DE102008032980B4 - Sonde und Vorrichtung für die Messung dielektrischer Materialeigenschaften - Google Patents

Abstract

Sonde für die Messung von dielektrischen Eigenschaften eines Materials, umfassend ein Array (1) aus mindestens zwei koaxialen Einzelsonden (2), wobei jede Einzelsonde mindestens einen Innenleiter (3), mindestens einen Außenleiter (4) und mindestens ein zwischen Innenleiter (3) und Außenleiter (4) angeordnetes Dielektrikum (5) umfasst, dadurch gekennzeichnet, dass jede Einzelsonde (2) mindestens eine den Außenleiter (4) umgebende Isolationsschicht (6) umfasst, und dass ein unterer Abschnitt der Einzelsonden (2) frei von der Isolationsschicht (6) ist.

Description

• Die Erfindung betrifft eine Sonde nach Anspruch 1 zur Anwendung in der parelektrischen Spektroskopie, eine Vorrichtung nach Anspruch 7, ein Verfahren nach Anspruch 9 und ein Computerprogramm nach Anspruch 15 zur Bestimmung von dielektrischen Materialeigenschaften mittels parelektrischer Spektroskopie.
• Die Analyse der Eigenschaften von belebter und nichtbelebter Materie, z. B. die Untersuchung der dielektrischen Eigenschaften von verschiedenen Molekülen oder die Betrachtung von Veränderungen von inneren und äußeren Oberflächen des Menschen, ist für die Materialwissenschaft oder für eine erfolgreiche medizinische Behandlung von großer Bedeutung.
• Im Bereich der Materialwissenschaft werden u. a. Ultraschall-, Röntgen-, Rasterkraft-, Kernspinresonanz-Spektroskopie und mechanische Prüfverfahren eingesetzt.
• Die derzeit in der medizinischen Diagnostik verbreiteten Analyseverfahren basieren u. a. auf Messung der kernmagnetischen Resonanz (NMR), Ultraschall, Röntgenstrahlung oder optischen Verfahren wie digitale Auflichtmikroskopie, Fluorenzspektroskopie oder Optical Coherence Tomography (OCT).
• Nichtinvasive Analysemethoden basierend auf der Messung von elektrischen Eigenschaften von Haut oder Gewebe sind ebenfalls bekannt.
• So wird in der US 5,143,079 eine Vorrichtung zum Nachweis von Gewebetumoren, insbesondere in weiblichem Brustgewebe, durch Bestimmung der Dielektrizitätskonstante offenbart. Dabei wird eine hexagonale Sonde auf die Brust der Patienten aufgelegt, wobei die Patientin bei der Messung auf einer geerdeten Platte oder Tisch liegt.
• Aus der DE 69412030 T2 ist eine Sonde bekannt, die einen ersten Sensor zur Erfassung einer Reaktion von Gewebe auf elektrischen Strom aus einer elektrischen Stromquelle und einen zweiten Sensor zur Erfassung einer Reaktion von Gewebe auf elektromagnetische Strahlung aus einer elektromagnetischen Stromquelle umfasst.
• Beide Methoden sind wiederum mit einem erheblichen Geräteaufwand verbunden.
• Die parelektrische Spektroskopie stellt eine weitere Alternative zur nichtinvasiven Bestimmung von Gewebe- und Materialeigenschaften dar. Im Rahmen der parelektrischen Spektroskopie werden spezifische elektrische Eigenschaften wie Dielektrizitätskonstante und Leitfähigkeit des Gewebes oder Materials im nichtinvasiven Kontaktverfahren ermittelt. Unterschiedliche Gewebe- bzw. Materialarten weisen dabei unterschiedliche dielektrische Eigenschaften auf, die zu deren Unterscheidung herangezogen werden können.
• Die parelektrische Spektroskopie basiert auf dem Prinzip der Ermittlung der Dielektrizitätskonstante über die Polarisationsantwort biologischer und anorganischer Materialien.
• Unter Einwirkung eines äußeren elektrischen Wechselfeldes richten sich permanente elektrische Dipole z. B. auf Zellmembranen aus und bilden als Antwort auf das Wechselfeld eine Polarisation, die mit einer kleinen Koaxialsonde gemessen werden kann. Die Polarisation und die daraus berechneten parelektrischen Parameter wie Dipoldichte und Dipolbeweglichkeit werden durch die Gewebe- und Materialstruktur und durch die auf diese einwirkenden Faktoren beeinflusst.
• In einem bestimmten Volumen V einer Probe befinden sich N permanente Dipolmomente p_p, die sich in einem elektrischen Feld E ausrichten, und N_i induzierte elektrische Dipolmomente p_i, die in diesem Feld erst erzeugt werden.
• Für die parelektrische Spektroskopie sind ausschließlich die permanenten Dipole von Bedeutung. Unter Einfluss eines elektrischen Wechselfeldes E mit der Frequenz ω bilden die permanenten Dipole eine Polarisation P aus, die proportional zu den angewandten Feldstärken des angelegten elektrischen Feldes E ist.
• Das zu vermessende Gewebe bzw. Material wird dabei durch die Dielektrizitätskonstante ε charakterisiert:

