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Dokumentenidentifikation DE19520937A1 25.01.1996
Titel Verfahren der Laser-Doppler-Mikroskopie und entsprechende Geräte
Anmelder Kellam, Keith, Axminster, Devon, GB
Erfinder Kellam, Keith, Axminster, Devon, GB
Vertreter Patentanwälte Gesthuysen, von Rohr, Weidener, 45128 Essen
DE-Anmeldedatum 02.06.1995
DE-Aktenzeichen 19520937
Offenlegungstag 25.01.1996
Veröffentlichungstag im Patentblatt 25.01.1996
IPC-Hauptklasse A61B 5/026
IPC-Nebenklasse A61B 5/14   G01P 3/36   
Zusammenfassung Die Strömungsgeschwindigkeit von Blutzellen in Kapillaren des Hautgewebes oder anderer Gewebe wird durch eine Laser-Doppler-Meßtechnik bestimmt. Ein Laserstrahl wird mittels eines optischen Systems mit Linsen, Spiegeln und Strahlenteilern auf eine Kapillare fokussiert. Die Geschwindigkeit der Blutzellen in einer Richtung im wesentlichen senkrecht zur Oberfläche des Gewebes wird gemessen, und zwar durch Messung der direkt rückgestreuten Laserstrahlung.

Beschreibung[de]

Die Erfindung betrifft Verfahren der Laser-Doppler-Meßtechnik und entsprechende Geräte.

Techniken der Laser-Doppler-Meßtechnik werden zunehmend für Forschungszwecke verwendet.

Eine Veröffentlichung mit dem Titel "A laser Doppler microscope - Its optical and signal-analysing Systems and some experimental results of flow velocity" wurde auf dem Laser Doppler Anemometry Symposium 1975 in Kopenhagen von H. Mishina, T. Ushizaka und T. Asakura vorgestellt und in der Juniausgabe 1976 der Zeitschrift "Optics and Laser Technology" veröffentlicht.

Die zuvor erläuterte Veröffentlichung umfaßt eine Beschreibung der Benutzung eines Laser-Doppler-Mikroskops zur Messung der Geschwindigkeit in einem biologischen Anwendungsgebiet, insbesondere der Geschwindigkeit von Blutzellen, die in einer Vene und in einer Kapillare über das Gewebe einer Froschpfote strömen. Die beschriebene Arbeit deutet die Fähigkeit der Messung der Geschwindigkeit der Blutzellen unter den dort speziell beschriebenen Umständen an.

Die von Mishina et al. beschriebene Meßtechnik erlaubt es jedoch nicht, die Strömungsgeschwindigkeit von Blut in den Kapillaren der menschlichen Haut zu messen, ohne in die Haut einzudringen. Nach dem Voranstehenden stellt sich die Erfindung die Aufgabe, verbesserte Verfahren und Geräte zur Durchführung der Laser-Doppler- Mikrokospie zur Verfügung zu stellen, insbesondere zur Durchführung von Messungen der Bewegungsgeschwindigkeit von Blutzellen durch die Hautkapillaren ohne in die Haut einzudringen, also diese zu beschädigen.

Bekannt ist auch ein Meßsystem (US-A-4,142,796, Riva), bei dem ein Laserlichtstrahl auf Blutgefäße in der Netzhaut gerichtet wird. Dieses System ist jedoch nur für die Messung von Strömungen in vergleichsweise voluminösen Blutgefäßen geeignet, wie sie in der Netzhaut gefunden werden. Dieses System ist nicht geeignet für die Bestimmung der Bewegungsgeschwindigkeit von Blutzellen in einem Kapillarsystem wie es beispielsweise die Haut des Menschen enthält.

