4 selektive Lichtquellen (LEDs oder LDs) (L₁ bis L_n) sowie einen Lichtdetektor (D). Die Abstände zwischen dem Lichtdetektor und den Lichtquellen sind vorzugsweise identisch, so dass in diesem Fall die Messtiefe (die aus der relativen Empfindlichkeit als Funktion der Hauttiefe berechnet werden kann) der Optrode lediglich von der Messwellenlänge der einzelnen Lichtquellen abhängt. Über eine mehradrige, hochfle xible Kabelverbindung (EKV) wird die Optrode mit der zugehörigen Steuerungs- und Auswerteelektronik (SAE) verbunden, in Mikroausfertigungen der Vorrichtung kann aber auch SAE direkt in die RMO integriert werden. Die SAE beinhaltet in der Minimalausstattung alle zur Signalerfassung, -steuerung und -auswertung notwendige elektronische Schaltkreise, wie Signalwandler, Verstärker und Filterstufen, Korrelationsschaltkreise, Prozessoren, Stromversorgungs- und Signalanzeigevorrichtungen. So können beispielsweise gezielt die einzelnen Photonenströme, die das Gewebe transilluminieren, eingestellt werden, die einzelnen normierten Signalamplituden errechnet und auch gegenseitig nach programmierbaren Algorithmen verglichen werden sowie Messartefakte erkannt und minimiert werden.
2. zeigt schematisch ein weiteres Ausführungsbeispiel der erfindungsgemäßen Messanordnung. Diesmal ist der optoelektronische Sensor (TMO) so ausgebildet, dass er im Transmissions-Modus ausgewählte periphere Körpergebiete (in diesem Fall Finger) durchleuchten kann.
3. zeigt schließlich die erfindungsgemäße Messanordnung mit einer quadratisch ausgebildetem Reflexionsmodus-Optrode (RMO). In diesem Fall sind die mittleren Abstände der Lichtquellen (L₁ bis L_n) von dem Lichtdetektor (D) unterschiedlich, die Zwischenräume (ZW) zwischen den einzelnen optoelektronischen Wandlern sind mit einem nicht transparenten Material ausgefüllt, um das Nebensprechen zwischen den einzelnen Bauteilen zu unterdrücken. Die Sensorgeometrie und die Messwellenlängen der Lichtquellen (L₁ bis L_n) sind so gewählt, dass beispielsweise bei einer blauen oder grünen Wellenlänge überwiegend nur die obersten Gefäßstrukturen der Haut (kapillare Endstrombahn) transilluminiert werden, bei einer IR-Wellenlänge um 950 nm dagegen die maximale Sensorempfindlichkeit im Bereich der tiefen, horizontal verlaufenden Gefäßnetzen (G3) oder (G2) herrscht.
Die Kurvenverläufe in 4. zeigen anschaulich, dass im gesamten sichtbaren Wellenlängenbereich, sowie im nahen Infrarot, große Unterschiede (gute optische Kontraste) zwischen den spektralen Reflexionsgraden der blutleeren Haut (1) und des Blutes (2) bestehen. Dies wird vor allem auf die erhöhte Absorption des (oxygenierten oder reduzierten) Hämoglobins im Blut zurückgeführt. Die dort aufgeführte Kurve (3), die spektrale Extinktion (Strahlungsschwächung) der Epidermis, zeigt die lebenswichtige Strahlungsfilterfunktion dieser obersten, nicht durchbluteten Hautschicht. Man erkennt eine fast vollständige Dämpfung der UV-Strahlung und eine minimale Dämpfung von nur lediglich 15% im nahen IR-Bereich. Dieser Effekt wird hier erfindungsgemäß zur Wahl der Eindringtiefe der Messstrahlen genutzt. Dadurch können erstmals Perfusionssignale tiefenselektiv respektive gefäßanschnittselektiv sortiert und für medizinisch-diagnostische Zwecke als neuartige funktionelle Parameter herangezogen werden.
Dass diese erfindungsgemäße, rein elektronische Perfusionssignalselektion in der Praxis funktioniert, belegen zwei Beispiele experimenteller Perfusionsregistrierungen (zeitabhängige Blutvolumenschwankungen) in den 5 und 6.
5 zeigt vier simultane Registrierungen der dermalen Perfusionsdynamik, aufgenommen mit 4 verschiedenen Wellenlängen. Auf Grund der wellenlängenabhängigen Eindringtiefe können somit erstmals verschiedene Durchblutungsphänomene in unterschiedlichen Hautschichten simultan abgebildet werden. Diese Messergebnisse belegen, dass sowohl die herzsynchronen Perfusionsrhythmen als auch langsame Vasomotionsrhythmen um 0,1– 0,15 Hz am besten mit grünem Licht erfasst werden können. Sie scheinen somit in den Kapillaren besonders ausgeprägt zu sein.
Einige Einsatzgebiete der optoelektronischen Sensorik, wie z. B. die Pulsoximetrie (transkutane Bestimmung der Sauerstoffsättigung im Blut) und auch die Konzentrationsbestimmung weiterer Blutgase, erfordern ebenfalls simultane Perfusionsmessungen mit verschiedenen Wellenlängen. Aus den Amplitudenverhältnissen der in diesem Fall herzsynchronen Perfusion (= Pulsation) kann auf die jeweilige Stoffkonzentration geschlossen werden. Die optimalen Beleuchtungswellenlängen der in der Optrode integrierten Lichtquellen werden hierbei von den Absorptionseigenschaften des jeweiligen Blutgases bestimmt, wobei auch mehrere Wellenlängenkombinationen in der Literatur bekannt sind (beispielsweise 660 nm/930 nm oder 560/577 nm für die Pulsoximetrie). Eine Verwendung von weit voneinander liegenden Wellenlängen (z. B. 470, 530, 617 und 950 nm) ist in diesem Zusammenhang in der Fachliteratur noch nicht diskutiert worden. Verschiedene Messungen, vor allem mit RMOs (ReflexionsModusOptroden) zeigen jedoch, dass gerade bei Perfusionsmessungen im roten Spektralbereich die Signalqualität oft unzureichend ist.
Um die Signalqualität bei diesen problematischen Wellenlängen erfindungsgemäß zu verbessern, kann zusätzlich zu den für die Analyse benötigten, klassischen Wellenlängen im roten und infraroten Bereich auch mit grünem oder blauem Licht gemessen werden. Die dabei erzielbaren Messkurven weisen zumeist eine deutlich höhere Signalqualität auf. Unter Ausnutzung von Korrelationsanalyse und Mustererkennung kann das grüne Signal verwandt werden, um eine Signalverbesserung des roten und/oder infraroten Signals durchzuführen.
6 zeigt ein Beispiel hierzu. Nach simultaner Aufzeichnung von Perfusogrammen mit grüner und roter Beleuchtung konnte vorzugsweise mittels eines Wavelet-Filters die Signalqualität des roten Signals deutlich verbessert werden (6 unten). Eine weitere positive Folge der Integration kurzwelliger Lichtquellen in die erfindungsgemäße Vorrichtung liegt in der Effizienz der optoelektronischen Gewinnung der funktionellen Perfusionsdaten in diesem blaugrünen Bereich zwischen etwa 470 und 570 nm.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

