DE4400674A1 - Photoakustischer Sensor - Google Patents
Photoakustischer SensorInfo
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Description
Der Glucose- und Cholesterinspiegel, die Hämoglobinkonzentra
tion und der Sauerstoffpartialdruck im Blut gehören zu den
wichtigsten Parametern der medizinischen Blutdiagnostik. Na
hezu alle derzeit verfügbaren immunologischen, chemischen,
elektrochemischen oder optischen Verfahren zur Bestimmung
dieser Blutparameter erfordern einen Eingriff in den mensch
lichen Körper. So müssen beispielsweise einem Typ I-Diabeti
ker bis zu 12 Blutproben am Tag entnommen werden, um den
Blutzuckerspiegel effektiv überwachen zu können. An der Ent
wicklung nichtinvasiver Verfahren zur Messung von Blutparame
tern besteht deshalb ein großes Interesse, da Blutentnahmen
entfallen könnten, keinerlei Infektionsgefahr bestünde und
sich darüberhinaus die Möglichkeit böte, Blutparameter konti
nuierlich zu überwachen und die Konzentration von Wirkstoffen
im Blutkreislauf zeitabhängig zu verfolgen.
Neben der Überwachung des Blutzuckerspiegels wäre auch die
regelmäßige Kontrolle anderer Blutinhaltstoffe, wie z. B. das
im Zusammenhang mit Herz- und Kreislauferkrankungen häufig
diskutierte Cholesterin, aus medizinischer Sicht wün
schenswert. Außerdem wären Patienten eher bereit, sich regel
mäßiger medizinischer Kontrollen zu unterziehen, wenn nicht
invasive und daher völlig schmerzfreie Verfahren zur Verfü
gung stünden.
In vielen Bereichen der Biologie und der Medizin bedient man
sich immer häufiger des Verfahrens der photoakustischen La
serspektroskopie. Die PA-Spektroskopie besitzt gegenüber den
klassischen Methoden der Transmissions- oder Reflexionsspek
troskopie insbesondere den Vorteil, daß sie die Messung der
in einer Probe tatsächlich absorbierten Lichtenergie erlaubt.
Sie ist daher prinzipiell wesentlich unempfindlicher gegen
über Streulicht als konkurrierende spektroskopische Verfah
ren. Diese Eigenschaft wirkt sich insbesondere bei der Unter
suchung biologischer Proben oder medizinischer Analyten, wie
Haut- bzw. Gewebeschichten oder Blut, vorteilhaft aus, da
diese Medien aufgrund ihres zellularen Aufbaus bzw. ihres
Zellgehaltes einfallendes Licht sehr stark streuen.
Eine Vorrichtung zur Aufzeichnung des Absorptionsspektrums
eines in einer Probe enthaltenen Analyten ist beispielsweise
aus der US-A-3,948,345 bekannt. Dieses Spektrometer enthält
ein in eine druckdichte Kammer eingebautes Elektretmikrophon,
mit dem man die im Füllgas der Kammer angeregten Schallwellen
nachweist. Als Schallquelle wirkt die in der Kammer angeord
nete Probe, die mit Hilfe eines gepulsten Laserstrahls groß
flächig beleuchtet und dadurch periodisch aufgeheizt wird.
Eine erheblich einfacher aufgebaute photoakustische Zelle be
schreibt D. H. McQueen in J. Phys. E.: Sci. Instrum. Vol. 16,
1983, S. 738-739. Sie besteht im wesentlichen aus einem
ringförmigen Piezoelement, zwei ebenfalls ringförmigen Kon
taktelektroden und einer Saphirscheibe, die bis auf einen als
lichtdurchlässiges Fenster dienenden Zentralbereich beidsei
tig metallisiert ist. Die Bestrahlung der auf dem Zentralbe
reich angeordneten Probe erfolgt durch die Saphirscheibe, wo
bei man das Licht mit Hilfe einer Glasfaser an die Sensor
zelle heranführt.