Die zuvor aufgezeigte Aufgabe ist zunächst mit dem Verfahren nach Anspruch 1 gelöst. Spezieller beschreibt eine erfindungsgemäße Lösung in verfahrenstechnischer Hinsicht Anspruch 2 bezogen auf ein Kapillarsystem in einem Gewebe wie es die Haut eines Menschen darstellt, dahingehend, daß die Geschwindigkeit der Blutzellen in einer Richtung im wesentlichen senkrecht zur Oberfläche des Gewebes gemessen wird durch Erfassen direkt rückgestreuter Laserstrahlung.

Das von der Laser-Lichtquelle erzeugte Licht wird vorzugsweise durch ein Linsensystem, das zwei Linsen enthalten kann, auf einen Punktdurchmesser in der Größenordnung von 10 µ fokussiert. Eine hier vorzugsweise einzusetzende CCD-Kamera wird so fokussiert, daß die Objektebene und der Laser-Brennpunkt zusammenfallen.

Die mit einer Geschwindigkeitskomponente senkrecht zur Hautoberfläche sich bewegenden Blutzellen bilden im Ergebnis eine Reihe von Erythrozyten, die sich mit einer Geschwindigkeitskomponente senkrecht zur Objektebene bewegen. Auftreffende Laser-Strahlung wird also mit einer Doppler-Verschiebung reflektiert. Ein Vorteil der senkrechten Reihe besteht darin, daß die Anzahl von Blutzellen, die zur Rück- Streuung beitragen, größer ist, so daß die Größe des Nachweissignals erhöht wird. Das "Erfassungsvolumen", in dem die Intensität des Laserstrahls hoch genug ist, um ein genügend intensives Rückstreusignal zu erreichen, ist erheblich länger als breit. Außerdem bewegen sich alle hier beitragenden Blutzellen mit im wesentlichen derselben Geschwindigkeit.

Das zuvor erläuterte Verfahren arbeitet sehr anders als das in der zuvor erläuterten US-Patentschrift (Riva) beschriebene Verfahren, das die Geschwindigkeit in Blutgefäßen mißt, die parallel zur Oberfläche verlaufen, bei dem also nur die Zellen quer zum Blutgefäß zum Meßsignal beitragen können. Bei einem Blutgefäß größeren Querschnitts wird die Dopplerverschiebung verschmiert (verbreitert), da nun auch Blutzellen mit unterschiedlichen Geschwindigkeiten über den Durchmesser des Blutgefäßes erfaßt werden. Das erfordert komplexere Verarbeitungsalgorithmen für die Signalauswertung.

Vorteilhafte Gestaltungen eines entsprechenden Laser-Doppler-Mikroskopie-Gerätes ergeben sich aus den Ansprüchen 5 ff. Besonders vorteilhaft ist es mit zwei Strahlenteilern und zwei Spiegeln zu arbeiten. Zur selben Zeit wird natürlich auch einige Strahlung vom umgebenden Gewebe rückgestreut. Nach der Erfindung wird diese rückgestreute Strahlung auch von dem Objektiv erfaßt und auf den Fotoempfänger fokussiert. Im Fotoempfänger werden die beiden einlaufenden Signale überlagert und ergeben Autodyn-Schwebungen. Das resultierende elektrische Ausgangssignal hat eine Frequenzkomponente, die der Bewegungsgeschwindigkeit der Blutzellen direkt proportional ist.

Das elektrische Ausgangs Signal des Fotoempfängers wird vorzugsweise verstärkt und gefiltert (beispielsweise über einen Bandbaß von 50 Hz bis 50 kHz) und dann einem Analog-Digital-Umsetzer ADC zugeleitet. Die Ausgangssignale des ADC werden über einen First-In-First-Out-Pufferspeicher FIFO gepuffert. Dieser kann sich zusammen mit der zugehörigen Steuerung auf einer Standard Bus-Schaltungsplatine befinden, die in einem IBM AT/PC kompatiblen Computer installiert ist. Vorzugsweise wird die Software die digitalisierten Daten aufnehmen und eine FFT (Fast Fourier Transformation; schnelle Fourier-Transformation) ausführen, aus der das Leistungs- Spektrum errechnet und die Frequenz des Maximums des Leistungsspektrums oder die maximale Frequenz oberhalb einer bestimmten Leistungsschwelle ermittelt wird. Diese wird dann benutzt, um die Geschwindigkeit der Blutzellen in einer ausgewählten Kapillare zu errechnen.

