EP2557991A2 - Vorrichtung und verfahren zum bestimmen eines biologischen, chemischen und/oder physikalischen parameters in lebendem biologischem gewebe - Google Patents

Vorrichtung und verfahren zum bestimmen eines biologischen, chemischen und/oder physikalischen parameters in lebendem biologischem gewebe

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EP2557991A2
EP2557991A2 EP11712536A EP11712536A EP2557991A2 EP 2557991 A2 EP2557991 A2 EP 2557991A2 EP 11712536 A EP11712536 A EP 11712536A EP 11712536 A EP11712536 A EP 11712536A EP 2557991 A2 EP2557991 A2 EP 2557991A2
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EP
European Patent Office
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tissue
sensor
measured value
unit
parameter
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP11712536A
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English (en)
French (fr)
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Arno Müller
Heinz-Peter Utz
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Vivantum GmbH
Original Assignee
Vivantum GmbH
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Publication date
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Withdrawn legal-status Critical Current

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    • G01N2201/128—Alternating sample and standard or reference part in one path
    • G01N2201/1281—Reflecting part, i.e. for autocollimation

Definitions

  • the invention relates to a device for determining biological, chemical and / or physical parameters in living biological tissue according to claim 1 and a method for determining biological, chemical and / or physical parameters in living biological tissue according to claim 15.
  • Determining biological, chemical and / or physical parameters in living biological tissue is a fundamental necessity in the field of physiological research and medical examination methods.
  • a particular example is the identification and monitoring of blood constituents and, in particular, the determination of the blood sugar concentration.
  • the tissue must be injured and a certain amount of blood withdrawn.
  • devices are nowadays available for such invasive procedures that allow for blood sampling with minimal effort and in a relatively safe manner, some people find this uncomfortable.
  • blood collection for persons with coagulation disorders must always be accompanied by special precautions to avoid unquenchable bleeding and thus major complications.
  • a continuous monitoring of blood sugar and other blood parameters is hardly possible for such persons or only under medical supervision.
  • US Pat. No. 5,383,452 discloses a method in which the concentration of sugar in the biological Tissue caused rotation of the polarization plane is measured.
  • Blood sugar level in a tolerance test the rotation of the polarization plane can be used as a measure of blood sugar concentration.
  • German laid-open specification DE 43 14835 A1 discloses a method and a device for analyzing glucose in a biological matrix, in which light is irradiated into the matrix at one location and the intensity of the light measured within the matrix is determined. The measured intensity is then used as a measure of the glucose concentration within the matrix.
  • the noninvasive determination of the blood sugar level is thus comparatively simple because of the physically known interaction between light and glucose.
  • the determination of physical values in living tissue or the determination of laboratory values in human blood is not confined exclusively to the determination of blood sugar levels, but involves a much larger amount of values to be measured.
  • the non-invasive methods known from the prior art no longer suffice.
  • the measurement methods mentioned above reach their limits.
  • the object is achieved with a device according to claim 1 and a method according to claim 13.
  • the respective subclaims contain expedient and / or advantageous embodiments of the device and method.
  • the device according to the invention for determining biological, chemical and / or physical parameters in living biological tissue contains a power supply unit, a laser operating unit with at least one laser source directed to the biological tissue, at least one sensor unit for detecting the backscattered and / or absorbed by the biological tissue Light, a control unit, a storage and processing unit and an interface for an external data processing unit.
  • the sensor unit is designed as a planar sensor array.
  • the first sensor section forms an inner subarray and the second sensor section forms an outer subarray surrounding the inner subarray.
  • the distribution of the scattered light can be detected as a function of location.
  • the inner sub-array has a
  • the sensor unit is formed as a photometer unit with a first photometer for determining an absolute intensity of the light of the laser source and a second photometer for measuring the light scattered by the tissue.
  • the sensor unit has a switching mechanism for the demand-directed deflection of the light from the laser source to the first photometer.
  • two laser sources are provided with mutually orthogonal beam directions. As a result, the properties of the scattered light can be detected as a function of the beam direction of the incident light.
  • the laser source is expediently arranged in a hole located on the sensor array and has a beam direction inclined with respect to the detection direction of the sensor array by a tilt angle. It is advantageous if the tilt angle has a value that can be adjusted by 45 °. Thus, the scattered light generated in the tissue at a certain depth, but not the light reflected on the tissue surface light is detected by the detector assembly.
  • the first sub-array consists of at least a first single diode and the second sub-array of at least four individual diodes, which are evenly distributed around the first single diode around.
  • the sensor unit has a pressure sensor for measuring a contact pressure between the sensor unit and the tissue and / or a temperature sensor for measuring a tissue temperature.
  • a pressure sensor for measuring a contact pressure between the sensor unit and the tissue
  • a temperature sensor for measuring a tissue temperature.
  • the pressure sensor and / or the temperature sensor form a control circuit cooperating with the control unit for setting a suitable contact pressure and / or a suitable temperature value.
  • the inventive method for determining a biological, chemical and / or physical parameter in a living biological Fabric is designed in the form of a self-learning process sequence with the following process steps:
  • the procedure is divided into two basic procedural blocks. This is on the one hand a calibration phase and on the other hand an interpolation phase.
  • Performing the calibration phase includes at least one conventional determination of the parameter in conjunction with at least one light scattering measurement performed on the tissue to determine optical measurements.
  • the at least one conventionally determined parameter is assigned to the respective optical measured values. This data is stored as a calibrating reference quantity.
  • the execution of the interpolation phase comprises at least one on the
  • the parameter to be determined is interpolated from the measured values of the light scattering measurement and the data of the reference quantity.
  • the interpolated parameter is stored in the reference set.
  • each reference vector consists of the conventionally determined parameter and a measured value vector containing the optical measured values.
  • a measured value vector with optical measured values is determined and the associated interpolated parameter is transferred together with the measured value vector into the reference set as a new reference vector.
  • the measured value vector determined during the execution of the calibration phase contains a light intensity influenced by the tissue in a first polarization direction and light intensity influenced by the tissue in a second polarization direction.
  • the measured value vector is combined with the independently determined parameter to the reference vector.
  • the measured value vector determined during the execution of the interpolation phase contains a light intensity influenced by the tissue in a first polarization direction and a light intensity influenced by the tissue in a second polarization direction.
  • the interpolated parameter is determined by the following steps:
  • the measured value vector is registered and a determination of the closest measured value vectors from the reference quantity takes place with a minimum distance to the measured value vector. Subsequently, the parameter assigned to the registered measured value vector is interpolated from the nearest measured value vectors and the respectively associated reference parameters.
  • the interpolated parameter is added to the reference set along with the metric vector after performing the interpolation.
  • FIGS. 1 to 15 are used for clarification.
  • the same reference numbers are used for identical and / or equivalent parts and method steps.
  • Fig. 1 is an exemplary block diagram of an inventive
  • 1 b is an exemplary circuit diagram for a central processing unit
  • FIG. 2 an exemplary representation of a sensor unit, a covering of the sensor unit shown in Fig. 2 with polarizers, a supplemented with other components sensor unit in a side view in section, a spacer and pressure and temperature sensors complemented sensor unit, provided for the sensor unit beam path in a first embodiment, an embodiment of a Sensor unit for an optional absolute measurement of the initially emitted laser intensity, an embodiment for a sensor unit with two laser light sources with mutually orthogonal beam directions, another exemplary sensor arrangement, a further embodiment for a combined
  • 13 is a schematic reference quantity
  • 14 is an interpolation performed on the reference set
  • FIG. 1 shows an exemplary block diagram for the device according to the invention
  • FIG. 1a in conjunction therewith an exemplary circuit diagram for measuring sensors
  • FIG. 1b an exemplary circuit diagram for realizing a central processing unit by means of integrated circuits.
  • This concept allows various components, sensors, data processing units and other devices to be combined in such a way that the largest possible amount of measured data can be recorded and processed on a case-by-case basis.
  • the device consists of a central unit 1, which is supplied with power via a power supply unit la.
  • a power supply unit both a mains connection with a downstream transformer and rectifier circuit, as well as an accumulator and battery unit can be used.
  • a laser operating unit 2 is provided within the central unit. This controls a connectable to the central unit laser source 3 or even contains a laser device, from which the laser light is guided via a fiber optic cable to the outside.
  • the laser source 3 is a mere, the optical fiber downstream radiation optics for aligning the beam on the tissue surface.
  • the usual driver hardware can be used.
  • This expediently allows a pulsed operation of the laser source with variably adjustable time intervals in the range of 100 ms to 800 ms and thus supports the execution of pulse programs.
  • the laser source suitably a laser diode with an emitted wavelength between 800 nm to 950 nm is used.
  • the power of the laser diode should desirably be limited to a few mW to avoid damage within the tissue. It is possible to use a P-type laser diode. Conveniently, the laser diode is protected by a capacitor circuit against overvoltages.
  • At least one sensor unit 4 is provided. This contains at least one measuring sensor 4a, which is that of the biological
  • Tissue scattered, reflected, attenuated or otherwise influenced laser light receives.
  • at least the emitting opening of the laser source 3 is combined with the measuring sensor 4a in the body of the sensor unit 4.
  • the sensor unit 4 thus forms a measuring module connected to the central unit 1 for emitting laser radiation and for
  • photodiodes can be used as measuring sensors. As appropriate, photodiodes have been found with a light-receiving diameter of about 2 to 5 mm. In the detection of scattered radiation in the infrared spectral range is a black covering the
  • Light receiving surface expedient to exclude any influence of the diode by the incidence of visible light.
  • FIG. 1a An example of this is shown in FIG. 1a.
  • the sensitivities of the photodiodes can be adjusted by means of corresponding resistors R1, R2, R3 and R4, which are integrated into the circuit at appropriate places.
  • the necessary circuitry and the arrangement of the photodiodes on a corresponding board forms an integral part of the sensor unit.
  • Control unit 5 is provided. This interacts with the laser operating unit 2.
  • the control unit provides switching signals to the laser operating unit and at the same time contains an amplifier for the measurement signals collected by the sensor unit and by the pressure and temperature sensors.
  • a standard amplifier circuit can be used in which the gain can be easily adjusted by a ratio of resistors used therein.
  • Different gain factors can be used for different sensor groups. For example, a gain factor of 10 in the conversion of the measuring signals of the temperature sensor and a gain factor of 1 in the conversion of the measuring signals from the measuring sensors of the sensor unit is possible.
  • These different amplification factors can usually be predetermined by setting jumpers on the circuit board of the amplifier circuit.
  • Both components are supplied with control signals by a storage and processing unit 6 and in the process convert a measurement program stored in the storage and processing unit.
  • additional sensors 5a can be connected to the control unit 5. This can be in particular pressure or temperature sensors.
  • a temperature sensor is useful to monitor a constant temperature in the tissue to be measured and thus to prevent adverse effects on the measurement method.
  • temperature sensors can be used.
  • connection between the individual components for example, by an 8-pin cable, in particular a network cable.
  • the physical effects and interactions of the light in the biological tissue detected by the optical measuring sensors can be very different. However, they are known to the person skilled in the art, although the exact effects of each individual effect on the measurement signals ultimately detected by the sensor arrangement as a whole can be very complex.
  • a diffraction or light scattering occurring within the tissue which can be both directional and diffuse, and in particular can be described as Rayleigh and Mie scattering and depends on the size of the scattering particles, and especially polarization effects, in particular rotations of polarization planes and others
  • Forms of optical activity, in particular caused by chiral centers of molecules present within the tissue can also be used as physical interaction processes for obtaining measured values.
  • the storage and processing unit 6 is programmable for this, the data stored in it and measurements can be read and processed externally and also changed.
  • an interface 7 is provided, via which an external data processing unit 8, for example a computer or an external network, can be connected.
  • the central unit acts as a data collection device that can be queried regularly. This can be done in particular via a USB interface.
  • the interface can also be designed in the form of an SD card. This can be inserted as a mobile memory module in a corresponding slot of the device and recorded with the measurement data. These data are then read out in a computer.
  • the components can all be housed and miniaturized in a housing. It is readily possible to carry out the arrangement as a device that can be worn on a body part, for example a bracelet.
  • the elements present in the central unit are sufficiently miniaturized and expediently even arranged on a circuit board of the sensor unit 4.
  • a hardware architecture using a microcontroller.
  • this executes an AD conversion with a processing width of 10 or 12 bits.
  • an AD converter with a processing width of 10 bits and an analog input signal with a maximum voltage of approximately 4000 mV a resolution of about 3.9 mV / unit is achieved. It is advantageous to ensure the largest possible voltage range for the input signal, because the level of the actually applied measurement signal is not known from the outset. An overflow of the AD converter is thereby avoided. However, this reduces the resolution of AD conversion.
  • An EEPROM for temporary storage of process data is an advantage.
  • As a clock frequency is depending on the specific design of the microcontroller
  • the microcontroller has a number of ports, via which the measuring signals of the sensor unit and other sensors are read in and via which a programming of the microcontroller can take place.
  • the programming takes place in particular via an integrated JTAG circuit.
  • ports for storing the measurement data, in particular on an SD card, and their transfer to an external data processing unit are provided.
  • a port is used for outputting control signals to the control unit and the laser operating unit for activating and deactivating the laser source and / or the sensor unit and the other measuring sensors.
  • a further suitable device may be a means for wireless data transmission, which is arranged in the central unit and with which it is possible to send the determined measurement data to an external receiver, for example to a medical facility or a monitoring center.
  • the entire device may externally have the shape of a mobile phone.
  • the entire device expediently has a display, not shown here. Both small and simple liquid crystal displays for miniaturized devices and larger displays for stationary configurations can be used as the display.
  • the display can be designed as standard hardware in conjunction with a corresponding driver library.
  • buttons are provided for a user guidance. These, in conjunction with an interface for user guidance, permit the setting and deletion of device parameters, for the storage and readout of measurement data and the like data.