  

  wobei ε₀ die Influenzkonstante ist.
• Wird eine elektrisches Wechselfeld E mit der Kreisfrequenz ω angelegt, so stellt sich eine harmonische, zeitabhängige Polarisationsantwort mit einem in Phase befindlichen Anteil P'(ω) und einen um 90° verzögerten Anteil P''(ω) ein. Das zu vermessende Material ist ebenso durch einen phasengleichen Polarisationsanteil, welcher der Dispersion ε'(ω) entspricht, und einen phasenverschobenden Polarisationsanteil, welcher der Absorption ε''(ω) entspricht, charakterisiert.
• Nach dem Modell von P. Debye (Debye, P. Polare Molekeln, Leipzig, Hirzel Verlag, 1929) wird angenommen, dass sich permanente Dipole auf Molekülkugeln des Radius r befinden und sich in einer Umgebung der Viskosität η bei der absoluten Temperatur T mit einer Autokorrelationszeit gemäß

  

  wobei k die Boltzmann-Konstante darstellt.
• Daraus ergibt sich für die Dispersion ε'(ω) die Gleichung

  

  mit ε_∞ als Beitrag der induzierten Dipole und Δε = ε_stat – ε_∞ als Beitrag der permanenten Dipole zur Polarisation. Des Weiteren wird die Größe der Relaxationzeit τ eingeführt.
• Für die Absorption ε''(ω) ergibt sich mit σ als elektrische Leitfähigkeit

  
• Zielgrößen der parelektrischen Spektroskopie sind die Dipoldichte Δε und Dipolbeweglichkeit f₀ = 1/2πτ_c1, die sich sowohl aus der Dispersion ε'(ω) mit x = ln (f/MHz) und x₀ = ln (f₀/MHz) gemäß

  

  als auch aus der Absorption ε''(ω) mit s = 18000 σ/Ωm gemäß

  

