BR112012032627A2 - dispositivo e método para identificar e monitorar os conteúdos ou as propriedades de um meio de medição, em particular, valores de sangue fisiológico - Google Patents

Abstract

DISPOSITIVO E MÉTODO PARA IDENTIFICAR E MONITORAR OS CONTEÚDOS OU AS PROPRIEDADES DE UM MEIO DE MEDIÇÃO, EM PARTICULAR, VALORES DE SANGUE FISIOLÓGICO. A presente invenção refere-se a um dispositivo para detectar e monitorar ingredientes ou propriedades de um meio de medição, por exemplo, valores de sangue fisiológico, em que o dito dispositivo contém uma fonte de luz (20) para gerar luz de medição de amplo espectro (2) e para atuar em uma área de medição (3), e meio (9) para espalhar a luz de análise (4) refletida pela área de medição (3). O dispositivo também tem um conjunto de sensor (11) para captar a luz espalhada. O conjunto de sensor (11), a fonte de luz (20) e o meio para dispensar a luz de análise (4) são dispostos como uma unidade compacta em um invólucro.

Description

Relatório Descritivo da Patente de lnvenção para "DISPOSJTIVO

E MÉTODO PARA IDENTIFICAR E MONITORAR OS CONTEÚDOS OU AS PROPRIEDADES DE UM MEJO DE MEDIÇÃO, EM PARTICULAR, VA- LORES DE SANGUE FISIOLÓGICO". 5 A invenção refere-se a um dispositivo e a um método para identi- ficar e monitorar os conteúdos ou propriedades de um meio de medição, em particular, os valores do sangue fisiológico tendo as caracteristicas do pre- âmbulo das reivindicações de patente independentes. A monitoração e a medição dos conteúdos ou propriedades de um meio de medição são atual- IO mente realizadas em uma multiplicidade de aplicações medicas e não medi- & & cas. Por meio do exemplo, os conteúdos do sangue de um paciente (por e- xemplo, açúcar no sangue ou saturação do oxigênio) ou dos fluidos do pro- cesso (líquidos ou gases)das aplicações não médicas (por exemplo, monito- ração do processo ) deverão ser identificados on-line e monitorados continu- 15 amente. Por meio do exemplo, a oximetria do pulso é um método que determina a taxa de pulso (PR)e saturação de oxigênio em porcentagem (Spo2 em °/0) do sangue arterial. Nos dias de hoje, isto é um método estabe- lecido e é utilizado em muitos campos de medicina, por exemplo, em cuida- 20 do intensivo, para monitorar sono e durante as operações. É convencional na tecnologia de base registrar duas extensões de onda (tipicamente 660 nm e 940 nm ),que são geradas por LEDs, com uma grande velocidade de relógio usando um sensor ótico. É possÍvel extrair os valores de medição desejados das diferentes intensidades de sinal nas 25 regiões variável e fixa. Como resultado do tecido que é transparente na fai- xa espectral observada, sinais adicionais podem ser gerados no caso de Iuz externo forte e, em particular, variando a luz externa como um resultado de mudança. Estes são geralmente capturados em cada caso por um terceiro ponto de medição sem iluminação de LED. 30 Um problema geral consiste do fato que a quantidade de luz que pode ser introduzida no tecido no caso de técnicas de medição óticas é res- tringida. De outro modo, o dano ao tecido deve ser esperado como um resul-

tado dos efeitos termais, Como um resultado disso, os tempos de medição são relativamente longos nos métodos ou dispositivos de medição conheci- dos. lsto conduz à uma fraca razão de sinal em relação ao ruído.

Todavia, a melhor possÍvel razão de sinal em relação ao ruído é obrigatória, particular- mente quando as substâncias de medição que estão presentes em concen- trações muito pequenas (por exemplo, quando medir açúcar no sangue, em que as concentrações medidas na região de mmol/l). É desejável nos dias de hoje capturar mais parâmetros de san- gue em adição à saturação de oxigênio da hemoglobina a fim de obter im- lO portantes parâmetros durante a monitoração do paciente.

Antes de tudo, é importante monitorar o equilíbrio do gás no sangue.

A Patente Mundial 132205/2008-A1 descreve um sensor que pode ser usado para determinar a pressão parcial de CO2 no tecido em adição à oximetria de pulso.

Outros importantes valores para monitoração são diferentes de- rivados de hemoglobina.

Isto inclui a determinação da concentração de he- mogiobina total (ctHb), determinação da concentração de carbóxi-hemoglo- bina (HbCO) ou outros valores de sangue.

Todavia, estes valores de sangue adicionais não podem ser capturados pefa tecnologia (2 comprimentos de onda) acima descrita.

Uma precondição para capturar estes é a determina- ção muito precisa das propriedades espectrais do sangue arterial e do tecido ao longo de uma grande faixa espectral.

Um outro valor de sangue a ser medido é o teor de açúcar no sangue.

Diabetes mellitus é uma das doenças metabólicas mais comuns de âmbito mundial e sua prevalência está grandemente aumentando como um resultado dos habitats dietéticos que mudam.

Assim, suposição é que em 2010 houve uma prevalência de aproximadamente 285m pessoas (6,4% da população mundial) e em 2030 isto estaria já em 439m pessoas (7,7% da popuiação). Esta é uma das razões que explica por que a concentração de glicose nos fluidos do corpo é um dos parâmetros mais determinados na química clínica.

Aqui, gostaria de determinar de modo ideal o nível de açúcar no sangue preciso usando métodos não invasivo.

Para monitoração do paciente, a Patente Mundial n° 094169/2006-A1 propôs um LED com base no sistema fotométrico para e- xaminar parâmetros do sangue adicional, cujo sistemas possui uma multipli- cidade de LEDS (tipicamente 8) de diferentes extensões de onda, e é portan- to capaz de coletar sinais em diferentes nós espectrais.

Todavia, esta tecno- logia tem inúmeras desvantagens.

Os LEDs são comutados em sequência e registrados com um tempo desviado por um sensor de banda larga e portan- to frequentemente em sinais sobrepostas virtuais no caso de variar influên- cias da Iuz externa e movimentos no sensor.

Uma vez que muitos LEDS e portanto nós têm de ser comutados em sequência nesta tecnologia e uma vez que avaliação deve ser predominantemente realizada da intensidade relativa dos sinais com relação uma da outra, tais sobreposições têm um efeito particularmente forte.

Além do mais, LEDs têm uma curva de emissão dependente da temperatura e um Iargura completa no "semi- máximo" de entre 20nm e 30nm usualmente apóia as emissões de LED; isto não permite uma restrição precisa à uma faixa espectral estreita e portanto a um compo- nente químico relevante.

Além do mais, como um resultado do pequeno nú- mero de nós em combinação com as propriedades, que variam da pessoa para pessoa, da superfície da pele e do tecido, uma separação precisa e uma avaliação quantitativa dos componentes de sangue são apenas possÍ- veis em uma extensão limitada.

É apenas possÍvel gerar razões de uns al- guns nós da medição e usar as ditas razões para analisar os componentes químicos.

Todavia, uma vez que a espectroscopia do sangue e, em particu- lar, as propriedades do tecido através do qual a Iuz deverá passar (diferen- tes propriedades de dispersão da pessoa para pessoa e também uma de- pendência da extensão da onda) tem um grande impacto nos resultados de medição, medições usando este método são tendentes aos erros.

Nos dias de hoje, uma variedade de desenvolvimentos possibili- tam uma determinação confiável da concentração de glicose no sangue e nos líquidos tais como plasma e soro sanguíneos derivados daí, porém tam- bém em outros fluidos corporais tais como, por exemplo, urina.

Vários méto- dos baseados em enzima em particular têm sido capazes de se estabelecer por si nos recentes anos.

Todavia, neste caso, a maioria destes métodos demandam que uma pequena quantidade de sangue seja retirada e portanto estes são partes dos métodos invasivos.

A prática corrente de medição de glicose varia entre raramente —

quando consultar um médico — e valores medidos inúmeras vezes por hora no caso dos pacientes em unidades de terapia intensiva.

No caso de pacien- tes diabéticos dependentes da insulina, o auto-monitoramento que ocorre até seis vezes ao dia com o auxílio de instrumentos de tira de teste é con- vencional para obtenção de uma aperfeiçoada, porém não ideal, regulação da concentração da glicose no sangue.

Tais medições requerem a retirada de sangue, o que o paciente considera desconfortável.

Além do mais, como um resultado da pressão, o sangue nem sempre está em equilíbrio com o fluido do tecido.

Isto conduz a imprecisões.

Portanto, o desenvolvimento de um método não invasivo e um dispositivo associado seriam muito desejáveis para a engenharia médica.

A fim de determinar o açúcar no sangue, é necessário determi- nar a concentração de glicose quantitativamente no sangue. - Os métodos espectroscópicos que permitem uma determinação de reagente livre de glicose nos complicados fluidos corpóreos tem já sido desenvolvidos.

Por meio do exemplo, as medições espectroscópicas na fai- xa quase- infra vermelha (espectroscopia NIR) têm já sido relatadas.

Aqui, pequenas concentrações de glicose (aproximadamente 2 mmol/l a aproxi- madamente 30 mmol/l; a faixa de meta 5,0 a 7,0 mmol/l tem de ser detecta- da.

Além do mais, há um teor de água muito alto presente no sangue (tipi-

camente maior que 80°6), que portanto causa absorções muito mais fortes em espectroscopias de NIR.

Além do mais, o sangue contém outras subs- tâncias na variação e em concentrações desconhecidas e através da sensiti- vidade tem de ser excluída.

Se tiver que ser uma medição não invasiva, é necessário realizar uma medição no corpo dentro do tecido circundante e as influências do meio diferente devem ser levadas em conta ou serem separa- das.

Além do mais, é necessário selecionar um ponto de medição no corpo no caso de um método de medição não invasivo.

Os pontos de medi- ção vantajosos nem sempre têm o sangue presente de modo separado, po- rém tem ainda o sangue sob o tecido.

Ainda, o tecido é revestido por uma camada de pele que tem propriedades que diferem de pessoa para pessoa e podem também variar grandemente ao longo do tempo.

Assim, por exemplo, o teor de água da pele flutua fortemente e depende, inter alia, da atividade da formação de açúcar.

Além do mais, a pele tem diferentes estruturas e pode ter uma camada subcutânea de gordura em muitos locais, cuja camada de gordura é primeiramente caracterizada por um teor de água muito mais baixo e em segundo lugar, também tem uma perfusão mais baixa e portanto, não está necessariamente em equilíbrio com o açúcar de sangLle em particu- lar.

Além do mais, é frequentemente necessário levar em conta o fato que o tecido do osso está também situado na região da medição ótica.

Aqui, não é auto-evidente que o tecido do osso esteja em equilíbrio com os conteúdos.

O exame dependente da extensão da onda de componentes químicos pode ocorrer em diferentes modos.

A medição pode ser realizada nos nós discretos.

Em geral, isto é referido como uma técnica de medição fotométrica ou como fotometria multiespectral e ou é realizada com uma plu- ralidade de transmissores de luz com diferentes extensões de onda ou "luz branca" de banda larga é usada e o uso é feito de uma pluralidade de recep- tores espectralmente limitados (tecnologia de filtro). Estes transmissores de luz com diferentes extensões de onda podem ser realizados por LEDs ou por lasers e pelas iluminações de banda larga e filtros de banda estreita sobre os fotorreceptores.

Se LEDS forem usados, ocorre uma dificuldade técnica adicional em que, primeiramente, eles tem uma relativamente grande distri- buição de radiação e, em segundo lugar, a distribuição de radiação muda quando os emissores aquecem-se.

Por meio do exemplo, um exemplo desta tecnologia foi descrita em Patente Norte Americana 5.086.229. Estas técnicas de medição tipicamente têm três a aproximada- mente dez extensões de onda ou faixas de extensão de onda, que são regis- tradas e avaliadas.

Também esta técnica de medição não é expediente para aplica-

ção para determinar o açúcar no sangue. Primeiramente, uma pluralidade de nós tem de ser realizada com esta técnica de medição na faixa de extensão das ondas efetivas entre 800 nm e 120Onm. Aqui, estes nós têm de satisfa- zer três exigências.

1. Eles têm de assentar-se em e fora das bandas de absorção de glicose e de água.

2. Eles têm de ser independentes da sensitividade transversal a outras substâncias que podem ocorrer no sangue ou tecido.

3. Eles têm de ser projetados de tal modo que sejam possÍveis de calcular os diferentes sinais dispersos e trajetos de luz, e portanto, os dife- rentes sinais básicos, decorrentes daí. Portanto, em conclusão, para uma medição não invasiva do con- teúdo de açúcar no sangue, as seguintes cond ições têm de ser encontrados: deve ser possÍvel pelo meio espectroscópico identificar pequenas concen- trações de glicose em comparação com concentrações de água. Profunda penetração através do tecido (tipicamente mais que 3mm) é necessária . Deve ser possÍvel excluir a sensitividade transversal a outras substâncias. Deve ser possÍvel distinguir entre os valores do sangue e tecido (verificação pulsátil) Os instrumentos devem ser de custo eficaz e pequeno e portanto portátil. A fonte de luz não deve ser tão forte a ponto de queimar o dedo; a fonte de luz de preferência deverá estar baseada em LEDs. Para data, não tem sido possÍvel desenvolver um instrumento produzido em massa, que possibilite uma determinação de açúcar no san- gue não invasiva, regular,segura e confiável para um diabético. Muitos dos processos e dispositivos previamente propostos não são apropriados para solucionar estes problemas ou satisfazer as condições acima mencionadas. Um sensor não invasivo para medição do açúcar no sangue tem sido relatado por exemplo na Patente Norte Americanas 5.070.874 e Patente Norte Americana 53.60.004. Além do mais, as técnicas de medição refletiva são bem conhe- cidas. Elas têm limitado a nenhuma aplicabilidade para medições de açúcar no sangue. Primeiramente, a parte predominante da radiação vem direta-

mente da superfície; em segundo lugar, a pele tem uma estrutura que difere de pessoa a pessoa e também do ponto no corpo a ponto no corpo.