  • four buttons are provided. These access the microcontroller via appropriate ports. When a key is pressed, the corresponding port is switched to ground, thus generating the digital input.
  • An internal program code for reading the keys counts the pending bytes and checks them for changes. According to the results obtained, corresponding menus are activated on the display, deactivated or executed within the menus scroll functions.
  • the sensor unit contains a planar sensor array 9 consisting of individual measuring sensors 4a.
  • the number of measuring sensors is basically arbitrary.
  • the sensor array 9 is subdivided into a first sensor section with an inner sub-array 10 of four measuring sensors and a second sensor section with an outer sub-array 11 of eight measuring sensors.
  • the outer subarray completely encloses the inner subarray.
  • the laser source 3 or a corresponding radiation optics embedded in the body of the sensor unit It is possible to exclude individual measurement sensors from each of the two sub-arrays from the measurement process or to combine them as desired. As a result, various configurations of the sub-arrays can be realized. In particular, it is possible to switch off the measuring sensors closest to the laser source or to weight their signals less by measurement than those of the other measuring sensors.
  • the inner subarray 10 is covered by a first polarizer 12 and the outer subarray 11 by a second polarizer 13. These have mutually orthogonal polarization directions A and B.
  • the light emitted by the laser source 3 is not affected by the polarizing coverage.
  • the polarizer 13 has for this reason an opening 14 through which the laser light can pass.
  • the diameter of the opening may be in the range of 1 to 3 mm.
  • the arrangement of a diaphragm with a variable opening cross-section is possible.
  • To cover the sub-arrays or the surface of the sensor unit expediently resorted to polarizing films, which are mounted on a glass substrate and thus cover the sensor surface plan.
  • Fig. 4 shows a related embodiment in a side view and Fig. 5 in a view of the sensor surface.
  • the additionally attached components should on the one hand ensure a sufficient distance between the sensor surface and the surface of the tissue and on the other hand detect parameters which are necessary for a smooth measuring process.
  • spacers 15 distributed uniformly around the sensor surface are provided between the sensor surface and the fabric.
  • the spacers attach to the tissue surface 16. If appropriate, they have a tacky contact surface, which slipping the entire assembly prevented and the sensor attached to the assigned place on the fabric.
  • the spacers are located within an arrangement of pressure sensors 17 and temperature sensors 18 surrounding the sensor surface.
  • the pressure sensors 17 register the contact pressure of the sensor unit on the tissue surface and are coupled to the previously explained control unit within the central unit.
  • the temperature sensors register the temperature directly on the tissue surface and, on the other hand, in the immediate external environment of the measuring site. They have a contact surface which ensures good thermal contact between the tissue surface and the sensor body.
  • the spacers 15 and the interposed pressure and temperature sensors 17 and 18 are partitioned from each other by air-permeable slots 19. These slots prevent a reading-distorting negative pressure between the sensor surface and the tissue surface and a resulting increased blood flow or a different falsifying change in the tissue.
  • FIG. 6 shows an exemplary beam path on the previously described sensor unit 4.
  • the laser light emitted by the laser source 3, optionally via a light guide cable 20, strikes the tissue surface 16 at a finite angle ⁇ within a beam spot of finite size and penetrates into the latter top tissue layers.
  • the scattered light generated within the tissue spreads from the beam spot within a scattering cone and is detected in a direction of detection oriented perpendicular to the tissue surface. In this case, the scattered light penetrates the polarizers 12 and 13 and is received by the sub-arrays 10 and 11 arranged behind it.
  • the angle of incidence ⁇ is about 45 ° and is adjustable around this angle by means of a tilting mechanism 21 arranged in the sensor unit.
  • FIG. 7 shows a further development of the arrangement shown in FIG. 6, in which, in addition to the relative measurement of the intensities falling on both subarrays, an absolute measurement of the intensity of the laser light initially emitted onto the tissue surface is possible.
  • two groups of measuring sensors are provided. At least one of the measuring sensors serves exclusively for the absolute intensity measurement. In the example shown here, this is a measuring sensor 22. Its detection direction is directed against the surface of a deflecting mirror 23, which can optionally be folded into the radiation direction of the laser source 3 and thereby deflects the emitted laser light directly onto the measuring sensor 22.
  • the switching mechanism for the deflection mirror is also addressed by the central unit, in particular by the control unit contained therein.
  • the sensor arrangement shown in FIG. 7 contains the usual measuring sensors sensitive to the light scattered by the tissue surface.
  • a single measuring sensor 24 is shown by way of example for this purpose.
  • the sub-arrays 10 and 11 shown in the previous figures can also be provided.
  • One of the measuring sensors of the outer sub-array 11 can be used as a measuring sensor 22 in the sense of the present embodiment and is accordingly tilted.
  • the 8 shows a further sensor surface with two laser light sources 25 and 26 in conjunction with the already described array arrangement 9 of the sub-arrays 10 and 11.
  • the laser light sources 25 and 26 have mutually orthogonally oriented beam directions and are at an angle of 45 ° relative to the Tissue surface inclined.
  • the array arrangement 9 therefore registers stray light which has been generated in the tissue by the laser light source 25 and, on the other hand, scattered light which is caused by the laser light source 26 in the tissue is detected with the same array arrangement.
  • the device shown in Fig.8 is suitably operated in a pulse mode.
  • the laser light source 25 is first activated by the laser operating unit 2 within the central unit, while the array arrangement in conjunction with it detects the scattered light from the tissue.
  • the laser operation unit 2 activates the laser light source 26 and the measurement process in the array arrangement is repeated, so that a total of four measurement values are obtained within this measurement cycle.
  • FIG. 9 shows a further example of a sensor arrangement.
  • This consists of an applied on the fabric surface 16 assembly of a ring detector 27, a photodetector 28 for an absorption measurement, a photodetector 29 for a refraction measurement, a photosensor 30 with a spectral resolution for determining a wavelength-dependent absorption and a photosensor 31 for determining the polarization state of in the tissue scattered light.
  • the light source is a laser source 32 with an angle of incidence ⁇ of about 45 °.
  • the already mentioned central unit 1 controls the operation of the laser source and the sensor arrangement.
  • the ring detector 1 receives the scattered light generated in the tissue and is optionally shielded laterally against any incident unwanted lights.
  • the light path passed through the middle of the tissue must be taken into account.
  • the distances a to d within the arrangement are to be chosen so that an optimum of the signals occurring at each detector is achieved.
  • the penetration depth within the tissue for the irradiated laser light can be varied by the power and the wavelength of the light. Since the penetration depth of the light in biological tissues changes with the wavelength, the distances a to d must then be changed accordingly.
  • FIG. 10 shows a further embodiment for a combined arrangement of sensor and light source.
  • the arrangement consists of a housing with an arrangement contained therein of a light source 33, in particular a laser source, and optically reflecting surfaces 34 and 35. These reflect the laser light several times and let it emerge from an opening 36 located on the underside of the arrangement.
  • the opening is covered with a polarizing film 37.
  • ring detectors 38 and 39 Around the opening 36 are concentrically arranged ring detectors 38 and 39, while the entire assembly is housed with a preferably black painted housing 40.
  • the ring detectors contain, for example, for the measurement of diffraction effects photo layers and / or solar layers and can also be formed as a unit.
  • the non-linearity between the measuring signal and the irradiated light intensity possibly present in the detectors can be compensated for by varying the irradiation power.
  • Pressure and / or temperature sensors may be present.
  • One or more sensors from the exemplary embodiment from FIG. 10, but also from the exemplary embodiments shown above, can also be used as reference detectors, which detect and correct errors in a repeated placement of the sensor arrangement.
  • the aforementioned laser sources expediently radiate in a wavelength range in which the penetration depth of the light into the tissue is maximum.
  • laser sources are expedient whose emitted light has a wavelength of about 650 nm to 1000 nm and therefore is in the near infrared.
  • Light of such a wavelength for example, penetrates into human skin up to 4 cm deep and there reaches an intensity which is 25% of the initial value.
  • laser diodes in the red and infrared spectral range in particular semiconductor lasers or color center lasers, have proven to be useful. In this case, relatively short laser pulses of about 200 ms suffice.
  • the wavelength of the light used also depends on the tissue fluids present in the examined tissue.
  • the wavelength of the light should be chosen so that the oxygen saturation given in the blood is irrelevant.
  • body cavities are considered as preferred locations of the measurement method. So it is possible to perform a measurement in the region of the navel.
  • the exact parameters for the design of a measurement program can be entered and adjusted in the central unit via input means there, in particular buttons, touch screens, but also via an external interface.
  • the first embodiment is particularly suitable for larger, stationary facilities, the latter option is useful for small mobile devices and miniaturized measuring arrangements.
  • the user of the measuring arrangement is provided with means for a user guidance, which are embodied, for example, in the form of signal tones, speech output, displayed font and character representations, menu sequences and the like, further signaling.
  • a user guidance which are embodied, for example, in the form of signal tones, speech output, displayed font and character representations, menu sequences and the like, further signaling.
  • the basic idea of the method is to initially determine, by means of a self-learning measuring arrangement in an empirical manner, a relationship between a series of different and fundamentally any desired measurement data on the one hand and the parameter to be measured within the tissue on the other hand to accumulate sufficient data first and finally to use the determined empirical relationship between measured data and measured parameter to finally determine the parameter to be determined only optically. It should be emphasized that the physical relationship that determines the behavior of the incident light in the tissue and the resulting intensity or polarization effects, which are then ultimately measured by the sensor array, does not have to be known in detail and often not clarified in detail can.
  • the process is divided into two major process sections.
  • a first process section the calibration phase
  • a series of so-called measurement vectors are determined and related to the parameter determined by other means.
  • so-called reference vectors are generated.
  • Interpola- tion phase the entirety of measured value and reference vectors determined during the calibration phase is used to determine from the newly determined measured value vectors now by way of interpolation the sought tissue parameters
  • the dimension of the measured value vectors, d. H. the number of components can be any size. It is essentially determined by the number of measured values supplied by the sensor arrangements.
  • the sensor arrangement shown in FIG. 2 provides a first intensity measurement for tissue scattered light in a first polarization direction and a second intensity measurement for scattered light in a second polarization direction.
  • Each individual measured value vector is thus two-dimensional.
  • a multiplicity of measured value vectors, together with a tissue parameter assigned to the measured values, thus describes a two-dimensional surface in a three-dimensional space.
  • each individual measured value vector consists of four components.
  • the first two components result from the light intensities for the mutually perpendicular polarization directions in the first active laser light source
  • the third and fourth components of the measured value vector are formed by the polarization-dependent light intensities in the case of the second active laser light source.
  • the totality of the measured value vectors thus determined thus form a four-dimensional hypersurface in a five-dimensional space.
  • the measured value vectors determined from the sensor arrangement according to FIG. 9 form a five-dimensional hypersurface in a six-dimensional space. If one assumes that the pressure and / or the temperature can be added to each sensor arrangement as a further measured value, the dimension of the respective hypersurfaces increases by one or two.
  • the basic idea of the method explained below is to first of all determine the n-dimensional hypersurface of the measured value vectors with sufficient accuracy by means of calibration procedures and then to perform interpolations on this hypersurface.
  • the procedure starts with a calibration phase.
  • An exemplary flowchart for this is shown in FIG. 11.
  • the measured values provided by the sub-array 10 are hereinafter referred to as the variable P and an index
  • the measured values supplied by the sub-array 11 are denoted by the variable S and an index.
  • the indices each indicate the number of an executed measurement.
  • a measured value vector M is thus composed of the components (P; S).
  • the designation M, or M k stands for a measured value vector of the i-th or k-th measurement
  • the associated components P, and S, or P k and S k are the corresponding measured values P and S of the i or k-th measurement.
  • the index i denotes measured values and measured value vectors which were generated within the calibration phase and for which the tissue parameter has been independently determined
  • the index k denotes measured value vectors which are generated during the interpolation phase and for which the tissue parameter is to be interpolated.
  • variable BZ is subsequently used for the tissue parameter to be determined.
  • the designations BZ and BZ k stand for the tissue parameters determined independently or later interpolated in the i-th or k-th measurement.
  • the calibration phase begins with a method step 41 of an independent determination of a tissue parameter BZ,. If it is a Blood glucose measurement is performed, this is performed a blood sample and a corresponding blood analysis, which provides a clear blood glucose reading. Simultaneously with this, in a method step 42, a non-invasive measurement is carried out using the sensor arrangement according to FIG. 2.
  • the measured values S, and P which are determined thereby, form a measured value vector M, and are combined in a method step 43 with the independently determined tissue parameter BZ, to form a reference vector R, and stored in a database or memory 44.
  • the reference vectors stored there form the reference quantity R of the method.
  • a decision step 45 it is checked whether the number of reference vectors R, already acquired, is sufficient. If this is the case, the method goes into the interpolation phase 46.
  • the number of reference vectors R, required for the reference set R depends on the shape of the hypersurface described and on the degree of individuality thereof. For blood sugar measurements, it has been found that about 20 reference vectors later enable a sufficiently good interpolation. In general, the greatest possible number of reference vectors is of course advantageous, but it must be reasonably weighed in terms of reasonable effort.
  • the interpolation phase begins with a step 47, in which a measured value vector M k is determined using one of the aforementioned sensor arrangements. This consists in a use of the sensor arrangement according to FIG. 2 of two components S k and P k .
  • the reference set R contained in the memory 44 is called.
  • the measured value vectors M contained in the reference vectors R 1 stored there are compared with the measured value vector M k in a step 49. In this case, a predetermined number of measured value vectors M ', which are closest to the given measured value vector M k, are selected.
  • the reference vectors R 'belonging to these measured value vectors form the basis for a now following interpolation step 50.
  • the interpolation Step 50 is determined from the selected reference vectors R ', and the current measured value vector M k an interpolated parameter BZ k and output as now purely optically and non-invasively measured tissue parameters in a step 51.
  • FIG. 13 firstly shows an exemplary reference set R from a set of reference vectors Ri to Rio in the form of a surface embedded in a three-dimensional space.