Ziel der Erfindung ist die Schaffung eines einfach aufgebau
ten photoakustischen Sensors, mit dem sich auch durch stark
lichtstreuende Medien hindurch qualitativ hochwertige Absorp
tionsspektren eines Analyten aufnehmen lassen. Außerdem soll
der Sensor eine nichtinvasive Bestimmung von Blutinhaltsstof
fen ermöglichen. Diese Aufgaben werden erfindungsgemäß durch
einen photoakustischen Sensor mit den in Patentanspruch 1 an
gegebenen Merkmalen gelöst.
Der mit der Erfindung erzielbare Vorteil besteht insbesondere
darin, daß man den Sensor direkt auf die menschliche Haut
aufsetzen und das Absorptionsspektrum eines Blutinhaltstoffs
in-vivo messen kann. Hierbei ist es ohne weiteres möglich,
den Strahlungsfokus direkt in einen blutführenden Bereich des
Gewebes zu legen. Außerdem lassen sich durch Messung von Si
gnallaufzeiten auch Tiefenprofile des Analyten erstellen.
Die Erfindung wird im folgenden anhand der Zeichnungen erläu
tert. Hierbei zeigt:
Fig. 1 die Anregung akustischer Schockwellen in einem biolo
gischen Gewebe,
Fig. 2 und 3 Ausführungsbeispiele erfindungsgemäßer Sensoren
für die nicht invasive Bestimmung von Blutinhaltsstoffen,
Fig. 4 den Aufbau eines photoakustischen Laserspektrometers,
Fig. 5 ein Ausgangssignal des photoakustischen Sensors und
ein daraus abgeleitetes Signal,
Fig. 6 ein Absorptionsspektrum von Hämoglobin,
Fig. 7 pathologische Blutspektren,
Fig. 8 das optische Spektrum einer verdünnten Hämoglobinlö
sung,
Fig. 9 ein photoakustisches Spektrum von Human-Vollblut
(Originaldaten und Fit durch kubische Splinfunktionen),
Fig. 10 die Abnahme der PA-Signalamplitude mit zunehmender
Dicke einer zwischen Analyt und Sensor vorhandenen
Schicht,
Fig. 11 die Abhängigkeit der Laufzeit der akustischen Wellen
in Abhängigkeit von der Dicke einer zwischen Analyt und
Sensor vorhandenen Schicht,
Fig. 12 PA-in-vivo-Spektren.
Bestrahlt man eine Probe 1, insbesondere menschliches Gewebe,
mit intensitätsmoduliertem Laserlicht 2, so wird die Strah
lung im durchleuchteten Volumen 3 zumindest teilweise absor
biert und durch nicht strahlende Relaxationsprozesse in Wärme
umgewandelt. Aufgrund der Erwärmung dehnt sich das durch
strahlte Volumen 3 aus, gibt dabei die in ihm deponierte
Wärmeenergie an die Umgebung ab und kontrahiert schließlich
wieder. Dieser sich mit der Modulationsfrequenz des Laser
lichtes 2 wiederholende Vorgang erzeugt akustische Schock
wellen 4, die sich in der Probe 1 ausbreiten und mit Hilfe
eines auf der Probenoberfläche angeordneten Sensors 5 nach
gewiesen werden. Der Sensor 5 mißt hierbei eine
Schalldruckamplitude P(β, Ep, x), die sich näherungsweise zu
P: Schalldruckamplitude
β: Absorptionskoeffizient
ε: Expansionskoeffizient
Vs: Schallgeschwindigkeit im Medium
Cp: Spezifische Wärmekapazität der Probe
Ep: Pulsenergie des Lasers
τ₁: Pulsdauer des Lasers
r: Laserstrahldurchmesser
x: Entfernung des Detektors vom Laserstrahl
berechnet.