Es sei darauf hingewiesen, daß die Verwendung eines Pufferspeichers FIFO eine Maßnahme darstellt, um die Computersoftware von der Notwendigkeit zu befreien, die Daten des ADC mit der Signalerfassungsrate zu erfassen, die bis zu 100 kHz betragen kann. Durch Einsatz des FIFO muß die Software nur Blöcke von Proben, typischerweise 512 Proben alle 0,05 Sekunden, erfassen. Die Computersoftware kann dann immer einen Datenblock verarbeiten, während der Pufferspeicher den nächsten Block von Daten sammelt.

Im übrigen darf hinsichtlich der erfindungsgemäßen Geräte auch auf die voranstehenden Ausführungen verwiesen werden.

Für den Fall, daß mehr als ein Meßbereich ausgewählt wird, kann man die Anordnung so treffen, daß der Laserstrahl von einem Meßbereich zum nächsten Meßbereich bewegt wird und an jedem Meßbereich nur gerade lange genug verharrt, um eine Messung festzuhalten. Zwei Schrittmotoren können verwendet werden, um den Laserstrahl in X-Richtung und Y-Richtung unabhängig voneinander zu bewegen. Die Motoren können so angeordnet werden, daß sie einen einzigen Spiegel in einer kardanischen Aufhängung über Nockenantriebe drehen.

Im folgenden wird die Erfindung anhand einer lediglich ein Ausführungsbeispiel darstellenden Zeichnung näher erläutert. In der Zeichnung zeigt

Fig. 1 eine schematische Darstellung eines Gerätes zur Verwendung bei der Bestimmung der Bewegungsgeschwindigkeit von Blutzellen in einer Kapillare,

Fig. 2 ein Blockdiagramm des Gerätes aus Fig. 1,

Fig. 3 ein typisches Dopplersignal nach durchgeführter Filterung,

Fig. 4 die errechnete Geschwindigkeit in der Kapillare,

Fig. 5 Kapillaren am Nagelbett eines Fingers, wo sie parallel zur Oberfläche verlaufen und

Fig. 6 Kapillaren auf der Rückseite eines Fingers.

Das in Fig. 1 dargestellte Gerät weist zunächst eine Laserstrahl-Anordnung 1 auf, nämlich eine Laserdiode Sharp LT 027 mit 10 mW Leistung bei der Wellenlänge 780 nm. Die Laserstrahl-Anordnung 1 wird von einer Konstantstromquelle 2 gespeist, so daß sich auch bei Änderungen der Reflexion von Objekt und interner Optik stets eine konstante Ausgangsleistung ergibt. Es sei darauf hingewiesen, daß andere rauscharme Monomode-Laser entsprechender Ausgangsleistung alternativ eingesetzt werden können. Ein im nahen Infrarot arbeitender Laser ist vorzuziehen, da er relativ einfach vom Kameraspektrum zu Separieren ist und im übrigen Silizium-Fotodioden die empfindlichsten Fotoempfänger in diesem Frequenzbereich sind. Das Gerät umfaßt ferner eine CCD-Kamera 3 mit einer Bildebene 4 sowie einen Fotoempfänger 5 mit einer Bildebene 6.

Die Ausgangsleistung der Laserdiode 1 kann mit der Temperatur schwanken. Deshalb kann auch eine Temperatursteuerung der Laserdiode 1 eingesetzt werden. Alternativ kann natürlich auch die Temperatur der Laserdiode 1 überwacht und der Betriebsstrom entsprechend angepaßt werden.