  • the basis vectors of the three-dimensional space form the previously mentioned parameters P, S and BZ.
  • the reference quantity thus describes the dependence of the tissue parameter BZ as a function of the measured parameters S and P.
  • the Mi to M N form the previously described measured value vectors
  • distances d k i can be determined as follows:
  • This interpolation set I can be specified in matrix form as follows:
  • the parameters A, B and C must now be determined.
  • the parameter set I is used, resulting in a linear equation system with three equations and three unknowns:
  • a value of zero occasionally occurring in the denominator of equations (9) or (10) can be eliminated by interchanging the columns within the matrix of equation (3), i. be permuted.
  • FIGS. 13 and 14 show a detail of a reference quantity formed by the end points of reference vectors R 1 to R in a three-dimensional (S; P; BZ) space.
  • the reference quantity is a two-dimensional hypersurface.
  • FIG. 14 shows a measured value vector M k with an associated interpolated tissue parameter BZ k , in the vicinity of three nearest reference vectors R'i to R ' 3 . These form the interpolation set I selected in this case. These form an interpolation surface F.
  • Parameter BZ k be regarded as the value assigned to the measured value vector M k on the area of the interpolation surface F.
  • the interpolation becomes accurate, especially when the hypersurface is as flat and curvilinear as possible, and its accuracy increases even if measured value vectors of the reference set lie as close as possible to the measured value vector whose parameter BZ k is to be interpolated.
  • the references constant vectors for the otherwise unknown hypersurface. This is approximated at each new interpolation operation by a new interpolation area in a small area, with the interpolated tissue parameter being slightly above or below the true hypersurface. This is of importance for the subsequent interpolation processes, which in turn make use of interpolated tissue parameters BZ k and corresponding measured value vectors M k .
  • the interpolation can also be carried out with the aid of an interpolation network generated from the reference set R.
  • the value range for the values measured values S and P is subdivided into a network of, for example, 12 by 12 points, and the reference vectors R 1, ie the reference values BZ, are determined at these points in a first interpolation step.
  • the interpolation network makes it possible to find in the interpolation phase for each measured value vector M k in the vicinity reference measurement vectors M i , and thus to carry out the interpolation more securely.
  • the reference quantity ie the hypersurface formed by the reference vectors, can have a thoroughly complex shape.
  • FIG. 15 shows an example obtained from real calibration measurements.
  • blood glucose concentrations BZ are plotted against the measured values S and P in arbitrary units.
  • the reference quantity is shown in this example as a surface formed by maxima, minima and saddle points, which may well differ from tissue to tissue or from test person to test person and thus can also be regarded as an individual "fingerprint" for the subject or the examined tissue .
  • these evaluation procedures take the form of background processes for user-friendly menu navigation. This menu navigation is particularly advantageous when capturing measurement series that are to be personalized to a subject. The user can first select and confirm a subject name from a first menu.
  • a measurement is taken and the user is immediately prompted to enter the independently determined BZ value for the tissue parameter.
  • the inputs are confirmed by the device and stored in a personalized database.
  • the input of the corresponding numerical values for BZ can be done either via a numeric keypad or UP and DOWN menus in which the corresponding values are traversed within a sufficiently large selection range.
  • This browse function can take place both on the device itself and also on an external data processing unit via the mentioned interface and with the more extensive and more comfortable editing options there, for example corresponding evaluation programs and text editors.
  • the device When a certain amount of reference data is reached, the device issues a corresponding message via the display, signaling that the interpolation phase can be started.
  • the measurement is performed as during the calibration phase.
  • the instrument does not prompt to input a reference value, but displays on the display the execution of the above-described interpolation operation.
  • the interpolated tissue parameter BZ k is displayed and stored internally. Also in this case it is possible to transfer the data acquired during the measuring process via the interface to the external data processing unit and to perform further processing there. In principle, it is possible to modify the boundary conditions and specify under which criteria an interpolation is performed and under which criteria the interpolation should be omitted.
  • the user can specify certain maximum amounts via the menu, for example for the abovementioned distances d k i. If the distance d k i lies between the measured value vector M k and the measured value vector M, the reference quantity outside this predefined range, a corresponding indication is output and the interpolation is stopped or continued with the reservation of a potentially severely faulty determination of the tissue parameter.
  • the software contained in the device corresponds to a software component contained on the external data processing device.
  • This consists of a set of program tools for data analysis. It allows a representation of the hypersurface generated from the measured value vectors and the tissue parameters and thus enables an assessment of the quality of a possible interpolation.
  • the software comprises components for comparing the correct and independently determined tissue parameters BZ, with the calculated values BZ k on the basis of the optical measurements, and displays in a graph the quality of the optical measurements. It thus enables a possible additional quality check of the measurement.
  • the software further comprises means for calculating a correlation function between the independently determined tissue parameters BZ, and the interpolated values BZ k .
  • the corresponding measurement data is transferred to the external data processing unit.
  • a file with the corresponding results is generated and output.
  • a combination of a data processing software and already given means for displaying data and their output resorted.
  • the measured values are in the form of a file in an ASCII format and are subjected to a corresponding data analysis by a first software means.
  • the calculated results are transferred to a file, which in turn is accessed by means of a plot program, such as gnuplot.
  • the calculated data in particular the hypersurface for the interpolation or the correlation function, are now displayed by gnuplot and then converted into a LaTeX-compatible file format.
  • the LaTeX file is supplemented with corresponding text information and transferred by means of a compilation program to a DVI, PS or PDF file and displayed.
  • the corresponding values may also be converted to a graphical display program and viewed on a display.
  • the associated code includes, for example, five sections.
  • the first section defines the variables required to run the program.
  • configuration data are read.
  • the data is read out of a data file and in a fourth section the calculated data is written into an output file.
  • the fifth section represents the actual core of the code and is used to calculate the correlation values.
  • an already pre-stored configuration file is expediently used. Thereafter, the program outputs the read data files as information and sets the file names for the output values. This reserves the space for the output data.
  • the input file is checked for its proper format. Then, for each value BZ, the percentage deviation x between the correct value BZ and the value BZ k is determined:
  • Pearson's product moment or the Pearson coefficients are used. This is a dimensionless measure of the degree of linear relationship between two at least interval-scaled features. It can take values between -1 and +1. At a value of +1 or -1, there is a completely positive (or negative) linear relationship between the considered features. If the correlation coefficient is 0, the two features do not depend linearly on each other.
  • the Pearson coefficient is calculated for N values BZ, and N values BZ k as follows:

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Abstract

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Bestimmen biologischer, chemischer und/oder physikalischer Parameter in lebendem biologischem Gewebe mit einer Energieversorgungseinheit, einer Laser-Betriebseinheit mit mindestens einer auf das biologische Gewebe gerichteten Laserquelle, mindestens einer Sensoreinheit zum Detektieren des von dem biologischen Gewebe rückgestreuten und/oder absorbierten Lichtes, einer Steuereinheit, einer Speicher- und Verarbeitungseinheit und einer Schnittstelle für eine externe Datenverarbeitungseinheit. Das erfindungsgemäße Verfahren enthält ein Ausführen einer Kalibrierungsphase zur Ermittlung einer Referenzmenge (R) aus Referenzvektoren (Ri), bestehend jeweils aus einer unabhängigen Ermittlung eines Parameters (BZi), einem Einstrahlen unpolarisierten Laserlichtes auf das biologische Gewebe und einem Registrieren eines Messwertvektors (Mi) aus einer Reihe von optischen Messgrößen und ein Ausführen einer Interpolationsphase zum Ermitteln einer Interpolationsmenge (I) aus Interpolationsvektoren (Ik), bestehend jeweils aus einem Einstrahlen unpolarisierten Laserlichtes auf das biologische Gewebe und einem Registrieren eines Messwertvektors (Mk) aus einer rückgestreuten Lichtintensität mit einer nachfolgenden Bestimmung eines interpolierten Parameters (BKk) aus der Referenzmenge (R).

Description

Vorrichtung und Verfahren zum Bestimmen eines biologischen, chemischen und/oder physikalischen Parameters in lebendem biologischem Gewebe
Beschreibung
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Bestimmen biologischer, chemischer und/oder physikalischer Parameter in lebendem biologischem Gewebe nach Anspruch 1 und ein Verfahren zum bestimmen biologischer, chemischer und/oder physikalischer Parameter in lebendem biologischen Gewebe nach Anspruch 15.
Das Bestimmen biologischer, chemischer und/oder physikalischer Parameter in lebendem biologischen Gewebe ist eine Grundnotwendigkeit im Bereich der physiologischen Forschung und bei medizinischen Untersuchungsverfahren. Ein besonderes Beispiel stellt hierbei die Ermittlung und Überwachung von Blutbestandteilen und insbesondere die Bestimmung der Blutzuckerkonzentration dar. Für gewöhnlich muss hierfür das Gewebe verletzt und eine gewisse Blutmenge entnommen werden. Obwohl für derartige invasive Verfahren heutzutage Geräte zur Verfügung stehen, mit denen eine Blutentnahme mit einem minimalen Aufwand und auf eine relativ sichere Weise möglich ist, empfinden manche Personen dies als unangenehm. Hinzu kommt, dass eine Blutentnahme für Personen mit Blutgerinnungsstörungen stets mit besonderen Vorsichtsmaßnahmen verbunden sein muss, um unstillbare Blutungen und damit große Komplikationen zu vermeiden. Eine zeitlich kontinuierliche Kontrolle des Blutzuckers und anderer Blutparameter ist für derartige Personen kaum oder nur unter ärztlicher Anleitung und Überwachung möglich.
Um den genannten Problemen zu begegnen, wurden Verfahren entwickelt, mit denen die Blutzuckerkonzentration nichtinvasiv, d.h. ohne ein Einstechen und eine Blutentnahme, bestimmt werden kann. Bei derartigen Verfahren wird auf die Messung einer Lichtabsorption oder einer Änderung des Polarisationszustandes eines auf das Gewebe eingestrahlten Lichtes zurückgegriffen.
So offenbart beispielsweise die US-amerikanische Patentschrift US 5,383,452 ein Verfahren, bei dem die durch die Zuckerkonzentration im biologischen Gewebe verursachte Drehung der Polarisationsebene gemessen wird. Mittels einer zuvor vorgenommenen Eichung anhand konventioneller Blutzuckermessmethoden im Zusammenhang mit einer bewußten Beeinflussung des
Blutzuckerspiegels im Rahmen eines Toleranztests kann die Drehung der Polarisationsebene als Maß für die Blutzuckerkonzentration verwendet werden.
Die deutsche Offenlegungsschrift DE 43 14835 AI offenbart ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Analyse von Glukose in einer biologischen Matrix, bei dem Licht an einem Ort in die Matrix eingestrahlt und die Intensität des innerhalb der Matrix gemessenen Lichtes bestimmt wird. Die gemessene Intensität wird dann als Maß für die Glukosekonzentration innerhalb der Matrix verwendet.
Die nichtinvasive Bestimmung des Blutzuckerspiegels ist wegen der physikalisch bekannten Wechselwirkung zwischen Licht und Glukose somit vergleichsweise einfach. Die Bestimmung physikalischer Werte im lebenden Gewebe bzw. die Ermittlung von Laborwerten im menschlichen Blut beschränkt sich jedoch nicht ausschließlich auf die Bestimmung des Blutzuckerspiegels, sondern umfasst eine viel größere Menge an zu messenden Werten. Hierzu reichen die aus dem Stand der Technik bekannten nichtinvasiven Methoden nicht mehr aus. Insbesondere genügt es nicht, den Polarisationszustand oder die Intensität des Streulichtes zu kennen, um die fraglichen Parameter nichtinvasiv zu ermitteln. Damit stoßen die eingangs erwähnten Messverfahren an ihre Grenzen.
Es besteht somit die Aufgabe, ein nichtinvasives Messverfahren und eine Vorrichtung zum Ausführen des Verfahrens anzugeben, mit dem sich biologische, chemische und physikalische Parameter im lebenden Gewebe auch unter ungünstigen oder unbekannten oder physikalisch noch nicht hinreichend genau erforschten Wechselwirkungen zwischen dem Licht einerseits und dem zu messenden Parameter andererseits bestimmen lassen. Die Aufgabe wird mit einer Vorrichtung nach Anspruch 1 und einem Verfahren nach Anspruch 13 gelöst. Die jeweiligen Unteransprüche enthalten zweckmäßige und/oder vorteilhafte Ausführungsformen von Vorrichtung und Verfahren.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung zum Bestimmen biologischer, chemischer und/oder physikalischer Parameter in lebendem biologischem Gewebe enthält eine Energieversorgungseinheit, eine Laser-Betriebseinheit mit mindestens einer auf das biologische Gewebe gerichteten Laserquelle, mindestens eine Sensoreinheit zum Detektieren des von dem biologischen Gewebe rückgestreuten und/oder absorbierten Lichtes, eine Steuereinheit, eine Speicher- und Verarbeitungseinheit und eine Schnittstelle für eine externe Datenverarbeitungseinheit.
Zweckmäßigerweise ist die Sensoreinheit als ein flächiges Sensorarray ausgebildet. Der erste Sensorabschnitt bildet ein inneres Teilarray und der zweite Sensorabschnitt ein das innere Teilarray umgebendes äußeres Teilarray.
Dadurch kann die Verteilung des gestreuten Lichtes ortsabhängig erfasst werden.
Bei einer zweckmäßigen Ausgestaltung weist das innere Teilarray einen
Vorsatz mit einem in einer ersten Polarisationsrichtung ausgerichteten Polarisator und das äußere Teilarray einen Vorsatz mit einem in einer zweiten Polarisationsrichtung ausgerichteten Polarisator auf, wobei die erste Polarisationsrichtung senkrecht zur zweiten Polarisationsrichtung orientiert ist. Damit lässt sich das Streulicht zum einen orts- und richtungsabhängig und zum anderen in seinem Polarisationszustand erfassen.