- DE 3100610 [0003]
- DE 3609075 [0003]
- DE 4226973 [0003]
- US 5830137 [0006]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

- A. B. Hertzman in ”The blond supply of various skin areas as estimated by the photoelectric plethysmograph” (Amer. J. Physiol. 124 (1938)) [0004]
- Blazek, Dissertationsschrift, IHF/RWTH Aachen, 1979 [0020]

Claims

Optoelektronische Durchblutungsmessvorrichtung zur nichtinvasiven Erfassung und Analyse der rhythmischen Perfusionsphänomene in der arteriellen Hautdurchblutung, bestehend aus einer rechnergesteuerten Optrode, die mit mindestens zwei selektiven Lichtquellen und mit mindestens einem Lichtdetektorsystem ausgebildet ist, und einer Steuer- und Auswerteeinheit, dadurch gekennzeichnet, dass die selektiven Lichtquellen Messlicht verschiedener Wellenlängen ausstrahlen, die mindestens 300 nm auseinander liegen.
Durchblutungsmessvorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuer- und Auswerteeinheit gemeinsam mit der Optrode in ein Gehäuse integriert ist.
Durchblutungsmessvorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Optrode bzw. das Gehäuse mit reproduzierbaren Anpressdruck an der Haut befestigt ist.
Durchblutungsmessvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass durch die Wahl der Messwellenlänge der einzelnen Lichtquellen die Messtiefe der Optrode gesteuert wird, um verschiedene Durchblutungsphänomene in unterschiedlichen Hautschichten und Gefäßabschnitten simultan zu registrieren.
Durchblutungsmessvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Messwellenlänge der ersten Lichtquelle je nach medizinischer Fragestellung und gewünschter Messtiefe gezielt ausgewählt wird, und dass das Messsignal der zweiten Lichtquelle, die mit einer anderen Wellenlänge betrieben wird, zur Signalverbesserung des Messsignals der ersten Lichtquelle herangezogen wird oder zur Unterdrückung der Messartefakte respektive zur Mustererkennung dient.
Durchblutungsmessvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass eine der Messwellenlängen im blaugrünen Bereich des Lichtspektrums (bei Wellenlängen zwischen etwa 470 und 570 nm) liegt.
Durchblutungsmessvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Steuer- und Auswerteeinheit das Arbeitsregime der Optrode überwacht, die selektiven Messstrahlanteile nach ihrer Interaktion mit dem Gewebe voneinander unabhängig analysiert und auch miteinander korreliert, wobei die Perfusionssignale wahlweise durch die Erfassung Gewebereflexion und -rückstreuung oder Gewebetransmission gewonnen werden.
Durchblutungsmessvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Optrode kontaktlos arbeitet, d. h. ohne mechanischen Kontakt mit der Körperoberfläche.
Durchblutungsmessvorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass als Lichtquellen ausgesuchte Licht emittierende Dioden (LED's) oder Laserdioden (LD's) dienen, die wahlweise punktförmig und fokussiert oder diffus und großflächig das ausgesuchte Gewebeareal ausleuchten.