β: Absorptionskoeffizient
ε: Expansionskoeffizient
Vs: Schallgeschwindigkeit im Medium
Cp: Spezifische Wärmekapazität der Probe
Ep: Pulsenergie des Lasers
τ₁: Pulsdauer des Lasers
r: Laserstrahldurchmesser
x: Entfernung des Detektors vom Laserstrahl
berechnet.
Die menschliche Haut und das darunterliegende Gewebe streuen
einfallendes Licht sehr stark, absorbieren im sichtbaren Be
reich aber kaum. In diesen Medien lassen sich Schallwellen
daher nicht oder nur sehr schwach photoakustisch anregen. Dem
gegenüber besitzt das in den roten Blutkörperchen enthaltene
Hämoglobin im Wellenlängenbereich zwischen 500 nm und 600 nm
eine starke Absorptionsbande, so daß Blutadern 6 die Haupt
quellen photoakustisch erzeugter Schallwellen 4 sind.
Die Fig. 2 zeigt den schematischen Aufbau eines für die in
vivo-Messung von Blutparametern geeigneten Sensors, dem man
das gepulste Laserlicht (Wellenlänge λ = 520 nm bis 600 nm,
Pulsenergie Ep = 10 µJ . . . 1 mJ, Impulsbreite τ₁ = 10-8 s)
über eine optische Quarzglasfaser 7 zuführt. Die Länge dieser
im oberen Gehäuseteil 8 des Sensors befestigte Glasfaser 7
bis zu dem die Strahlung erzeugenden Farbstofflaser beträgt
etwa 5 Meter, ihr Core-Durchmesser etwa 1000 µm. Da das am
Kopf der Glasfaser 7 austretende Laserlicht 2 stark divergent
ist (halber Strahlöffnungswinkel θ = 17°) wird es mit Hilfe
der aus zwei Linsen 9/10 bestehenden Optik 11 (f 2 cm)
gebündelt und in einen auf der Strahlachse 12 liegenden Punkt
13 fokussiert. Um die Brennweite der Optik 11 einstellen und
damit den Fokus 13 des Laserlichts 2 in unterschiedliche Tie
fen der Probe legen zu können, ist die untere Linse 10 im
Sensorgehäuse 8 verschiebbar gehaltert. Auf diese Weise läßt
sich der Punkt 13 maximaler Lichtintensität beispielsweise
direkt in eine Blutader legen (vgl. Fig. 1).
Die durch die Fokussierung der Laserstrahlung bedingte Reduk
tion der aus oberflächennahen oder tieferliegenden Schichten
stammenden Untergrundsignale tritt insbesondere bei der Un
tersuchung schwach streuender Proben in Erscheinung, da hier
der ausgeleuchtete Bereich in seiner Größe annähernd dem von
der Optik 11 erzeugten Strahlungsfokus entspricht und das im
Sensor registrierte photoakustische Signal somit aus einer
definierten Probentiefe stammt. In einem biologischen Gewebe
wird aufgrund der starken Streuung des einfallenden Lichtes
ein deutlich größeres Probenvolumen bestrahlt (vgl. Fig. 1),
mit der Folge, daß auch der Störsignalpegel entsprechend an
steigt. Den Hauptbeitrag zum photoakustischen Signal liefert
aber auch hier wieder das im Bereich der maximalen Lichtin
tensität, also im Fokus 13 der Optik 11 vorhandene Material.
Zum Nachweis der angeregten Schockwellen verwendet der erfin
dungsgemäße Sensor eine in einem Aluminiumgehäuse 14 auf der
versilberten Oberfläche einer Saphirscheibe 15 (Dicke: 2 mm,
Durchmesser: 25 mm) angeordnetes druckempfindliches Element.