Além do mais, não é possÍvel definir as propriedades de dispersão seguramente.

Por- tanto, uma medição quantitativa estável requerida nas baixas concentrações da substância não é expediente para o problema descrito usando métodos de reflexão espectroscópica.

Espectroscopia é usada para determinar a concentração de ma- teriais orgânicos e, como uma tecnologia fundamental, é frequentemente usado nas pesquisas médicas.

Aqui, é convencional retirar pequenas quan- lO tidades de sangue e examinar o último in vitro por meios fotométricos ou es- pectroscópicos.

A complexidade em termos de instrumentos e realização disto é significativa para esta tecnologia invasiva.

Além do mais, há um re- tardo de tempo.

Determinação in vitro apenas tem uso muito limitado para monitoração do paciente.

Na metrologia espectroscópica, a luz é fendida sobre uma ampla faixa espectral usando um espectrômetro, com o uso nos dias de hoje prin- cipalmente sendo feito de uma estrutura de grade e a luz sendo registrada e analisada na forma espectral em um sensor com muitos fotorreceptores (pi- xels) dispostos em uma Iinha.

Uma outra opção reside no método de trans- formação Fourier (espectroscopias FTIR), que é de preferência usado no quase- infra-vermelho.

Este método não é ideal também para determinação de açúcar no sangue.

Primeiramente, este método é melhor apropriado para radiação de ondas mais longas.

Em segundo lugar, mesmo embora seja bem apropri- ado para picos de banda estreita como um resultado do princípio de Fourier, este é um método de medição tendente ao erro e relativamente impreciso no caso de absorções de banda larga, que são requeridas na faixa entre 800 nm e 1200 nm para analise quantitativa de água e glicose no sangue.

Os inventores têm reconhecido que, para medições de açúcar no sangue, o uso deverá ser feito apenas dos métodos na faixa espectral entre 650 nm e aproximadamente 1200 nm uma vez que, de outro modo, a extensão do trajeto possÍvel no tecido seja tão curta e as influências das pe-

le e camadas externas são muito grandes.

Esta faixa espectral é conhecida como uma janela diagnóstica na engenharia médica.

A faixa também torna possÍvel analisar as substâncias sob a superfície da pele.

Além do mais, é conhecido que a extensão do trajeto efetivo da luz desvia-se fortemente da extensão do trajeto direto como um resultado das propriedades de dispersão forte do tecido.

Uma variável típica para a estimação é um fator de 4 a um fator de 8 para a extensão do trajeto efetiva com relação à extensão do traje- to direto.

Todavia, uma vez que a pluralidade de métodos conhecidos pa- lO ra a medição do açúcar no sangue mede nas extensões da onda acima de 1300 nm devido aos sinais mais fortes das bandas de absorção que ocorrem aí, apenas alguns dos métodos conhecidos para determinar o açúcar no sangue permanecem.

Ainda, abordagens para determinar o açúcar no sangue foram propostas por Fischbacher et al. (Ch.Fischbacher, K. - U.

Jagemann, K.

Danzer, U.

A.

Muller, L.

Papenkordt, J.

Schuler; Enhancing calibration mod- els for non-invasive near-infrared spectroscopical blood glucose determina- tion; Fresenius J Anal Chem (1997) 359: 78 - 82 Springer-Verlag 1997) e Meuer et al. (Non-invasive glucose determination in the human eye; Wolf- gang Schrader, Petra Meuer, jurgen Popp, Wolfgang Kiefer, Johannes - Ulrich Menzebach and Bernhard Schrader; journal of Molecular Structure, Volumes 735 - 736, 14 February 2005, pages 299 - 306 and Dissertation Petra Meuer, University of Wurzburg 2002). Fischbacher e outros mostram que um link próximo pode ser estabelecido.

Todavia, foi identificado que a razão de sinal em relação ao ruído dos instrumentos de espectroscopia convencionais era insuficiente.

Além do mais, as medições foram realizadas no modo reflexão, que não é produtivo no tecido, como acima descrito.

Meuer e outros também mostram bons resultados nas medições sobre o globo ocular.

Como resultado do meio claro, não dispersivo, o méto- do proposto pode também ser usado no modo de reflexão.

Todavia, foi tam- bém mostrado claramente neste caso que as técnicas de espectroscopia comercialmente oferecidas não satisfazem a razão de sinal em relação ao ruído para determinar seguramente as concentrações baixas. . Outros campos de aplicação, em que os conteúdos de um meio de medição têm cle ser estabelecidos em uma maneira resolvida com o tem- po, refere-se à medição de lactato no sangue, da diálise do sangue em uma máquina de "coração -pulmão", em que os valores de sangue são similar- mente estabelecidos (porém opcionalmente in vitro) ou também para aplica- ções não médicas em que, por exemplo, os fluidos de processo devem ser monitorados.

Por meio do exemplo, as aplicações não médicas típicas inclu- lO em medições da cor do líquido nos processos de produção.

É similarmente concebível medir gases nos processos de combustão.

Por meio de exemplo, outras opções de aplicação emergem na tecnologia de alimentação, quando adicionar ingredientes que são fornecidos continuamente.

Tem sido já relatado o uso de espectrômetros do laboratório pa- ra examinar o sangue e os componentes de tecido in vivo.

De acordo com a técnica anterior, os espectrômetros do laboratório modernos nos dias de ho- je operam usando sensores de linha.

Os espectrômetros do laboratório usu- almente trabalham com conectores de fibra de vidro e assim complicadas soluções de guia de onda ótica para iluminar e capturar a luz teriam que ser roteadas do ponto de medição (sensor no tecido) até uma unidade de ins- trumento com um espectrômetro.

Todavia, a medição de tempo resolvido pode apenas ser realizada com fracas razões de sinal em relação ao ruído devido às simultâneas, em fato significativo, perdas de luz (particularmente quando acoplar na luz). Portanto, a aplicação de tais espectrômetros de laboratório é similarmente não expediente para monitoração ou medição dos valores de sangue tais como, por exemplo, a saturação de oxigênio ou determinação do açúcar no sangue.

Os sistemas de monocromador e espectrômetros FTIR não sa- tisfazem as exigências de tempo para análise espectral combina -da e moni- toração de pulso.

Uma fibra de vidro pode apenas capturar uma pequena porção da luz efetiva.

As unidades portanto, geralmente requerem longos tempos de integração durante a medição.

A Patente Européia 522674 A2 tem relatado um oxÍmetro para determinação da saturação de oxigênio no sangue em um feto.

Para tal fim, o uso é feito de um espectrômetro no qual a medição da luz de um ponto de medição é transmitida para um espectrômetro por meio de fibras de vidro.

A Patente Norte Americana 0167348/2006 tem relatado sobre a prática da geração de espectros infra-vermelhos in - vivo usando um espec- trômetro de FTIR convencional.

Para esta finalidade, é também proposto transmitir a luz de medição por meio de uma fibra de vidro.

A Patente Mundial 043554/2009 tem relatado sobre um método e um aparelho de medição para coletar sinais de medição espectrométrica do tecido v1vo.Todavia, não se mostra como a luz de medição está acoplada no arranjo do sensor.

Como um resultado dos espectrômetros necessariamente dividi- dos e a intensidade de luz limitada a qual a superfície da pele do corpo pode ser exposta, estas medições ,portanto, para datar não tem sido capaz de ser realizada em uma maneira de tempo resolvido, isto é, pulso resolvido.

Toda- via, isto será necessário para distinguir entre o componente pulsátil e com- ponente de tecido dos valores de medição.

Além do mais, os sensores ou pelo menos as partes que são fixadas no corpo, não devem exceder as dimensões específicas, de modo que na prática eles não incomodem um paciente no caso de monitoração de longo termo.

Um sistema de medição fotométrica espectral que registra os valores de medição em uma maneira de tempo resolvido é proposto em Pa- tente Mundial 071939/03 -Al.

Aqui, uma fonte de luz de banda larga é me- dida em sequência usando diferentes cargas espectrais.

Este sistema é mui- to grande e complicado.

Além disso, a informação de tempo resolvido é sempre apenas registrada em uma extensão de onda e as extensões de on- da são registradas em sucessão.

Portanto, este sistema que também deverá ser usado em uma diferente faixa espectral e para monitoração do açúcar no sangue, não é apropriado para a monitoração a longo termo do pulso e pa- râmetros de sangue.

A Patente Norte Americana 5.879.294 propõe um sistema em que as medições espectroscópicas de cromóforos no tecido são realizadas . Aqui, o segundo derivado de um espectro é usado para a avaliação e a ava- liação é realizada em nós (tipicamente dois por substância). Isto é, como, por exemplo, é possível determinar a saturação de oxigênio no tecido.

Este método pode realizar uma determinação quantitativa estática, isto é, não o pulso ou o tempo resolvido dos cromóforos.

Um método seguindo daí para monitoração da concentração de oxigênio no tecido (concentração de StO2) é ilustrada em Patente Mundial 048989 A1/2007. Ainda, para monitoração do paciente(por exemplo, para estabe- lecer a saturação de oxigênio ), é necessário realizar uma distinção entre os componentes no sangue (hemoglobina ) e cornponentes no tecido (mioglobi- na). As propriedades espectrais das modificações de hemoglobina- e mio- globina são muito similares, porém diferentes no caso de um exame espec- tral altamente resolvido.

Um método que possibilita uma distinção a ser feita é descrita na Patente Norte Americana 5.931.779. Em contraste, uma diferenciação entre o tecido e o sangue não é obrigatória quando medir o açúcar no sangue.

Portanto, uma medição de pulso resolvido não é obrigatória quando medir o açúcar no sangue.

Os valo- res precisos são conseguidos (se tecido bem coberto, por exemplo, sem presença de gorduras subcutâneas e ossos ) se houver um equiiíbrio entre o conteúdo do açúcar no sangue e no tecido.

Todavia, o componente pulsátil torna possÍvel verificar se há um equilíbrio.

Ainda, uma outra difícil restrição no campo de análise de sangue in-vivo reside na forte redução na absorção ou extinção molar dos compo- nentes de sangue, tecido e pele relevantes sobre a faixa espectral entre 500 nm e 850 nm que é importante em termos médicos para monitoração dos pacientes.

Assim, a hemoglobina e a melanina que são contidas na pele têm muito grandes coeficientes de absorção na faixa espectral visível, embora estes sejam significativamente inferiores na faixa muito próxima do infra-

vermelho (VNIR). Quando medindo o açúcar no sangue, que preferencialmente é tipicamente determinado em uma faixa de extensão de onda entre 800 nm e 120Onm, há uma absorção menor no tecido e então este problema carrega menos peso quando medindo o açúcar no sangue.

Todavia, um problema comparável pode também ocorrer no caso de medição in vitro dos valores de sangue, por exemplo, no caso de pacientes de diálise ou no caso de medi- ção e monitoração médicas de parâmetros do processo nas partes da má- quina fracamente acessível, por exemplo, nos tubos.

Uma medição de tem-

lO po resolvido é também requerida no caso de tais aplicações e espectrôme- tros de laboratório com grandes dimensões não podem prontamente ser tra- zidos para o ponto de medição.

Todas as soluções conhecidas são portanto padecem de des- vantagens.

Em particular, não há sistema de espectroscopia que coletiva-

mente satisfaça todas as exigências a respeito de uma medição de pulso, no aspecto de uma análise de sangue in vivo com uma distinção de acordo co- mo componente pulsátil (sangue arterial) e componentes estáticos (sangue venoso e tecido, mioglobina) e uma miniaturização da unidade de sensor para uso contínuo no paciente, no aspecto de uma medição de açúcar no sangue não invasiva ou no aspecto da medição dos conteúdos de um meio de medição nos pontos de medição com uma quantidade restringida de es-

paço.

As restrições acima resumidas que apareceram até agora para tornar impossível a realização dos exames in vivo e em uma forma de tempo resolvido e/ou com um dispositivo que tenha pequenas exigências espaciais e que seja robusto.

É, portanto, um objetivo da presente invenção evitar as desvan- tagens das quais são conhecidas e, em particular, desenvolver um dispositi- vo e um método que não têm as restrições listadas acima e que, em particu-

lar, tornem possÍvel realizar as desejadas análises in vivo e em uma maneira de tempo resolvido, isto é, com uma distinção fisiológica entre os parâmetros de sangue arterial e parâmetros dependentes de tecido.

Ainda, deverá ser tornado possÍvel realizar as medições de tempo resolvido de açúcar no san- gue in vivo e medições de sangue in vitro ou ainda medição de tempo resol- vido em campos não médicos de aplicação, em uma maneira confiável e mesmo nos pontos de medição fracamente acessiveis. De acordo com a invenção, este e outros objetivos são atingidos por u m dispositivo e método com os recursos da parte de caracterização das reivindicações da patente independentes. A base teórica para os exames espectroscópicos ou fotométricos é dada pela lei Beer-Lambert. Esta pode ser usada para determinar as con- lO centrações Cj das moléculas de absorção em soluções quando a luz passa através das mesmas.

