DE69431083T2

DE69431083T2 - Vorrichtung zur automatischen Steuerung von einem aus Lichtwellenleitern gebauten Polster für Phototherapie

Info

Publication number: DE69431083T2
Application number: DE69431083T
Authority: DE
Inventors: Anthony Buttitta; Vladimir Kremenchugsky
Original assignee: Datex Ohmeda Inc
Current assignee: Datex Ohmeda Inc
Priority date: 1993-03-24
Filing date: 1994-03-11
Publication date: 2003-03-27
Anticipated expiration: 2014-03-12
Also published as: EP0616820A3; DE69431083D1; CA2115314A1; CA2115314C; JP2500921B2; US5339223A; JPH06296706A; EP0616820B1; EP0616820A2

Description

Die Erfindung betrifft ein System und ein Verfahren zum Regeln der Leistungsabgabe einer faseroptischen Phototherapieunterlage und insbesondere ein System und ein Verfahren zum Messen der Lichtintensität einer faseroptischen Phototherapieunterlage sowie zum Bereitstellen einer automatischen Regelung zum Heranbringen einer vorgeschriebenen Menge von therapeutischem Licht an einen Säugling.
Hyperbilirubinämie ist ein Leiden von neugeborenen Säuglingen, das durch einen erhöhten Gehalt eines als Bilirubin bekannten giftigen Moleküls im Blut des Säuglings gekennzeichnet ist. Eine übliche medizinische Therapie dieses Leidens erfolgt mittels Phototherapie, bei der Lichtstrahlung, im allgemeinen innerhalb bestimmter ausgewählter Wellenlängen, auf die Haut des Säuglings gerichtet wird.
Die gegenwärtig meist verbreitet verwendeten Vorrichtungen sind Reihen von Lampen, die oberhalb des Säuglings angeordnet sind und das Licht auf gewünschtem Wege gerichtet auf den Säugling auftreffen lassen. Auch wenn solche Lampen wirkungsvoll sind, sind sie doch hinderlich, da sie das Personal beim Pflegen des Säuglings stören und darüber hinaus um dieses Personal herum unerwünschte Hitze erzeugen. Da solche Lampen aus verschiedenen Gründen während einer Behandlung des Säuglings gelegentlich bewegt, eingestellt und weggeschwenkt werden, ist es darüber hinaus schwierig, die dem Säugling zugeführte tatsächliche Phototherapiemenge genau zu ermitteln.
Aktuellere, innovative Mittel zum Bekämpfen von Hyperbillirubinämie bestehen aus einer faseroptischen Lichtunterlage oder einer faseroptischen Lichtdecke, welche aus Lichtfasern hergestellt sind. Ein solches handelsübliches Produkt ist im US-Patent Nr. 4 234 907 (Daniel) gezeigt und beschrieben, wobei die optischen Fasern als Kettfäden in einer handelsüblichen Webmaschine dienen und zusammen mit normalen Fäden (Schussfäden) gewebt werden, um einen Stoff zu produzieren, der eingewebte optische Fasern und normale Fäden aufweist. Da die optischen Kettfasern mit den Schussfäden verwebt sind, sorgen die Krümmungen der optischen Fasern für eine Emission des Lichtes in einem bestimmten Muster.
Die faseroptische Unterlage bietet gegenüber den konventionellen Lampensystemen viele Vorteile, wobei einer davon darin besteht, dass die Unterlage selbst die Haut des Säuglings berührt und daher das Licht, das den Säugling tatsächlich erreicht, genauer geregelt wird, da die relative Position der faseroptischen Unterlage zur Haut des Säuglings für jeden Säugling die gleiche sein kann. Anders als bei Lampen, die verändert, bewegt etc. werden können, kann die dem Säugling zukommende Dosis also sehr genau verabreicht werden.
Mit dem Vorhandensein einer akkuraten Anwendung ist es daher nun möglich und wünschenswert, eine bekannte Menge an Lichttherapie am Säugling präzise anzuwenden. Darüber hinaus wurden mehr und mehr Erkenntnisse im Zusammenhang mit der aufzubringenden Lichtmenge und den zu verwendenden Wellenlängen gewonnen, je mehr die Wissenschaft der Lichttherapie fortschritt. Was die Wellenlängen betrifft, wurde eine Verbesserung der Genauigkeit der Wellenlänge des auf den Säugling auftreffenden Lichtes durch Verwendung einer monochromatischen Lichtquelle, wie der eines Lasers geschaffen, wie in der EP 0 627 243 offenbart ist.
Nachdem also präzise Wellenlängen möglich sind und das klinische Personal den Effekt unterschiedlicher Wellenlängen auf die Verringerung von Bilirubin studieren kann, bleibt gleichwohl unverändert bestehen, dass die Dosierung oder die Lichtdichte nicht genau geregelt werden kann. Bis jetzt gibt es kein Mittel zum genauen Erfassen der Lichttherapiedosis und deswegen kein Mittel zum Aufbringen einer bekannten Dosis auf den Säugling.