Es besteht aus einer ringförmigen Piezokeramik 16 (PZT, 5A),
deren Innendurchmesser 4 mm und deren Außendurchmesser 10 mm
beträgt. Ein elektrisch leitender Kleber sorgt für eine feste
Verbindung zwischen der Piezokeramik 16 und der Saphirscheibe
15. Deren Zentralbereich ist innerhalb einer einen
Durchmesser von etwa 4 mm aufweisenden Kreisfläche nicht
metallisiert, um den Durchtritt der Laserstrahlung 2 in die
Probe zu ermöglichen. Die elektrische Kontaktierung der Pie
zokeramik 16 erfolgt über zwei Kupferringe 17, 18, die direkt
auf die Piezokeramik 16 bzw. auf die versilberte Fläche der
Saphirscheibe 15 geklebt sind.
Da selbst geringste Lichtintensitäten im druckempfindlichen
Element aufgrund der pyroelektrischen Eigenschaften der Pie
zokeramik 16 ein großes Untergrundsignal hervorrufen können,
ist der Sensor mit einer beispielsweise aus Messing bestehen
den Streulichtblende 19 ausgestattet. Sie besitzt in dem ge
zeigten Ausführungsbeispiel die Form eines sich in Richtung
der Saphirscheibe 15 verjüngenden und symmetrisch zur
Strahlachse 12 angeordneten Kegelstumpfes, dessen hohlzylin
drischer Fortsatz von der ringförmigen Piezokeramik 16 ge
haltert wird. Mit Hilfe einer im Bereich des Brennpunktes der
Linse 9 befestigten Lochblende 19′ läßt sich das im oberen
Teil 8 des Sensorgehäuses entstehende Streulicht ebenfalls
wirkungsvoll abschirmen. Alle diese Maßnahmen tragen dazu
bei, das durch Streulicht erzeugte Untergrundsignal um annä
hernd zwei Größenordnungen zu reduzieren und die Empfind
lichkeit des Sensors entsprechend zu erhöhen.
Da der gesamte untere Teil 14 des Sensorgehäuses aus Alumi
nium besteht und elektrisch mit der Masse der Nachweiselek
tronik verbunden ist, werden auch elektromagnetische Ein
streuungen weitgehend unterdrückt.
Alle aktiven Komponenten des in Fig. 3 dargestellten Sensors
sind in einem geschlossenen Metallgehäuse 20 angeordnet. Das
aus Aluminium bestehende Gehäuse 20 bildet einen Farraday-Kä
fig 20′ der die ringförmige Piezokeramik 16 und deren elek
trische Anschlüsse 17, 18 und 21 sehr gut gegen hochfrequente
elektromagnetische Streustrahlung abschirmt. Um die Kosten
und den technischen Aufwand für die Herstellung des Sensors
zu verringern, wurde die in Fig. 2 mit 15 bezeichnete Sa
phirscheibe durch eine gleich große, etwa 0,2 mm dicke Kup
ferscheibe 22 mit einer als Strahldurchtrittsfenster dienenden
zentralen Bohrung 23 (Durchmesser: 4 mm) ersetzt.
Zur Isolation des Sensorkopfes von der Probe, kann die die
Piezokeramik 16 tragende und mittels zweier Vitonringe 33 ge
halterte Kupferscheibe 22 noch mit einem elektrisch isolie
renden Lack beschichtet sein. Die Verwendung eines aus der
Ultraschalldiagnostik bekannten Kontaktgels bietet sich eben
falls an, um den Sensorkopf insbesondere an biologische Pro
ben akustisch anzukoppeln, dadurch die unterschiedlichen Im
pedanzen aneinander anzupassen und so für eine optimale
Transmission akustischer Energie zu sorgen.
Als Streulichtabschattung dient wieder eine kegelstumpfförmi
ge Blende 24, die im gezeigten Ausführungsbeispiel in einer
entsprechend ausgebildeten Bohrung des unteren Gehäuseteils
20 angeordnet ist und sich mit ihrem hohlzylinderförmigen
Fortsatz bis in den Bereich der Kupferscheibe 22 erstreckt.