IÀ = Ig, A e"µaAÂ [ (1) Em que IÀ é a intensidade da luz após passar através da subs- tância a ser examinada, |0à é a intensidade da luz irradiada, µa,À é o coeficien- te de absorção total de (À) dependente da extensão da onda e 1 é a exten- são do trajeto através da substância. Como um resultado das propriedades de dispersão do tecido, uma extensão do trajeto efetivo pode ser esperada neste caso, que é geralmente também dependente da extensão da onda, porém esta pode ser descartada nesta faixa espectral e no caso de aplica- ção. A manipulação algébrica produz: ln! :: : = "l " &,1 · (2) Esta lei geral deve agora ser diversificada mais, uma vez que uma substância tal como um sangue humano consiste de muitas substân- cias de componente químico (compostos moleculares) e os coeficientes de absorção destas diferem em uma maneira dependente da extensão da onda. No caso de n substâncias, o seguinte é obtido:

A,À = E=1 e,,A ° Cj · (3) Sob a suposição de que aquelas extensões de trajeto permane-

cem as mesmas para todas as extensões de onda, isto agora pode ser escri-

to como segue para m extensões de onda :

j'{!:)).= J"?' :;j "fi" ,,':").(47) 'm'

i

} inj :;_ ',' km "' ',,ÀM jLcAj

Esta relação pode agora ser novamente descrita na seguinte fórmula:

I(Â)= -IA(2)C (5) ou

C = -|A(À)"'I(2) · (6)

Daí, é possÍvel determinar as concentrações das substâncias diretamente.

Uma base adicional fica na interação qulmica de quantum entre Íuz e moléculas.

Assim, as transições discretas e rotacional-vibracional es- lO pecíficas de moléculas ou transições eletrônicas são excitadas pela absor- ção dependente de extensão das ondas dos quanta de luz.

Aqui, as excita- ções ocorrem na faixa espectral observada como um resultado da excitação rotacional-vibracional de vibrações harmônicas e combinadas das moléculas ou como um resultado de transições eletrônicas complexas nos cromóforos.

Estas transições são específicas de extensão da onda e específicas da substância.

Assim, as diferentes substâncias podem ser analisadas nas dife- rentes extensões de onda.

Todavia, uma vez que o corpo humano, por e- xemplo, contém muitas substâncias diferentes, e a informação daí torna-se sobreposta, é necessário usar o método espectroscópico a fim de levar em conta as interações mecânicas de quantum e não com base no nó, análise de fotometria multi - espectral ou análise fotométrica.

No caso de uma observação muito detalhada da espectroscopia harmônica das duas substâncias, água e glicose, na faixa espectral entre 800 nm e 1200 nm, é necessário, por exemplo, considerar maiores detalhes.

Aqui, água é uma molécula muito especial.

Primeiramente, isto é um resul- tado da forte polaridade da água com arranjo angular adicional dos átomos.

Além do mais, no estado Hcjuido, a ligação de hidrogênio possui uma influên- cia sobre os espectros.

Assim, por um lado, a espectroscopia da água líqui- da é muito fortemente dependente das temperaturas.

Todavia, isto pode ser descartado neste caso uma vez que as temperaturas no ponto de medição no corpos são fixadas dentro de uma estreita faixa de temperatura entre 35°C e 40°C.

Uma outra influência resulta da dissoiução das moléculas em água.

Assim, como as concentrações mudam, a mudança ocorre entre as moléculas e os espectros resultantes.

Embora estas mudanças sejam relati- vamente pequenas, elas são detectáveis e têm de ser levadas em conta na avaliação quimiométrica.

O dispositivo de acordo com a invenção serve para identificar e monitorar os conteúdos de um meio de medição, em particular para identifi- car e monitorar valores de sangue fisiológico.

O dispositivo tem pelo menos uma fonte de luz para gerar a luz de bandas largas.

Neste contexto, o meio de banda larga que ilumina é definitivamente gerado com as extensões de ondas que são apropriadas para analisar os correspondentes conteúdos no sangue ou no tecido ou em um outro meio de medição.

O uso é feito tipica- mente de uma fonte de Iuz que pelo menos gera luz na faixa de frequência entre 500 nm e 850 nm para o propósito de monitorar pacientes (por exem- plo, a medição da saturação do oxigênio) e pelo menos gera a luz na faixa de frequência entre 800 nm e 1200 nm para determinar o açúcar no sangue.

Em particular, a fonte de luz é um LED branco que também gera uma sufici- ente quantidade de Iuz na faixa NIR para medições de açúcar no sangue.

A fonte de luz serve para aplicar a Iuz de banda larga em pelo menos uma re- gião de medição.

A região de medição é tipicamente um ponto na superfície de um ser vivo, mais particularmente de um humano, por exemplo, na ponta do dedo ou no lóbulo de orelha.

Todavia, a região da medição pode também ser um tubo através do que um meio a ser medido flui, por exemplo, uma Iinha para transportar o sangue durante uma diálise ou uma linha que fome- ce fluidos para um processo ou descarrega daí . O dispositivo além do mais tem meio para espalhar ou dispersar a luz de análise retomada pelo ponto de medição de acordo com suas ex- tensões de onda.

Por um lado, a luz de análise pode ser luz refletida direta- mente da região de medição ou, por outro lado, pode ser luz de análise re- emitida de um outro ponto após a transmissão através do tecido.

O dispositi- vo além do mais tem uma série de sensor e é tipicamente um arranjo de MOS bidimensional.

Dependendo da aplicação e faixa de frequência apro- priada, o uso pode também ser feito de outros conjuntos de sensores bidi- mensionais , por exemplo, conjunto de sensores de lnGaAs.

Os sensores de imagem de CMOS são altamente resolventes e tipicamente contém um mi- lhão de pixels ou mais (o sensor usado aqui tem 1,6 MP ou mesmo 5 MP). Uma primeira vantagem de usar conjuntos de sensor e tipica- mente conjuntos de sensor de CMOS fica na sua disponibilidade simples.

Todavia, em particular, os conjuntos de sensor bidimensional também possi- bilitam uma velocidade de medição mais alta e razões de sinal em relação ao ruido melhores.

Como um resultado da difusão dependente da extensão da onda da luz de medição, a luz de medição é formada em imagem em uma fileira do sensor.Todavia, a luz de medição possui uma largura específi- ca e assim a luz de medição difusa (isto é, o espectro ) pode simultanea- mente ser capturada por uma pluralidade de fileiras de conjunto de sensor que são paralelas uma adjacente a outra.

Como um resultado de uma plura- lidade de fileiras do conjunto de sensores sendo lidos em paralelo, é possÍ- vel adicionar os resultados das fileiras individuais, isto é, os espectros indivi-

duais podem ser adicionados.

É tipicamente possÍvel gerar um espectro pela integração dos sinais de até 1000 fileiras adjacentes do conjunto.

Para tal fim, dispositivo ainda tem meio para simultaneamente capturar os sinais de uma pluralidade de fileiras adjacentes de um conjunto bidimensional.

Ainda, o dispositivo é projetado de tal modo que os espectros destas fileiras adja- centes são adicionados.

Assim, de acordo com a invenção, os sensores bidimensionais não são usados para realizar uma medição resolvida espacialmente.

Ainda, as fileiras adjacentes são usadas para gerar mais espectros dentro de um curto período de tempo e portanto gerar melhores sinais.

Aqui, uma medição paralela é entendida como significar uma medição virtualmente simultânea.

Naturalmente qL|e os pixels inclividuais e as fileiras de sensor são lidos em sequência.

Todavia, a frequência de varredura é tão alta que é possÍvel refe- rir-se a isto como uma medição virtualmente simultânea de fileiras paralelas.

Isto realiza a Ieitura de imagens parciais e portanto velocidades mais altas. lsto torna possível geral menores razões de sinal em relação ao ruído no espectro.

Existem diferentes exigências no aspecto de razões de sinal em relação ao ruído dependendo do tipo de aplicação.

No caso de monitorar aplicações (tais como, por exemplo, medição da saturação do sangue), é apenas o sangue arterial em muitos casos que é de interesse.

O componen- te de tecido não é de nenhum interesse.

É por esta razão que deverá existir uma medição de puiso resolvido em tais aplicações de monitoração.

Ainda, para a medição de pulso resolvido, a razão de sinal em relação ao ruído de- verá, quando possÍvel, ser de tal modo que um sinal suficientemente claro pode ser obtido da diferença na medição entre o sÍstole e diastole.

Uma me- dição de pulso resolvido é menos importante quando medir os conteúdos do sangue tal como, por exemplo, açúcar, gordura ou álcool no sangue.

Por meio do exemplo, no caso de açúcar no sangue, um equihbrio entre o com- ponente no sangue arterial e o componente do tecido é atingido após um relativamente curto tempo.

Neste contexto, uma medição de pulso resolvido não é obrigatória porém pode, por todos os meios, ser vantajosa para verifi-

car os resultados da medição.

Nos dias de hoje, os sensores de imagem CMOS são predomi- nantemente usados em telefones celulares, câmeras de vigilâncias e câme- ras digitais.

Lentes objetivas de megapixel miniaturizadas de alta qualidade são disponíveis particularmente dos dois primeiros campos de aplicação mencionados.

Tais sensores muito pequenos tem lados da borda de imagem típica de 3mm.

Além do mais, os mesmos podem ser "parametrizados " para a região de leitura.

Assim, as taxas quando muito altas de por ex. mais que 100 Hz pode ser possibilitadas no caso de uma área de imagem reduzida, cujas altas taxas de quadro também possibilitam uma avaliação de tempo resolvido do sinal pulsátil.

No caso de sensores de CMOS, os eletrônicos são diretamente integrados no sensor.

Os conjuntos óticos têm circuitos tais como por ex. circuitos de leitura, amplificadores ajustáveis e conversões analógi- cos/digitais. lsto torna possÍvel transferir dados rapidamente e por meio de finos cabos.

O arranjo todo contendo espectrômetro, iluminação, eletrônicos e registro de imagens podem assim ter um desenho muito pequeno (de pre- ferência menor que 20mm x 30mm x lOOmm, tipicamente de modo aproxi- mado de lOmm x 15 mm x 50mm). Tal dispositivo pode portanto ser provido apenas com um cabo fino elétrico e pode ser diretamente provido no pacien- te.

É possível dispensar com fibras de vidro,etc.

Como um resultado dos de- senhos dos arranjos de CMOS com dimensões de alguns milímetros, estes têm suficiente espaço em um sistema miniaturizado, por exemplo, no dedo ou no lóbulo da orelha ou nos pontos nos quais o espaço avaliável é restrin- gido.

Como um resultado da qualidade de imagem, que no meio tem- po tem se tornado muito bom e as baixas exigências de luz , é também pos- sÍvel usar unidades de iluminação pequenas, miniaturizadas.

Uma vez que os conjuntos de CCD parcialmente usados na téc- nica anterior sempre requerem que o detector todo sejas lido, prova ser im- possível conseguir suficientemente alta taxa de quadro uma vez que CCDs têm taxas de alguns Hz.

É possÍvel restringir sensores de CMOS em uma região de interesse (ROI) e assim tornar estes mais rápidos uma vez que é apenas necessário ler os dados requeridos.

Embora os sensores de CMOs similarmente tenham uma taxa de quadro relativamente lenta no caso de uma imagem inteira, as taxas de quadro de tipicamente até 200 Hz pode ser conseguida no caso de uma restrição em uma ROl. lsto também torna possÍvel registrar os espectros tão rapidamen- te que é possÍvel trabalhar na maneira de pulso resolvido.

O pulso máximo é tipicamente 3 Hz.

No caso da varredura de quatro dobras, haveria assim a necessidade de aproximadamente 12 Hz.

Uma medição in vivo de parâmetros de sangue pode ser realiza- da na base de um componente pulsátil do sinal.

Como um resultado de dis- tinguir entre os componentes pulsátil e estático, é possÍvel distinguir entre as influências do sangue e aquelas do tecido.

Esta influência e uma possÍvel sua avaliação são também descritas em Patente Alemã 195 18 511. Há uma dublagem da frequência básica como um resultado do entalhe diclótico.

Uma vez que a analise de Fourier do conteúdo de frequên- cia da curva de pressão do sangue pode conter componentes até a oitava harmônica, a varredura a 50 Hz é expediente de um ponto de vista técnico.

Além do mais, a varredura rápida reduz artiflcios de movimento que geram componentes de sinal de alta frequência.

Se teorema de amos- tragem for violado, tais interferências são espelhados diretamente na faixa útil do sinal.

Se aproximadamente 1000 espectros forem registrados em 50 Hz nas fileiras adjacentes do sensor durante cada registro de imagem, cujos espectros geram uma suficiente profundidade de dados e a razão de sinal em relação ao ruído como um resultado de adição ou integração, é possÍvel avaliar de modo espectral para os componentes de sangue não apenas o componente de tecido mas também o componente pulsátil (sangue arterial com aproximadamente 1°/, do sinal como espectro). O conjunto de sensor é disposto de tal modo que a Iuz com d ife- rentes extensões de ondas impinge nos diferentes pontos no conjunto.

Além do mais, a luz dispersa de preferência está, em paralelo, guiada para uma pluralidade de fileiras adjacentes do sensor.

O princípio básico do dispositivo de acordo com a invenção e suas vantagens são os mesmos para as várias aplicações, A faixa de fre- quência deverá ser modificada dependendo dos conteúdos a serem medidos.

Consequentemente, as fontes de Iuz, os sensores, os gradeamentos de di- fração e as unidades óticas utilizadas deverão ser adaptados à situação da medição.

A invenção será explicada em uma maneira exemplar em detalhes na base de determinação dos valores de sangue durante a monitoração do paciente e nas base da medição do açúcar no sangue.

O dispositivo de preferência tem um invólucro e é projetado co- mo um conjunto compacto.

O conjunto compacto contém pelo menos a fonte de luz, o meio para difundir a Iuz de análise e o conjunto de sensor.. Graças a este arranjo, é possÍvel integrar a iluminaçáo e o sistema de espectrosco- pia diretamente no sensor em um ponto de medição.

A iluminação e o es- pectrômetro miniaturizado podem ser aplicados diretamente na região de medição.

Como um resultado, é possÍvel dispensar com relativamente rigi- das e grandes fibras óticas.

Significativamente mais luz é disponível.

Se a luz for transmitida para o ponto de medição através da fibra de vidro, uma grande parte da força já está perdida.