  ergeben.
• Für die nichtinvasive Messung der parelektrischen Verhaltens in einem Material wie z. B. in einem Gewebevolumen wird eine koaxiale Sonde auf die Oberfläche des Materials aufgesetzt. Von einem Hochfrequenzsender wird eine elektromagnetische Welle mit einer Frequenz zwischen 1 und 1000 MHz angelegt. Die eingespeiste Welle wird am Übergang der Sonde zur Materialoberfläche zu einem bestimmten Teil reflektiert. Der Reflexionskoeffizient ρ setzt sich aus Betrag und Phase der reflektierten Welle zusammen und wird mittels eines Frequenzanalysators wie z. B. dem Network-Analyser HP8752A bestimmt.
• Aus dem Reflexionskoeffizienten ρ werden computergestützt Dispersion ε'(ω) und Absorption ε''(ω) und daraus die Dipoldichte Δε und Dipolbeweglichkeit f₀ bestimmt (Blaschke et al., Phys. Med. Biol. 2006, 51: 1623–1631).
• Die parelektrische Spektroskopie eröffnet eine Vielzahl von Anwendungsmöglichkeiten, insbesondere auf Gebieten in denen die Verwendung von komplexen Analyseverfahren nicht möglich oder erwünscht ist.
• Die parelektrische Spektroskopie ermöglicht die Bestimmung der Effektivität von Arzneimittelträgersystemen (drug-carrier systems). So erlaubt die parelektrische Spektroskopie eine Bestimmung der Einkapselung von Pharmaka in Nanopartikel (Blaschke et al., Adv. Drug Del. Rev., 2007; 59: 403–410).
• Auch wurde bereits die Anwendbarkeit der parelektrischen Spektroskopie zur Tumordiagnose an menschlichen Stimmlippen aufgezeigt (Mahlstedt et al., Biomed. Technik, 2002, 47: 70–75). Hierbei wird eine einzelne Sonde an mehreren Messpunkten entlang der Stimmlippen angelegt und die parelektrischen Parameter bestimmt.
• Bei den bisher in der Literatur beschriebenen Anwendungsmöglichkeiten der parelektrischen Spektroskopie wurde bisher üblicherweise das offene Ende einer koaxialen Hochfrequenzleitung als Sonde verwendet.
• Als nachteilig hat sich bei der Verwendung einer einzelnen Sonde die geringe Auflösung und eine schlechte Reproduzierbarkeit der gemessenen parelektrischen Parameter, insbesondere bei einem zeitlich getrennten Aufsetzen der Sonde auf die zu vermessende Fläche, erwiesen. Eine breitere kommerzielle Ausnutzung der parelektrischen Spektroskopie als nichtinvasive Messmethode ist dadurch stark eingeschränkt.
• In der DE 101 01 460 A1 sind ein Verfahren und eine Anordnung zur Diagnostik von lebendem Gewebe mittels Hochfrequenzspektroskopie offenbart.
• Der Erfindung liegt daher das Problem zugrunde, eine Sonde für die Anwendung in der parelektrischen Spektroskopie bereitzustellen, die gegenüber den bisher bekannten Vorrichtungen eine verbesserte Auflösung der Messdaten und somit eine exaktere Bestimmung der parelektrischen Parameter von Gewebe bzw. anderen Materialien ermöglicht.
• Diese Aufgabe wird durch die Schaffung einer Sonde für die Messung von dielektrischen Eigenschaften in der parelektrischen Spektroskopie mit den Merkmalen des Anspruchs 1 gelöst.
• Danach umfasst die Sonde für die Messung von dielektrischen Eigenschaften eines Materials, insbesondere eines biologischem Materials, ein Array aus mindestens zwei koaxialen Einzelsonden, wobei jede Einzelsonde mindestens einen Innenleiter, mindestens einen Außenleiter, mindestens ein zwischen Innenleiter und Außenleiter angeordnetes Dielektrikum, und gegebenenfalls mindestens eine den Außenleiter umgebende Isolationsschicht umfasst.
• Die bisherige Verwendung von Einzelsonden erlaubt lediglich die Vermessung von einem kleinen Materialflächen, so dass wiederholte Messungen an einer Vielzahl von Messpunkten notwendig sind. Mit der erfindungsgemäßen Arrayanordnung hingegen ist die parallele Vermessung von größeren Materialflächen möglich, so dass verlässliche Messwerte bei einer reduzierten Anzahl von Messungen ermittelt werden können.
• Auch ermöglicht die erfindungsgemäße Anordnung von Einzelsonden in einem Array eine bessere Auflösung der Messwerte, so dass Material- oder Gewebeveränderungen genauer bestimmt werden können. Darüber hinaus erlaubt die Verwendung eines Arrays eine bessere Fehlerabschätzung sowie eine bessere Visualisierung der gemessenen Parameter.
• Das Array umfasst 2 bis 20 Einzelsonden, bevorzugt 5 bis 15 Einzelsonden, ganz besonders bevorzugt 7 Einzelsonden. Die Anzahl der im Array verwendeten Einzelsonden wird durch das zu vermessende Material sowie durch die zur Verfügung stehende Materialoberfläche bestimmt.
• Der Durchmesser einer Einzelsonde beträgt 1 bis 5 mm, bevorzugt 2 bis 4 mm, besonders bevorzugt 3 mm. So kann der Innendurchmesser des Außenleiters der Einzelsonde in Abhängigkeit von der gewünschten lateralen Ortsauflösung jeweils 1 mm, 2 mm, 3 mm oder 4 mm betragen.
• Die bevorzugte Länge der Einzelsonden liegt zwischen 0,5 m. und 3 m, bevorzugt zwischen 0,7 m und 2 m, besonders bevorzugt bei 1 m. Kürzere Kabel können bei starker Biegung die Phasenstarrheit beeinträchtigen, wohingegen bei längeren Kabeln die Dämpfung im oberen Bereich nicht vernachlässigbar ist.
• Als Material für den Innenleiter und/oder Außenleiter wird bevorzugt rostfreier Stahl, insbesondere des Typs X5CrNi18-8 (Handelsname V2A) verwendet, der als Komponenten Eisen, Kohlenstoff, Chrom, Nickel, Silizium, Mangan, Phosphor, Schwefel und Stickstoff enthält.