Die Erfindung ist selbstverständlich nicht auf die oben be
schriebenen Ausführungsbeispiele beschränkt. So ist es ohne
weiteres möglich, die Linse 9 unbeweglich im oberen Gehäuse
teil 8 zu montieren, dieses relativ zum Sensorkopf 20 zu ver
schieben und dadurch die Lage des Fokus 13 auf der optischen
Achse 12 zu ändern. Anstelle einzelner Linsen 9 und 10 kann
man selbstverständlich auch Gruppen von Linsen, insbesondere
sogenannte Zoom-Linsen als abbildende Elemente verwenden.
Die Streulichtblende 24 muß nicht notwendigerweise die Form
eines Kegelstumpfes aufweisen. Sie kann insbesondere auch als
Hohlzylinder oder als Lochblende ausgebildet sein.
Die Fig. 4 zeigt den Aufbau eines mit einem erfindungsgemäßen
Sensor 25 ausgestatteten Laserspektrometers, das einen durch
ein Eximer-Laser 26 gepumpten Farbstofflaser 27 als Licht
quelle enthält. Da der Farbstoff-Laser 27 mit Coumarin 153
beschickt ist, kann man ihn im Wellenlängenbereich von 520 nm
bis 600 nm durchdimmen. Der Signalgenerator 28 dient der
Steuerung des Systems. Er erzeugt sowohl die Triggerimpulse
für den Eximer-Laser 26 als auch das Referenzsignal für den
Lock-in-Verstärker 29. Auf diese Weise läßt sich das photo
akustische Nutzsignal aufgrund seiner festen Phasenbeziehung
zum jeweiligen Laserimpuls sehr empfindlich auch aus einem
relativ hohen Rauschuntergrund herausfiltern. Das vom Sensor
25 erzeugte und im unteren Teil der Fig. 5 dargestellte pho
toakustische Signal wird einer aus einem Vorverstärker und
einem elektronischen Impulsdehner bestehenden Einheit 30 zu
geführt, dort in ein im oberen Teil der Fig. 5 dargestelltes
Signal umgewandelt (die Zerfallzeit des Signals wurde aus
Gründen der Übersichtlichkeit zu 20 µsec. gewählt, sie läßt
sich aber ohne weiteres auf bis zu 10 msec. verlängern) und
im Lock-in-Verstärker 29 weiterverarbeitet. Eine Umformung
des photoakustischen Signals ist notwendig, da die maximale
Impulswiederholrate des Lasersystems nur etwa 100 Hz beträgt
und die Impulsbreite bei etwa 10 nsec. liegt. Die im Sensor
25 registrierten photoakustischen Impulse besitzen somit
Halbwertsbreiten von etwa 0,1 µs . . . 1 µs, woraus sich ein
Taktverhältnis (PA-Impulsdauer/Impulsabstand < 10 ms) in der
Größenordnung 1 : 10⁴ bis 1 : 10⁵ errechnet. Da der Lock-in-Ver
stärker jedoch nur bei Taktverhältnisses von 1 : 10 bis 1 : 100
effektiv arbeitet, ist eine Impulsdehnung um einen Faktor
1000 erforderlich.
Mittels eines von einem Rechner 31 angesteuerten Schrittmo
tors am Beugungsgitter des Farbstofflasers 27 wird dessen
Emissionswellenlänge durchgestimmt. Da die Schrittweite von
0,5 nm kleiner ist als die typische Halbwertsbreite von Ab
sorptionsbanden in flüssigen Medien (Δλ < 10 nm), ergibt sich
eine hinreichend gute spektrale Auflösung. Die vom Lock-in-
Verstärker 29 gebildeten Signalamplituden werden digitali
siert, ausgelesen und zusammen mit der jeweiligen Wellenlänge
des Laserlichts im Rechner 31 in Form einer Matrix zur weite
ren Auswertung abgespeichert.