Se a fibra de vidro aco- plar no tecido e a luz retornada é captada novamente por uma outra fibra de vidro, a maioria da luz é uma vez perdida de novo.

Além do mais, se apenas uma fenda for desacoplada e difundida de modo espectral para urn espec- trômetro, apenas uma pequena quantidade de luz permanece para a detec- ção.

Isto conduz a focos de iluminação tecnicamente o mais disponível sen- do usados nos conhecidos arranjos e, ao mesmo tempo, ao trabalho sendo conduzido com longos tempos de exposição.

Em contraste a isto, uma fonte de luz muito pequena (por exem- plo, um LED) e um espectrômetro em um invólucro são de preferência trazi- dos diretamente ao tecido.

Isto aumenta o rendimento da luz e assim os tempos de exposição são muito curtos.

A fonte de luz, o meio para dispersar a luz de medição e o con-

junto de sensor possibilitam uma análise espectroscópica do sangue e do tecido na região da medição.

Existem diferentes métodos no campo da espectroscopia.

Aqui, um novo método é o campo de formação da imagem espectral.

Aqui, a luz é espectralmente fendida contra os conjuntos de sensor bidimensional via efi- cientes arranjos de unidade de grade/ótica.

A informação é assim obtida em uma direção no sensor, enquanto a outra direção contém informação espec- tral.

Aqui, cada ponto de imagem individual é um pixel que obtém informação da intensidade usualmente com profundidade de dados de 8, 12, 14 ou 16 bit.

Os sensores de imagem de CMOS, que contém propriedades vantajosas particularmente para a invenção aqui descrita, têm prevalecido nesta tecno- logia.

Aqui, os sensores de lnGaAs são apropriados para faixa espectral de onda mais longa, porém estes também têm foto- elementos individuais que têm integrado o circuito lógico necessário em um bloco de CMOS.

De acordo com a invenção, o uso é de preferência feito de tal gradeamento de difração como meio para dispersar a luz de medição e tais conjuntos de sensor para registrar a Iuz difusa.

O aparelho dispersivo de extensão de onda assim de preferência compreende um elemento ótico dispersivo, geralmente um gradeamento óti- co, mais particularmente um gradeamento holográfico, que, em uma concre- tização vantajosa, é um gradeamento flamejante a fim de possibilitar uma produção de luz alta na ordem de difração capturada pela câmara ou sensor de imagem e na faixa da extensão da válvula apropriada entre por ex., 500 nm e 850 nm para medições de concentrações de SPO2 ou entre 800 nm e 1200 nm para medições de açúcar no sangue.

Para medições de açúcar no sangue, a faixa espectral é definida como aproximadamente 800 nm a 120Onm.

Nesta faixa espectral, as varia- ções de sinal mais fortes foram detectadas na região de 960 nm + / - 50nm e 1150 nm +/- 50nm.

Os espectros exibem a correlação com os sinais de água que mudam.

A tecnologia do sensor de lnGaAs torna possÍvel avaliar ambas as regiões ao mesmo tempo.

Todavia, os sensores comercialmente disponí- veis atualmente são significativamente piores do que os sensores de CMOS nesta faixa espectral; todavia, o último apenas recebe a luz até 1100 nm.

Assim, os sensores de lnGaAs têm um número significativamente menor de pixels (tipicamente lOOk pixels a lOOOk pixels), e portanto uma razão de si- nal em relação ao ruído pior.

A eficiência da difração máxima pode ser selecionada de tal mo- do que cai na faixa de extensão da onda em que o sensor utilizado possui sensitividade mais baixa.

Por meio do exemplo, o gradeamento flamejante pode ser um gradeamento de transmissão com um perfil de gradeamento em formato de dente de serra, em que os flancos do dente de serra são res- lO pectivamente indicados como espelhos individuais de tal modo que eles transmitem a luz na direção da ordem de difração desejada.

Além do mais, é também possÍvel usar gradeamentos de VPH (gradeamentos holográficos da fase de volume) como gradeamentos flamejantes ou holográficos específicos.

Estes gradeamentos de VPH são gradeamentos de transmissão, em que um material transparente, foto -sensível é encerrado entre duas vidraças de vi- dro ou plástico, em que um padrão desejado de um índice refrativo variável foi produzido, por ex., como um resuitado da exposição holográfica e uma mudança na estrutura do material resultante daí.

De acordo com a invenção, o uso de tais gradeamentos flamejantes podem atingir altas eficiências de mais que 80% da intensidade de difração em uma faixa pequena, de prede- terminada extensão de onda.

Assim, um sistema de espectroscopia muito pequeno pode ser criado por um gradeamento de difração e uma fenda de enttada, cujo siste- ma de espectroscopia primeiramente cobre a faixa espectral toda e em se- gundo lugar possui uma resolução de tempo, que é importante para o regis- tro dependente do pulso.

Ainda, como um resultado da aquisição de imagem bidimensional, é possível registrar e avaliar muitos espectros ao mesmo tempo,o que conduz a um aperfeiçoamento significativo na razão de sinal em relação ao ruído.

Esta combinação de tecnologias torna possível construir unidade de sensor pequena, de alta resolução e muito rápida, que pode ser provida diretamente nos pontos no corpo convencionalmente usados para oximetria de pulso. lsto possibilita que os sensores possam ser providos nos pontos de medição preferidos tais como pontas de dedo, bolas da mão ou lóbulo da orelha ou nas superfícies da pele.

O invólucro é, portanto, projetado de mo- do particularmente preferido para ser afixado em um ponto no corpo de um paciente humano, em particular nos dedos ou nos lóbulos de orelha.

A qualidade de medição no corpo depende significativamente do ponto de medição selecionado.

Particularmente para medir o açúcar no san- gue, o ponto deve ser bem coberto, deverá conter pequeno tecido adiposo e ser facilmente acessível para medições.

Portanto, os seguintes pontos de medição na sequência acima mencionada auxiliam eles mesmos na medição de açúcar no sangue em particular: transmissão através do dedo, bolas das mãos ou lóbulos de orelha.

No caso do dedo, cuidado tem de ser tomado para que a medição seja realizada sem osso ou unha do dedo quando pos- sÍvel.

É, portanto, uma opção acoplar a luz lateralmente no dedo e captar em uma linha centralmente na ponta do dedo.

Esta combinação proposta de tecnologias possibilita as seguin- tes muito importantes propriedades de sensor:os sensores têm uma resolu- ção de pixel que possibilita um espectro todo ser registrado na resolução espectral necessária de menos que aproximadamente 5 nm.

Há a opção de Ieitura das porções do sensor e portanto de regis- tro e leitura; altas taxas de leitura (tipicamente maior que IOOHz) e portanto de avaliar o tecido espectral e propriedades de sangue em uma maneira de- pendente do pulso.

Além do mais, o dispositivo particularmente de preferência tem uma abertura de fenda.

A abertura de fenda é disposta entre uma região de entrada para a luz de análise e o meio para difusão da luz de análise.

A a- bertura de fenda torna possÍvel definir uma região de medição precisamente.

Em particular, com respeito ao rneio para difusão, a abertura de fenda é dis- posta de tal modo que uma imagem alongada é aberta em uma direção dife- rente daí, de preferência perpendicular à extensão da imagem. lsto torna possÍvel obter em um conjunto de sensor bidimensional uma representação resolvida de acordo com as extensões da onda em uma direção e uma re- presentação resolvida espacialmente a partir da região de medição na outra direção.

Além do mais, o dispositivo é provido de modo particularmente pre- ferido diretamente com um conversor analógico/digital.

Os sensores de ima- gem de CMOS corrente já tipicamente compreende tais conversores analó- gico/digital.

Todavia, de acordo com a invenção, a representação espacial- mente resolvida não é usada para análise espacialmente resolvida.

Ainda, a medição paralela de uma pluralidade de espectros pelas fileiras adjacentes serve para melhorar o sinal.

No presente caso, uma abertura é entendida como qualquer meio ótico que corta uma região em formato de tira da região com imagem via a primeira unidade ótica formadora de imagem (lente objetiva). Aqui, a região em formato de tira não necessariamente contígua porém pode tam- bém, por exemplo, ser composta de uma sequência de elementos de ima- gem individuais.

Ainda, o dispositivo de preferência tem um amplificador para os sinais, que podem ser parametrizados do lado externo.

Os sensores de ima- gem de CMOS frequentemente já possuem tais amplificadores integrados que podem ser parametrizados do lado externo.

Como um resultado da conversão digital dos sinais no circuito, os sinais digitais podem ser transmitidos facilmente sem perda e eletrica- mente ao Iongo de relativamente grandes distâncias até uma unidade de avaliação.

A fonte de luz é de preferência um LED.

Os LEDs são fontes de luz que podem ser comutadas muito rapidamente (tipicamente 10- 1000 µs). Eles operam sem problemas termais com altas forças de luz que, todavia, não são críticas para o tecido.

Para uso na monitoração do paciente (por ex., saturação de oxi- gênio no sangue), o uso é de preferência feito de luz na faixa espectral visí- vel (VlS) e semi-infravermelho (NIR), particularmente na faixa de muito semi- infravermelho , por exemplo, na faixa VNIR entre 500 nm e 850 nm.

Esta luz é de referência gerada por um LED ou uma combinação de LEDS.

Por meio do exemplo, LEDS de luz branca convencionais são apropriados para isto, cujos LEDS de luz branca têm uma emissão de Iuz de banda larga como um resultado de um corante fluorescente sobreposto adicional.

Os corantes fluorescentes inorgânicos, que por exemplo tem "ytterbium" ou outras terras raras em YAG ou retículas principais similares, podem ser usadas como co- rantes.

Como resultado de combinação de diferentes corantes, é possí- vel gerar luz na faixa espectral toda requerida dependendo da aplicação; assim, por exemplo, está também na faixa entre 800 nm e 1200 nm para medições de açúcar no sangue.

Todavia, é também possÍvel combinar luz de diferentes LEDs.

Todavia, neste caso tem de ser notado que os emisso- res devem ser estabilizados em temperatura e a radiação deve ser localmen- te bem homogeneizada.

Além do mais, o dispositivo de preferência tem um conector para cabos elétricos.

Em particular, o dispositivo além do mais, de preferência, nào tem conectores para linhas óticas adicionais para guiar a luz até lá ou distante daí.

Um cabo fino com alguns cordões elétricos é suficiente para a operação do dispositivo de acordo com a invenção, particularmente porque altas correntes e altas voltagens não são requeridas para a fonte de luz de acordo com a invenção e para sensores de acordo com a invenção e particu- larmente se os cabos não necessitarem ser filtrados para sinais analógicos.

Graças aos espectros todos Sendo registrados, é possÍvel esta- belecer e monitorar uma multiplicidade de diferentes valores sanguíneos fisi- ológicos.

Em particular, é possÍvel avaliar os seguintes parâmetros: Frequência de pulso Formato e estrutura do pulso Saturação de oxigênio Hb (SHbO2) Total de Hb (ctHb) Concentração de HbCO Concentração de MetHb Concentração de Hb desoxigenado Hb Pl (Índice de perfusão)

PVI (Índice de Variabilidade de "pleth") Saturação de oxigênio do tecido StO2 Concentração de açúcar no sangue Lactose Dentro do escopo da presente descrição, os valores de sangue fisiológicos são todos valores que são estabelecidos em um paciente para propósitos de diagnóstico ou para monitoração, em particular os valores listados abaixo.

Ainda, várias aplicações não- médico são também possÍveis, tais como monitoração de processos de combustão (pela medição dos gases do processo) ou na produção por ex. de gêneros alimentícios ou produtos far- macêuticos quando adicionar ingredientes.

O dispositivo é projetado de modo particularmente preferido para ser aplicado tanto no caso de transmissão como nas medições de reflexão.

Como um resultado, os componentes de sangue podem ser medidos na fai- xa espectral visível em um modo de reflexão e na faixa de VNIR em um mo- do de transmissão a fim de compensar a forte absorção entre 500 nm e 850 nm.

Se uma suficiente quantidade de luz pudesse ser irradiada nos mesmos (ou senão dependendo da extensão da onda medida), é também viável apenas medir em um modo de transmissão.

O problema de forte ab- sorção na faixa entre 500 nm e 850nm não é mais que pronunciado no caso de, em particular, medições de glicose acima de 800 nm.

Todavia, se uma suficientemente grande quantidade de luz for irradiada no mesmo, medições puramente transmissivas são também viáveis durante a monitoração por exemplo, quando medir a saturação do oxigênio.

Existem várias opções para implementação do registro combi- nado em um modo de reflexão e transmissão.

Em uma primeira concretização para monitorar pacientes, os registros de reflexão e os registros de transmissão são dispostos em se- quência em tempo.

Aqui, a Iuz é alternadamente irradiada em duas regiões da pele.

A luz é primeiramente toda irradiada na região do ponto de registro em formato de linha e a imagem de reflexão é lida.

Em uma etapa seguinte,

a luz é irradiada em um ou mais pontos fora da linha de registro e a luz transmitida na Iinha de registro é registrada e lida . Os dois itens de informa- ção são ligados um ao outro na unidade de avaliação.

Em particular, o dis- positivo é, para tal fim, provido com um arranjo de computador, que é proje- tado de tal modo que seja alternadamente possível realizar uma medição da transmissão e uma medição da reflexão.

Além do mais, o dispositivo tem uma fonte de luz para este propósito, cuja fonte de luz possibilita a luz ser irradiada contra dois diferentes pontos de medição. lsto pode ser gerado pe- lo uso de uma pluralidade de fonte de luz ou pelo uso de apropriados meios de deflexão.

Em uma segunda concretização para monitoração de pacientes, uma separação espacial das regiões de reflexão e transmissão é gerada.

Para tal fim, o dispositivo e, em particular, o seu invólucro tem meio para separar a luz de análise de uma região de reflexão e uma região de trans- missão.