Auch wenn bei einer Phototherapieunterlage eine bekannte Lichtdichte erzeugt wird, kann die Lichtquelle mit der Zeit schwächer werden, wodurch das ursprünglich eingerichtete Licht mit der Zeit mehr und mehr abnimmt, was ein Teil des Problems mit der Regelung der Dosierung darstellt. Ohne Mittel, die diese Verringerung erkennen und gewisse Ausgleichsmaßnahmen ergreifen, wird das Ziel, eine genaue Dosis zu liefern, sehr schwierig.
Zur Tatsache, dass die Dosis für die Reduzierung des Bilirubins wichtig ist, sei eine bei der American Pediatric Society vorgestellte Veröffentlichung der Society of Pediatric Research in New Orleans, LA, im Mai 1991 mit dem Titel "Bright Light is The Right Light: Multicenter Trial of a Novel Phototherapy Device" erwähnt, in welcher die Wirkung der Phototherapie durch Erhöhen der auf den Säugling einwirkenden Intensität der Lichtstrahlung verbessert wurde.
Nach einem Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Phototherapie-System zum Aufbringen von Lichtstrahlung auf die Haut eines Säuglings, wie in den beigefügten Ansprüchen 1 bis 15 dargelegt, vorgeschlagen.
Nach einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung wird eine lichtdetektierende und lichtemittierende zwischengewebte faseroptische Unterlage, wie sie im beigefügten Anspruch 16 niedergelegt ist, zur Verfügung gestellt.
Die Oberbegriffe der Ansprüche 1 und 16 sind aus dem Dokument US 4 907 132 bekannt.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein System und ein Verfahren zum Messen und Regeln der Lichtintensität von Licht nutzbar, das einem Säugling zur Phototherapie verabreicht wird.
Das System und das Verfahren der vorliegenden Erfindung macht ein Lichtdetektionsmittel nutzbar, um die Intensität von auf den Säugling fallendem Licht zu bestimmen und diese Lichtintensität zu verwenden, um ein Rückkopplungssystem mit Signalen zu versorgen, welches diese Information an ein automatisches Regelsystem rückkoppelt. Naheliegenderweise sollte solch ein Lichtdetektionsmittel so nahe als möglich an der Lichtabgabestelle positioniert werden, so dass ein genaues Signal für das dem Säugling verabreichte Licht erlangt wird, und es sollte gleichzeitig so nahe am Säugling als möglich sein, so dass es das Auftreffen der den Säugling erreichenden und therapeutischen wirkenden Lichtstrahlung exakt ermittelt.
Selbstverständlich ist es auch wünschenswert, dass das lichtdetektierende Gerät das auf den Säugling einwirkende Licht nicht physisch stört, da jegliche derartige Verminderung des Lichtes aus der faseroptischen Unterlage eine nachteilige Auswirkung auf die Lichttherapie hätte, oder aber zusätzliche Leistung der Lichtquelle erfordern würde, um die Schwächung des Lichtes auszugleichen.
Als erste Anforderung sollten die beim Lichtregelsystem verwendeten Lichtdetektionsmittel demgemäß genau am Lichtaustrittsort der Phototherapieunterlage und gleichzeitig so nahe am Säugling als möglich angeordnet werden. In einer bevorzugten Ausgestaltung können die Lichtdetektionsmittel Teil des Aufbaus der Phototherapieunterlage selbst sein und dementsprechend direkt in die Unterlage hineingewebt sein. Jedenfalls sind die Detektionsmittel sehr nahe am Lichtaustritt der Phototherapieunterlage und am Säugling angebracht.
Als zweite Anforderung können die Lichtdetektionsmittel, die als Teil eines Lichtregelungssystems verwendet werden können, die Übertragung von Licht aus der Phototherapieunterlage zum Säugling nicht in einem nicht zu vernachlässigenden Umfang stören.
Da die Phototherapieunterlage selbst das Licht über eine Fläche verteilt verabreicht, ist es schließlich wichtig, die Intensität des Lichtes nicht nur an einem Punkt zu messen, da dieser Punkt nicht für das gesamte Licht, das dem Säugling verabreicht wird, repräsentativ sein muss. Daher sollten die Lichtdetektionsmittel vorzugsweise zum Messen einer mittleren Leuchtdichte geeignet sein, die repräsentativ für die optische Gesamtleistung (oder die Strahlungsdichte) in Bezug auf die Gesamtfläche der Unterlage ist und in Watt oder Joule/sec angegeben wird. Da die Fläche der Phototherapieunterlage und die Fläche der Haut des Patienten nicht gleich und von Patient zu Patient verschieden sind, ist es für das Klinikpersonal jedenfalls günstig, die mittlere Lichtdichte entlang der Unterlage zu kennen. Das Lichtmesssystem sollte daher in Einheiten der Lichtdichte, angegeben in Watt pro Flächeneinheit kalibriert sein.