Mittels zweiter Linsen bzw. Linsengruppen L1 und L2 wird der Laserstrahl auf einen Brennpunkt in der Objektebene fokussiert. Das Linsensystem L1 ist eine Plan-Konvexlinse mit einer Brennweite von beispielsweise 20 mm, während das Linsensystem L2 eine übliche Mikroskop-Objektivlinse ist. Der Laserstrahl durchläuft einen Strahlenteiler BS2, wird an einem ersten Spiegel M1 gespiegelt und einem zweiten Strahlenteiler BS 1/F1 zugeleitet. Die Strahlenteiler BS2 und BS 1/F1 sind so ausgewählt, daß sich sowohl für die Kamera 3 als auch für den Fotoempfänger 5 ein optimales Signal-/Rausch-Verhältnis ergibt. Der Strahlenteiler BS 1/F1 wirkt außerdem als Filter (daher F1).

Der Laserstrahl trifft dann auf das zu prüfende Objekt, das im hier dargestellten Ausführungsbeispiel von einem Finger 18 gebildet ist. Der reflektierte Laserstrahl wird von dem Linsensystem L2 erfaßt und über den Strahlenteiler BS1/F1, die Spiegel M1, den zweiten Strahlenteiler BS2 und einen zweiten Spiegel M2 auf den Fotoempfänger 5 fokussiert. Im dargestellten Ausführungsbeispiel wird der Fotoempfänger 5 von einer PIN-Fotodiode mit einer Empfangsfläche von 1 mm × 1 mm gebildet. Die Empfangsfläche (oder die Öffnung in der Bildebene 6) kann zur Erlangung des besten Signal-/Rausch-Verhältnisses optimiert werden.

Das Ausgangssignal des Fotoempfängers 5 (Fotodiode) wird verstärkt, bandweitenbegrenzt und dann einem Analog-Digital-Umsetzer ADCA 7 zugeleitet. Das Ausgangssignal des ADC 7 wird in einem First-In-First-Out-Pufferspeicher FIFO 8 gepuffert. Der ADC 7 und der FIFO 8 können sich zusammen mit der zugehörigen Steuerlogik auf einer handelsüblichen Schaltungsplatine befinden, wie sie in IBM AT/PC kompatiblen Computern eingesetzt werden. Der Computer 9 ist in Fig. 2 schematisch angedeutet.

Die Computersoftware führt an den digitalisierten Daten eine schnelle Fouriertransformation (FFT, Fast Fourier Transformation) durch, aus der das Leistungsspektrum errechnet und die Frequenz der Spitze des Leistungsspektrums ermittelt wird. Es kann sich auch alternativ um die höchste Frequenz oberhalb einer bestimmten Leistungsschwelle handeln. Die ermittelte Frequenz wird zur Errechnung der Geschwindigkeit der Blutzellen in einer bestimmten Kapillare verwendet. Die vom Computer 9 analysierte Information kann auf einem Monitor 10 graphisch dargestellt werden.

Das durch das Linsensystem L2 abgebildete Bild wird auch auf das CCD-System der Kamera 3 fokussiert, und zwar über den Strahlenteiler BS 1/F1 und ein weiteres Filter F2. Als Beispiel einer Kamera 3 kann eine hochauflösende hochempfindliche Einfarb- Kamera wie das Modell XC-75 CE von Sony gelten. Das Ausgangssignal der Kamera 3 wird einem Videomonitor 11 und einem Super-VHS Videorecorder 12 zugeleitet. Der Videorecorder 12 kann auch so angeordnet werden, daß er das analoge Ausgangssignal des Verstärkers auf eine der Audio-Spuren abspeichert.