A luz incidente é irradiada contra uma parte da pele que é situada no campo visual do sensor.

A segunda parte do campo visual do sensor é separada por uma interrupção mecânica da luz irradiada.

Portanto, apenas a Iuz que tem passado através do tecido humano pode penetrar nesta região.

A luz que foi refletida e emergia da pele após a transmissão po- de ser formada em imagem por meio de uma lente objetiva e uma abertura alongada (fenda ) pode inicialmente extrair uma imagem substancialmente alongada ou unidimensional que pode subsequentemente ser espalhada, mais particularmente difratada, em um modo dispersivo na extensão da onda em uma direção que difere daí, que é de preferência perpendicular à mesma.

Como um resultado, é possÍvel usar meio relativamente simpies para gerar uma imagem bidimensional em uma maneira relativamente simples, cuja imagem fornece informação de extensão da onda resolvida no aspecto da região da pele e tecido capturada em um formato de linha.

Como um resul- tado da radiação sendo capturada por um sensor de imagem ou transdutor de imagem, uma análise subsequente é tornada possÍvel de tal modo que as substâncias contidas na pele e no tecido podem ser estabelecidas em um modo quantitativo e dependente de pulso e portanto que seja possÍvel, após um curto tempo, apresentar exposição a respeito da composição, em parti- cular, a composição química do sangue, por meio de uma medição in —vivo.

Portanto, de acordo com a invenção, é possÍvel combinar a fun- cionalidade de um sensor de tempo resolvido e clependente de pulso regis- trando com um exame espectroscópico e análise.

Como um resultado do desenho, a luz pode ser capturada primeiramente na região de reflexão e em segundo lugar, na região da transmissão.

O teor de açúcar no sangue é determinado em um modo compa- rável, com uma medição refletiva não sendo obrigatória.

De acordo com a invenção, a fenda pode substancialmente cor- responder à direção da Iinha do ponto de registro na pele.

A direção de di- fração ou a direção dispersiva na extensão da onda pode então correr per- pendicular à esta direção da fenda, e assim as fileiras e as colunas do con- junto de pixel bidimensional do sensor de imagem podem corresponder a estas direções.

Portanto, uma imagem emerge com um componente espaci- al unidimensional correspondente a,por exemplo, linha de registro na pele e com uma direção de difração ortogonal à mesma para estabelecer uma ima- gem de difração e os espectros relevantes.

O sistema de Iente é vantajosamente projetado com lentes obje- tivas miniaturizadas.

Para tal fim, o uso pode ser feito também das Ientes objetivas megapixels a partir do campo de tecnologia da câmera de vigilân- cia ou lentes objetivas miniaturizadas (por exemplo, lentes objetivas a base de polímero), que já tem uma ampla aplicação nas câmeras de telefones celulares.

Todavia, o uso pode, alternativamente também ser feito de outros sistemas de lente ou também de acromatope para a formação de imagem.

Estas lentes objetivas podem ser combinadas bem com os sen- sores muito pequenos utilizados.

As distorções que são frequentemente en- contradas nestas lentes objetivas muito pequenas podem, devido a sua na- tureza estática, ser compensadas usando software.

Por meio do exemplo, o dispositivo de acordo com a invenção pode ter três unidades óticas formadoras de imagem ou lentes objetivas.

Destas, a primeira unidade ótica formadora de imagem gera uma imagem bidimensional da região iluminada na abertura alongada ou de formato de fenda, que é de preferência disposta no plano de imagem desta primeira u- . nidade ótica formadora de imagem- A segunda unidade ótica formadora de

- imagem então forma a imagens na abertura em formato de fenda para por 5 exemplo, infinidade, e então seNe para colimar a tira da Iuz que tem passa- do através da folga.

Disposta atrás desta segunda unidade ótica formadora de imagem está o aparelho dispersivo na extensão da onda com o gradea- mento ótico,de preferência, que possibilita a abertura de fenda dispersiva da juz na segunda direção. 10 A terceira lente objetiva por sua vez gera uma transformação de - volta da imagem da abertura que tem agora fenda em formato dispersivo da

. extensão da onda.

Portanto, uma imagem espalhada na extensão da onda da linha registrada na pele é obtida no sensor.

De acordo com a invenção, o sensor de imagem pode, portanto, 15 ser posicionado na faixa da extensão otimizada para a respectiva aplicação e pode, por exemplo, cobrir apenas uma relativamente pequena faixa angu- lar sólida.

A primeira unidade ótica formadora de imagem pode formar a imagem na região a ser analisada na fenda da abertura e assim a abertura 20 efetivamente mascara as regiões externas da linha de registro.

Portanto, em princípio o uso da abertura também torna possivel por meio do arranjo ilumi- nar uma região ligeiramente maior do que a região que é subsequentemente examinada por meio espectroscópico, que é restringido pela abertura.

A fonte de iluminação de LED é de preferência controlada em 25 um modo de pulso.

Como um resultado, é possível reduzir a influência da luz estranha.

Além disso, pode haver um equilibrio do valor do preto interno.

Sensores de CMOS de nova geração têm um equilíbrio do preto interno . Os pixels nas bordas são cobertos em preto.

Estes são também lidos interna- 30 mente e são usados internamente para normalização do valor do preto.

Em- bora isto não retifique o problema da luz estranha, retifica-se os problemas usuais de deslocamento de sensores no caso de variações de temperatura ou variações nos eletrônicos de alimentação.Como um resultado, é possÍve! registrar imagens com tempos de exposição muito curtos e intensidades de luz altas.

É por tal razão que as influências da luz estranha são geralmente pequenas.

Se as influências da luz estranha ocorrer, é possÍvel, em cada caso, adicionalmente registrar uma imagem do fundo sem iluminação de LED e com um ROl grandemente reduzida(região de interesse: faixa de fre- quência examinada) e a imagem pode ser corrigida com a mesma.

Uma i- magem de luz branca fixa da iluminação é armazenada na unidade de avali- ação antes do sensor ser usado.

Na equação (1), isto corresponde a /q(À ). Após cada registro, todos os espectros, aproximadamente 500 a 1000 , adjacentes, espacialmente resoívidos são adicionados a um espectro com uma grande profundidade de dados, e o valor / (À) é criado de acordo com a equação 5 acima.

Além do mais, o segundo derivado de um do es- pectro adicionado é gerado. lsto pode ser usado para determinar as concen- trações necessárias diretamente.

Quando avaliar os valores dependentes de tempo, é possível - como é convencional na oximetria do pulso — agora tam- bém determinar os valores para o componente do sangue arterial provenien- te do componente pulsátil.

Se, agora, existir a opção de estabelecer os da- dos espectroscópicos em uma maneira de pulso resolvido, é também possí- vel, determinar o açúcar no sangue, integrar os espectros do sÍstole ou diás- tole separadamente e obter um espectro (impo do sangue arterial por sim- plesmente formar a diferença e portanto não determinar o componente de açúcar no sangue ou no tecido, porém mais para determinar o componente de açúcar no sangue arterial dentro do corpo.

O espectro registrado varia quando uma função da pressão com a qual o dedo (ou um outro ponto de medição) é pressionado contra o sen- sor.

Esta dependência da pressão é prevenida se o segundo derivado do espectro for analisado.

Além do mais, o segundo derivado torna possível medir a absorção apenas com relação ao sangue arterial.

Os efeitos da dis- persão da luz no tecido circundante são evitados.

Em certas circunstancias, o efeito da pressão de contacto no espectro é maior do que absorção pelo sangue arterial.

É, portanto, importante que seja possÍvel realizar medições que permaneçam não afetadas pela pressão de contacto. lsto e possÍvel quando analisar o segundo derivado. É também possÍvel somar diferentes regiões ou iluminar e anali- sar porções de modo diferente para diferentes avaliações. È vantajoso para informação de pulso combinar e avaliar relati- vamente grandes regiões da informação da fenda na extensão das ondas , particularmente na faixa entre 520nm e 570 nm. Uma vez que o pulso está presente na faixa espectral total, é alternativamente possível somar todos os pixels para a avaliação. Assim, por exemplo, no caso de uma frequência de varredura de 50 Hz, é tipicamente possÍvel integrar 500 000 pixels com pro- fundidade de dados de 12 bits por imagem, que resulta em uma profundida- de de dado muito grande e, portanto, também torna possÍvel detectar as va- riações muito fracas em intensidade como um resultado da pulsação. É possÍvel registrar o índice de profusão Pl de acordo com as fórmula PI= AC x1OO% (7)

DC a partir da informação do pulso como a razão da amplitude do pulso em re- Iação a absorção de tempo inalterado, fixa pelo tecido e o sangue venoso. Aqui, AC é a amplitude do sinal dependente do pulso e DC é o sinal de ab- sorção máxima. Este valor de Pl é dependente da extensão da onda, porém pode ser "escalado" de acordo com a publicação " The wavelenth dependen- ce of pulse oximetry" (Damianou, D.; Crowe, j.A.; Pulse Oximetry: A critical Appraisal, IEEE Colloquium; volume 1996, publicação 124,29 de maio de 1996,págs. 7/1-7/3). No caso da mudança, esta variável provê uma indicação anteci- pada de diferentes mudanças clinicamente relevantes no estado do paciente. Uma outra variável da medição importante é o "índice de variabi- Iidade do excesso" (PVl); que substitui uma correlação entre a respiração e pulso. O PVl é determinado em múltiplos do ciclo respiratório pela fórmula:

PVI = PI — Plmin *100 * "/, .

PIm ,X (8) O cálculo da concentração de SpO2 em °/) e os valores de he- moglobina total podem ser realizados como descrito em " The light- tissue interaction of pulse oximetry" (Mannheimer Ph.O.: Anesth. Analg. 2007 Dec. 105(6Suppl): S10-7, Review) ou em " LED Based Sensor System for Non- lnvasive Measurement of the Hemoglobin Concentration in Human Blood" (U. Timm, E. Lewis, D. McGrath, j.Kraitl and H. Ewald; 13th lnternational Con- ference on Biomedical Engineering; volume 23; Springer Berlin Heidelberg, 2009). Durante a avaliação é possÍvel, comparável à oximetria conven- lO cional, comparar duas regiões espectrais. Por meio do exemplo, os canais espectrais entre 640 nm e 680 nm podem ser integrados para gerar o sinal usual a 660 nm. Assim, é tipicamente possÍvel, por exemplo, integrar efeti- vamente 50 000 pixels para gerar o ponto de medição espectral. Todavia, a avaliação preferida é a avaliação quimiométrica do espectro pulsátil. As concentrações dos diferentes derivados de hemoglobina são determinadas diretamente da análise espectroscópica quantitativa. Absorção máxima ou mlnima no segundo derivado: HbO2 542 nm 576 nm Hb 555 nm 754 nm HbCo 538 nm 569 nm MetHb 640 nm MbO2 545 nm 580 nm Mb 558 nm 758 nm MetMb 628 nm H2O 730 nm 830 nm É possÍvel em um aparelho de avaliação, estabelecer a informa-

ção espectral que foi gerada muito rapidamente em sucessão, em que, por exemplo, é possÍvel realizar uma análise estatística multivariada, como é convencional em espectroscopia, a fim de determinar a reflexão da caracte- rística espectral ou componentes de absorção a partir do espectro capturado.

Aqui, é possÍvel usar métodos de análise estatística multivariada diferentes tais como, por exemplo, correlação, regressão, análise variante, análise dis- criminante e análise de principal componente (PCA). A avaliação computacional pode ser realizada em um aparelho de avaliação que é separado do dispositivo.

Se os valores de medição forem transmitidos para uma unidade de avaliação central via uma conexão elétrica, é possÍvel que os cabos de transmissão permaneçam finos.

Ao mesmo tem- po, não é requerido que o sensor ou o dispositivo de acordo com a invenção seja projetado tão grande como um resultado dos computadores necessários, dispositivos de entrada ou dispositivos de saída que não é mais possÍvel provê-los nos locais de medição.

Um aparelho de avaliação externo também oferece a possibilidade de armazenamento de dados temporário ou avalia- ção de dados por meio de métodos matemáticos mais complexos.

Como um resultado da avaliação dependente de tempo, é possÍ- vel distinguir entre informação do tecido e do sangue arterial.

Por um lado, esta informação de sangue pode ser capturada precisamente de um ponto de vista teórico por meio dos conhecidos coeficientes de extinção molar.

Por outro lado, é também possÍvel avaliar uma banda de água muito fraca a a- proximadamente 730 nm na faixa espectral analisada.

Uma vez que a con- centração de água no sangue sempre fica muito precisamente na faixa entre 80 e 85 °/) em volume, é possível realizar uma segunda calibração indepen- dente da medição em cada sinal de medição na base da avaliação.

O dispo- sitivo ou mais particularmente o aparelho de avaliação pode, portanto, tam- bém ser projetado para determinar os valores absolutos das concentrações por meio do sinal de água.

Uma outra vantagem do método refletivo e transmissivo combi- nado e espectralmente resolvido é que o sinal de pulso pode ser capturado mais estavelmente, Na faixa espectral visível, a diferença média no sinal en-

tre pulso máximo e pulso mínimo é, em comparação ao sinal básico, signifi- cativamente maior na região de 570 nm do que na faixa espectral de VNIR.

Esta diferença pode ser maior por um fator de até 5. Além do mais, é possí- vel integrar as faixas espectrais de interesse durante a avaliação de pulso e assim é também possÍvel conseguir uma profundidade de sinal muito alta no caso de registros individuais, que podem apenas ser realizados com grandes dificuldades técnicas no caso de sensores individuais.

Na aplicação da invenção para medição do açücar no sangue, é possÍvel obter concentrações de glicose muito baixas como um resultado da razão de sinal em relação ao ruído melhorada pela espectroscopia de 2D.

Até 1 milhão de espectros são tipicamente integrados.

Não existem proble- mas com a pele uma vez que a faixa espectral selecionada atinge uma sufi- ciente profundidade de penetração no tecido.