• Als Dielektrikumsmaterial werden thermoplastische Materialien, bevorzugt aus der Klasse der Polyhalogenolefine, besonders bevorzugt Polytetrafluorethylen (Teflon) eingesetzt.
• Die Kontaktfläche der Einzelsonde ist üblicherweise eben, kann aber auch geometrisch verändert werden, um eine tiefenselektive Messung des Materials zu ermöglichen.
• Ein bevorzugtes Merkmal des vorliegenden Arrays besteht in der variablen Anordnung der Isolationsschicht in den Einzelsonden. So weist ein Abschnitt der Einzelsonden mit einer Länge von 30 bis 60 mm, bevorzugt 40 bis 50 mm, besonders bevorzugt von 45 mm, der beginnend am offenen Ende sich entlang der Einzelsonden erstreckt, keine Isolationsschicht auf.
• Die Isolationsschicht der Einzelsonden erstreckt sich also vorteilhafterweise lediglich bis zu einem Abstand von 30 bis 60 mm, bevorzugt 40 bis 50 mm, besonders bevorzugt von 45 mm vom offenen Ende der Einzelsonden. Die Isolationsschicht verhindert eine gegenseitige Beeinflussung der Mantelströme. Bevorzugtes Material der Isolationsschicht ist Polyvinylchlorid (PVC).
• Der untere Abschnitt der Einzelsonden liegt somit frei von einer Isolationsschicht vor. Das Entfernen der Isolationsschicht bewirkt zum einen eine festere Verbindung der Leitergeflechte. Zum anderen wird eine dichtere Anordnung der Leitergeflechte ermöglicht, so dass die Auflösung verbessert wird.
• Die erfindungsgemäße Sonde ist bevorzugt in eine Vorrichtung eingebaut, die eine Auswertung der durch die Sonde aufgenommenen Messwerte ermöglicht.
• Die Vorrichtung umfasst neben mindestens einer Sonde, mindestens einen Sender und mindesten einen Empfänger von elektromagnetischen Wellen, mindestens ein Mittel zur Teilung eines gesendeten Signals aus elektromagnetischen Wellen, insbesondere in Form eines Leistungsteilers, mindestens einen Verzweiger, insbesondere in Form eines Richtkopplers, und mindestens ein Mittel zur Steuerung, Auswertung und Anzeige der gemessenen Werte, insbesondere in Form eines Computers.
• Die Vorrichtung umfasst bevorzugt mindestens einen Vektoranalysator.
• Vorteilhafterweise sind Empfänger, Sender, Richtkoppler, Leistungsteiler und Computer einem separatem Gehäuse angeordnet.
• Der Leistungsteiler umfasst vorteilhafterweise mindestens ein Mittel zur Aufspaltung der vom Sender kommenden Signale in jeweils gleiche von der Anzahl der Einzelsonden vorgegebene Signalanteile, mindestens ein Mittel zur Weiterleitung der Signale und mindestens ein Mittel zur Schaltung zwischen den Signalleitungen.
• Der Leistungsteiler teilt das vom Sender kommende Signal bei Einsatz eines Arrays aus mindestens zwei Einzelsonden in mindestens zwei gleiche Signalanteile auf.
• Bei einem Aufbau des Sondenarrays aus sieben Einzelsonden wird das vom Sender kommende Signal bevorzugt in acht Signalanteile aufgeteilt. Die Signalaufteilung resultiert immer in einer geraden Zahl von Kanälen, so dass bei sieben Einzelsonden ein achter Kanal als Pegelmonitor verwendet wird.
• Die Schaltung zwischen den Signalleitungen erfolgt bevorzugt mittels einer Relaisschaltlogik, die jeweils nur eines der Signalanteile freigibt. So wird z. B. bei einer Messsonde mit sieben Einzelsonden und acht Signalanteilen immer nur eines der sieben Signalanteile mit Sondenanschluss freigegeben. Es werden sieben der acht Signale nacheinander exklusiv frei geschaltet, so dass das Messsignal zu der jeweils dazugehörigen Einzelsonde bestimmt werden kann. Der achte Signalanteil dient als Pegelmonitor.
• Der spezifische Aufbau des Leistungsteilers ermöglicht somit die zeitlich aufeinander folgende Ansteuerung der Einzelsonden mit nur einem Senderausgang, die Bündelung von Antwortsignalen der Einzelsonden sowie eine Zuordnung des jeweiligen Antwortsignals zu den Einzelsonden.
• Die Messsteuerung, die Datenbankanbindung und das GUI (Graphical User Interface) erfolgt mittels entwickelter Softwarekomponenten.
• Die erfindungsgemäße Vorrichtung kommt insbesondere in einem Verfahren zur in vitro und in vivo Ermittlung von dielektrischen Eigenschaften eines Materials, insbesondere eines biologischen Materials, zum Einsatz. Gemäß dem Verfahren wird die Sonde der Vorrichtung auf mindestens einen vorbestimmten, lokal begrenzten Bereich der Oberfläche des zu vermessenden Materials aufgesetzt. An die Sonde wird im nächsten Schritt ein äußeres elektrisches Wechselfeld E mit einer Kreisfrequenz ω angelegt wird. Ein erster Datensatz wird erzeugt, der den Reflexionskoeffizienten ρ aus Betrag und Phase der am Übergang von Sonde und Materialoberfläche reflektierten elektromagnetischen Welle kennzeichnet. Basierend auf dem ersten Datensatz wird ein zweiter Datensatz erzeugt, der die Dispersion ε'(ω) und Absorption ε''(ω) des Materials kennzeichnet.
• Das an die Sonde angelegte elektrische Wechselfeld E mit einer bestimmten Kreisfrequenz ω erfährt in der Sonde eine Impedanz bzw. einen Wechselstromwiderstand Z₀. Innen- und Aussenleiter der Sonde bilden an ihrem offenen Ende einen Kondensator, der mit dem zu vermessenden Material gefüllt ist. Der Kondensator weist eine komplexe Impedanz bzw. Wechselstromwiderstand Z(ω) auf, woraus sich der komplexe Reflexionskoeffizient ρ ergibt.
• Der komplexe Reflexionskoeffizient P definiert sich aus