Bei einer weiteren Ausführungsform ist die Sensoreinheit als eine Photometereinheit mit einem ersten Photometer zum Bestimmen einer absoluten Intensität des Lichtes der Laserquelle und einem zweiten Photometer zum Messen des von dem Gewebe gestreuten Lichtes ausgebildet. Die Sensoreinheit weist bei einer zweckmäßigen Ausgestaltung eine Umschaltmechanik zum bedarfsweisen Umlenken des Lichtes von der Laserquelle zum ersten Photometer auf. Bei einer zweckmäßigen Ausführungsform sind zwei Laserquellen mit zueinander orthogonalen Strahlrichtungen vorgesehen. Dadurch können die Eigenschaften des Streulichtes in Abhängigkeit von der Strahlrichtung des einfallenden Lichtes erfasst werden.
Zweckmäßigerweise ist die Laserquelle in einem auf dem Sensorarray befindlichen Loch angeordnet und weist eine gegenüber der Detektionsrichtung des Sensorarrays um einen Kippwinkel geneigte Strahlrichtung auf. Vorteilhaft ist es, wenn der Kippwinkel einen um 45° herum verstellbaren Wert aufweist. Damit wird das im Gewebe in einer gewissen Tiefe erzeugte Streulicht, aber nicht das auf der Gewebeoberfläche reflektierte Licht von der Detektoranordnung erfasst.
Zweckmäßigerweise besteht das erste Teilarray aus mindestens einer ersten Einzeldiode und das zweite Teilarray aus mindestens vier Einzeldioden, die um die erste Einzeldiode herum gleichmäßig verteilt sind.
Bei einer zweckmäßigen Ausführungsform weist die Sensoreinheit einen Drucksensor zum Messen eines Anpressdruckes zwischen der Sensoreinheit und dem Gewebe und/oder einen Temperatursensor zum Messen einer Gewebetemperatur auf. Damit kann zum einen der Anpressdruck der Sensoreinheit auf dem Gewebe überwacht und zum anderen die Abhängigkeit der zu messenden Parameter vom Anpressdruck gemessen werden. Der Temperatursensor dient ebenfalls der Überwachung gleichbleibender Messbedingungen.
Zweckmäßigerweise bilden der Drucksensor und/oder der Temperatursensor einen mit der Steuereinheit zusammenwirkenden Regelkreis zum Einstellen eines zweckmäßigen Anpressdruckes und/oder eines zweckmäßigen Temperaturwertes.
Das erfindungsgemäße Verfahren zum Bestimmen eines biologischen, chemischen und/oder physikalischen Parameters in einem lebenden biologischen Gewebe ist in Form eines selbstlernenden Verfahrensablaufs mit folgenden Verfahrensschritten ausgebildet:
Das Verfahren teilt sich in zwei grundsätzliche Verfahrensblöcke. Dies ist zum einen eine Kalibrierungsphase und zum anderen eine Interpolationsphase.
Das Ausführen der Kalibrierungsphase umfasst mindestens eine konventionelle Bestimmung des Parameters in Verbindung mit mindestens einer an dem Gewebe ausgeführten Lichtstreumessung zum Ermitteln optischer Messwerte. In Verbindung damit wird der mindestens eine konventionell bestimmte Parameter zu den jeweiligen optischen Messwerten zugeordnet. Diese Daten werden als eine kalibrierende Referenzmenge gespeichert.
Das Ausführen der Interpolationsphase umfasst mindestens eine an dem
Gewebe ausgeführte Lichtstreumessung zum Ermitteln optischer Messwerte. Der zu bestimmende Parameter wird aus dem Messwerten der Lichtstreumessung und den Daten der Referenzmenge interpoliert. Der interpolierte Parameter wird in der Referenzmenge gespeichert.
Bei dem Ausführen der Kalibrierungsphase wird die Ermittlung einer Referenzmenge zweckmäßigerweise in Form von Referenzvektoren ausgeführt. Jeder Referenzvektor besteht aus dem konventionell ermittelten Parameters und einem die optischen Messwerte enthaltenen Messwertvektor. Bei dem Ausführen der Interpolationsphase wird ein Messwertvektor mit optischen Messwerten bestimmt und der dazu gehörende interpolierte Parameter zusammen mit dem Messwertvektor in die Referenzmenge als neuer Referenzvektor überführt.
Der bei dem Ausführen der Kalibrierungsphase ermittelte Messwertvektor enthält bei einer zweckmäßigen Ausführungsform eine durch das Gewebe beein- flusste Lichtintensität in einer ersten Polarisationsrichtung und durch das Gewebe beeinflusste Lichtintensität in einer zweiten Polarisationsrichtung. Der Messwertvektor wird mit dem unabhängig ermittelten Parameter zu dem Referenzvektor zusammengefasst. Der bei dem Ausführen der Interpolationsphase ermittelte Messwertvektor enthält bei einer zweckmäßigen Ausführungsform eine durch das Gewebe beein- flusste Lichtintensität in einer ersten Polarisationsrichtung und eine durch das Gewebe beeinflusste Lichtintensität in einer zweiten Polarisationsrichtung.
Der interpolierte Parameter wird mit folgenden Schritten ermittelt:
Es erfolgt ein Registrieren des Messwertvektors und ein Ermitteln von nächstliegenden Messwertvektoren aus der Referenzmenge mit einem minimalen Abstand zu dem Messwertvektor. Anschließend wird der dem registrierten Messwertvektor zugeordnete Parameters aus den nächstliegenden Messwertvektoren und den jeweils dazu gehörenden Referenzparametern interpoliert.
Der interpolierte Parameter wird zusammen mit dem Messwertvektor nach dem Ausführen der Interpolation zur Referenzmenge hinzugefügt.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung und das erfindungsgemäße Verfahren sollen nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher erläutert werden. Zur Verdeutlichung dienen die Figuren 1 bis 15. Es werden für gleiche und/oder gleichwirkende Teile und Verfahrensschritte die selben Bezugszeichen verwendet.
Es zeigt:
Fig. 1 ein beispielhaftes Blockschaltbild für eine erfindungsgemäße
Vorrichtung,
Fig. la beispielhaften Schaltplan für mehrere Messsensoren,
Fig. lb einen beispielhaften Schaltplan für eine Zentraleinheit,
Fig. 2 beispielhafte Darstellung einer Sensoreinheit, eine Bedeckung der in Fig. 2 gezeigten Sensoreinheit mit Polarisatoren, eine mit weiteren Komponenten ergänzte Sensoreinheit in einer Seitenansicht im Schnitt, eine um Abstandshalter und Druck- und Temperatursensoren ergänzte Sensoreinheit, der für die Sensoreinheit vorgesehene Strahlengang in einem ersten Ausführungsbeispiel, eine Ausführungsform für eine Sensoreinheit für eine wahlweise Absolutmessung der anfänglich emittierten Laserintensität, eine Ausführungsform für eine Sensoreinheit mit zwei Laserlichtquellen mit zueinander orthogonalen Strahlrichtungen, eine weitere beispielhafte Sensoranordnung, eine weitere Ausführungsform für eine kombinierte
Anordnung aus Sensor und Lichtquelle, eine beispielhafte Darstellung eines Ablaufplans für eine Kalibrierungsphase, eine beispielhafte Darstellung eines Ablaufplans für eine Interpolationsphase,
Fig. 13 eine schematische Referenzmenge, Fig. 14 eine auf der Referenzmenge ausgeführte Interpolation,
Fig. 15 eine aus realen Messungen ermittelte Referenzmenge.
Fig. 1 zeigt ein beispielhaftes Blockschaltbild für die erfindungsgemäße Vorrichtung, Fig. la in Verbindung damit einen beispielhaften Schaltplan für Messsensoren und Fig. lb einen beispielhaften Schaltplan zum Realisieren einer Zentraleinheit mittels integrierter Schaltkreise. Bei dem Aufbau der Vorrichtung wird auf ein modulares Konzept zurückgegriffen. Dieses Konzept ermöglicht es, verschiedene Komponenten, Sensoren, Datenverarbeitungseinheiten und weitere Geräte so zusammen zuführen, dass eine möglichst umfangreiche und an den Einzelfall abgestimmte Menge an Messdaten erfasst und verarbeitet werden kann.
Die Vorrichtung besteht aus einer Zentraleinheit 1, die über eine Energieversorgungseinheit la mit Spannung versorgt wird. Als Energieversorgungseinheit kann sowohl ein Netzanschluss mit einer nachgeschalteten Trafo- und Gleichrichterschaltung, als auch eine Akkumulator- und Batterieeinheit verwendet werden.
Innerhalb der Zentraleinheit ist eine Laser-Betriebseinheit 2 vorgesehen. Diese steuert eine an die Zentraleinheit anschließbare Laserquelle 3 oder enthält selbst eine Laservorrichtung, von der aus das Laserlicht über ein Lichtleitkabel nach außen geleitet wird. In einem solchen Fall ist die Laserquelle 3 eine bloße, dem Lichtleitkabel nachgeschaltete Strahloptik zum Ausrichten des Strahles auf die Gewebeoberfläche.
Als Laser-Betriebseinheit kann die dafür übliche Treiberhardware eingesetzt werden. Diese erlaubt zweckmäßigerweise einen Pulsbetrieb der Laserquelle mit variierbar einstellbaren Zeitintervallen im Bereich von 100 ms bis 800 ms und unterstützt somit die Ausführung von Pulsprogrammen. Als Laserquelle kommt zweckmäßigerweise eine Laserdiode mit einer emittierten Wellenlänge zwischen 800 nm bis 950 nm zur Anwendung. Die Leistung der Laserdiode sollte zweckmäßigerweise auf weniger mW beschränkt sein, um Schäden innerhalb des Gewebes zu vermeiden. Möglich ist die Verwendung einer Laserdiode vom P-Typ. Zweckmäßigerweise ist die Laserdiode durch eine Kondensatorschaltung gegenüber Überspannungen geschützt.
Zur Messwertgewinnung ist mindestens eine Sensoreinheit 4 vorgesehen. Diese enthält mindestens einen Messsensor 4a, der das von dem biologischen
Gewebe gestreute, reflektierte, abgeschwächte oder in einer sonstigen Weise beeinflusste Laserlicht empfängt. Bei dem hier vorliegenden Beispiel ist zumindest die emittierende Öffnung der Laserquelle 3 zusammen mit dem Messsensor 4a in dem Körper der Sensoreinheit 4 vereinigt. Bei dem hier vorliegenden Beispiel bildet die Sensoreinheit 4 somit ein an die Zentraleinheit 1 angeschlossenes Messmodul zum Emittieren von Laserstrahlung und zum
Gewinnen von Messdaten.
Als Messsensoren können die dafür üblichen Photodioden verwendet werden. Als zweckmäßig haben sich dabei Photodioden mit einem lichtempfangenden Durchmesser von ca. 2 bis 5 mm erwiesen. Bei dem Nachweis von Streustrahlung im infraroten Spektralbereich ist eine schwarze Bedeckung der
Lichtempfangsfläche zweckmäßig, um eine Beeinflussung der Diode durch den Einfall sichtbaren Lichts auszuschließen. Um eine höhere Empfindlichkeit der Anordnung der Sensoreinheit zu erreichen und ein hinreichend großes Messareal zu erfassen, ist es zweckmäßig, einige Photodioden zu Gruppen und Teil- arrays 10 und 11 zusammenzufassen und geeignet, insbesondere parallel, zu verschalten. Ein Beispiel hierzu ist in Fig. la gezeigt. Dabei lassen sich die Empfindlichkeiten der Photodioden durch entsprechende Widerstände Rl, R2, R3 und R4 einstellen, die an zweckmäßigen Stellen in die Schaltung integriert sind. Die dafür notwendige Schaltung und die Anordnung der Photodioden auf einer entsprechenden Platine bildet einen integralen Teil der Sensoreinheit. Zum Betreiben der Sensoreinheit 4, insbesondere zum Empfangen der von dem Messsensor erfassten Messsignale, ist innerhalb der Zentraleinheit eine
Steuereinheit 5 vorgesehen. Diese wirkt mit der Laser-Betriebseinheit 2 zusammen. Die Steuereinheit stellt Schaltsignale für die Laser-Betriebseinheit bereit und enthält gleichzeitig einen Verstärker für die von der Sensoreinheit sowie die von den Druck- und Temperatursensoren gesammelten Messsignale.
Zur Verstärkung kann ein Standard-Verstärkerschaltkreis verwendet werden, bei dem sich der Verstärkungsfaktor durch ein Verhältnis von dabei eingesetzten Widerständen sehr leicht einstellen lässt. Dabei können für unterschiedliche Sensorgruppen verschiedene Verstärkungsfaktoren zur Anwendung kommen. So ist beispielsweise ein Verstärkungsfaktor von 10 bei der Umsetzung der Messsignale des Temperatursensors und ein Verstärkungsfaktor von 1 bei der Umsetzung der Messsignale aus den Messsensoren der Sensoreinheit möglich. Diese unterschiedlichen Verstärkungsfaktoren lassen sich üblicherweise über ein Setzen von Jumpern auf der Platine des Verstärkerschaltkreises vorgeben.
Beide Komponenten werden von einer Speicher- und Verarbeitungseinheit 6 mit Steuersignalen beaufschlagt und setzen dabei ein in der Speicher- und Verarbeitungseinheit gespeichertes Messprogramm um. Optional können an die Steuereinheit 5 weitere Sensoren 5a angeschlossen werden. Dies können insbesondere Druck- oder Temperatursensoren sein.
Die Verwendung eines Temperatursensors ist zweckmäßig, um eine gleichbleibende Temperatur im zu vermessenden Gewebe zu überwachen und somit nachteilige Beeinflussungen des Messverfahrens zu verhindern. Hierzu können die für derartige Messungen üblichen Temperatursensoren eingesetzt werden.