A medição ocorre em uma maneira de tempo resolvido.

A captura espectrométrica de alta resolução, além disso, serve para avaliação e re-cálculo por meio de sinais de absorção e do segundo derivado dos sinais de absorção.

O segundo derivado minimi- za influências da dispersão de tecido durante a avaliação.

Toda a faixa espectral típica de 800 nm a 1200 nm é registrada para avaliar as concentrações de água e glicose.

A avaliação pode ser reali- zada usando o espectro bruto ou outro usando o segundo derivado.

Usando o segundo derivado, é possÍvel distinguir entre os valo- res de medição resultantes da luz de medição sendo dispersa no tecido e valores de medição a partir do sangue.

É possÍvel usar métodos quimiométricos tais como PVA e PLS2 para uma avaliação mais precisa.

Aqui, é possÍvel integrar um sensor de imagem de CMOS para a provisão de ROl, conversão analógico/digital.

O sensor de imagem pode de preferência já ser monoliticamente integrado em um componente semicondutor,juntamente com o aparelho de avaliação e opcionalmente com um aparelho de controle e opcionalmente com um aparelho de armazenamento para dados de referência de tal modo que um desenho compacto e de custo eficaz é possÍvel e que a fiação extra complicada pode ser dispensada com ou mantida a níveis baixos.

A luz ou a irradiação emitida pelos aparelhos de iluminação de referência tem uma distribuição espectralmente homogênea ao longo da fai- xa da extensão da onda a ser medida.

Aqui, o aparelho de iluminação de preferência emite luz colimado.

É possível usar diferentes LEDS de banda larga como aparelho de iluminação.

É também possÍvel usar uma fonte de luz com LEDS tendo outras extensões de onda e um corante fluorescente sobreposto, que gere uma emissão de banda Iarga na faixa espectral entre 500 nm e 850 nm para monitoração do paciente ou na faixa entre 800 nm e 1200 nm para medições de açúcar no sangue.

O aparelho de iluminação ou a fonte de luz podia ser contínuo porém vantajosamente deverá ser operado em uma foma temporariamente pulsada.

Aqui, a operação pulsada é vantajosa em que primeiramente o apa- relho de registro é independente de mudar as influências da Iuz estranha e em segundo Iugar muitos curtos momentos de tempo são registrados.

De acordo com a invenção, os espectros podem, durante a aná- lise, mais particularmente serem avaliadas na forma de seus espectros bru- tos de branco normalizado e, adicionalmente, na forma de seus segundos derivados, como um resultado de qual método pode ser realizado indepen- dentemente das influências dependentes do instrumento tais como variações de iluminação ou outras absorções parasíticas de banda larga que podem ser sobrepostas como um resultado de diferentes concentrações de melani- na na pele ou nas estruturas de tecido.

Um outro aspecto da invenção refere-se ao uso do dispositivo descrito acima para identificar e monitorar conteúdos ou propriedades de um meio de medição, por exemplo, para monitorar pacientes ou, em uma forma mais geral, para identificar e monitorar valores de sangue fisiológico de um ser VÍvo, de preferência durante u ma medição in-vivo não - invasiva, porém também durante medições in-vitro ou em aplicações não médicas.

Mesmo um outro aspecto da invenção refere-se a um método para identificar e monitorar conteúdos ou propriedades de um meio de medi- ção, em particular valores de sangue fisiológicos ou um ser vivo, e a um pro- duto do programa de computador para realizar este método.

Aqui, um sensor com um invólucro é aplicado em uma região de medição em uma primeira etapa. Nas aplicações médicas, a região de medição é tipicamente um dedo ou um lóbulo de orelha.

·· Este pode também ser usado para medir pontos no corpo no 5 cetro do corpo uma vez que sob certas circunstâncias (se o corpo restringe a função na região do núcleo), a identificação do pulso nas extremidades é apenas possÍvel nestes pontos. A luz de uma fonte de luz de banda Iarga, que é disposta no in- vólucro, é subsequentemente aplicada à região de medição. 10 A luz de análise retornada pelo ponto de medição é subsequen- - temente capturada em um modo de reflexão e/ou em um modo de transmis- são. A Iuz de análise capturada é então difundida em uma maneira depen- dente da extensão da onda e os componentes dependentes da extensão da onda individuais da iuz capturada são formados em imagem em um conjunto 15 de sensor bidimensional disposto no invólucro. Em particular, este é um con- junto de CMOS bidimensional neste caso. É além do mais preferível para a luz que seja formada em imagem em uma pluralidade de fileiras paralelas do conjunto. Os espectros gerados pelas fileiras paralelas são então adiciona- dos. 20 O espectro gerado assim é subsequentemente avaliados para o propósito de determinar os conteúdos ou as propriedades do meio de medi- ção (tipicamente para determinar os valores de sangue fisiológico). A luz de análise retornada é particularmente de preferência di- fundida a um gradeamento de difração. Isto permite que dispositivos particu- 25 larmente compacto sejam providos. É particularmente preferível para a luz de análise retornada ser capturada tanto no modo de reflexão como no modo de transmissão. lsto pode ocorrer sucessivamente em termos de tempo pela iluminação alternan- te dos pontos de medição diferentes ou em paralelo pela captura da luz de 30 retomo das diferentes regiões de medição- É particularmente preferível para a luz capturada ser avaliada em um modo de tempo resolvido. Como um resultado, uma multiplicidade de

V outros valores pode ser estabelecida e levada em conta.

E particularmente preferível para o segundo derivado do espectro capturado ou dos espectros - capturados que seja determinado para a avaliação.

É mais preferível que o

. teor de água no sangue seja estabelecido ao mesmo tempo durante a avali- 5 ação e valores absolutos das concentrações sejam determinados na base do componente de água estabelecido.

A invenção será explicada no texto seguinte usando um conjunto de concretizações na base dos desenhos anexos.

Em detalhes: Figuras la e 1b mostram uma ilustração esquemática de um 10 dispositivo de acordo com a invenção em uma visa lateral (figura la) e em uma vista em planta (figura lb);

. Figura 2 mostra uma ilustração esquemática de uma unidade de sensor; Figuras 3a e 3b mostram um arranjo de acordo com a invenção 15 para registro combinado de propriedades refletiva e transmissiva no caso de discriminação de tempo (figura 3a) e discriminação espacial (figura 3b); Figura 4 mostra um diagrama em bloco do dispositivo de acordo com a invenção; Figura 5 mostra a divisão dos sinais de absorção de acordo com 20 sua origem; Figuras 6a e 6b mostram a distribuição espectral de uma ilumi- nação de LED de luz branca (figura 6a)e o espectro de absorção de águas na faixa espectral entre 600 nm e 850 nm e seu segundo derivado (figura 6b); e 25 Figura 7 mostra espectros de diferentes constituintes de sangue como ilustração de absorção e em termos do seu primeiro e segundo deri- vado; Figura 8 mostra uma ilustração de vários espectros com várias integrações e para dois tipos de sensores (esquerda 38 d8/direito 64 d8); 30 Figura 9 mostra uma ilustração esquemática de um sensor pre- ferido; Figura 10 mostra uma ilustração de espectros típicos e

Figura 11 mostra uma ilustração dos segundos derivados de es- n pectros típicos. A figura la ilustra um dispositivo 1 de acordo com a invenção em · uma vista lateral. O dispositivo 1 tem um ou mais aparelhos de iluminação 5 20 (ver figura 4), que geram luz de medição 2. Aqui, os aparelhos de ilumi- nação 20 servem para iluminar uma região de medição 3 a ser examinada, tipicamente uma região de pele e tecido, como uma região substancialmente bidimensional ou região com uma relativamente estreita extensão na direção do Y. Nas várias concretizações, a região da medição linear 3 é portanto 10 iluminada cada qual em um modo refletivo ou transmissivo pelos aparelhos de iluminação e emite luz de análise 4 de acordo com o comportamento de transmissão ou reflexão dos mesmos. A luz de análise 4 é acoplada em uma unidade de espectrômetro 22 via um espelho de deflexão 5. A fim de deter- minar a saturação de oxigênio no sangue e ainda os valores de sangue, a 15 luz de análise 4 neste caso fica na faixa visível(VlS) e de quase- infravermelho (NIR), por exemplo, na faixa da extensão de onda entre 500 nm e 850nm e possui uma distribuição espectral de acordo com a composi- ção da substância, como será explicado mais abaixo com referência à figura

5. Portanto, a luz de análise 4 contém espectros na faixa de extensão da 20 onda relevante para identificar a composição da substância quantitativa na região da medição 3, isto é, tipicamente a composição da substâncias do sangue arterial e do tecido. O mesmo dispositivo pode também ser usado para determinar a concentração de açúcar no sangue se a faixa da extensão da onda for modificada, tipicamente para 800 nm a 1200 nm. 25 A luz de análise 4 atinge uma abertura 7 via um espelho de de- flexão 5 e uma unidade ótica formadora de imagem 6. A unidade ótica for- madora de imagem 6 serve como lente objetiva de entrada para a unidade de espectrômetro 22. A abertura 7 tem um desenho alongado, de preferên- cia como uma fenda ou rasgo, por exemplo, com uma largura tipicamente de 30 10 µm a 30 µm e estende-se na direção horizontal ou na direção de z (per- pendicular ao plano do desenho na figura la). Se outros elementos óticos tais como, por exemplo, filtros ou outros espelhos forem inseridos no trajeto de feixe, isto deverá ser levado em conta consequentemente; de acordo com a invenção, tudo que é relevante é que a região de medição 3 é formada em ^ imagem na fenda de abertura 7 de tal modo que sua extensão na direção de

- z corresponde à direção da fenda. 5 A tira da imagem da região de medição 3 que é permitida passar através da abertura 7 é ejetada como luz contra um gradeamento de difra- ção 9 via uma segunda unidade ótica formadora de imagem 8. Paras medi- ções do valor de sangue dentro do escopo de monitoração, o gradeamento é tipicamente um gradeamento "holográfico de fase de volume" transmissivo

10 com uma extensão da onda flamejante na região de 700 nm e aproximada- mente 300 - 600 I/mm.

Para medições de açúcar no sangue, o gradeamen-

. to é, por exemplo, um "gradeamento de transmissão holográfica de fase de volume" com 600 l/mm na região de 900 nm (produtor: Wasatch Photonics). O gradeamento 9 é projetado e disposto de tal modo que haja uma variabili-

15 dade dispersiva da extensão das onda da luz de análise 4 perpendicular à direção da fenda na abertura 7, isto é, na direção transversal ou direção de y; as concretizações modificadas são consequentemente também possÍveis aqui.

A luz difratada é formada em imagem como imagem de difração em uma superfície de sensor 11 de um sensor de imagem 12 via uma terceira

20 unidade ótica formadora de imagem 10. Portanto, uma imagem de d ifração da abertura 7 ou a sua fenda é formada em imagem na superfície de sensor 11, com a extensão longitudinal da fenda (na direção de Z) em uma direção e a variabilidade dispersiva de extensão de onda da imagem de difração na outra direção.

Para medições do valor de sangue dentro do escopo de moni-

25 toração, o sensor de imagem é tipicamente um sensor de câmera de CMOS do tipo Aptina MT9m032 (1,6 MP) ou MT9P031 (5 MP). Por meio do exemplo, o uso é feito de um sensor por Photonfo- cus (tipo A13121, 60 d8) ou por "Cypress" (tipo IBIS5, 1,3 megapixels, 64 d8). 30 A figura lb ilustra uma vista em planta do arranjo, a figura 2 mostra esquematicamente um dispositivo de acordo com a invenção.

Os vários componentes , em particular duas fontes de Iuz 20a/20b, os espelhos acima mencionados 5, unidades óticas 6,8 e 10, a abertura 7 e o gradea- mento de difração 9, são dispostos dentro de um invólucro 16. +

Além do mais, no invólucro 16 há também unidade de eletrôni-

- cos 13, que tem um micro-controlador (por ex., um componente de FX2 por 5 Cypress) com conversão rápida de dados em série (por ex., USB2/USB 3) . Os reguladores de corrente constante de LED podem também ser alojados aqui.

Um conector de cabo de USB 14 possibilita a transmissão de dados em série e o fornecimento da força da cabeça do sensor.

O invólucro 16 é tipicamente uma parte moldada por injeção feita 10 de um material de polímero.

Se o uso for feito de lentes de conhecidas len- - tes objetivas miniaturizadas com um diâmetro de invólucro de aproximada- mente 12 mm, é possÍvel conseguir dimensões de alojamento do sensor de . aproximadamente 10 x 15 x 50 mm.

Alternativamente, o uso pode também ser feito diretamente das lentes objetivas com diâmetros do invólucro de 8 15 mm.

O invólucro 16 tem um formato como resultado do que pode ser provido no ponto de medição, por ex.no lóbulo da orelha ou no dedo ou, no caso da aplicação na diálise ou no campo não médico, também por exemplo, nas linhas para transportar o meio de medição.

Além do mais, o invólucro pode adicionalmente ser provido com meio de fixação que são conhecidos por si 20 das pessoas versadas na técnica.

Na região em que a luz sai ou entra, o invólucro 16 é vedado com uma janela de vidro não refletiva.

Aqui, uma parede de separação 17 separa duas regiões de irra- diação diferentes 3', 3" para distinguir entre uma medição de reflexão (região de irradiação 3') e uma medição de transmissão (região de irradiação 3"), ver 25 também figura 3b neste contexto.

Como um resultado da forte mudança dos coeficientes de extin- ção molar na faixa espectral, é importante realizar os registros tanto no mo- do de reflexão como no modo de transflexão.

As figuras 3a e 3b enfatizam duas opções para como isto pode ser conseguido usando um sistema de 30 sensor.

A figura 3a provê uma separação espacial-"temporal". Aqui, primeiramente, há uma iluminação pulsada, curta, da região 3' (ver figura 2)

para uma medição de reflexão.