Einer der wichtigsten Blutinhaltstoffe ist das für den Sauer
stofftransport verantwortliche Hämoglobin (Hb), das im Wel
lenlängenbereich von 500 nm bis 600 nm eine starke Absorpti
onsbande, das sogenannte Q-Band, besitzt. Diese charakteri
stische Bande bot sich für erste Tests des Sensors an, zumal
mit Coumarin 153 ein für diesen Wellenlängenbereich idealer
Laserfarbstoff zur Verfügung stand. Aber auch wegen ihrer
großen Bedeutung in der medizinischen Diagnostik bestand ein
erhebliches Interesse an der Aufzeichnung von Hämoglobinspek
tren.
Wie aus Fig. 6 ersichtlich, ändert sich die Absorptionsbande
des Hämoglobins mit der Sauerstoffbeladung des Blutes, wobei
das Absorptionsspektrum von HbO₂ im Wellenlängenbereich zwi
schen 500 nm und 600 nm eine charakteristische Höckerstruktur
aufweist. Es besteht somit die Möglichkeit, den Sauerstoff
partialdruck im Blut durch Analyse der Hb-Absorptionsspektren
zu bestimmen.
Die Fig. 7 soll den Einfluß von Blutkrankheiten auf das Ab
sorptionsspektrum des Hämoglobins verdeutlichen. Man erkennt,
daß Blutkrankheiten einen starken Einfluß auf das Q-Band ha
ben und damit auch das Absorptionsspektrum in charakteristi
scher Weise ändern.
Die in den Fig. 6 und 7 dargestellten Spektren wurden bereits
mit Hilfe der photoakustischen Spektroskopie aufgenommen. Zur
Aufzeichnung der Spektren mußte den Patienten allerdings erst
Blut entnommen werden um dieses anschließend in einem
modifizierten kommerziellen Spektralphotometer untersuchen zu
können. Die Aufzeichnung eines Blutspektrums hinreichender
Qualität unter Anwendung eines nichtinvasiven Verfahrens
würde hingegen eine schnelle und vollkommen schmerzfreie
Blutdiagnose ermöglichen.
Die Fig. 8 zeigt ein als Referenz dienendes optisches Spek
trum einer verdünnten Hämoglobinlösung. Zur Herstellung der
Lösung wird 1 ml Human-Vollblut in 99 ml destilliertem Wasser
aufgelöste so daß der osmotische Schock die Erythrozyten zer
stört und das in ihnen konzentrierte Hämoglobin freisetzt.
Läßt man die Zellreste sedimentieren, entsteht eine trübungs
freie leicht rötlich gefärbte Hb-Lösung, die man nun in einem
kommerziellen Spektralphotometer untersuchen kann.
Ein mit Hilfe der in Abschnitt 7 beschriebenen Vorrichtung
aufgenommenes Spektrum von unverdünntem Human-Vollblut zeigt
Fig. 9. Zur Simulation einer Hautschicht war während der Mes
sung eine 0,12 mm starke Vinylmembran zwischen dem Sensorkopf
und der Blutprobe angeordnet. Vinyl ist wie die menschliche
Haut ein im untersuchten Wellenlängenbereich schwach absor
bierendes, jedoch stark streuendes Medium. Im photoakusti
schen Spektrum erkennt man deutlich die beiden Absorptions
linien des Hämoglobins bei 540 nm und 575 nm. Auch die rela
tiven Höhen und Breiten dieser Linien stimmen gut mit denen
des optischen Referenzspektrums überein. Die geringfügigen
Abweichungen ergeben sich unter anderem daraus, daß außer den
optischen Parametern auch die thermischen Eigenschaften der
Probe das photoakustische Spektrum beeinflussen. Für die
Aufnahme des in Fig. 8 dargestellten Spektrums benötigt man
etwa 3,5 Minuten. Die Meßzeit ließe sich jedoch bei Beschrän
kung auf analytisch signifikante Wellenlängen erheblich ver
ringern.