Die Verbindung zwischen den einzelnen Komponenten erfolgt beispielsweise durch ein 8-poliges Kabel, insbesondere ein Netzwerkkabel. Die von den optischen Messsensoren detektierten physikalischen Effekte und Wechselwirkungen des Lichtes im biologischen Gewebe können ganz unterschiedlicher Natur sein. Sie sind dem Fachmann jedoch ansich bekannt, obgleich die genauen Auswirkungen jedes einzelnen Effektes auf die letztlich von der Sensoranordnung detektierten Messsignale in der Gesamtheit sehr komplex sein können. Als grundlegende Effekte sind an dieser Stelle die Lichtabsorption innerhalb des Gewebes gemäß dem Gesetz von Lambert/Beer, die Brechung des Lichtes an der Grenzfläche unterschiedlicher Dielektrika, insbesondere an der Gewebeoberfläche und Luft, die physikalisch mit den Fresnel- Gleichungen beschrieben werden kann, zu erwähnen. Eine innerhalb des Gewebes auftretende Diffraktion oder Lichtstreuung, die sowohl richtungsabhängig, als auch diffus sein kann und insbesondere als Rayleigh- und Mie- Streuung zu beschreiben ist und von der Größe der streuenden Partikel abhängt, sowie vor allem Polarisationseffekte, insbesondere Drehungen von Polarisationsebenen und andere Formen optischer Aktivität, die insbesondere durch chirale Zentren von innerhalb des Gewebes vorhandenen Molekülen hervorgerufen wird, können ebenfalls als physikalische Wechselwirkungsprozesse zur Messwertgewinnung genutzt werden.
Die Speicher- und Verarbeitungseinheit 6 ist hierfür programmierbar, die in ihr gespeicherten Daten und Messen können ausgelesen und extern verarbeitet und auch verändert werden. Hierzu ist eine Schnittstelle 7 vorgesehen, über die eine externe Datenverarbeitungseinheit 8, beispielsweise ein Computer oder ein externes Netzwerk, angeschlossen werden kann. In diesem Fall wirkt die Zentraleinheit als Datensammeleinrichtung, die regelmäßig abgefragt werden kann. Dies kann insbesondere über eine USB-Schnittstelle erfolgen.
Alternativ kann die Schnittstelle auch in Form einer SD-Karte ausgeführt sein. Diese kann als mobiles Speichermodul in einen entsprechenden Schacht des Gerätes eingeschoben und mit den Messdaten bespielt werden. Diese Daten werden anschließend in einem Computer ausgelesen. Die Komponenten können natürlich alle in einem Gehäuse untergebracht und miniaturisiert sein. Es ist ohne weiteres möglich, die Anordnung als eine an einem Körperteil tragbare Vorrichtung, beispielsweise ein Armband, auszuführen. Dabei werden die in der Zentraleinheit vorhandenen Elemente hinreichend miniaturisiert und zweckmäßigerweise sogar auf eine Platine der Sensoreinheit 4 angeordnet.
Zweckmäßig ist hierbei die Verwendung einer Hardwarearchitektur unter Verwendung eines MikroControllers. Dieser führt insbesondere eine AD-Umsetzung mit einer Verarbeitungsbreite von 10 oder 12 bit aus. Bei der Verwendung eines AD-Wandlers mit einer Verarbeitungsbreite von 10 bit und einem analogen Eingangssignal mit einer maximalen Spannung von ca.4000 mV wird dabei einer Auflösung von etwa 3,9 mV/Einheit erreicht. Dabei ist es vorteilhaft, einen möglichst großen Spannungsbereich für das Eingangssignal zu sichern, weil der Pegel des tatsächlich anliegenden Messsignals nicht von vornherein bekannt ist. Ein Überlauf des AD-Wandlers wird dabei vermieden. Allerdings reduziert sich dabei die Auflösung der AD-Wandlung.
Ein EEPROM zur Zwischenspeicherung von Prozessdaten ist von Vorteil. Als Taktfrequenz ist je nach konkreter Gestaltung des MikroControllers ein
Frequenzintervall zwischen 1 MHz und 8 MHz und darüber verwendbar. Der MikroController weist eine Reihe von Ports auf, über die die Messsignale der Sensoreinheit sowie weiterer Sensoren eingelesen werden und über die eine Programmierung des MikroControllers erfolgen kann. Die Programmierung erfolgt insbesondere über eine integrierte JTAG-Schaltung. Weiterhin sind Ports für eine Speicherung der Messdaten, insbesondere auf eine SD-Card, und deren Übergabe an eine externe Datenverarbeitungseinheit vorgesehen.
Schließlich dient ein Port zur Ausgabe von Steuersignalen an die Steuereinheit und die Laser-Betriebseinheit zum Aktivieren und Deaktivieren der Laserquelle und/oder der Sensoreinheit und der sonstigen Messsensoren.
Eine weitere zweckmäßige, hier nicht dargestellte Einrichtung kann ein Mittel für eine drahtlose Datenübertragung sein, die in der Zentraleinheit angeordnet ist und mit dem es möglich ist, die ermittelten Messdaten an einen externen Empfänger, beispielsweise an eine medizinische Einrichtung oder eine Überwachungszentrale, zu versenden. Die gesamte Vorrichtung kann dabei äußerlich die Form eines Mobiltelefons aufweisen.
Die gesamte Vorrichtung weist zweckmäßigerweise ein hier nicht dargestelltes Display auf. Als Display können sowohl kleine und einfache Flüssigkristallanzeigen für miniaturisierte Geräte als auch größere Anzeigen für stationär einsetzbare Konfigurationen verwendet werden. Das Display kann als Standard- Hardware in Verbindung mit einer entsprechenden Treiberbibliothek ausgebildet sein.
Für eine Benutzerführung sind eine Reihe von Tasten vorgesehen. Diese erlauben in Verbindung mit einer Schnittstelle zur Benutzerführung ein Setzen und Löschen von Geräteparametern, zum Speichern und Auslesen von Messdaten und dergleichen Daten mehr. In einer minimalen Konfiguration sind vier Tasten vorgesehen. Diese greifen über entsprechende Ports auf den Mikro- controller zu. Beim Drücken einer Taste wird der entsprechende Port auf Masse geschaltet und so der digitale Input erzeugt. Ein interner Programmcode zum Lesen der Tasten zählt die anliegenden Bytes und überprüft diese auf Veränderungen. Entsprechend der dabei gewonnenen Resultate werden auf dem Display entsprechende Menüs aktiviert, deaktiviert oder innerhalb der Menüs Scrollfunktionen ausgeführt.
Fig. 2 zeigt eine prinzipielle Darstellung der in Richtung des zu untersuchenden Gewebes gerichteten Oberfläche einer beispielhaften Sensoreinheit 4. Bei dem hier gezeigten Beispiel enthält die Sensoreinheit ein flächiges Sensorarray 9 aus einzelnen Messsensoren 4a. Die Anzahl der Messsensoren ist grundsätzlich beliebig. Bei dem hier vorliegenden Beispiel ist das Sensorarray 9 in einen ersten Sensorabschnitt mit einem inneren Teilarray 10 aus vier Messsensoren und einen zweiten Sensorabschnitt mit einem äußeren Teilarray 11 aus acht Messsensoren unterteilt. Das äußere Teilarray schließt dabei das innere Teilarray vollständig ein. Neben dem Sensorarray ist wie bereits vorhergehend erwähnt die Laserquelle 3 oder eine entsprechende Strahloptik in den Körper der Sensoreinheit eingelassen. Es ist möglich, einzelne Messsensoren aus jedem der beiden Teilarrays messtechnisch aus dem Messprozess auszunehmen oder beliebig zusammenzufassen. Dadurch lassen sich verschiedene Konfigurationen der Teilarrays realisieren. Es ist insbesondere möglich, die der Laserquelle am nächsten liegenden Messsensoren abzuschalten oder deren Signale messtechnisch weniger zu gewichten als die der übrigen Messsensoren.
Wie in Fig. 3 dargestellt, ist dabei das innere Teilarray 10 von einem ersten Polarisator 12 und das äußere Teilarray 11 von einem zweiten Polarisator 13 überdeckt. Diese weisen zueinander orthogonale Polarisationsrichtungen A und B auf. Das von der Laserquelle 3 emittierte Licht wird durch die polarisierende Bedeckung nicht beeinflusst. Der Polarisator 13 weist aus diesem Grund eine Öffnung 14 auf, durch die das Laserlicht hindurchtreten kann. Der Durchmesser der Öffnung kann im Bereich von 1 bis 3 mm liegen. Alternativ hier ist natürlich auch die Anordnung einer Blende mit einem variablen Öffnungsquerschnitt möglich. Zur Bedeckung der Teilarrays bzw. der Oberfläche der Sensoreinheit wird zweckmäßigerweise auf Polarisationsfolien zurückgegriffen, die auf einem Glasträger befestigt sind und somit die Sensoroberfläche plan überdecken.
Der in den Figuren 2 und 3 dargestellte Aufbau der Sensoreinheit kann mit weiteren Komponenten ergänzt sein. Fig. 4 zeigt eine diesbezügliche Ausführungsform in einer Seitenansicht und Fig. 5 in einer Sicht auf die Sensorfläche. Die zusätzlich angefügten Komponenten sollen zum einen einen hinreichenden Abstand zwischen der Sensorfläche und der Oberfläche des Gewebes sichern und zum anderen Parameter detektieren, die für einen reibungslosen Messvorgang notwendig sind.
Bei dem in Fig. 4 und Fig. 5 gezeigten Beispiel sind zum einen gleichmäßig um die Sensoroberfläche verteilte Abstandshalter 15 zwischen Sensorfläche und Gewebe vorgesehen. Die Abstandshalter setzen auf der Gewebeoberfläche 16 auf. Sie weisen gegebenenfalls eine klebfähige Aufsetzfläche auf, die ein Ver- rutschen der gesamten Anordnung verhindert und den Sensor auf dem zugewiesenen Platz am Gewebe befestigt.
Die Abstandshalter befinden sich innerhalb einer die Sensorfläche umgebenden Anordnung aus Drucksensoren 17 und Temperatursensoren 18. Die Drucksensoren 17 registrieren den Auflagedruck der Sensoreinheit auf der Gewebeoberfläche und sind an die vorhergehend erläuterte Steuereinheit innerhalb der Zentraleinheit gekoppelt. Die Temperatursensoren registrieren zum einen die Temperatur unmittelbar auf der Gewebeoberfläche und zum anderen in der unmittelbaren äußeren Umgebung des Messortes. Sie weisen eine Kontaktfläche auf, die einen guten thermischen Kontakt zwischen der Gewebeoberfläche und dem Sensorkörper sichert.
Die Abstandshalter 15 und die dazwischen angeordneten Druck- und Temperatursensoren 17 und 18 sind voneinander durch luftdurchlässige Schlitze 19 abgeteilt. Diese Schlitze verhindern einen messwertverfälschenden Unterdruck zwischen der Sensorfläche und der Gewebeoberfläche und eine sich daraus ergebende gesteigerte Durchblutung oder eine anders geartete verfälschende Veränderung des Gewebes.
Fig. 6 zeigt einen beispielhaften Strahlengang an der vorhergehend beschriebenen Sensoreinheit 4. Das von der Laserquelle 3 emittierte, gegebenenfalls über ein Lichtleitkabel 20 herangeführte Laserlicht trifft unter einem endlichen Winkel α innerhalb eines Strahlflecks mit endlicher Größe auf die Gewebeoberfläche 16 auf und dringt dort in die obersten Gewebeschichten ein. Das innerhalb des Gewebes erzeugte Streulicht breitet sich von dem Strahlfleck innerhalb eines Streukegels aus und wird in einer senkrecht zur Gewebeoberfläche orientierten Detektionsrichtung erfasst. Dabei durchdringt das Streulicht die Polarisatoren 12 und 13 und wird von den dahinter angeordneten Teilarrays 10 und 11 empfangen. Der Einfallswinkel α beträgt ca. 45° und ist um diesen Winkel herum mittels einer in der Sensoreinheit angeordneten Kippmechanik 21 justierbar. Mit einer derartigen Sensoreinheit lassen sich die Intensitäten an beiden Teilarrays in einer Relativmessung bestimmen. Fig. 7 zeigt eine Fortbildung der in Fig. 6 gezeigten Anordnung, bei der neben der Relativmessung der auf beide Teilarrays fallenden Intensitäten eine Absolutmessung der Intensität des anfänglich auf die Gewebeoberfläche emittierten Laserlichtes möglich ist. Hierzu sind zwei Gruppen von Messsensoren vorgesehen. Mindestens einer der Messsensoren dient dabei ausschließlich der absoluten Intensitätsmessung. Bei dem hier gezeigten Beispiel ist dies ein Messsensor 22. Dessen Detektionsrichtung ist gegen die Oberfläche eines Umlenkspiegels 23 gerichtet, der wahlweise in die Strahlungsrichtung der Laserquelle 3 hineingeklappt werden kann und dabei das emittierte Laserlicht direkt auf den Messsensor 22 umlenkt. Die Umschaltmechanik für den Umlenkspiegel wird ebenfalls von der Zentraleinheit, insbesondere von der dort enthaltenen Steuereinheit, aus angesprochen.
Weiterhin enthält die in Fig. 7 gezeigte Sensoranordnung die üblichen, auf das von der Gewebeoberfläche gestreute Licht sensitiven Messsensoren. In dem in Fig. 7 gezeigten Beispiel ist hierzu beispielhaft ein einzelner Messsensor 24 gezeigt. Anstelle dieses einzelnen Messsensors können hier natürlich auch die in den vorherigen Figuren gezeigten Teilarrays 10 und 11 vorgesehen sein. Einer der Messsensoren des äußeren Teilarrays 11 kann dabei als Messsensor 22 im Sinne des hier vorliegenden Ausführungsbeispiel genutzt werden und ist entsprechend abgekippt.