  

  wobei Z(ω) mit C₀ als Kondensatorkapazität und i = √ – 1 gemäß

  

  ist.
• Von diesen beiden Parametern wird der zweite Datensatz umfassend Dispersion ε'(ω) und Absorption ε''(ω) erzeugt.
• Mit Vorteil wird anschließend basierend auf dem zweiten Datensatz ein dritter Datensatz erstellt, der die Dipoldichte Δε und Dipolbeweglichkeit f₀ als Maß für die dielektrischen Eigenschaften des Materials kennzeichnet. Die Werte der Dipoldichte Δε und Dipolbeweglichkeit f₀ ergeben sich aus den Gleichungen (5) und (6).
• Die erstellten Datensätze enthalten bevorzugt numerische Daten, die jeweils einem bestimmten Abschnitt des vermessenden Materials zuzuordnen sind. So sind Dipoldichte Δε und Dipolbeweglichkeit f₀ für eine Material- oder Gewebeart spezifische Kenngrößen, die eine Abgrenzung der Material- oder Gewebearten voneinander ermöglichen. Aufgrund der hohen Sensitivität der parelektrischen Spektroskopie ist bereits eine geringe Veränderung der Material- oder Gewebeeigenschaften erfassbar.
• Die Verfahrensschritte sind bevorzugt als Programmcode formuliert, die eine Ausführung des Verfahrens auf einem Computer ermöglicht.
• Die Bestimmung der Dipoldichte Δε und Dipolbeweglichkeit f₀ aus dem Reflexionskoeffizient ρ erfolgt bevorzugt computergestützt mittels eines geeigneten Computerprogrammes. Das Computerprogramm ermittelt basierend auf den erzeugten Datensätzen den Reflexionskoeffizient ρ, die dielektrischen Parameter Dispersion ε'(ω) und Absorption ε''(ω), woraus die oben genannten Faktoren der Dipoldichte Δε und Dipolbeweglichkeit f₀ abgeleitet werden.
• Bevorzugt wird an die Sonde ein elektrisches Wechselfeld E mit einer Frequenz zwischen 0,1 bis 1000 MHz angelegt.
• Der Reflexionskoeffizient ρ wird vorteilhafterweise für 50 bis 500, bevorzugt 100 bis 400, besonders bevorzugt für 200 logarithmisch-äquidistante Frequenzwerte innerhalb des gewählten Frequenzbereiches ermittelt.
• Das erfindungsgemäße Verfahren wird bevorzugt bei der Bestimmung der dielektrischen Eigenschaften von Blut, insbesondere von Blutkonserven, und tierischer oder menschlicher Haut angewendet.
• Die Bestimmung der dielektrischen Eigenschaften von Blutkonserven erlaubt eine Aussage über die Haltbarkeit bzw. Lebensfähigkeit des gelagerten Blutes.
• Die Kriterien zur Beurteilung der Viabilität von Blutkonserven sind die Sauerstoffsättigung SatO₂ und der Hämatokritwert Hct als Maß für die Erythrozytendichte. Beide Werte können nichtinvasiv mit Hilfe der parelektrischen Spektroskopie ermittelt werden.
• Bei Anwendung des Verfahrens an tierischer und menschlicher Haut ist es möglich, bereits kleinste Veränderung des Hautgewebes zu ermitteln. So unterscheiden sich die Werte für Dipoldichte Δε und Dipolbeweglichkeit f₀ von normaler und anomaler, gesunder und krankhaft veränderter Haut erheblich.
• Somit ermöglicht das erfindungsgemäße Verfahren eine nicht-invasive und kostengünstige Methode zur frühzeitigen Erkennung von krankhaften Hautveränderungen.
• Weitere Merkmale und Vorteile der Erfindung werden bei der nachfolgenden Beschreibung von Ausführungsbeispielen anhand der Figuren deutlich werden. Es zeigen:
• 1: eine schematische Darstellung einer koaxialen Einzelsonde
• 2A: eine schematische Seitenansicht eines Sondenarrays
• 2B: eine schematische Ansicht eines ersten Querschnitts AA eines Sondenarrays
• 2C: eine schematische Ansicht eines zweiten Querschnitts BB eines Sondenarrays
• 3: eine schematische Ansicht des Aufbaus einer Vorrichtung zur Bestimmung der dielektrischen Eigenschaften
• 4: eine schematische Ansicht des Aufbaus eines in der Vorrichtung verwendeten Leistungsteilers.
• 5: ein Diagramm zur Bestimmung von Dipoldichte Δε und Dipolbeweglichkeit f₀ von gesunder Haut und eines Hautbasalioms
• 1 zeigt den Aufbau einer koaxialen Einzelsonde 2, welche einen Innenleiter 3, einen Außenleiter 4, ein zwischen Innenleiter 3 und Außenleiter 4 angeordnetes Dielektrikum und eine den Außenleiter 4 umgebende Isolation 6 umfasst.
• 2A zeigt eine Seitenansicht eines Sondenarrays 1. Das Array weist eine konische, sich zum offenen Ende verengende Form auf.
• In 2B ist der Aufbau eines Arrays 1 aus sieben Einzelsonden 2 dargestellt. Die sieben Einzelsonden 2 sind in einer dichten, raumsparenden Packung angeordnet, wobei sechs Einzelsonden um eine mittig platzierte Einzelsonde gruppiert sind.