Ein Bilderfasser 11a kann auch dazu verwendet werden, Schnappschüsse oder Bildfolgen der Kamera 3 zu erfassen. Das kann aber nur für ausgewählte Bereiche erfolgen, da die Bandbreite des Datenbus begrenzt ist. Es kann aber sein, daß es mit weiterer technischer Entwicklung auf diesem Gebiet ökonomisch möglich sein wird, ganze Bilder digital mit entsprechender Geschwindigkeit aufzunehmen. Das Untersuchungsobjekt, beispielsweise also der Finger 18, wird von einer Halogen-Lichtquelle 13 (100 W) über eine Faseroptik 14 eine Linse 15 und ein grünes oder blaugrünes Filter 16 beleuchtet. Grünes oder blaugrünes Licht wird verwendet, da es den Kontrast zwischen den Erythrozyten und dem Gewebe maximiert, die CCD-Kamera 3 in diesem Bereich am empfindlichsten ist und der Fotoempfänger 5 (Fotodiode) auf grün nicht sehr empfindlich ist. Die Linse 15 kann durch einen Acryl-Formstift ersetzt werden und das Filter 16 kann ein Schott-Glasfilter blau/grün, Typ BG-40 sein, um den Kontrast zu erhöhen.

Ein XYZ-Mikropositionierer 17 dient der Bedienungsperson zur Positionierung und Fokussierung des Objekts. Alternativ kann das Objekt stationär festgehalten werden und das Meßinstrument als solches wird mittels eines Mikropositionierers bewegt.

Das erzeugte Audiosignal kann benutzt werden, um die Bedienungsperson in die Lage zu versetzen, den Punkt maximaler Signalstärke schneller zu finden.

Die verwendete Software kann die Lage der Kapillaren durch Analyse der Daten vom Bilderfasser 11a ermitteln. Das Gerät kann also so angeordnet werden, daß es jeden Kapillarbereich überstreicht, um den Punkt maximaler Signalstärke zu finden. Die Software sollte so gestaltet sein, daß während jeder Bewegung des Objekts das Bild kontinuierlich erfaßt wird.

Grundsätzlich gibt es drei Quellen für Bewegungen:

  • a) Unbeabsichtigte Muskelbewegungen,
  • b) durch Atmung bedingte Bewegungen,
  • c) pulsschlagbedingte Bewegungen, ausgelöst von Blutdruckwellen.


Die beiden ersten Bewegungsarten können relativ leicht durch passende Befestigung des Meßobjekts auf dem Mikropositionierer 17 verhindert werden. Die dritte Bewegungsart ist schwieriger und es handelt sich um ziemlich kleine Bewegungen. Zusätzlich kann das Objekt nicht allzu nah am Meßbereich festgeklemmt werden, ohne die zu messende Strömung zu stören. Um all das zu überwinden, kann man bei Erfassen des Videobildes eine zweidimensionale Kreuz-Korrelation oder andere Funktion verwenden, um die Relativbewegungen des Bildes festzustellen. Diese Information kann verwendet werden, um die Position des Bereichs der Probename zu korrigieren. Da der Herzschlag bei typischerweise ein 1 Hz liegt, wird eine relativ hohe Bearbeitungsgeschwindigkeit erforderlich sein.

Bevor man die Messung ausführt, wird vorzugsweise ein Tropfen flüssigen Paraffins auf dem entsprechenden Bereich des Fingers 18 plaziert. Dadurch werden Oberflächenreflexionen vermindert. Das flüssige Paraffin sollte sich auf Hauttemperatur befinden bevor es aufgebracht wird, um alle unerwünschten Störungen der Blutströmung zu vermeiden. Der Finger 18 wird in seiner Stellung sicher gehalten und eine senkrecht verlaufende Kapillarschleife wird unter dem Laserstrahl positioniert. Die unter Benutzung der Kamera 3 beobachtete ausgewählte Kapillare sollte eine solche sein, die wenig Oberflächenreflexionen des Laserstrahls zeigt, da ansonsten eine Rückstreuung in den Laser zu starkes "Rauschen" verursacht. Zu starke Oberflächenreflexion kann auch dazu führen, daß die Bewegungen der Gewebeoberfläche das reflektierte Signal bestimmen. Wenn der Laserstrahl von der Kapillare weggerichtet wird, sollte eine Strömungsgeschwindigkeit nahe 0 oder bei 0 mit sehr geringem Rauschen festgestellt werden.

