DE4400674C2

DE4400674C2 - Photoakustischer Sensor

Info

Publication number: DE4400674C2
Application number: DE19944400674
Authority: DE
Inventors: Reinhard Dr Niesner; Guenter Dipl Phys Spanner
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: NIESSNER, REINHARD, PROF. DR., 82319 STARNBERG, DE
Priority date: 1994-01-12
Filing date: 1994-01-12
Publication date: 1995-10-26
Anticipated expiration: 2014-01-13
Also published as: DE4400674A1

Description

1. Einführung

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.

2. Stand der Technik

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.

Die Probenkammer der in dem deutschen Gebrauchsmuster 80 08 158 beschriebenen photoakustischen Zelle ist in einem mit Ar gon gefüllten Gehäuse auf einem thermisch isolierenden Stütz sockel angeordnet und über eine Rohrleitung mit dem an der Gehäusewand befestigten Detektormikrophon verbunden. Als Pro benhalterung dient der einem Quarzfenster gegenüberliegende Kammerverschluß. Dieser besteht aus einem eine Heizwicklung tragenden äußeren Teil und einem die Kammer abdichtenden Me tallkörper, dessen Kopfstück eine die Probe aufnehmende Ver tiefung aufweist.

Die aus Applied Physics Letters 32(5), 1978, S. 289-291 bekannte optoakustische Zelle besteht im wesentlichen aus ei ner zwei Quarzfenster aufweisenden zylindrischen Kammer, ei nem gedichtet in die Kammerwand eingebauten Mikrophon und zwei als Spiegel wirkenden Linsen, die das eingekoppelte La serlicht jeweils wieder in Richtung der Kammer reflektieren. Aufgrund der vielfachen Reflexionen läßt sich erheblich mehr Energie im Probengas deponieren und demzufolge auch die Am plitude des angeregten photoakustischen Signals deutlich ver größern.

Eine offene photoakustische Zelle beschreibt 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 Kontaktelektroden und einer Saphirscheibe, die bis auf einen als lichtdurchlässiges Fen ster dienenden Zentralbereich beidseitig metallisiert ist. Die Bestrahlung der auf dem Zentralbereich angeordneten Probe erfolgt durch die Saphirscheibe, wobei man das Licht mit Hilfe einer Glasfaser an die Sensorzelle heranführt.

3. Aufgabe und Vorteile der Erfindung

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.

4. Figuren

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.

5. Erzeugung und Nachweis akustischer Schockwellen

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 nichtstrahlende 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, E_p, x), die sich näherungsweise zu

P: Schalldruckamplitude
β: Absorptionskoeffizient
ε: Expansionskoeffizient
V_s: Schallgeschwindigkeit im Medium
C_p: Spezifische Wärmekapazität der Probe
E_p: Pulsenergie des Lasers
τ_l: 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.

6. Ausführungsbeispiele photoakustischer Sensoren 6.1. Erstes Ausführungsbeispiel

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 E_p = 10 µJ . . . 1 mJ, Impulsbreite τ_l = 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.

6.2 Zweites Ausführungsbeispiel

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 pendanzen 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.

6.3. Mögliche Abwandlungen des photoakustischen Sensors

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.

7. Aufbau des photoakustischen Laserspektrometers

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 sorptionsbänden 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.

8. Messungen an Hämoglobin 8.1. Hintergrund

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.

8.2. Experimentielle Ergebnisse

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 aufgelöst, 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).

8.3. In-vivo-Messungen

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. Unter schiedliche Andruckkräfte und die daraus resultierenden Ände rungen der akustischen Kopplung spielen sicher ebenfalls eine wesentliche Rolle.

9. Schlußfolgerung und Ausblick

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_-3db < 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

1. Photoakustischer Sensor mit

- einem elektromagnetische Strahlung (2) emittierenden Ele ment (7),
- einer optischen Einheit (9 bis 11) zur Erzeugung eines außerhalb des Sensors im Innern einer Probe liegenden Strahlungsfokus (13),
- einem druckempfindlichen Element (16 bis 18) zum Nachweis eines in der Probe angeregten photoakustischen Signals und
- einer Einrichtung (17, 24) zur Abschirmung des druckemp findlichen Elements (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 druckempfindlichen Element (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 druckempfindlichen Elements (16 bis 18) verjüngenden Kegel stumpfes aufweist.

5. Photoakustischer Sensor nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, daß das druckempfindliche 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 druckempfindliche 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 druckempfindliche 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 druckempfindliche 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.