Fig. 8 zeigt eine weitere Sensorfläche mit zwei Laserlichtquellen 25 und 26 in Verbindung mit der bereits vorhergehend beschriebenen Arrayanordnung 9 aus den Teilarrays 10 und 11. Die Laserlichtquellen 25 und 26 weisen zueinander orthogonal orientierte Strahlrichtungen auf und sind in einem Winkel von 45° gegenüber der Gewebeoberfläche geneigt. Die Arrayanordnung 9 registriert somit zum einen Streulicht, das durch die Laserlichtquelle 25 im Gewebe erzeugt worden ist, und zum anderen wird mit der selben Arrayanordnung Streulicht erfasst, das durch die Laserlichtquelle 26 im Gewebe hervorgerufen wird. Die in Fig.8 gezeigte Vorrichtung wird zweckmäßigerweise in einem Pulsbetrieb betrieben. Dabei wird durch die Laser-Betriebseinheit 2 innerhalb der Zentraleinheit zunächst die Laserlichtquelle 25 aktiviert, während die Arrayan- ordnung in Verbindung damit das Streulicht aus dem Gewebe detektiert. Als nächstes aktiviert die Laser-Betriebseinheit 2 die Laserlichtquelle 26 und der Messvorgang in der Arrayanordnung wiederholt sich, sodass insgesamt vier Messwerte innerhalb dieses Messzyklus gewonnen werden.
Fig.9 zeigt ein weiteres Beispiel für eine Sensoranordnung. Diese besteht aus einer auf der Gewebeoberfläche 16 aufgebrachten Anordnung aus einem Ringdetektor 27, einem Photodetektor 28 für eine Absorptionsmessung, einem Photodetektor 29 für eine Refraktionsmessung, einem Photosensor 30 mit einer spektralen Auflösung zum Bestimmen einer wellenlängenabhängigen Absorption und einem Photosensor 31 zum Bestimmen des Polarisationszustandes des im Gewebe gestreuten Lichtes. Als Lichtquelle dient eine Laserquelle 32 mit einem Einstrahlwinkel α von ca.45°. Die bereits erwähnte Zentraleinheit 1 steuert den Betrieb der Laserquelle und der Sensoranordnung.
Der Ringdetektor 1 empfängt das in dem Gewebe erzeugte Streulicht und ist gegebenenfalls seitlich gegen möglicherweise einfallende unerwünschte Lichtanteile abgeschirmt. Für die Position und den Betrieb des Photodetektors 28 sowie des Photodetektors 29 ist die im Mittel innerhalb des Gewebes durchlaufene Lichtstrecke zu berücksichtigen. Die Abstände a bis d innerhalb der Anordnung sind so zu wählen, dass ein Optimum der an jedem Detektor anfallenden Signale erreicht wird. Die sich innerhalb des Gewebes für das eingestrahlte Laserlicht ergebende Eindringtiefe kann durch die Leistung und die Wellenlänge des Lichtes variiert werden. Da sich die Eindringtiefe des Lichtes in biologischen Geweben mit der Wellenlänge ändert, müssen die Abstände a bis d daraufhin entsprechend verändert werden.
Neben dem Einfallswinkel von 45° sind auch andere Winkel oder sogar ein streifender Einfall möglich. Die spektrale Erfassung des Streulichtes am Photodetektor 30 erlaubt eine chemische Analyse des untersuchten Gewebes. Fig. 10 zeigt eine weitere Ausführungsform für eine kombinierte Anordnung aus Sensor und Lichtquelle. Die Anordnung besteht aus einem Gehäuse mit einer darin enthaltenen Anordnung aus einer Lichtquelle 33, insbesondere einer Laserquelle, und optisch reflektierenden Oberflächen 34 und 35. Diese reflektieren das Laserlicht mehrfach und lassen es aus einer auf der Unterseite der Anordnung gelegenen Öffnung 36 austreten. Die Öffnung ist mit einer Polarisationsfolie 37 überspannt. Um die Öffnung 36 herum befinden sich konzentrisch angeordnete Ringdetektoren 38 und 39, während die gesamte Anordnung mit einem vorzugsweise schwarz lackierten Gehäuse 40 eingehaust ist.
Die Ringdetektoren enthalten beispielsweise für die Messung von Diffraktionseffekten Photoschichten und/oder Solarschichten und können auch als eine Einheit ausgebildet sein. Die in den Detektoren möglicherweise vorhandene Nichtlinearität zwischen dem Messsignal und der eingestrahlten Lichtintensität kann durch eine Variation der Einstrahlleistung ausgeglichen werden. Druck- und/oder Temperatursensoren können vorhanden sein. Einer oder mehrere Sensoren aus dem Ausführungsbeispiel aus Fig. 10, aber auch aus den vorhergehend gezeigten Ausführungsbeispielen, können auch als Referenzdetektoren verwendet werden, die Fehler bei einem wiederholten Aufsetzen der Sensoranordnung detektieren und korrigieren.
Die vorhergehend erwähnten Laserquellen strahlen zweckmäßigerweise in einem Wellenlängenbereich, in welchem die Eindringtiefe des Lichtes in das Gewebe maximal ist. Hierzu sind Laserquellen zweckdienlich, deren emittiertes Licht eine Wellenlänge von ca. 650 nm bis 1000 nm aufweist und daher im nahen Infrarot liegt. Licht einer derartigen Wellenlänge dringt beispielsweise in menschliche Haut bis zu 4 cm tief ein und erreicht dort eine Intensität, die bei 25% des Anfangswertes liegt. Bewährt haben sich hierbei Laserdioden im roten und infraroten Spektralbereich, insbesondere Halbleiterlaser oder Farb- zentrenlaser. Dabei genügen relativ kurze Laserpulse von etwa 200 ms. Natürlich ist es auch möglich, andere Wellenlängen des elektromagnetischen Spektrums zu verwenden, um sensitive Aussagen über verschiedene Gewebeschichten zu gewinnen. So ist es beispielsweise möglich, Licht im UV-Bereich mit einer Wellenlänge von weniger als 400 nm einzustrahlen und damit Eindringtiefen von bis zu 1 cm zu erreichen, um damit selektiv nur dermale Gewebeschichten zu untersuchen.
Die Wellenlänge des verwendeten Lichtes hängt allerdings auch von den in dem untersuchten Gewebe vorhandenen Gewebeflüssigkeiten ab. Bei der Untersuchung eines stark durchbluteten Gewebes, zum Beispiel von Schleimhäuten oder einer direkten Messung an einem Adernabschnitt, sollte die Wellenlänge des Lichtes so gewählt werden, dass die in dem Blut gegebene Sauerstoffsättigung keine Rolle spielt.
Als bevorzugte Orte des Messverfahrens kommen insbesondere Körperhöhlen in Betracht. So ist es möglich, im Bereich des Bauchnabels eine Messung auszuführen.
Die genauen Parameter zur Gestaltung eines Messprogramms können dabei in die Zentraleinheit über dort vorhandene Eingabemittel, insbesondere Knöpfe, Touchscreens, aber auch über eine externe Schnittstelle eingegeben und angepasst werden. Die erste Ausführungsform eignet sich besonders für größere, stationäre Einrichtungen, die letztere Möglichkeit ist für mobile Kleingeräte und miniaturisierte Messanordnungen sinnvoll.
In Verbindung damit ist es vorteilhaft, wenn dem Benutzer der Messanordnung Mittel für eine Benutzerführung bereitgestellt sind, die beispielsweise in Form von Signaltönen, Sprachausgaben, angezeigten Schrift- und Zeichendarstellungen, Menüfolgen und dergleichen weitere Signalisierungen ausgebildet sind. Dies betrifft sowohl das Ausführen von Konfigurationen an der Zentraleinheit wie auch das Ausführen von Messungen oder auch das Verwalten von Nutzerdaten und Messreihen. Die Messungen selbst sollten vorzugsweise unter gleichbleibenden Temperaturbedingungen, an der gleichen Gewebe- oder Körperstelle und auf einer sauberen und haarfreien Gewebeoberfläche ausgeführt werden. Ebenso sollten Beeinflussungen unterbleiben, bei denen starkes Umgebungslicht, insbesondere Sonnenlicht, auf den Messbereich einfallen kann und dabei die Messungen verfälscht.
Nachfolgend werden beispielhafte Verfahrensschritte erläutert, die dazu ausgeführt werden, um aus den mit den genannten Sensoranordnungen erfassten Messwerten den unbekannten Gewebeparameter zu bestimmen. Dabei wird in den nachfolgenden Beschreibungen auf die Bestimmung der Blutzuckerkonzentration Bezug genommen. Es ist jedoch einsichtig, dass anstelle der Blutzuckerkonzentration praktisch jeder beliebige Parameter in Betracht kommen kann.
Der Grundgedanke des Verfahrens besteht darin, mittels einer selbstlernenden Messanordnung auf eine empirische Weise zunächst einen Zusammenhang zwischen einer Reihe von unterschiedlichen und grundsätzlich beliebig vielen Messdaten einerseits und dem zu messenden Parameter innerhalb des Gewebes andererseits zu ermitteln, hierzu zunächst hinreichend viele Daten zu akkumulieren und schließlich den ermittelten empirischen Zusammenhang zwischen Messdaten und gemessenem Parameter dazu zu verwenden, um den zu bestimmenden Parameter schließlich ausschließlich optisch zu bestimmen. Dabei ist zu betonen, dass der physikalische Zusammenhang, der das Verhalten des eingestrahlten Lichtes im Gewebe bestimmt und den daraus resultierenden Intensitäts- oder Polarisationseffekten, die dann letztlich von der Sensoranordnung gemessen werden, nicht im einzelnen bekannt sein muss und oftmals auch nicht detailliert aufgeklärt werden kann.
Das Verfahren ist in zwei große Verfahrensabschnitte unterteilt. In einem ersten Verfahrensabschnitt, der Kalibrierungsphase, werden eine Reihe von so genannten Messvektoren ermittelt und mit dem auf anderem Wege bestimmten Parameter in Beziehung gesetzt. Dabei werden so genannte Referenzvektoren erzeugt. In einem zweiten Verfahrensabschnitt, der nachfolgend als Interpola- tionsphase bezeichnet wird, wird die Gesamtheit der während der Kalibrierungsphase bestimmten Messwert- und Referenzvektoren dazu verwendet, um aus den neu ermittelten Messwertvektoren nun auf dem Wege der Interpolation den gesuchten Gewebeparameter zu ermitteln
Die Dimension der Messwertvektoren, d. h. die Zahl ihrer Komponenten, kann ansich beliebig groß sein. Sie wird im wesentlichen von der Anzahl der von den Sensoranordnungen gelieferten Messwerte bestimmt. So liefert beispielsweise die in Fig. 2 gezeigte Sensoranordnung einen ersten Intensitätsmesswert für am Gewebe gestreuten Licht in einer ersten Polarisationsrichtung und einen zweiten Intensitätsmesswert für Streulicht in einer zweiten Polarisationsrichtung. Jeder einzelne Messwertvektor ist damit zweidimensional. Eine Vielzahl von Messwertvektoren beschreibt damit zusammen mit einem den Messwerten jeweils zugeordneten Gewebeparameter eine zweidimensionale Fläche in einem dreidimensionalen Raum.
Bei der Sensoranordnung aus Fig.8 besteht jeder einzelne Messwertvektor aus vier Komponenten. Die ersten beiden Komponenten ergeben sich aus den Lichtintensitäten für die zueinander senkrechten Polarisationsrichtungen bei der ersten aktiven Laserlichtquelle, die dritte und vierte Komponente des Messwertvektors werden durch die polarisationsabhängigen Lichtintensitäten im Falle der zweiten aktiven Laserlichtquelle gebildet. Die Gesamtheit der so ermittelten Messwertvektoren bilden damit eine vierdimensionale Hyperfläche in einem fünfdimensionalen Raum.
Entsprechend bilden die aus der Sensoranordnung gemäß Figur 9 ermittelten Messwertvektoren eine fünfdimensionale Hyperfläche in einem sechsdimensio- nalen Raum. Geht man davon aus, dass zu jeder Sensoranordnung jeweils der Druck und/oder die Temperatur als weiterer Messwert hinzu treten kann, nimmt die Dimension der jeweiligen Hyperflächen um eins oder um zwei zu.
Das nachfolgend erläuterte Verfahren wird anhand einer Gesamtheit aus zweikomponentigen Messwertvektoren dargestellt. Die dabei ablaufenden Verfahrensschritte lassen sich jedoch ohne weiteres auf höher dimensionale Messwertvektoren übertragen, sofern nur ein einziger Gewebeparameter zu ermitteln ist.
Der Grundgedanke des nachfolgend erläuterten Verfahrens besteht darin, zunächst die n-dimensionale Hyperfläche der Messwertvektoren anhand von Kalibriervorgängen hinreichend genau zu bestimmen und anschließend auf dieser Hyperfläche Interpolationen auszuführen.
Das Verfahren startet mit einer Kalibrierungsphase. Ein beispielhafter Ablaufplan hierzu ist in Fig. 11 dargestellt. Zum Ausführen des Verfahrens wird von einer Verwendung der vorhergehend beschriebenen Sensoranordnung nach Fig. 2 ausgegangen. Die von dem Teilarray 10 gelieferten Messwerte werden nachfolgend mit der Variable P und einem Index, die von dem Teilarray 11 gelieferten Messwerte mit der Variable S und einem Index bezeichnet. Die Indizes bezeichnen dabei jeweils die Nummer einer ausgeführten Messung. Ein Messwertvektor M setzt sich somit aus den Komponenten (P; S) zusammen. Die Bezeichnung M, oder Mk steht dabei für einen Messwertvektor der i-ten bzw. k-ten Messung, die dazu gehörenden Komponenten P, und S, bzw. Pk und Sk sind dabei die entsprechenden Messwerte P und S der i-ten bzw. k-ten Messung. Dabei bezeichnet der Index i Messwerte und Messwertvektoren, die innerhalb der Kalibrierphase erzeugt worden sind, und für die der Gewebeparameter unabhängig bestimmt worden ist, der Index k dagegen Messwertvektoren, die während der Interpolationsphase erzeugt werden und für die der Gewebeparameter interpoliert werden soll.