Als Teil des Regelverfahrens und des Systems der vorliegenden Erfindung wird die Lichtrückkopplung zum Regeln der effektiven Lichtabgabe der Phototherapieunterlage verwendet; die Lichtabgabe kann also exakt geregelt und auf gewünschten Leveln gehalten werden, unabhängig von der allgemeinen Abschwächung der Lichtquelle oder anderer Faktoren, die die Lichtabgabe beeinträchtigen könnten.
Da der Patient in direkten Kontakt mit der faseroptischen Unterlage gelangt, wird Druck auf die flexible faseroptische Unterlage selbst ausgeübt. Dieser Druck kann möglicherweise die geometrische Anordnung der verschiedenen emittierenden Schichten verändern und im Ergebnis die Stärke der Emission oder die Verteilung der Lichtstrahlung von der Phototherapieunterlage zum Säugling ändern. Weil die Lichtemission in funktionalem Zusammenhang mit dem Gewicht (der Größe) des Patienten steht, sollte die Lichtmessung zum Erzielen größtmöglicher Genauigkeit also durchgeführt werden, wenn die Phototherapieunterlage am entsprechenden Patienten angebracht ist.
Ausführungsbeispiele der Erfindung werden nun beispielhaft beschrieben, wobei auf die Figuren der beigefügten schematischen Zeichnungen Bezug genommen wird, in welchen:
Fig. 1 eine schematische Ansicht eines faseroptischen Phototherapiesystems mit einem Rückkoppelsystem ist, welches gemäß der vorliegenden Erfindung aufgebaut ist;
Fig. 2 eine vergrößerte Schnittdarstellung von lichtdetektierenden Mitteln ist, die im faseroptischen Phototherapiesystem aus Fig. 1 verwendbar sind;
die Fig. 3 bis 8 schematische Ansichten von verschiedenen anderen lichtdetektierenden Mitteln sind, die beim Phototherapiesystem aus Fig. 1 verwendbar sind;
Fig. 9 eine vergrößerte Schnittdarstellung von nochmals anderen lichtdetektierenden Mitteln ist, die beim Phototherapiesystem aus Fig. 1 verwendbar sind.
Zunächst zur Fig. 1: Dort ist eine schematische Ansicht eines faseroptischen Phototherapie-Regelsystems gezeigt, das gemäß der vorliegenden Erfindung aufgebaut ist und eine zur Anordnung in unmittelbarer Nachbarschaft zum Säugling geeignete faseroptische Unterlage 10 umfasst. Die faseroptische Unterlage 10 ist an sich ein Erzeugnis, das gegenwärtig marktüblich ist und durch die Ohmeda Division der BOC Health Care Inc. vertrieben und für die Phototherapie von Säuglingen verwendet wird. Die bevorzugte Unterlage wird hergestellt, indem optische Fasern und normale Fäden zusammengewebt werden, um ein flexibles Polstermaterial zu bilden, das eine einheitliche Beleuchtung herstellt. Die faseroptischen Phototherapieunterlagen werden derzeit so verwendet, dass sie in unmittelbare Nähe eines Säuglings gebracht werden, so dass das Licht auf den Säugling auftrifft, um den Phototherapievorgang durchzuführen.
Im vorliegenden handelsüblichen Ohmeda-Erzeugnis wird eine Vielzahl von Schichten von verwobenen Fasern nutzbar gemacht, wie unten ausgeführt wird und ansonsten im US-Patent Nr. 4 907 132 offenbart ist.
Im handelsüblichen Erzeugnis stammt die Lichtstrahlung aus einer Lichtquelle 12, die eine gewöhnliche Glühlampe sein kann, die mit einem Filter ausgestattet ist, welcher unerwünschte Wellenlängen ausfiltert und nur solche Wellenlängen durchlässt, die bekanntermaßen zur Abnahme von Bilirubin führen, d. h. etwa 440 Nanometer bis etwa 540 Nanometer.
Eine optische Faser 14, im allgemeinen in Form eines Bündels von optischen Fasern, leitet die Lichtstrahlung von der Lichtquelle 12 zur faseroptischen Phototherapieunterlage 10. Wie erkennbar ist, wird die Lichtstrahlung dadurch zum Säugling geleitet und trifft auf diesen auf. Wie in dieser Erfindung eingesetzt, können die optischen Fasern aus Plastik oder aus Glas bestehen.
Eine elektrische Spannungsquelle 16 versorgt die Lichtquelle 12 mit Energie und steuert selbstverständlich auch die Intensität der Lichtquelle 12, indem die Leistung für die Lichtquelle 12 erhöht oder erniedrigt wird. Zum Messen der Lichtintensität, die von der faseroptischen Unterlage 10 ausgeht und auf den Säugling auftrifft, sind lichtdetektierenden Mittel vorgesehen. Wie gezeigt sind diese lichtdetektierende Mittel als faseroptische Detektorunterlage 18 ausgebil det, die vorzugsweise zwischen der faseroptischen Unterlage 10 und dem Säugling angeordnet ist.