• Ein besonderes Merkmal des Arrays 1 ist die variable Verwendung der Isolationsschicht 6. So weisen die sieben Einzelsonden 2 im Schnitt AA in 2B in einem Abstand von 45 mm vom offenen Ende der Einzelsonde jeweils eine um den Außenleiter 4 angeordnete Isolationsschicht 6 auf, während am offene Ende der Sonde im Schnitt BB in 2C die Isolationsschicht 6 um den Außenleiter 4 nicht mehr präsent ist. Somit lassen sich die als Leiter verwendeten V2A-Geflechte fester und räumlich näher verbinden, wodurch die Auflösung der Sonde verbessert wird.
• 3 stellt eine schematische Darstellung einer Vorrichtung dar, die eine Auswertung der durch das Sondenarray 1 von einer Probe 14 aufgenommenen Messwerte ermöglicht.
• Die Vorrichtung 7 weist einen Sender 8 und einen Empfänger 9 auf, die Teil eines Computers 12 sind. Des Weiteren umfasst die Vorrichtung 7 einen Richtkoppler 10 und einen Leistungsteiler 11. Der Computer 12 steuert den Leistungsteiler 11 mittels der Verbindung 15. Empfänger 8, Sender 9, Computer 12, Richtkoppler 10 und Leistungsteiler 11 befinden sich in einem separaten Gehäuse 13.
• In 4 ist der Aufbau eines Leistungsteilers 11 für ein Array mit sieben Einzelsonden dargestellt. Der Leistungsteiler besteht aus zwei Mitteln, wobei das erste Mittel 16 die Aufspaltung eines Signals einer Sonde mit sieben koaxialen Einzelsonden in acht gleiche Signale bewirkt. Das zweite Mittel 17 in Form einer Relaisschaltung dient der Schaltung zwischen sieben der acht möglichen Signalleitungen und schaltet jeweils nur ein Signal aus den möglichen sieben Signalen frei. Die achte Signalleitung dient der Pegelüberwachung.
• Ausführungsbeispiel 1: Anwendung der parelektrischen Spektroskopie zur Bestimmung krankhaft veränderter Haut
• Die Vorrichtung 7 mit dem Sondenarray 1 wurden zur Bestimmung der von Dipoldichte Δε und Dipolbeweglichkeit f₀ von gesunder Haut und eines Hautbasalioms verwendet (5).
• Hierzu wird das Sondenarray 1 auf Abschnitte von gesunder Haut und eines Hautbasalioms eines Patienten aufgesetzt. Wird ein elektrisches Feld mit einer Frequenz zwischen 0,1 bis 1000 MHz an die Sonde angelegt, erfolgt eine teilweise Reflexion der eingespeisten Welle am Übergang Sonde und Hautoberfläche. Aus dieser Reflexion wird der Reflexionsfaktor r für 200 logarithmisch äquidistante Frequenzwerte zwischen 0,1 bis 1000 MHz bestimmt.
• Computergestützt erfolgt die Berechnung von Dispersion ε'(ω) und Absorption ε''(ω), auf deren Grundlage die Zielgrößen Dipoldichte Δε und Dipolbeweglichkeit f₀ bestimmt werden. Durch die Bildung von Mittelwerten wird das Signal-/Rauschverhältnis auf Kosten der Messdauer reduziert. Dadurch werden Werte für Δε und f₀ mit einer relativen Genauigkeit von ±1% erhalten.
• Die Werte der für die gesunde Haut und das Basaliom ermittelten Dipoldichte Δε und Dipolbeweglichkeit f₀ unterscheiden sich dabei signifikant voneinander.
• Das Diagramm der 5 zeigt die Werte der Dispersion ε'(ω) und Absorption ε''(ω) für die gesunde Haut (durchgehende Linie) und das Basaliom (gestrichelte Linie). Dabei zeigt die jeweils obere Linie die Werte für die Dispersion ε'(ω) und die jeweils untere Linie die Werte für die Absorption ε''(ω) an.
• Die gesunde Haut weist dabei eine Dipoldichte Δε von 460 und das Basaliom von 1200. Die Dipoldichte des Basalioms ist also gegenüber der Dipoldichte der gesunden Haut um das 2,6 fache erhöht.
• Bei den Werten für die Dipolbeweglichkeit f₀ zeigt sich ein umgekehrtes Bild. Hier weist die gesunde Haut eine Dipolbeweglichkeit f₀ von 3,7 MHz auf, wohingegen die Dipolbeweglichkeit f₀ des Basalioms bei 2,7 MHz liegt und somit niedriger ist.
• Sowohl die Differenz in den Werten der Dipoldichte Δε als auch Dipolbeweglichkeit f₀ ist derart signifikant, dass eine Unterscheidung von gesunder Haut und einem Basaliom sichergestellt ist.
• Die parelektrische Spektroskopie bietet somit einen nichtinvasiven diagnostischen Ansatz zur Ermittlung des Unterschiedes zwischen gesunder und krankhaft veränderter Haut.
• Ausführungsbeispiel 2: Auswertealgorithmus für die Anwendung in der dermatologischen Diagnostik
• Normales und entartetes Gewebe unterscheidet sich sowohl ε'(ω) als auch in ε''(ω) Wird die Sonde auf die Haut aufgesetzt, so befindet sich im untersuchten Bereich ein Gemisch beider Gewebearten.
• Dies führt zu dem Ansatz