Im Zusammenhang damit wird für den zu bestimmenden Gewebeparameter nachfolgend die Variable BZ verwendet. Die Bezeichnungen BZ, bzw. BZk stehen dabei für den in der i-ten bzw. k-ten Messung unabhängig bestimmten oder später interpolierten Gewebeparameter.
Die Kalibrierungsphase beginnt mit einem Verfahrensschritt 41 einer unabhängigen Ermittlung eines Gewebeparameters BZ,. Sofern es sich dabei um eine Blutzuckermessung handelt, wird hierzu eine Blutabnahme und eine entsprechende Blutanalyse ausgeführt, die einen eindeutigen Blutzuckermesswert liefert. Gleichzeitig damit wird in einem Verfahrensschritt 42 eine nichtinvasive Messung unter Verwendung der Sensoranordnung nach Fig. 2 ausgeführt. Die dabei ermittelten Messwerte S, und P, bilden einen Messwertvektor M, und werden in einem Verfahrensschritt 43 mit dem unabhängig ermittelten Gewebeparameter BZ, zu einem Referenzvektor R, vereinigt und in einer Datenbank oder einem Speicher 44 abgelegt. Die dort gespeicherten Referenzvektoren bilden die Referenzmenge R des Verfahrens.
In einem Entscheidungsschritt 45 wird geprüft, ob die Anzahl der bereits erfassten Referenzvektoren R, ausreichend ist. Sofern dies der Fall ist, geht das Verfahren in die Interpolationsphase 46 über. Die Zahl der für die Referenzmenge R erforderlichen Referenzvektoren R, richtet sich nach der Gestalt der damit beschriebenen Hyperfläche und nach deren Individualitätsgrad. Für Blutzuckermessungen hat es sich herausgestellt, dass etwa 20 Referenzvektoren später eine hinreichend gute Interpolation ermöglichen. Im Allgemeinen gilt, dass eine möglichst große Anzahl an Referenzvektoren natürlich von Vorteil ist, aber sinnvoll hinsichtlich des vertretbaren Aufwandes abgewogen werden muss.
Fig. 12 zeigt einen beispielhaften Plan für den Ablauf der Interpolationsphase 46. Die Interpolationsphase beginnt mit einem Schritt 47, bei dem unter Verwendung einer der vorgenannten Sensoranordnungen ein Messwertvektor Mk bestimmt wird. Dieser besteht bei einer Verwendung der Sensoranordnung gemäß Fig. 2 aus zwei Komponenten Sk und Pk. In einem nächsten Schritt 48 wird die in dem Speicher 44 enthaltene Referenzmenge R aufgerufen. Die in den dort gespeicherten Referenzvektoren R, enthaltenen Messwertvektoren M, werden mit dem Messwertvektor Mk in einem Schritt 49 verglichen. Dabei werden eine vorbestimmte Anzahl vom Messwertvektoren M', ausgewählt, die zu dem gegebenen Messwertvektor Mk am nächsten liegen. Die zu diesen Messwertvektoren gehörenden Referenzvektoren R', bilden die Grundlage für einen nun folgenden Interpolationsschritt 50. Innerhalb des Interpolations- Schrittes 50 wird aus den ausgewählten Referenzvektoren R', und dem aktuellen Messwertvektor Mk ein interpolierter Parameter BZk ermittelt und als nun rein optisch und nicht invasiv gemessener Gewebeparameter in einem Schritt 51 ausgegeben.
Der beschriebene Verfahrensablauf ermöglicht es, das Verfahren selbstlernend auszuführen. Das bedeutet, dass die interpolierten Parameter BZk zusammen mit den Messwertvektoren Mk nun wiederum einen Referenzvektor R, für spätere Messungen bilden. Die neuen Referenzvektoren R, werden der Datenbank 44 und der dort enthaltenen Referenzmenge hinzugefügt.
Im folgenden sollen die in der Interpolationsphase ausgeführten Berechnungsschritte genauer beschrieben werden. Fig. 13 zeigt zunächst eine beispielhafte Referenzmenge R aus einer Menge von Referenzvektoren Ri bis Rio in Form einer in einem dreidimensionalen Raum eingebetteten Fläche. Die Basisvektoren des dreidimensionalen Raumes bilden die vorhergehend erwähnten Parameter P, S und BZ. Die Referenzmenge beschreibt somit die Abhängigkeit des Gewebeparameters BZ als Funktion der gemessenen Parameter S und P.
Obwohl diese Funktion für gewöhnlich nicht explizit bekannt ist, sondern nur punktweise vorliegt, wird für die nachfolgend dargestellten Berechnungsschritte davon ausgegangen, dass die von den Referenzvektoren gebildete Fläche grundsätzlich glatt, d.h. mindestens an jedem Punkt stetig ist.
Die Referenzmenge R besteht wie beschrieben aus einer hinreichend großen Anzahl aus N Referenzvektoren R, = (S,, P,, BZ,). Fasst man die Referenzvektoren R| als Spaltenvektoren einer Matrix auf, kann die Referenzmenge wie folgt angegeben werden:
Dabei bilden die Mi bis MN die vorhergehend beschriebenen Messwertvektoren
Der Abstand d zwischen zwei Vektoren a = (xi, Vi) und b = (x2, y2) bestimmt sich gemäß dem Satz des Pythagoras im euklidischen Raum über eine Normbildung:
Entsprechend lassen sich zu einem gegebenen Messwertvektor Mk = (Sk, P und jedem bereits in der Referenzmenge R enthaltenen Messwertvektor M, Abstände dki wie folgt bestimmen:
Aus dieser Menge werden nun nachfolgend die drei kleinsten Werte d'ki und damit die nächstliegenden Messwertvektoren M', und damit die für die Interpolation benötigten Referenzvektoren R', mit i = 1 ... 3 aus der Referenzmenge ausgewählt. Diese Interpolationsmenge I lässt sich wie folgt in Matrixform angeben:
Diese drei Vektoren legen eine für die Interpolation benötigte Fläche im Raum fest. Flächen lassen sich mathematisch durch eine Linearkombination aus den Raumkoordinaten x, y und z und einem Parametersatz a', b', c' und d' eindeutig festlegen: a'x + b'y + c'z = d' . (5)
Diese Parametergleichung lässt sich durch Einführen neuer Parameter a = - a'/C, b = -Wie' und c= d'/C zu z = ax + by + C (6) umformen. Dabei ist z = BZ, x = S und y = P. Es gilt somit
BZ = aS + bP + c . (7)
Zur Bestimmung der Interpolationsfläche müssen somit nun die Parameter A, B und C bestimmt werden. Hierzu wird auf die Parametermenge I zurückgegriffen, wobei sich daraus ein lineares Gleichungssystem mit drei Gleichungen und drei Unbekannten ergibt:
BZ = aS +bP +c
BZ = aS +bP +c (8)
BZ = aS +bP +c
Die Lösungen dieses Gleichungssystems ergeben sich dann zu (BZ -BZ )(S -S ) - (BZ -BZ )(S -S )
b = (10) (P -P )(S -S'3 ) - (P -P )(S -S )
c = BZ -aS -bP (11)
Damit ergibt sich der zu dem Messwertvektor Mk gehörende interpolierte Wert für den biologischen Gewebeparameter BZk aus der Beziehung:
BZk =aSk+bPk+c. (12)
Ein gelegentlich im Nenner der Gleichungen (9) oder (10) auftretender Wert von Null kann dadurch beseitigt werden, indem die Spalten innerhalb der Matrix aus Gleichung (3) gegeneinander vertauscht, d.h. permutiert werden.
Zur Illustration der genannten Interpolationsschritte sei auf die Figuren 13 und 14 verwiesen. Fig. 13 zeigt einen Ausschnitt aus einer durch die Endpunkte von Referenzvektoren Ri bis Rio gebildeten Referenzmenge in einem dreidimensionalen (S; P; BZ)-Raum. Die Referenzmenge ist dabei eine zweidimensionale Hyperfläche. Fig. 14 zeigt einen Messwertvektor Mk mit einem dazu gehörenden interpolierten Gewebeparameter BZk, in der Umgebung von drei nächstliegenden Referenzvektoren R'i bis R'3. Diese bilden die in diesem Fall ausgewählte Interpolationsmenge I. Diese bilden eine Interpolationsfläche F aus. Wie aus der Figur entnommen werden kann, kann der interpolierte
Parameter BZk als der dem Messwertvektor Mk zugewiesene Wert auf dem Gebiet der Interpolationsfläche F aufgefasst werden.
An der Darstellung aus Fig. 14 lassen sich zwei Dinge ablesen. Die Interpolation wird erstens besonders dann genau, wenn die Hyperfläche möglichst flach und krümmungsarm ist und ihre Genauigkeit nimmt auch dann zu, wenn Messwertvektoren der Referenzmenge möglichst dicht an dem Messwertvektor liegen, dessen Parameter BZk zu interpolieren ist. Zweitens bilden die Refe- renzvektoren unveränderliche Stützpunkte für die ansonsten unbekannte Hyperfläche. Diese wird bei jedem neuen Interpolationsvorgang durch eine neue Interpolationsfläche in einem kleinen Gebiet angenähert, wobei sich der interpolierte Gewebeparameter etwas über oder unter der wirklichen Hyperfläche befindet. Dies ist von Bedeutung für die nachfolgenden Interpolationsvorgänge, bei denen wiederum auf interpolierte Gewebeparameter BZk und dazu gehörende Messwertvektoren Mk zurückgegriffen wird. Streng genommen handelt es sich dann nicht mehr um eine Interpolation entlang einer klar definierten Fläche, sondern innerhalb einer mehr oder weniger auf einen gewissen Bereich eingeschränkte Punktwolke. Die grundsätzlichen Verfahrensschritte ändern sich dadurch nicht, jedoch ist einsichtig, dass die Interpolation umso genauer sein wird, je ausgeprägter und deutlicher die optisch bestimmten Messgrößen von dem zu bestimmenden Gewebeparameter BZ abhängen.
Alternativ kann die Interpolation auch mit Hilfe eines aus der Referenzmenge R erzeugten Interpolationsnetzes ausgeführt werden. Dabei wird der Wertebereich für die Werte Messwerte S und P in ein Netz aus beispielsweise 12 mal 12 Punkte unterteilt und die Referenzvektoren R,, d.h. die Referenzwerte BZ, an diesen Punkten in einem ersten Interpolationsschritt ermittelt. Das Interpolationsnetz ermöglicht es, in der Interpolationsphase zu jedem gemessenen Messwertvektor Mk in der Nähe befindliche Referenzmesswertvektoren M, zu finden und somit die Interpolation sicherer auszuführen.
Die Referenzmenge, d.h. die durch die Referenzvektoren gebildete Hyperfläche, kann eine durchaus komplexe Form aufweisen. Fig. 15 zeigt hierzu ein aus realen Kalibrierungsmessungen gewonnenes Beispiel. In dem Diagramm sind Blutzuckerkonzentrationen BZ über den Messwerten S und P in willkürlichen Einheiten aufgetragen. Die Referenzmenge zeigt sich in diesem Beispiel als eine durch Maxima, Minima und Sattelpunkte geformte Fläche, die sich durchaus von Gewebe zu Gewebe bzw. von Proband zu Proband unterscheiden kann und somit auch als individueller„Fingerabdruck" für den Probanden oder das untersuchte Gewebe gelten kann. Bedienungsseitig erfolgen diese Auswerteprozeduren als Hintergrundprozesse einer für den Anwender komfortablen Menüführung. Diese Menüführung ist vor allem bei dem Erfassen von Messreihen von Vorteil, die personalisiert auf einen Probanden erfolgen sollen. Dabei kann der Benutzer zunächst aus einem ersten Menü einen Probandennamen wählen und bestätigen. Während der Kalibrierungsphase wird eine Messung ausgeführt und der Anwender unmittelbar darauf aufgefordert, den unabhängig bestimmten Wert BZ, für den Gewebeparameter einzugeben. Die Eingaben werden von dem Gerät bestätigt und innerhalb einer personalisierten Datenbank abgespeichert. Die Eingabe der entsprechenden Zahlenwerte für BZ, kann dabei entweder über eine Zifferntastatur oder über UP- and DOWN-Menüs erfolgen, bei denen die entsprechenden Werte innerhalb eines hinreichend großen Auswahlbereiches durchlaufen werden.
Dabei ist es auch möglich, innerhalb bereits vorliegender Referenzdaten zu browsen und diese Daten zu editieren oder auch zu löschen. Diese Browse- funktion kann sowohl an dem Gerät selbst, als auch an einer externen Datenverarbeitungseinheit über die erwähnte Schnittstelle und mit den dort umfangreicheren und komfortableren Editiermöglichkeiten, beispielsweise entsprechenden Auswerteprogrammen und Texteditoren, erfolgen.
Bei dem Erreichen einer bestimmten Menge an Referenzdaten gibt das Gerät über das Display einen entsprechenden Hinweis aus und signalisiert damit, dass die Interpolationsphase gestartet werden kann. Während der Interpolationsphase wird die Messung wie während der Kalibrierungsphase ausgeführt. Das Gerät gibt jedoch nach dem Ausführen der Messung keine Aufforderung zur Eingabe eines Referenzwertes aus, sondern zeigt auf dem Display das Ausführen des vorhergehend beschriebenen Interpolationsvorgangs an. Der dabei interpolierte Gewebeparameter BZk wird angezeigt und intern gespeichert. Auch in diesem Fall ist es möglich, die beim Messvorgang erfassten Daten über die Schnittstelle an die externe Datenverarbeitungseinheit zu übertragen und dort weitere Bearbeitungen vorzunehmen. Grundsätzlich ist es möglich, die Randbedingungen zu modifizieren und anzugeben, unter welchen Kriterien eine Interpolation ausgeführt wird und unter welchen Kriterien die Interpolation unterbleiben soll. Der Benutzer kann hierzu über das Menü beispielsweise für die vorhergehend genannten Abstände dki gewisse Maximalbeträge vorgeben. Liegt der Abstand dki zwischen dem Messwertvektor Mk und dem Messwertvektor M, der Referenzmenge außerhalb dieses vorab definierten Bereichs, wird ein entsprechender Hinweis ausgegeben und die Interpolation gestoppt oder unter dem Vorbehalt einer möglicherweise stark fehlerbehafteten Bestimmung des Gewebeparameters fortgesetzt.