Wird die Dicke des zwischen der Blutprobe und dem Sensorkopf
vorhandenen Mediums durch Einfügen weiterer Vinylschichten
schrittweise vergrößert, so beobachtet man eine rasche Ab
nahme der Signalamplitude (s. Fig. 10). Dies ist zum Teil
darauf zurückzuführen, daß die Vinylschichten untereinander
nur einen relativ schlechten akustischen Kontakt besitzen und
sich der Streulichtkoeffizient in Vielschichtsystems erheb
lich vergrößert. Man kann deshalb davon ausgehen, daß die Ab
nahme der Signalamplitude mit zunehmender Dicke des Gewebes
in einem realen biologischen System weniger stark ausgeprägt
ist.
Zur Normierung gemessener Signalamplituden benötigt man In
formationen über die Dicke des zwischen dem Sensor und dem
Analyten vorhandenen Mediums. Diese läßt sich in der photo
akustischen Spektroskopie beispielsweise aus der Laufzeit der
akustischen Wellen ableiten. Wie erste Messungen an Vinyl
schichten unterschiedlicher Dicke zeigen, kann man hierbei
eine Tiefenauflösung in der Größenordnung von etwa 0,1 mm er
warten (s. Fig. 11).
Die Fig. 11 zeigt erste PA-Absorptionsspektren, die durch in
vivo-Messungen an drei Versuchspersonen unter Verwendung der
in Fig. 4 dargestellten Vorrichtung aufgenommen wurden. Als
Referenz dient ein in-vitro-PA-Spektrum von Human-Vollblut.
Zur Aufnahme der mit Hilfe einer kubischen spline-Funktion
geglätteten Spektren wurde jeweils der kleine Finger der
linken Hand auf die Sensorfläche gelegt und leicht ange
drückt. Als Kontaktmittel diente ein aus dem Bereich der so
nografischen Diagnostik bekanntes Ultraschall-Kontaktgel. Ei
ne Messung des auf den Finger ausgeübten Drucks fand nicht
statt.
In allen drei Spektren beobachtet man die Absorptionslinien
des Hämoglobins bei etwa 540 nm und 575 nm. Zwischen den Ab
sorptionsmaxima nimmt das photoakustische Signal bei allen
drei Versuchspersonen ab, wobei das Absorptionsminimum jedoch
unterschiedlich stark ausgeprägt ist. Die Schwankungen in der
absoluten Höhe der photoakustischen Signale können durch
anatomische Unterschiede (Hämatokritwert, Gewebedurchblutung
und Dicke der Gewebeschicht) verursacht sein. Unters
chiedliche Andruckkräfte und die daraus resultierenden Ände
rungen der akustischen Kopplung spielen sicher ebenfalls eine
wesentliche Rolle.
Mit Hilfe des photoakustischen Lasersensors lassen sich auch
durch stark lichtstreuende Medien (Haut- bzw. Gewebeschich
ten) hindurch qualitativ hochwertige Spektren von stark ab
sorbierenden Analyten (z. B. Vollblut) aufnehmen.
Der auf einem piezoelektrischen Schalldruckwandler basierende
Sensor besitzt eine große dynamische Bandbreite (f-3 db < 1
MHz). Durch Messung der Laufzeit der photoakustischen Schock
welle lassen sich Tiefenprofile in biologischen Geweben mit
einer räumlichen Auflösung von etwa 1/10 mm erstellen.
Erste in-vivo-Spektren zeigen die Absorptionsmaxima bei den
für HbO₂ typischen Wellenlängen.
In Folge des kleinen Störsignaluntergrundes lassen sich auch
Absorptionsbanden von Analyten mit geringer Konzentration im
Blut noch signifikant nachweisen.
Claims (16)
1. Photoakustischer Sensor mit
- - einem schallempfindlichen Element (16 bis 18),
- - einem elektromagnetische Strahlung (2) emittierenden Ele ment (7),
- - einer optischen Einheit (9 bis 11) zur Erzeugung eines im Innern der Probe liegenden Strahlungsfokus (13) und
- - einer Einrichtung (17, 24) zur Abschirmung des schallemp findlichen Elementes (16 bis 18) vor elektromagnetischer Streustrahlung.