Die Bedienungsperson sollte den Laserstrahl über das obere Ende des arteriellen oder des venösen Zweiges einer Kapillare positionieren, jedoch den Scheitel der Kapillare vermeiden, da dies zur Folge haben könnte, daß die gemessene Geschwindigkeit verdoppelt wäre, und zwar aufgrund der Mischung der Laserstrahlen, die von Blutzellen reflektiert werden, die in unterschiedlichen Richtungen in den beiden Zweigen strömen.

Fig. 3 zeigt ein typisches Doppler-Impulssignal nach Filterung und jeder Impuls vermag wohl zu dem Vorbeilaufen einer einzigen Blutzelle zu korrespondieren.

Die letztlich rechnerisch ermittelte Geschwindigkeit in der Kapillare ist in Fig. 4 dargestellt. Man erkennt das Pulsieren der Geschwindigkeit aufgrund des Herzzyklus. Der flache Bereich etwa bei zwei Drittel der Spur ist ein Signalabfall aufgrund der Tatsache, daß die Bewegungsgeschwindigkeit auf Null gefallen ist. Diese niederfrequente Veränderung nennt man "Vasomotion".

Fig. 5 zeigt Kapillaren am Nagelbett eines Fingers wo sie parallel zur Oberfläche liegen, und zwar mit etwa 500facher Vergrößerung. Dies muß man mit Fig. 6 vergleichen, die die Kapillaren an der Rückseite des Fingers mit etwa 250facher Vergrößerung zeigen. Man erkennt in Fig. 6 bei den meisten Kapillaren nur den Scheitelbereich aufgrund der geringen Schärfentiefe der Abbildung.

Die Blutzellen, die entlang des arteriellen oder venösen Zweiges einer ausgewählten Kapillare, die senkrecht zur Hautoberfläche verläuft, strömen, bilden im Ergebnis eine Reihe von Erythrozyten, die sich mit eine Geschwindigkeitskomponente senkrecht zu der Objektebene bewegen. Die auf einen Punktdurchmesser (Brennpunkt) in der Größenordnung von 10 µ fokussierte Laserstrahlung wird in allen Richtungen gestreut, das meiste in Vorwärtsrichtung. Alle Streustrahlung ist Doppler-verschoben, wobei der Absolutwert der Dopplerverschiebung vom Streuwinkel abhängt. Die maximale Frequenzverschiebung durch den Dopplereffekt tritt bei der direkt rückgestreuten Laserstrahlung auf. Die über 180° rückgestreute Laserstrahlung erfährt also eine Dopplerverschiebung. Sie wird über das Linsensystem L1 erfaßt und auf die Bildebene 6 des Fotoempfängers 5 fokussiert, und zwar über den Strahlenteiler BS1/F1, den Spiegel M1, den Strahlenteiler BS2 und den Spiegel M2. Die Absolutwert der Frequenzverschiebung ist direkt proportional zum Brechungsindex von Blutplasma und zur Strömungsgeschwindigkeit der die Streuung bewirkenden Blutzellen oder Blutzelle. Die Frequenzverschiebung ist umgekehrt proportional zur Wellenlänge des Lasers.

Gleichzeitig wird auch Umgebungsstrahlung durch das den Meßpunkt umgebende Gewebe rückgestreut und auch diese um 180° rückgestreute Strahlung wird von dem Linsensystem L1 erfaßt und auf die Bildebene 6 des Fotoempfängers 5 fokussiert. Diese rückgestreute Strahlung ist allerdings keiner Dopplerverschiebung unterworfen. Die Autodyn-Überlagerung der beiden optischen Signale im Fotoempfänger 5 führt zu einem elektrischen Ausgangssignal, das vom Computer 9 analysiert werden kann. Die Frequenz der Wechselkomponente ist direkt proportional zur Bewegungsgeschwindigkeit der Blutzellen.