Wie noch auszuführen sein wird, ist die faseroptische Detektorunterlage 18 so wie die faseroptische Unterlage 10 aufgebaut. Der Aufbau ist im obengenannten Daniel-Patent beschrieben und besteht aus einem gewebten Polster, in welchem optische Fasern und normale Fäden zusammen verwoben sind. Es wurde erkannt, dass ein solcher Aufbau nicht nur einen sehr wirkungsvollen Emitter von Lichtstrahlung bildet, sondern auch ein guter Detektor derselben Lichtstrahlung ist.
Darüber hinaus ermöglicht die Aufbauart nach Daniel, dass die faseroptische Detektorunterlage 18 relativ durchlässig für Lichtstrahlung ist und daher die faseroptische Detektorunterlage 18 in der besten aller Lagen angeordnet werden kann, nämlich direkt zwischen der faseroptischen Unterlage 10 und dem Säugling. Deshalb ist es möglich, die Strahlung aus der faseroptischen Unterlage 10 direkt zu empfangen und eine exakte Messung der Lichtstrahlungsmenge, die effektiv auf den Säugling trifft, mit einem optischen Transducer durchzuführen.
Ferner wird die Messung der Lichtstrahlung durch die Verwendung einer gemäß dem Daniel-Patent aufgebauten faseroptischen Unterlage bezüglich des Säuglings nicht an einem ausgewählten Punkt durchgeführt; vielmehr wird das Licht über die gesamte Fläche der faseroptischen Detektorunterlage 18 gemessen, welche die gleichen Ausmaße wie die faseroptische Unterlage 10 aufweisen kann.
Demgemäss kann die faseroptische Detektorunterlage 18 so aufgebaut sein, dass sie einen Strahlungsfluss misst und eine korrekte Messung durchführt, auch wenn aufgrund irgendwelcher Defekte in der faseroptischen Unterlage 10 das Licht ungleichmäßig zur Verfügung gestellt wird oder solch eine Ungleichmäßigkeit bewusst eingesetzt wird.
Die von der faseroptischen Detektorunterlage 18 empfangene Lichtintensität wird also durch eine optische Faser 20 zu einem optischen Transducer 22 geleitet, wo das die Lichtintensität anzeigende optische Signal in ein elektrisches Signal gewandelt wird, welches die Lichtintensität repräsentiert.
Ein Verstärker 24 erhält dieses elektrische Signal, verstärkt es und gibt das verstärkte Signal in ein Stellglied 26, wo es zum Regeln der elektrischen Spannungsquelle 16 verwendet werden kann. Ein Benutzer könnte also eine gewünschte Lichtintensität einstellen, wobei ein für diese Lichtintensität repräsentatives Signal in das Stellglied 26 eingegeben wird und das Signal vom Verstärker 24 von einem Komparator so abgeglichen werden kann, dass die Ausgangsleistung der Lichtquelle 12 verändert wird, um diese gewünschte Lichtintensität beizubehalten, auch wenn sich andere Randbedingungen ändern, wie die normale Verringerung der Lichtleistung einer Glühlampe aufgrund von Alterungsprozessen.
Wenden wir uns nun Fig. 2 zu: Dort ist eine vergrößerte Schnittdarstellung einer faseroptischen Einheit 30 gezeigt, die im Phototherapiesystem aus Fig. 1 verwendbar ist. Der grundlegende Aufbau des in Fig. 2 gezeigten Ausführungsbeispiels kann am handelsüblichen Erzeugnis ersehen werden; jedenfalls sind die Einzelheiten seiner Herstellung im US-Patent 4 907 132 offenbart.
In Fig. 2 ist die gesamte faseroptische Einheit 30 aus einer Vielzahl von Lagen 32, 34, 36, 38, 40 und 42 zusammengesetzt, wobei die Lage 42 dem Säugling gegenüberliegt. Die Lagen 32 bis 40 sind die gewöhnlichen handelsüblichen lichtemittierenden Lagen der derzeit erhältlichen Unterlage, und sie umfassen optische Fasern 44, die ausschließlich als Kettfäden verwebt sind. Füllfäden 46 sind als Schussfäden zwischengewebt. Wie es in der Webkunst üblich ist/werden Kettfäden normalerweise vom Weberschiff der Webmaschine geführt, während die Schussfäden sich längs über der Webmaschine erstrecken und von den Kettfäden überkreuzt werden.
Im vorliegenden Ausführungsbeispiel können die Füllfäden 46 oder Schussfäden jedenfalls bevorzugt aus einem transparenten Thermoplasten hergestellt sein, so dass sie das Licht, das durch die emittierenden Lagen 32 bis 40 zum Säugling geleitet wird, nicht stören. Die optischen Verluste sind also nicht signifikant.
Wie im obengenannten US-Patent 4 907 132 dargelegt, wird der Austritt des Lichtes aus den optischen Fasern durch das Krümmen dieser Fasern an einer Vielzahl von einzelnen Stellen entlang von deren Länge erzielt, wobei über die faseroptischen emittierenden Lagen 32 bis 40 verteilt Streuzentren 48 erzeugt werden.