  

  wobei Δε₁, x₁ und Δε₂, x₂ Eigenschaften der normalen bzw. entarteten Haut beschreiben. Die Variable x ist durch x = ln(f/MHz) und s = 18000 σ/Qm definiert.
• Die im Bereich 0.1 MHz bis 1000 MHz gemessen wird, wird die x-Achse in die drei Teilabschnitte – ln(10)...0, 0...ln(10), ln(10)...2 ln(10) geteilt. Dementsprechend werden die 201 Messpunkte auf der Schritt-Achse i in die drei Schritte 1...67, 67...134, 134...201 geteilt.
• Um die interessierenden Werte Δε₁, x₁ und Δε₂, x₂ zu berechnen, wird folgendes Integralkriterium angewendet.
• Hierbei werden die Zusammenhänge zwischen Teilsummen Σ und Teilintegralen ∫ ∫ε'(x)dx = ln(10) / 67Σε₁', ∫ε''(x)dx = ln(10) / 67Σε₁'', ausgenutzt, wobei ε_i', ε_i'' die Messwerte in den jeweiligen Teilbereichen (1...67, 67...134, 134...201) sind.
• Daraus werden die sechs Integrale

  

  gebildet.
• Daraus werden die Differenzen D₁ = D_ – D₀ ≥ 0 und D₂ = D₀ – D₊ ≥ 0 – frei von ε_∞, und A₁ = 10A₀ – A_ ≥ 0 und A₂ = 10A₊ – A₀ ≥ 0 – frei von s(σ). gebildet.
• Die Teilintegrale werden abgekürzt, woraus sich die Formen D₁ = Δε₁a(x₁) + Δε₂b(x₂), D₂ = Δε₁c(x₁) + Δε₂d(x₂), und A₁ = Δε₁e(x₁) + Δε₂f(x₂), A₂ = Δε₁g(x₁) + Δε₂h(x₂) ergeben.
• Aus den Dispersionsanteilen werden Δε_1,D(x₁, x₂) und Δε_2,D(x₁, x₂) – also Flächen ermittelt.
• Aus den Absorptionsanteilen werden Δε_1,A(x₁, x₂) und Δε_2,A(x₁, x₂) – also ebenfalls Flächen gebildet.
• Die beiden Flächen Δε_1,D und Δε_1,A werden geschnitten und in der x₁-x₂-Ebene wird somit die Funktion F₁(x₁, x₂) ermittelt.
• Die beiden Flächen Δε_2,D und Δε_2,A werden ebenfalls geschnitten und in der x₁-x₂-Ebene wird somit die Funktion F₂(x₁, x₂) ermittelt.
• Damit ergeben sich durch Schnitt von F₁ mit F₂ die beiden Werte x₁, x₂, woraus sich die Dipolbeweglichkeit f_0,1 für die gesunde Haut und f_0,2 für die entartete Haut ergeben.
• Es wird „hochgelotet” und die zugehörigen Werte der Dipoldichte Δε, für die gesunde Haut und Δε₂ für die entartete Haut werden bestimmt.
• Die Funktionen a(x₁)...h(x₂) sind analytisch geschlossen angebbare Ausdrücke.
• Bezugszeichenliste