Neste caso, a unidade de espectrômetro 22 com a lente objetiva de entrada é direcionada na Iinha de formação de ima- gem 15. Após a imagem ser lida, uma segunda fonte de luz pulsada é ativa- da, que ilumina a região 3" na pele.

Aqui, a luz não pode atingir a linha de registro 15 diretamente através da parede divisória 17. A luz move-se atra- vés do tecido em uma forma transflexão, e, no processo, parte re-emerge na linha de registro 15, que é então utilizada para a avaliação transmissiva dos sinais.

Na opção ilustrada na figura 3b, a luz é apenas irradiada para a região 3'. Todavia, a unidade de espectrômetro 3' é direcionada ao longo de toda a região 3' e 3" na linha 15. Como resultado da resolução espacial no conjunto, é possÍvel diferenciar entre a luz das duas regiões 3' e 3". Como um resultado da parede divisória 17, é apenas um sinal transmitido que é registrado em 3". As diferenças na intensidade das regiões 3' e 3" que de- vem ser esperadas no sensor podem ser compensadas por um filtro de den- sidade neutra fixamente inserido no trajeto de feixe a jusante da abertura de entrada 7 ou a montante da superfície de sensor 11. A figura 4 mostra um diagrama em bloco de uma concretização vantajosa do sistema de sensor.

A unidade de iluminação 20 emite a luz 2 contra a região de medição 3. Como descrito acima, esta luz agora está, em um modo de reflexão ou modo de transflexão, acoplada na unidade de es- pectrômetro 22 em uma forma modificada como Iuz de análise.

Após uma fenda espectral na unidade de espectrômetro 22, a luz difundida 23 é emitida para o sensor de imagem 11. O sensor de imagem 11 consiste de foto - elementos individuais 24 dispostos em uma matriz.

O sensor de imagem 11 é um sensor de câmera digital de CMOS bidimensional : como indicado no diagrama em bloco da figura 4, tem um conjunto de pixel de pixels individu- ais, que são sensíveis na faixa expectral de VlS e VNIR e dispostos em um arranjo de matriz.

Em uma direção (p.ex. direção x ) , os componentes da luz nas diferentes extensões de ondas são formados em imagem nos pixels in- dividuais como um resultado da luz sendo difundido.

Um espectro da luz de análise é, portanto, capturada em uma fileira de sensor na direção x.

Uma pIuralidade de fileiras de medição do sensor são paralelas adjacentes uma da oura na direção Y.

Um espectro da luz de análise é medido em cada uma destas fileiras.

Como um resultado da pIuralidade de fileiras paralelas, adja- centes, tipicamente 1000 fileiras (ou tipicamente 2000 fileiras no caso de 5 sensores de 4 MP ou 5MP) sendo lidas e adicionadas é possÍvel, de acordo com a invenção, para gerar um sinal com uma razão de sinal em relação ao ruldo melhorada.

Os sinais fotoelétricos são já amplificados e digitalizados no sensor.

Estes sinais são então transmitidos em paralelo ou em série para um 10 microprocessador 26 via uma linha de conexão 25. O microprocessador 26 primeiramente gera uma conversão de sinais; em segundo lugar, também

- assume o controle das unidade de iluminação de LED 20 via uma linha de controle e parametrização do sensor de imagem 11 via uma linha de para- metrização 27. 15 Tal sensor de imagem de CMOS 11 torna possÍvel com um re- gistro da imagem simples registrar até um mil espectros, isto é, um espectro por fileira, simultaneamente, por exemplo, com uma profundidade de dados de 12 bits.

Cada um destes espectros portanto corresponde ao espectro de um elemento de imagem da abertura, isto é, corresponde à uma subdivisão 20 da abertura em formato de rasgo 7 como pelo número de pixels do sensor que são dispostos um seguinte ao outro na direção de Y (ver figura la). O sensor de imagem 11 pode repetir o registro de uma imagem com, por ex. uma taxa de repetição de imagem de p.ex.50 registros por se- gundo . Uma vez que,de acordo com a invenção, apenas uma pequena faixa 25 espectral na faixa entre 800 nm e 1200 nm é relevante para medições de açúcar no sangue ou outros porque apenas uma região espacial restringida necessita ser Iida, é possÍvel usar registro de imagem parcial que é possÍvel em tais sensores de imagem 11 de tal modo que as imagens parciais são ajustadas como "região de interesse" (ROl), tornando possível ler apenas a 30 região da imagem ajustada de interesse (correspondente a uma faixa de fre- quência desejada) do sensor de imagem 12 enquanto ao mesmo tempo mantendo a taxa de dados básicos (taxa de pixel); isto aumenta o número de quadros transmitidos, isto é, imagens ou imagens parciais,por segundo.

Ainda, o microprocessador 26 via uma Iinha de comunicação 29 - assume a comunicação com um processador principal 30 do sistema.

Aqui,

- o dado de imagem é transmitido para o processador principal 30 e o proces- 5 sador principal provê o sistema de sensor 33 com o dado de parametrização.

A força do sistema de sensor 33 é também fornecida via a linha de comuni- cação 29. Uma concretização vantajosa da conexão é uma conexão de USB, que simultaneamente possibilita uma alta taxa de transferência de dado e um fornecimento de voltagem com 5 volts.

O processador principal 30 é pro- lO vido com um display e unidade de input 31, por meio do qual os parâmetros relevantes de sistema podem ser ajustados por um usuário e o dado corren-

- temente estabelecido pode ser ilustrado.

O processador, a memória e o ter- minal de usuário podem ser alojados em uma unidade 32, que pode ser ins- talada numa distância do paciente.

O processador principal é tipicamente 15 um computador dual-core, com processamento da imagem que ocorre no primeiro core e a avaliação do dado para determinar os valores de tecido e sangue que ocorre no segundo core.

A figura 5 ilustra esquematicamente o perfil do tempo típico dos sinais durante a medição de sangue in-vivo.

Aqui, o sinal ótico possui um 20 componente constante e um componente pulsátil.

O componente constante, ou, mais precisamente, o componente que apenas sofre mudança a longo termo, entra primeiramente do sangue venoso e em segundo lugar deverá ser além do mais dividido em duas regiões.

Um componente é dependente dos conteúdos do tecido e outro componente depende das propriedades de 25 dispersão do tecido, que influencia os trajetos de Iuz reais.

O componente pulsátil é gerado pelo coração que bombeia o sangue arterial.

A absorção no sangue arterial não é a mesma no sÍstole e no diástole. lsto permite uma diferenciação.

Aqui, o sangue de oxigênio fortemente saturado é bombeado para a parte do corpo medida.

Aqui, a saturação do oxigênio da hemoglobina 30 em um corpo saudável fica na região de 95% a 99%. O componente de sinal pulsante é dependente de extensão de onda e depende do ponto de medi- ção e do tipo de medição 9 refletivo/transmissivo.

Além do mais, faz uma diferença se o ponto de medição for aquecido.

No caso das medições do dedo de humanos saudáveis, o componente pulsátil pode (no caso de medi- . ções transmissivas ) ficar entre 3% e 2O°/q.

No caso de medições refletivas,

· por ex. no lóbulo da orelha, o valor pode ser 0,5% a 1,5%. O componente 5 pulsante é mesmo mais baixo no caso de pacientes com pobre perfusão ou problemas agudos.

O pulso e o teor de oxigênio ou o teor de açúcar no sangue de- vem ser determinados a partir deste pouco componente.

De acordo com a invenção, os espectros podem ser registrados muito rapidamente (aproxi-

Y- lO madamente 50 — 100 Hz) e aproximadamente 1000 espectros individuais podem ser adicionados para formar um espectro em cada registro.

Usando isto, é possivel na espectroscopia separar o componente constante e com- . ponente pulsante no espectro.

A figura 6a iiustra o espectro de uma unidade de iluminação de 15 LED típica para monitorar aplicações.

O sistema requer uma unidade de ilu- minação que provê luz na faixa espectral entre 500 nm e 850nm.

É mostrado aqui o espectro de um LED de banda Iarga apropri- ada que, como um LED de Iuz branca, possui um emissor azul (450 nm) pa- ra excitar um corante.

Este LED tem uma boas distribuição da intensidade, 20 particularmente na faixa espectral entre 500 nm e 650 nm.

Dependendo do campo de aplicação, o uso podia também ser feito de um LED de luz branca com uma temperatura substancialmente de "color" inferior , o uso podia ser feito de compostos de diferente corante ou LEDs de mono cromo adicional podia adicionalmente ser adicionado à iluminação. 25 A figura 6b mostra a curva de absorção de água e o seu segun- do derivado.

Água tem uma fraca banda de absorção a 730 nm e 830 nm(combinação de vibração àVj + bv3; com a + b = 4). Todavia, isto pode ser avaliado bem usando a técnica apresentada aqui.

Uma vez que a litera- tura tem relatado que o componente de água no sangue humano é muito 30 constante e fica entre 80 e 85% em volume, é possÍvel, no componente pul- sátil, realizar uma determinação absoluta da concentração via o sinal de á- gua também. lsto pode ser de modo simiiar apiicado durante a monitoração e durante por ex. a medição do açúcar no sangue.

@ Em contraste, as medições do açúcar no sangue requerem uma unidade de iluminação que provê luz na faixa espectral entre 800 nm e 1200 · nm (não mostrada). 5 A figura 7 mostra espectros relevantes de hemoglobina oxigena- da (HbO2) e ainda derivados de hemoglobina como um espectro de absor- ção e como um primeiro e como segundo derivado, em que a extensão da onda À de 500 nm - 800 nm é plotado na abscissa. Este dado muito preciso conhecido possibilita o cálculo dos componentes das substâncias usando

K 10 regressões multivariadas previamente descritas. O que é importante neste caso é que a técnica apresentada po- · de ser usada não apenas para avaliar os sinais de absorção,porém também para realizar uma delineação muito precisa das outras substâncias pela utili- zação do segundo derivado. Um método de análise estatístico multivariado é 15 opcionalmente usado para avaliação. Os espectros individuais de todas as substâncias que são relevantes e a serem identificadas são vantajosamente medidas e armazenadas previamente. As figuras 8 a 11 mostram um desenho específico de um sensor e medições com o mesmo. 20 A figura 8 ilustra simulações de diferentes espectros. Os espec- tros na coluna do lado esquerdo foram gerados na base de um primeiro tipo de um sensor 9 com 38.10 d8) . Os espectros na coluna do lado direito fo- ram gerados na base de um segundo tipo de um sensor 9 com 64 d8). Por meio do exemplo, td sensor é o sensor de imagem de CMOS de megapixel 25 de 1.3 IBIS5-B-1300 por Cypress com 1280 x 1024 pixels com dimensões de pixel de 6,7 µm x 6,7 µm. Para os propósitos da simulação, 5 espectros mui- to bem medidos foram tomados como um ponto inicial. Destes, respectiva- mente 30 espectros individuais são gerados, nos quais um ruído de sensor artificial é sobreposto. O resultado é plotado. Mostra-se que a dispersão se- 30 ria esperada no caso de medições individuais. Do topo para o fundo, as várias ilustrações mostram a influência do número de integrações de espectros. As üustrações mostram o segundo derivado do espectro gerado em um dedo humano, na faixa da extensão da onda entre 890 e 920 nm.

Do topo para o fundo, as ilustrações individuais 0 mostram o mesmo número de espectros (simulados), que foram gerados

" pela adição de um número de espectros individuais, cujos aumentos do nú- 5 mero de espectros caem.

Aqui, 1000 fileiras já estão integrados em um 'quadro". A ilustração mais do topo mostra 1 quadro.

A ilustração mais do fundo mostra 3000 quadros.

A figura 9 mostra uma concretização preferida do dispositivo 1 de acordo com a invenção.

Nesta figura , os mesmos sinais de referência 10 indicam os mesmos componentes que nas figuras precedentes.

O dispositi- . vo 1 tem um invólucro, em que os vários componentes óticos e eletrônicos

· são dispostos.

A medição é realizada em um dedo.

O dedo é guiado para a região de medição 3. Este sensor é particularmente apropriado para a medi- ção do açúcar no sangue.

Um LED de banda Iarga 20 tipicamente emite luz 15 na faixa espectral entre 800 e 1200 nm na direção da região de medição 3. O invólucro 16 tem ma abertura para a emergência da luz.

A abertura pode ser coberta por uma cobertura 19 que é transparente para a luz emergente.

A luz que re-emerge através do dedo é roteada para o invólucro 16 através de uma segunda abertura no invólucro 16, que é similarmente provido com 20 uma coberta 19 que é transparente à luz.

A luz é defletida para um gradea- mento de difração 9 via um arranjo de espelho 5, uma abertura de fenda 7 e uma primeira unidade ótica forrnadora de imagem 8. O gradeamento de di- fração 9 difunde a Iuz em um modo dependente da extensão da onda e tra- mita-se para a superfície de sensor 11 do sensor de imagem 12 via uma se- 25 gunda unidade ótica formadora de imagem 10. O sensor de imagem 12 e o LED 20 são dispostos em um painel de circuito impresso comum 18 no invó- lucro 16. O painel de circuito impresso 18 é ainda provido com componentes eletrônicos para controlar o LED 20 e o sensor de imagem 12. Em particular, o painel de circuito impresso 18 também tem um controlador de USB 36 e 30 conectores de USB (não ilustrados em maiores detalhes). Esta interface de USB primeiramente possibilita um fornecimento de energia ao dispositivo 1. Em segundo iugar, ela possibilita a inter-comutação de dados com um com-

putador externo ou instrumento de display.

Tipicamente, 4 x 4 pixels são combinados no sensor (guardados). O dado combinado assim é transmitido para um computador via a interface de USB.

ALos espectros são adiciona- dos após a remoção da distorção ótica estática do sensor.