Ein Ende oder beide Enden der optischen Fasern 44 können gebündelt und zu einem Stecker oder Faserbündel geformt werden, das letztendlich die optische Faser 14 in Fig. 1 bildet, durch welche zur Phototherapie des Säuglings Licht zu den emittierenden Lagen 32 bis 40 geleitet wird. Wenn jede der emittierenden Lagen hergestellt ist, können eine oder beide Oberflächen der Lage mit einer Beschichtung 50 beschichtet werden, die gleiche oder verschiedene Brechungsindizes aufweist. Die Lage 32, die am weitesten vom Säugling entfernt ist, kann auch eine reflektierende Beschichtung 52 erhalten, um das Streulicht zum Säugling hin zu richten.
Die Lage 42, die angrenzend zum Säugling angeordnet ist, ist eine sammelnde oder delektierende Lage und ihre optischen Fasern 54 empfangen die Lichtstrahlung, die von den emittierenden Lagen 32 bis 40 ausgestrahlt wird. Die Enden der optischen Fasern 54 sind wiederum zu einem Bündel zusammengefasst, welches die optische Faser 20 in Fig. 1 bildet, die Lichtstrahlung sammelt und das Licht zurück zum optischen Transducer 22 leitet.
Es ist erkennbar, dass die detektierende Lage 42 daher gleichzeitig mit den normalen emittierenden Lagen 32 bis 40 hergestellt werden kann, und die gesamte Einheit 30 kann dem Kunden als ein einheitliches Erzeugnis gegeben werden, das sowohl die emittierenden Lagen zur Durchführung einer Phototherapie am Säugling als auch die detektierende Lage in sich vereint, welche zum Delektieren der Lichtintensität der auf den Säugling gerichteten Lichtstrahlung dient. Da die detektierende Lage 42 als Polster mit einer Fläche gebildet ist, die dieselbe Oberflächenausdehnung wie die emittierenden Lagen 32 bis 40 aufweisen kann, empfängt die detektierende Lage 42 auch eine Gesamtflussdichte der Lichtstrahlung und seine Messung ist nicht auf bestimmte kleine Beispielflächen begrenzt.
Das Ausführungsbeispiel nach Fig. 2 ist ohne weiteres mit den gegenwärtigen Herstellungstechniken herstellbar, da die gesamte faseroptische Unterlage wie die handelsübliche Einheit hergestellt werden kann, wobei der Unterschied darin besteht, dass die letzte Lage eine delektierende Lage 42 wird, indem lediglich die optischen Fasern 44 in ein separates Bündel zum Anschließen an den optischen Transducer 22 anstatt an die Lichtquelle 12 zusammengefasst werden.
In Fig. 3 ist eine schematische Ansicht einer weiteren faseroptischen Unterlage 56 gezeigt, die zum Delektieren von Lichtstrahlung aus einer emittierenden faseroptischen Unterlage verwendbar ist. In dem in Fig. 3 gezeigten Ausführungsbeispiel, welches als Teil einer Mehrlagen-Unterlage ähnlich dem in Fig. 2 dargestellten Ausführungsbeispiel hergestellt werden kann oder auch separat zwischen eine faseroptische Phototherapie-Unterlage und einen Säugling gelegt werden kann, wird eine niedrige Dichte eingestellt, um zu ermöglichen, dass die Lichtstrahlung den Säugling trotz der Anordnung der delektierenden faseroptischen Unterlage 56 nahezu ungehindert oder unvermindert erreicht. In diesem Ausführungsbeispiel sind die optischen Kettfasern 58, die die Lichtstrahlung aufnehmen, weiter voneinander entfernt und es werden weniger Fasern verwendet als in Fig. 2. Wie man sieht, sind die optischen Kettfasern 58 mit einer bestimmten Distanz D voneinander entfernt, die drei bis zehn Mal größer sein kann, als die Distanz zwischen den Kettfasern einer emittierenden Lage. Die Schussfäden 60 können aus transparenten thermoplastischen Fasern bestehen, um wiederum eine möglichst kleine Reduzierung des durchgehenden Lichts zwischen der emittierenden Phototherapieunterlage und dem Säugling zu erzielen. Wie in der Fig. 3 zu sehen, sind die optischen Kettfasern 58 wiederum zusammengebündelt und sie bilden eine optische Faser 62 oder sind an eine solche angeschlossen, die die gesammelte oder delektierte Lichtstrahlung zu einem optischen Transducer 64 leitet.
In den Fig. 4 und 5 ist ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung gezeigt, in dem Streifen von delektierenden optischen Fasern 56 verwendet werden, um eine repräsentative Lichtdichte von einer (nicht dargestellten) faseroptischen Phototherapieunterlage zu erhalten. In Fig. 4 sind die Streifen aus delektierenden optischen Fasern 56 mit Schussfäden 58 verwoben und die Enden sind in einem einzelnen Bündel 60 zusammengefasst, um die delektierte Lichtstrahlung zu einem optischen Transducer 62 zu leiten. Mit dem in Fig. 4 dargestellten Ausführungsbeispiel kann also aufgrund der Bauart der Detektoren mit einer separaten Unterlage eine für die tatsächliche Flussdichte repräsentative Größe gemessen werden, und ein Querschnitt durch das zum Säugling durchtretende Licht kann erkannt werden.