1

Array

2

koaxiale Einzelsonde

3

Innenleiter

4

Außenleiter

5

Dielektrikum

6

Isolationsschicht

7

Vorrichtung zur Auswertung der Messwerte

8

Sende

9

Empfänger

10

Richtkoppler

11

Leistungsteiler

12

Computer als Mittel zur Steuerung, Auswertung und Anzeige der gemessenen Werte

13

Gehäuse

14

Probe

15

Leitung zur Steuerung des Leistungsteilers

16

Signalaufspaltung

17

Relais-Schaltlogik

Claims (15)

1. Sonde für die Messung von dielektrischen Eigenschaften eines Materials, umfassend ein Array (1) aus mindestens zwei koaxialen Einzelsonden (2), wobei jede Einzelsonde mindestens einen Innenleiter (3), mindestens einen Außenleiter (4) und mindestens ein zwischen Innenleiter (3) und Außenleiter (4) angeordnetes Dielektrikum (5) umfasst, dadurch gekennzeichnet, dass jede Einzelsonde (2) mindestens eine den Außenleiter (4) umgebende Isolationsschicht (6) umfasst, und dass ein unterer Abschnitt der Einzelsonden (2) frei von der Isolationsschicht (6) ist.
2. Sonde nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Durchmesser einer Einzelsonde 1 bis 5 mm beträgt.
3. Sonde nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Länge einer Einzelsonde 0,5 m bis 3 m beträgt.
4. Sonde nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass als Material für den Innenleiter (3) und/oder den Außenleiter (4) rostfreier Stahl, verwendet wird.
5. Sonde nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass als Material für das Dielektrikum (5) thermoplastische Materialien verwendet werden.
6. Sonde nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Array (1) 2 bis 20-Einzelsonden (2) umfasst.
7. Vorrichtung (7) umfassend – mindestens eine Sonde nach Anspruch 1, – mindestens einen Sender (8) und mindestens einen Empfänger (9) von elektromagnetischen Wellen, – mindestens ein Mittel zur Teilung eines gesendeten Signals aus elektromagnetischen Wellen (11) – mindestens einen Richtkoppler (10), und – mindestens ein Mittel zur Steuerung, Auswertung und Anzeige der gemessenen Werte (12).
8. Vorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass das Mittel zur Teilung eines gesendeten Signals (11) mindestens ein Mittel (16) zur Aufspaltung der vom Sender (8) kommenden Signale in jeweils gleiche von der Anzahl der Einzelsonden (2) in der Sonde (1) vorgegebene Signalanteile und mindestens ein Mittel (17) zur Schaltung zwischen den Signalleitungen umfasst.
9. Verfahren zur in vitro und in vivo Ermittlung von dielektrischen Eigenschaften eines Materials, unter Verwendung einer Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 oder 8, wobei die Sonde (1) auf mindestens einen vorbestimmten Bereich der Oberfläche des Materials (14) aufgesetzt wird, an die Sonde (1) ein äußeres elektrisches Wechselfeld E mit einer Kreisfrequenz ω angelegt wird, ein erster Datensatz erzeugt wird, der den Reflexionskoeffizienten ρ aus Betrag und Phase der am Übergang von Sonde und Materialoberfläche reflektierten elektromagnetischen Welle kennzeichnet, und wobei basierend auf dem ersten Datensatz ein zweiter Datensatz erzeugt wird, der die Dispersion ε'(ω) und Absorption ε''(ω) des Materials kennzeichnet.
10. Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass basierend auf dem zweiten Datensatz ein dritter Datensatz erzeugt wird, der die Dipoldichte Δε und Dipolbeweglichkeit f₀ als Maß für die dielektrischen Eigenschaften des Materials kennzeichnet.
11. Verfahren nach Anspruch 9 oder 10, dadurch gekennzeichnet, dass ein elektrisches Wechselfeld E mit einer Kreisfrequenz ω zwischen 0,1 bis 1000 MHz angelegt wird.
12. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Datensätze numerische Daten enthalten, die jeweils einem bestimmten Abschnitt des vermessenden Materials zuzuordnen sind.
13. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass als biologisches Material Blut verwendet wird.
14. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass als biologisches Material tierische oder menschliche Haut verwendet wird.
15. Computerprogramm, das dazu eingerichtet und vorgesehen ist, das Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 14 auszuführen und zu steuern.

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