Um LED de alta força é usado como um LED.

Acromatos apro- priados são usados como lentes.

O gradeamento é um gradeamento otimi- zado de acordo com a faixa espectral, tipicamente tendo 300 l/mm ou 600 l/mm.

A figura 10 mostra o perfil de tempo de um espectro capturado pelo sensor como pela figura 9. O espectro foi medido em um dedo na faixa espectral entre 500 e 850 nm em um modo de transflexão (acoplado para o tecido em um ponto e desacoplado em um outro ponto no mesmo Iado). A figura 10 mostra os perfis de tempo dos espectros com duas diferentes pres- sões de contato (baixa pressão de contato entre 0 e aproximadamente 10 s e de 20 s para frentel pressão de contacto mais alta entre aproximadamente 10 e 20 S). O pulso pode facilmente ser identificado na faixa espectral entre 520 e 580 nm como um resultado de forte absorção do Hb oxidado.

O pulso pode similarmente ser evidentemente identificado na faixa entre 650 e 850 nm uma vez que a luz penetra mais profunda para o dedo e mais sangue arterial contribui para o sinal aí.

Estas duas regiões são indicadas pelo nú- mero 1 na figura 10. Pelo contraste, no caso de pressão de contacto mais forte entre 10 e 20S, o pulso é significativamente menos pronunciado.

Assim, cuidado tem de ser tomado, particularmente na monitoração em que uma medição de pulso resolvido é importante, que a pressão de contacto não seja tão grande.

Em número 2 é possivel identificar os formatos da banda carac- terística de hemoglobina oxigenada (sangue arterial de HbO2). Há um pico duplo em 540/578 nm.

Há muito baixa absorção na faixa entre 660 e 680 nm.

O número 3 na figura 10 mostra uma banda de absorção da he- moglobina desoxigenada a 760 nm.

Nas extensões das ondas mais curtas, a absorção reduz forte- mente a pressão de contacto relativamente alta (número 4 na figura 10). A absorção reduz-se porque relativamente menos sangue é disponível (o san- gue é pressionada do dedo)- . Os deslocamentos da banda dupla de absorção (indicada pelo

· número 5) provê informação no aspecto do conteúdo de HbCO no sangue. 5 A região a 650 nm indicada por 6 serve para identificar o teor de metomoglobina (Methb). A figura 11 mostra o segundo derivado dos espectros mostrados na figura 10. É conhecido por si trabalhar com o segundo derivado dos es- pectros (espectroscopia de derivado). É possÍvel remover todos os compo-

lO nentes constantes do espetro usando isto.

Como resultado, é possÍvel remo- . ver os artefatos resultantes das variações na iluminação, e também dos dife- rentes níveis de luz como um resultado da dispersão do tecido.

Além do mais, a informação significativa é simplificada.

O uso de derivados é particu- larmente útil se absorção máxima dos componentes nas misturas de uma 15 pluralidade de substâncias apenas tiverem menores diferenças ou forem sobrepostos.

O segundo derivado provê muita informação adicional.

O pulso pode também ainda ser identificado no segundo derivado.

Todavia, é apenas pronunciado em que há uma grande diferença na absorção entre o sangue arterial (Hb02) e tecido/sangue venoso.

Isto é particularmente o caso na fai- 20 xa espectral entre 600 e 630 nm (indicada em número 1). As absorções são menos diferentes na faixa espectral de onda mais longa.

A amplitude do pul- so do segundo derivado é portanto significativamente mais baixa (ver o nú- mero 2 na região central na figura 11). O pulso é também menos identificável no segundo derivado no 25 caso de uma forte pressão de contacto.

No número 3, não há apenas uma mudança na amplitude de pulso, porém também no formato e na posição das bandas de absorção quando a pressão é aumentada. lsto mostra que o sangue arterial em particular é pressionado do dedo quando a pressão é aumentada. 30 O pico duplo da hemoglobina oxigenada (indicada por número 4) é claramente identificável no segundo derivado.

O componente de Hb desoxigenado (HPlb) é maior no tecido e no sangue venoso.

A banda de absorção significativa neste caso fica em 760 nm.

Dificilmente muda-se como uma função da pressão de contacto uma vez que o sangue arterial é quase completamente oxigenado.Da razão entre a intensidade desta banda e a hemoglobina oxigenada (identificável pelo pico duplo na região 4), é possÍvel determinar a saturação de oxigênio do tecido (StiO2). É possÍvel determinar a concentração de HbCO do segundo de-

rivado e, em particular, do seu perfil da cuNa e das posições dos picos de absorção individuais.

As concentrações podem ser determinadas como um resultado dos conhecidos coeficientes de absorção dependentes da exten- são da onda de HbO,, HHb, HbCO e HbMet.

A fim de analisar os teores de sangue ou as suas mudanças, é expediente capturar o dado em uma forma de tempo resolvido(e portanto, pulso resoivido). lsto torna possÍvel, em uma forma de meta traçada, para capturar dado separadamente do sÍstole e do diástole, e também para anali- sar isto separadamente (ver também a ilustração na figura 4, em que altas absorções indicam o sÍstole e relativamente baixas absorções no sangue arterial indicam o diástole). Em particular, o espectro puro do componente de sangue arterial emerge da diferença entre os espectros do diástole e do sÍs-

tole.

Todavia, como mostrado na figura 5, a diferença na absorção ente sÍs- tole e diástole é relativamente pequena em comparação à absorção total.

Como um resultado da grande absorção total, é apenas os baixos sinais de luz que estão ainda presentes no sensor.

Uma vez que, de acordo com a invenção, os espectros de uma pIuralidade de fileiras adjacentes de um sen-

sor bidimensional são registrados simultaneamente e adicionados juntos, um sinal com uma qualidade suficientemente alta é obtido.

Portanto, é também possÍvel avaliar espectros de muito pequena diferença entre sÍstole e diásto-

e.

Claims (24)

REIVINDICAÇÕES

1. Dispositivo para identificar e monitorar conteúdos ou proprie- - dades de um meio de medição, em particular valores de sangue fisiológico, · contendo pelo menos uma fonte de luz (20; 20a, 20b) para gerar luz cle ban- 5 da larga (2; 2a; 2b), de preferência pelo menos compreendendo 500 nm a 850 nm e/ou 800 nm a 1200 nm, mais particularmente um LED, para atuar em uma região de medição (3; 3',3"), meios para difundir a Iuz de análise (4) de acordo com a sua ex- tensão da onda, cuja Iuz de análise (4) tem sido retornado pelo menos por 10 um ponto de medição (3; 3', 3") ou tem passado através do ponto de medi- . ção,

P um conjunto de sensor bidimensional (11), mais particularmente um conjunto de CMOS bidimensional , para registrar a luz de anájise difun- dida (13), cujo conjunto de sensor é disposto de tal modo que a luz com dife- 15 rentes extensões de onda impinge nos diferentes pontos do conjunto de sensor (11), com o dispositivo (1) de preferência tendo um invólucro (16) e senso projetado como conjunto compacto que contém pelo menos a fonte de luz (20; 20a, 20b), o meio para difundir (9) e o conjunto de sensor (11). 20 2. Dispositivo de acordo com a reivindicação 1, caracterizado pelo fato de que o invólucro (16) é projetado para ser afixado em um ponto no corpo de um paciente humano, mais particularmente ao dedo ou um Ióbu- lo da orelha ou a uma linha para o meio de medição.

3. Dispositivo de acordo com as reivindicações 1 e 2, caracteri- 25 zado pelo fato de que o meio para dispersar tem um gradeamento de difra- ção (9), mais particularmente um gradeamento holográfico.

4. Dispositivo de acordo com uma das reivindicações 1 a 3, ca- raderizado pelo fato de que o dispositivo (1) tem uma abertura de fenda (7) que é disposto entre uma região de entrada para a luz de análise (4) e o 30 meio (9) para dispersão.

5. Dispositivo de acordo com uma das reivindicações 1 a 4, ca- racterizado pelo fato de que, com relação ao meio (9) para dispersar a luz, a abertura da fenda (7) é disposta de tal modo que uma imagem alongada é

T criada em uma direção diferente, de preferência perpendicular à imagem alongada.

.

6. Dispositivo de acordo com uma das reivindicações 1 a 5, ca- 5 racterizado pelo fato de que o dispositivo tem um conversor analógico/digital.

7. Dispositivo de acordo com uma das reivindicações 1 a 6, ca- racterizado pelo fato de que o dispositivo tem um amplificador, que pode de preferência ser parametrizado.

8. Dispositivo de acordo com uma das reivindicações 1 a 7, ca- lO racterizado pelo fato de que o dispositivo tem um conector para uma cone- - xão de comunicação elétrica (29) e em que o dispositivo mais particularmen-

W te não tem conectores para guiar a luz para o mesmo ou distante dai.

9. Dispositivo de acordo com uma das reivindicações 1 a 8, ca- racterizado pelo fato de que o dispositivo é projetado para medir transmissão 15 e reflexão.

10. Dispositivo de acordo com a reivindicação 9, caracterizado pelo fato de que o dispositivo tem um arranjo de computador (26), que é pro- jetado de tal modo que é alternadamente possÍvel para realizar uma medi- ção de transmissão e uma medição de reflexão, com o dispositivo tendo uma 20 primeira fonte de Iuz para realizar uma medição de reflexão por iluminar uma primeira região de medição (3') e uma segunda fonte de luz (20b) para ilumi- nar uma segunda região de medição (3") para realizar uma medição de transmissão.

11. Dispositivo de acordo com a reivindicação 9, caracterizado 25 pelo fato de que o dispositivo é provido com meios (17) para separar a luz de análise (4) fora de uma região de reflexão (3') e uma região de transmissão (3").

12. Dispositivo de acordo com uma das reivindicações 1 a 11, caracterizado pelo fato de que o dispositivo é projetado para varredura com 30 uma frequência > 50 Hz, com isto sendo possÍvel estabelecer um compo- nente de tecido e um componente pulsátil dos valores de sangue fisiológico medidos.

13. Dispositivo de acordo com uma das reivindicações 1 a 12, caracterizado pelo fato de que de preferência um arranjo de computador ex- . terno (26, 30) é atribuído ao dispositivo, o dito arranjo do computador sendo " projetado de tal modo que as medições podem ser realizadas em um modo 5 de tempo resolvido.

14. Dispositivo de acordo com uma das reivindicações 1 a 13, caracterizado pelo fato de que uma disposição de computador preferivel- mente externo (26, 30) é atribuído ao dispositivo, o dito arranjo do computa- dor sendo projetado de tal modo que seja possível estabelecer um segundo b 10 derivado dos espectros capturados e que os valores de sangue fisiológico em particular possam ser estabelecidos na base deste segundo derivado.

· 15. Dispositivo de acordo com uma das reivindicações 1 a 14, caracterizado pelo fato de que o conjunto de sensor bidimensional (11) é disposto de tal modo que a Iuz de analise dispersa impinge em uma plurali- 15 dade de fileiras adjacentes do conjunto de sensor bidimensional (11) e com o dispositivo (1) tendo um arranjo de comutador que é projetado para adicio- nar os espectros gerados pelas fileiras adjacentes.

16. Combinação de um arranjo de computador externo (32) e um dispositivo como definido em uma das reivindicações 1 a 15, em que o dis- 20 positivo (1) e o arranjo de computador (32) são ou podem ser interconecta- dos por meio do cabo de comunicação (29).

17. Método para identificar e monitorar os conteúdos ou proprie- dades de um meio de medição, em particular valores de sangue fisiológico de um ser vivo, consistindo de seguintes etapas, em particular em conjunção 25 com um dispositivo como definido em uma das reivindicações 1 a 15: -aplicar luz (2; 2a, 2b) de uma fonte de luz de banda larga (20; 20a, 20b) em pelo menos a região de medição (S 3', 3"), -capturar luz de análise (4) retornada em modo de reflexão el ou transmissão, 30 -realizar dispersão dependente da onda da luz de análise captu- rada (4) e formação de imagem dos componentes dependentes da extensão da válvula , individual, da luz de análise capturada (4) em um conjunto de sensor bidimensional (11), mais particularmente em uma câmera de CCD e bidimensional para gerar um espectro, -avaliar o espectro gerado assim para estabelecer os conteúdos " ou propriedades do meio de medição, em particular os valores de sangue, 5 em que um invólucro é aplicado, em particular com antecedência, à uma região de medição (3; 3', 3") de um ser vivo em particular, cujo invólu- cro contém a fonte de luz e o conjunto de sensor.

18. Método de acordo com a reivindicação 17, caracterizado pe- lo fato de que a luz de análise (4) é difundida em um gradeamento de difra- lO ção (9).

19. Método de acordo com a reivindicação 17 ou 18, caracteri- zado pelo fato de que a luz de análise (4) é capturada em um modo de refle- xão e em um modo de transmissão.

20. Método de acordo com uma das uma das reivindicações 17 15 a 19, caracterizado pelo fato de que a luz de anáiise (4) é avaliada em um modo de tempo resolvido.

21. Método de acordo com uma das reivindicações 17 a 20, ca- racterizado pelo fato de que o segundo derivado dos espectros capturados é estabelecido para estabelecimento dos valores de sangue fisiológico.

20 22. Método de acordo com uma das reivindicações 17 a 21, ca- racterizado pelo fato de que a varredura é realizada a uma frequência maior que 50 Hz e em que um componente de tecido e um componente pulsátil dos valores de sangue fisiológico medidos são estabelecidos.

23. Método de acordo com uma das reivindicações 17 a 22, ca- 25 racterizado pelo fato de que a luz de análise difundido é formada em imagem em uma pluralidade de fileiras adjacentes do conjunto de sensor (11) e em que os espectros gerados pelas fileiras individuais são adicionados.

24. Produto de programa de computador, que realiza um método como definido em uma das reivindicações 17 a 22, quando é executado em 30 um computador.