Das in Fig. 5 gezeigte Ausführungsbeispiel ist wie das in Fig. 4 gezeigte Ausführungsbeispiel aufgebaut, außer dass eine Mehrzahl von Bündeln 64 die Lichtstrahlung sammelt und eine Mehrzahl von optischen Transducern 66 verwendet werden kann. Das in Fig. 4 dargestellte Ausführungsbeispiel wird die Flussdichte der Lichtstrahlung selbstverständlich über seine gesamte Fläche aufnehmen und diese Lichtdichte zu einem einzelnen Sensor leiten, während das in Fig. 5 dargestellte Ausführungsbeispiel dazu verwendet werden kann, eine Analyse von getrennten Lichtdichten zu erhalten, und dazu verwendet werden kann, die Gleichmäßigkeit oder die Abweichungen in der Intensität des von der Phototherapieunterlage entlang ihrer Oberfläche emittierten Lichts zu ermitteln.
Nun zum in Fig. 6 dargestellten Ausführungsbeispiel: Dort ist ein Schema einer nochmals anderen delektierenden faseroptischen Unterlage gezeigt, die für die vorliegende Erfindung verwendbar ist. In diesem Ausführungsbeispiel wird eine einzelne Lage durch mit delektierenden Schussfasern 70 verwobenen emittierenden Kettfasern 68 gebildet, und daher ist die Unterlage sowohl in der Kettrichtung als auch in der Schussrichtung mit optischen Fasern gewebt. Eine Lichtstrahlungsquelle 72 leitet Licht durch ein faseroptisches Bündel 74 zu den lichtemittierenden Kettfasern 68, während die delektierenden optischen Schussfasern 70 ein faseroptisches Bündel 76 formen und die delektierte Lichtstrahlung zu einem geeigneten optischen Transducer 78 leiten.
In den in den Fig. 7 und 8 dargestellten Ausführungsbeispielen wird der gleiche generelle Aufbau verwendet wie in dem in Fig. 6 dargestellten Ausführungsbeispiel, d. h. eine einzelne Lichtstrahlungsquelle 80 leitet Licht durch ein optisches Bündel 84 zu emittierenden Kettfasern 82. Die Detektion der Lichtstrahlung wird jedoch mittels einer Vielzahl von einzelnen Streifen aus delektierenden Schussfasern 86 erzielt, welche die delektierte Lichtstrahlung über individuelle faseroptische Bündel 88 in eine Vielzahl von optischen Transducern 90 leiten. In Fig. 8 wird eine Vielzahl von Lichtstrahlungsquellen 92 verwendet, um Lichtstrahlung durch einzelne faseroptische Bündel 94 zu Streifen oder geometrischen Anordnungen von lichtemittierenden Kettfasern 94 zu leiten, so dass das Licht über die gesamte fieberoptische Phototherapieunterlage hinweg geregelt werden kann. Das Delektieren der Lichtdichte und die individuelle Regelung von Lichtzonen oder Lichtstreifen wird mittels einer Vielzahl von geometrischen Anordnungen oder Streifen aus delektierenden Schussfasern 98 erzielt, die diese delektierte Lichtstrahlung delektieren und über Gruppen von Bündeln 102 zu einer Vielzahl von optischen Transducern 100 leiten.
Zum Schluss zur Fig. 9: Dort ist eine Mehrlagen-Phototherapieeinheit 104 gezeigt, in welcher die emittierenden Lagen 106 bis 114 ähnlich wie die emittierenden Lagen des in Fig. 2 dargestellten Ausführungsbeispiels ausgebildet sind und bei der die emittierenden optischen Kettfasern 116 durch die Schussfasern 118 hinlänglich gekrümmt werden, um Streuzentren 120 an den emittierenden Kettfasern 116 zum Emittieren der zur Phototherapie dienenden Lichtstrahlung zu erzeugen. Wiederum kann an der vom Säugling abgewandten Oberfläche eine reflektierende Schicht 122 gebildet werden, um die Reflexion von Streulichtstrahlung zum Säugling hin zu unterstützen.
In diesem Ausführungsbeispiel ist die lichtsammelnde oder delektierende Lage 124, die wiederum zum Säugling hin zeigt, jedenfalls gemäß dem US-Patent Nr. 4 763 984 für Awai et al aufgebaut, und der Inhalt dieses Patents ist durch Bezugnahme hier enthalten. In diesem Ausführungsbeispiel weist die delektierende optische Faser 126 eine Vielzahl von lichtdetektierenden Zentren 128 auf; die die Lichtstrahlung sammeln und zur delektierenden optischen Faser 126 zum Weiterleiten zu einem (nicht dargestellten) optischen Transducer leiten. Diese Streuzentren 128 arbeiten als Lichtempfangszentren und können aus Glas, Plastik oder anderen ähnlichen Materialien bestehen.