Anspruch[de]
  1. 1. Verfahren zur Bestimmung der Bewegungsgeschwindigkeit von Blutzellen in einer Kapillare mittels einer Laser-Doppler-Meßtechnik, dadurch gekennzeichnet, daß die Geschwindigkeit gemessen wird durch Erfassen direkt rückgestreuter Laserstrahlung.
  2. 2. Verfahren zur Bestimmung der Bewegungsgeschwindigkeit von Blutzellen in einer Kapillare in einem Gewebe mittels einer Laser-Doppler-Meßtechnik, dadurch gekennzeichnet, daß die Geschwindigkeit der Blutzellen in einer Richtung im wesentlichen senkrecht zur Oberfläche des Gewebes gemessen wird durch Erfassen direkt rückgestreuter Laserstrahlung.
  3. 3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Laserstrahl auf einen Punktdurchmesser in der Größenordnung von 10 µ fokussiert wird.
  4. 4. Verfahren nach Anspruch 2 und ggf. Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Oberfläche des Gewebes mittels einer Lichtquelle beleuchtet und mittels einer Kamera ein Bild des Teils der Oberfläche des Gewebes aufgenommen wird, auf den der Laserstrahl gerichtet ist.
  5. 5. Gerät zur Verwendung bei der Bestimmung der Bewegungsgeschwindigkeit von Blutzellen in einer Kapillare mittels einer Laser-Doppler-Meßtechnik mit einer Laserstrahl-Anordnung (1) und einer Kamera (3), dadurch gekennzeichnet, daß eine Geschwindigkeitsmeßvorrichtung zur Erfassung direkt rückgestreuter Laserstrahlung vorgesehen ist.
  6. 6. Gerät nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Meßeinrichtung ein Linsensystem (L2) aufweist, das den rückgestreuten Laserstrahl erfaßt und die Dopplerverschobene rückgestreute Strahlung über mindestens einen Strahlenteiler (BS 1/F1; BS2) auf einen Fotoempfänger (5) fokussiert und daß das Linsensystem (L2) auch die vom umgebenden Gewebe rückgestreute und nicht Doppler-verschobene Strahlung fokussiert.
  7. 7. Gerät nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß zwei Strahlenteiler (BS 1/F1; BS2) und zwei Spiegel (M1; M2) vorgesehen sind zur Lenkung der Doppler-verschobenen rückgestreuten Strahlung auf den Fotoempfänger (5).
  8. 8. Gerät nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Autodyn-Schwebungen der Doppler-verschobenen und nicht Doppler-verschobenen Strahlungssignale im Fotoempfänger (5) ein elektrisches Ausgangssignal erzeugen, das eine der Bewegungsgeschwindigkeit der Blutzellen proportionale Frequenz enthält.
  9. 9. Gerät nach einem der Ansprüche 5 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß es einen Analog-Digital-Umsetzer ADC (7) aufweist, dem das Ausgangssignal des Fotoempfängers (5) zugeleitet wird, sowie einen First-In-First-Out-Pufferspeicher FIFO (8) aufweist, in dem das Ausgangssignal des ADC (7) gepuffert wird, und daß das Ausgangssignal des Fotoempfängers (5) verstärkt, bandweitenbegrenzt und dann vom ADC (7) umgesetzt wird.
  10. 10. Gerät nach einem der Ansprüche 5 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß Beleuchtungsmittel (13, 14, 15, 16) vorgesehen sind zur Beleuchtung der Kapillare mittels grünen oder blaugrünen Lichts, wobei das grüne oder blaugrüne Licht, das von der Kapillare reflektiert wird vom Linsensystem (L2) erfaßt und auf die Bildebene (4) der Kamera (3) fokussiert wird.






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