2. Photoakustischer Sensor nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet
daß die Einrichtung (15, 24) zur Abschirmung zwischen der op
tischen Einheit (9 bis 11) und dem schallempfindlichen Ele
ment (16 bis 18) angeordnet ist.
3. Photoakustischer Sensor nach Anspruch 1 oder 2,
gekennzeichnet durch
eine Blende (17, 24) als Einrichtung zur Abschirmung.
4. Photoakustischer Sensor nach Anspruch 3,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Blende (17, 24) die Form eines sich in Richtung des
schallempfindlichen Elements (16 bis 18) verjüngenden Kegel
stumpfes aufweist.
5. Photoakustischer Sensor nach Anspruch 3 oder 4,
dadurch gekennzeichnet,
daß das schallempfindliche Element (16 bis 18) in einem Ge
häuse (20) angeordnet ist, daß das Gehäuse (20) eine der op
tischen Einheit (9 bis 11) gegenüberliegende erste Bohrung
aufweist und die Blende (24) in der ersten Bohrung angeordnet
ist.
6. Photoakustischer Sensor nach Anspruch 5,
gekennzeichnet durch
eine konische erste Bohrung.
7. Photoakustischer Sensor nach einem der Ansprüche 1 bis 6,
dadurch gekennzeichnet,
daß das schallempfindliche Element (16 bis 18) auf einem auf
der Probe aufliegenden oder mit dieser akustisch gekoppelten
Trägerkörper (15, 22) angeordnet ist, wobei der Trägerkörper
(15, 22) einen für die elektromagnetische Strahlung (2)
transparenten Bereich oder eine Bohrung (23) zum Durchtritt
der elektromagnetischen Strahlung (2) aufweist.
8. Photoakustischer Sensor nach einem der Ansprüche 5 bis 7,
dadurch gekennzeichnet,
daß das Gehäuse (20) eine vom Trägerkörper (22, 23) abge
schlossene probenseitige Bohrung aufweist.
9. Photoakustischer Sensor nach einem der Ansprüche 3 bis 8,
dadurch gekennzeichnet
daß das schallempfindliche Element (16 bis 18) und die Blende
(24) in einem unteren Gehäuseteil (20) und die optische Ein
heit (9 bis 11) in einem oberen Gehäuseteil (8) angeordnet
sind.
10. Photoakustischer Sensor nach einem der Ansprüche 3 bis 9,
dadurch gekennzeichnet,
daß der obere und der untere Gehäuseteil (8, 14, 20) relativ
zueinander verschiebbar sind.
11. Photoakustischer Sensor nach einem der Ansprüche 1 bis
10,
dadurch gekennzeichnet,
daß das schallempfindliche Element (16 bis 18) ringförmig
ausgebildet ist und aus einem piezoelektrischen Material be
steht.
12. Photoakustischer Sensor nach einem der Ansprüche 1 bis
11,
gekennzeichnet durch
einen aus Saphir oder einem Metall bestehenden Trägerkörper
(15, 22).
13. Photoakustischer Sensor nach einem der Ansprüche 1 bis
12,
gekennzeichnet durch
eine eine variable Brennweite aufweisende optische Einheit (9
bis 11).
14. Photoakustischer Sensor nach einem der Ansprüche 1 bis
13,
dadurch gekennzeichnet,
daß die optische Einheit (11) aus zwei relativ zueinander
verschiebbaren Linsenelementen (9, 10) besteht.
15. Photoakustischer Sensor nach Anspruch 14,
gekennzeichnet durch
eine zwischen den beiden Linsenelementen (9, 10) angeordnete
Streulichtblende (19′).
16. Verwendung eines photoakustischen Sensors nach einem oder
mehreren der vorhergehenden Ansprüche zur in-vivo-Messung des
Absorptionsspektrums eines Blutinhaltsstoffes.
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