Claims

1. System zum Aufbringen von Lichtstrahlung auf die Haut eines Säuglings zur Phototherapie, umfassend:

(a) eine Lichtquelle (12) zum Erzeugen von Licht einer bekannten, zur Phototherapie geeigneten Wellenlänge,

(b) eine faseroptische lichtemittierende Unterlage (10), die eine Mehrzahl von emittierenden optischen Fasern enthält und so ausgebildet ist, dass sie in nächster Nähe zu einem Säugling positioniert werden kann,

(c) Mittel (14) zum Leiten der Lichtstrahlung von der Lichtquelle (12) zur genannten Mehrzahl von emittierenden optischen Fasern, um zu bewirken, dass die faseroptische lichtemittierende Unterlage (10) Lichtstrahlung zum Auftreffen auf die Haut eines Säuglings aussendet,

dadurch gekennzeichnet, dass das System außerdem umfasst:

(d) einen optischen Transducer (22) und

(e) eine lichtdetektierende Unterlage (18), die so ausgebildet ist, dass sie zwischen die faseroptische lichtemittierende Unterlage (10) und den Säugling zwischengelegt ist, wobei diese lichtdetektierende Unterlage (18) eine Mehrzahl von optischen Fasern enthält, die an einem Ende in zumindest ein mit dem Transducer verbundenes Bündel zusammengefasst sind.

2. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die lichtdetektierende Unterlage (18) ein Polster mit einer Mehrzahl von optischen Fasern umfasst, die mit Füllfäden verwoben sind.

3. System nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Füllfäden lichtdurchlässige Fasern (46) aus einem thermoplastischen Material sind.

4. System nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die lichtemittierende Unterlage und die lichtdetektierende Unterlage in einem einheitlichen Aufbau (30) zusammengefasst sind.