Der in dem Gerät enthaltenen Software entspricht eine auf der externen Datenverarbeitungseinrichtung enthaltene Softwarekomponente. Diese besteht aus einem Satz aus Programmwerkzeugen zur Datenanalyse. Sie ermöglicht eine Darstellung der aus den Messwertvektoren und den Gewebeparametern erzeugten Hyperfläche und ermöglichen damit eine Beurteilung der Güte einer möglichen Interpolation.
Weiterhin umfasst die Software Bestandteile zum Vergleichen der korrekten und unabhängig bestimmten Gewebeparameter BZ, mit den errechneten Werten BZk auf der Grundlage der optischen Messungen und zeigt in einem Graphen die Qualität der optischen Messungen an. Sie ermöglicht damit eine mögliche zusätzliche Qualitätsüberprüfung der Messung.
Die Software umfasst weiterhin Mittel zum Errechnen einer Korrelationsfunktion zwischen den unabhängig bestimmten Gewebeparametern BZ, und den interpolierten Werten BZk.
Zum Ausführen dieser Programmwerkzeuge werden die entsprechenden Messdaten auf die externe Datenverarbeitungseinheit überspielt. Nach dem Ausführen der Programmmittel wird eine Datei mit den entsprechenden Resultaten erzeugt und ausgegeben. Zum Ausführen dieser Prozeduren wird beispielsweise auf eine Kombination aus einer datenverarbeitenden Software und bereits vorgegebenen Mitteln zur Darstellung von Daten und zu deren Ausgabe zurückgegriffen. So liegen beispielsweise die Messwerte in Form einer Datei in einem ASCII-Format vor und werden einer entsprechenden Datenanalyse durch ein erstes Softwaremittel unterzogen. Die dabei errechneten Ergebnisse werden in eine Datei übertragen, auf die wiederum mittels eines Plot- Programmes, beispielsweise gnuplot, zugegriffen wird. Die dabei errechneten Daten, insbesondere die Hyperfläche für die Interpolation oder die Korrelationsfunktion, werden nun mittels gnuplot dargestellt und anschließend in ein LaTeX-kompatibles Fileformat überführt. Schließlich wird das LaTeX-File mit entsprechenden Textangaben ergänzt und mittels eines Compilierungspro- gramms in ein DVI-, PS- oder PDF-File übertragen und angezeigt. Alternativ dazu können die entsprechenden Werte auch in ein graphisches Anzeigeprogramm überführt und auf einem Display betrachtet werden.
Der dazu gehörende Code umfasst beispielsweise fünf Abschnitte. In einem ersten Abschnitt werden die für die Ausführung des Programms notwendigen Variablen definiert. In einem zweiten Abschnitt werden Konfigurationsdaten eingelesen. Danach werden in einem dritten Abschnitt die Daten aus einem Datenfile ausgelesen und in einem vierten Abschnitt die errechneten Daten in ein Ausgabefile geschrieben. Der fünfte Abschnitt stellt den eigentlichen Kern des Codes dar und dient der Berechnung der Korrelationswerte.
Zum Einlesen der Konfigurationsdaten wird zweckmäßigerweise auf eine bereits vorgespeicherte Konfigurationsdatei zurückgegriffen. Danach gibt das Programm die gelesenen Datenfiles als Information aus und legt die Filenamen für die Ausgabewerte fest. Damit wird der Speicherplatz für die Ausgabedaten reserviert.
In einem nächsten Schritt wird das Eingabefile auf dessen ordnungsgemäßes Format geprüft. Anschließend wird für jeden Wert BZ die prozentuale Abweichung x zwischen dem korrekten Wert BZ, und dem Wert BZk ermittelt:
x = 100— *--100 (13)
BZ, Zur Berechnung der Korrelationsfunktion kann beispielsweise auf das
Pearson'sche Produktmoment bzw. den Pearson-Koeffizienten zurückgegriffen werden. Dieser ist ein dimensionsloses Maß für den Grad des linearen Zusammenhangs zwischen zwei mindestens intervallskalierten Merkmalen. Er kann Werte zwischen -1 und +1 annehmen. Bei einem Wert von +1 oder -1 besteht ein vollständig positiver (bzw. negativer) linearer Zusammenhang zwischen den betrachteten Merkmalen. Wenn der Korrelationskoeffizient den Wert 0 aufweist, hängen die beiden Merkmale überhaupt nicht linear voneinander ab. Der Pearson-Koeffizient berechnet sich für N Werte BZ, und N Werte BZk wie folgt:
Die erfindungsgemäße Vorrichtung und das erfindungsgemäße Verfahren wurden anhand von Ausführungsbeispielen näher erläutert. Im Rahmen fachmännischen Handelns sind weitere Ausführungsformen möglich. Diese ergeben sich insbesondere aus den Unteransprüchen.
Bezugszeichenliste
1 Zentraleinheit
la Energieversorgungseinheit
2 Laser-Betriebseinheit
3 Laserquelle
4 Sensoreinheit
4a Messsensor
5 Steuereinheit
5a Zusatzsensor
6 Speicher- und Verarbeitungseinheit
7 Schnittstelle
8 externe Datenverarbeitungseinheit
9 Sensorarray
10 erstes Teilarray
11 zweites Teilarray
12 erster Polarisator
13 zweiter Polarisator
14 Lichtaustrittsöffnung
15 Abstandshalter
16 Gewebeoberfläche
17 Drucksensor
18 Temperatursensor
19 Schlitz
20 Lichtleitkabel
21 Kippmechanik
22 Messsensor, Absolutmessung
23 Umlenkspiegel
24 Messsensor, Streumessung
25 erste Laserlichtquelle
26 zweite Laserlichtquelle
27 Ringdetektor
28 Photodetektor, Absorptionsmessung Photodetektor, Refraktionsmessung
Photosensor, spektral auflösend
Photosensor für Polarisationszustand
Laserquelle
innere Lichtquelle
erste reflektierende Oberfläche
zweite reflektierende Oberfläche
Öffnung
Polarisationsfolie
erster Ringdetektor
zweiter Ringdetektor
unabhängige Ermittlung Gewebeparameter nichtinvasive optische Messung
Erzeugung Referenzvektor
Speicherablage
Vollständigkeitsprüfung
Übergang zur Interpolationsphase
Bestimmen Messwertvektor
Aufruf Referenzmenge
Vergleich Messwertvektor/ Referenzvektor
Interpolation
Ausgabe interpolierter Gewebeparameter

Claims

Patentansprüche
1. Vorrichtung zum Bestimmen eines biologischen, chemischen und/oder physikalischen Parameters in lebendem biologischem Gewebe,
umfassend
eine Zentraleinheit (1), eine Energieversorgungseinheit (la ), eine Laser-Betriebseinheit (2) zum Betreiben mindestens einer auf das biologische Gewebe gerichteten Laserquelle (3), mindestens eine Sensoreinheit (4) zum Detektieren des von dem biologischen Gewebe rückgestreuten und/oder absorbierten Lichtes, eine Steuereinheit (5), eine Speicher- und Verarbeitungseinheit (6) und eine Schnittstelle (7) für eine externe Datenverarbeitungseinheit (8).
2. Vorrichtung nach Anspruch 1,
d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
die Sensoreinheit (4) ein flächiges Sensorarray (9) enthält, wobei das Sensorarray einen ersten Sensorabschnitt als ein inneres Teilarray (10) und einen zweiten Sensorabschnitt als ein das innere Teilarray umgebendes äußeres Teilarray (11) aufweist.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2,
d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
das innere Teilarray (10) einen Vorsatz mit einem in einer ersten Polarisationsrichtung ausgerichteten ersten Polarisator (12) und das äußere Teilarray (11) einen Vorsatz mit einem in einer zweiten Polarisationsrichtung ausgerichteten zweiten Polarisator (13) aufweist, wobei die Polarisationsrichtungen des ersten Polarisators senkrecht zur Polarisationsrichtung des zweiten Polarisators orientiert ist.
4. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
die Sensoreinheit (4) eine Photometereinheit mit einem ersten Photometer (22) zum Bestimmen einer absoluten Intensität des Lichtes der Laserquelle (3) und einem zweiten Photometer (24) zum Messen des von dem Gewebe gestreuten Lichtes aufweist.
5. Vorrichtung nach Anspruch 4,
d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
die Sensoreinheit (4) eine Umschaltmechanik (23) zum bedarfsweisen Umlenken des Lichtes von der Laserquelle zu dem ersten Photometer (22) aufweist.
6. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
zwei Laserquellen (25, 26) mit zueinander orthogonalen Strahlrichtungen vorgesehen sind.
7. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
die Laserquelle (3, 25, 26) eine in der Sensoreinheit angeordnete
Austrittsöffnung aufweist, wobei die Austrittsöffnung eine gegenüber der Detektionsrichtung des Sensorarrays um einen Kippwinkel (a) geneigte Strahlrichtung aufweist.
8. Vorrichtung nach Anspruch 7,
d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
der Kippwinkel (a) einen um 45° herum verstellbaren Wert aufweist.
9. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
das erste Teilarray (10) aus mindestens einer ersten Einzeldiode und das zweite Teilarray (11) aus mindestens vier Einzeldioden besteht, die um die erste Einzeldiode herum gleichmäßig verteilt sind.
10. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass die Sensoreinheit mindestens einen Drucksensor (17) zum Messen eines Anpressdruckes zwischen Sensoreinheit und Gewebe und/oder
mindestens einen Temperatursensor (18) zum Messen einer Gewebetemperatur aufweist.
11. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
die Laser-Betriebseinheit (2) eine Pulseinheit zum Erzeugen von Laserpulsen und eine Programmeinheit zum Programmieren und Ausführen von Laserpulsfolgen und/oder zur Veränderung einer Lichtintensität aufweist.
12. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
der Drucksensor (17) und/oder der Temperatursensor (18) einen mit der Steuereinheit (5) zusammenwirkenden Regelkreis zum Einstellen eines zweckmäßigen Anpressdruckes und/oder eines zweckmäßigen
Temperaturwertes bildet.
13. Verfahren zum Bestimmen eines biologischen, chemischen und/oder physikalischen Parameters (BZ) in einem lebenden biologischen Gewebe in Form eines selbstlernenden Verfahrensablaufs mit folgenden Verfahrensschritten:
- Ausführen einer Kalibrierungsphase, umfassend mindestens eine konventionelle Bestimmung des Parameters in Verbindung mit mindestens einer an dem Gewebe ausgeführten Lichtstreumessung zum Ermitteln optischer Messwerte,
Zuordnen des mindestens einen konventionell bestimmten Parameters zu den jeweiligen optischen Messwerten und Speichern einer kalibrierenden Referenzmenge, - Ausführen einer Interpolationsphase, umfassend mindestens eine an dem Gewebe ausgeführten Lichtstreumessung zum Ermitteln optischer Messwerte,
- Interpolieren des Parameters aus dem Messwerten der Lichtstreumessung und den Daten der Referenzmenge und
Speichern des interpolierten Parameters in der Referenzmenge.
14. Verfahren nach Anspruch 13,
d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
- bei dem Ausführen der Kalibrierungsphase die Ermittlung
einer Referenzmenge (R) in Form von Referenzvektoren (R,) ausgeführt wird, wobei jeder Referenzvektor aus dem konventionell ermittelten Parameters (BZ,) und einem die optischen Messwerte enthaltenen Messwertvektor (M,) besteht,
- bei dem Ausführen der Interpolationsphase ein Messwertvektor (Mk) mit optischen Messwerten bestimmt wird und der dazu gehörende interpolierte Parameter (BZk) zusammen mit dem Messwertvektor (Mk) in die Referenzmenge als neue Referenzvektor (Rk) überführt wird.
15. Verfahren nach Anspruch 13 oder 14,
d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
der bei dem Ausführen der Kalibrierungsphase ermittelte Messwertvektor (M eine durch das Gewebe beeinflusste Lichtintensität in einer ersten Polarisationsrichtung (S,) und durch das Gewebe beeinflusste Lichtintensität in einer zweiten Polarisationsrichtung (P,) enthält und der Messwertvektor (M mit dem unabhängig ermittelten Parameter (BZ,) zu dem Referenzvektor (R,) zusammengefasst wird.
16. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
der bei dem Ausführen der Interpolationsphase ermittelte Messwertvektor (Mk) eine durch das Gewebe beeinflusste Lichtintensität in einer ersten Polarisationsrichtung (Sk) und durch das Gewebe beeinflusste Lichtintensität in einer zweiten Polarisationsrichtung (Pk) enthält.
17. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
der interpolierte Parameter (BZk) mit folgenden Schritten ermittelt wird:
- Registrieren des Messwertvektors (Mk) und Ermitteln von
nächstliegenden Messwertvektoren (Μ',) aus der Referenzmenge (R) mit einem minimalen Abstand zu dem Messwertvektor (Mk),
- Interpolieren des dem Messwertvektor (Mk) zugeordneten Parameters (BZk) aus den nächstliegenden Messwertvektoren (M'i) und den jeweils dazu gehörenden Referenzparametern (BZ,).
18. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t, dass
der interpolierte Parameter (BZk) zusammen mit dem Messwertvektor (Mk) nach Ausführen der Interpolation zur Referenzmenge (R) hinzugefügt wird.
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