5. System nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die lichtemittierende Unterlage eine Mehrzahl von Lagen (32, 34, 36, 38, 40) aus verwobenen lichtemittierenden optischen Fasern (44) umfasst.

6. System nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die lichtdetektierende Unterlage eine Lage (42) aus lichtdetektierenden optischen Fasern enthält, welche die Mehrzahl von Lagen (32, 34, 36, 38, 40) aus lichtemittierenden optischen Fasern überdeckt und in nächster Nähe zum Säugling angeordnet ist.

7. System nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass die lichtdetektierende Unterlage (56) eine Mehrzahl von Schussfasern (40) enthält, die aus einem transparenten thermoplastischen Material bestehen und mit einer bestimmten Distanz voneinander beabstandet sind, sowie eine Mehrzahl von Kettfasern (58) beinhaltet, die aus lichtdetektierenden optischen Fasern bestehen und mit einer Distanz voneinander beabstandet sind, die etwa drei bis zehn Mal der Distanz zwischen den emittierenden optischen Fasern entspricht.

8. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die lichtdetektierende Unterlage eine Mehrzahl von einzelnen Abschnitten aus mit Füllfäden verwobenen lichtdetektierenden optischen Fasern enthält, wobei die einzelnen Abschnitte zumindest einen miteinander verwobenen Satz von Enden aufweist.

9. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die lichtdetektierende Unterlage eine Mehrzahl von einzelnen Abschnitten aus mit Füllfäden verwobenen lichtdetektierenden optischen Fasern enthält, wobei die Enden eines jeden der einzelnen Abschnitte miteinander, jedoch unabhängig von den Enden der anderen einzelnen Abschnitte verwoben sind.

10. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die lichtemittierende Unterlage und die lichtdetektierende Unterlage miteinander verwobene lichtemittierende optische Fasern (68) und lichtdetektierende optische Fasern (70) enthalten.

11. System nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die lichtemittierenden optischen Fasern (68) als Kettfäden und die lichtdetektierenden optischen Fasern (70) als Schussfäden gewoben sind.

12. System nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die lichtemittierenden optischen Fasern als Schussfäden und die lichtdetektierenden optischen Fasern als Kettfäden gewoben sind.

13. System nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die lichtemittierenden optischen Fasern als einzelne Fasergruppen ausgebildet sind, wobei die Enden einer jeden Fasergruppe zu einzelnen Bündeln (94) aus lichtemittierenden optischen Fasern zusammen verwoben sind.

14. System nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass die lichtdetektierenden optischen Fasern in einzelnen Fasergruppen (98) zusammengefasst sind, wobei die Enden einer jeden Fasergruppe zu einzelnen Bündeln (102) aus lichtdetekierenden optischen Fasern zusammen verwoben sind.

15. System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die lichtdetektierende Unterlage eine Vielzahl von lichtdetektierenden optischen Fasern enthält, welche entlang dieser lichtdetektierenden optischen Fasern Lichtabsorptionszentren aufweisen, wobei die Lichtabsorptionszentren in bestimmtem Abstand voneinander entlang der lichtdetektierenden optischen Fasern angeordnet sind.

16. Lichtdetektierende und lichtemittierende faseroptische Unterlage (30) zum Durchführen einer Lichtphototherapie an einem Säugling, wobei die faseroptische Unterlage (30) so ausgebildet ist, dass sie in nächster Nähe zu einem Säugling angeordnet werden kann, wobei die faseroptische Unterlage (30) lichtemittierende optische Fasern (68) enthält, die an einem Ende zu mindestens einem Bündel zusammengefasst sind, welches so ausgebildet ist, dass es zum Empfangen von Lichtstrahlung aus einer Strahlungsquelle an diese Strahlungsquelle angeschlossen werden kann und die erhaltene Strahlung in die lichtemittierenden Fasern abgibt, wodurch das Licht auf den Säugling gerichtet wird, dadurch gekennzeichnet, dass die faseroptische Unterlage (30) außerdem lichtdetektierende optische Fasern (70) enthält, die

- zusammen mit den lichtemittierenden optischen Fasern verwoben sind, und

- so ausgebildet sind, dass sie in unmittelbarer Nachbarschaft zum Säugling angeordnet werden können, um ein von den lichtemittierenden optischen Fasern emittiertes und auf den Säugling auftreffendes Licht in repräsentativer Form zu empfangen, und

- an einem Ende in zumindest ein Bündel zum Sammeln von solcherart detektiertem Licht zusammengefasst sind, wobei dieses mindestens eine Bündel so ausgebildet ist, dass es an einen optischen Transducer (22) angeschlossen werden kann.