DE69631698T2

DE69631698T2 - Sensor,verfahren und vorrichtung für optische blutoxymetrie

Info

Publication number: DE69631698T2
Application number: DE1996631698
Authority: DE
Inventors: Ilya Fine; Alexander Sternberg; Yeshayahu Katz; Leonid Goldinov; Boris Rapoport
Original assignee: Cybro Medical Ltd
Current assignee: Conmed Israel Ltd Ramat-Gan Il
Priority date: 1995-06-09
Filing date: 1996-06-06
Publication date: 2004-07-29
Anticipated expiration: 2016-06-07
Also published as: DE69631698D1; AU708051B2; AU5909696A; WO1996041566A2; WO1996041566A3; US6031603A; JP2006051374A; CA2221968C; EP0957747A4; JPH11507568A; IL122515A0; JP3928972B2; EP0957747A2; IL122515A; EP0957747B1; CA2221968A1; JP3772189B2

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft einen neuartigen Sensor zur nicht invasiven optischen Blutoxymetrie, wie beispielsweise Blutpulsoxymetrie, welche an einem durchbluteten Gewebe vorgenommen wird; ein Verfahren zur optischen Oxymetrie und ein Gerät, welches zur Durchführung des Verfahrens geeignet ist.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Im Stand der Technik wird ein Verfahren zur Messung des Grades der Sauerstoffsättigung von Blut unter Verwendung dessen, was gemeinhin als die Technologie der optischen Pulsoxymetrie bekannt ist, beschrieben. Hinweise auf diese Technologie können in US 4,167,331 , US 4,938,218 und in der von NELLCOR LTD. geförderten Broschüre "Fetal Oxygen Physiology" gefunden werden, und es gibt auch noch andere. Gemäß diesem Verfahren wird ein durchblutetes Gewebe beleuchtet, und Lichtabsorption durch das Gewebe wird durch einen geeigneten Lichtsensor bestimmt. Pulsierende Änderungen im Absorptionswert, welche durch die kardiovaskuläre Tätigkeit des Blutes verursacht werden, werden dann verwendet, um die interessierende Charakteristik, d. h. den Grad der Sauerstoffsättigung von Blut, zu bestimmen.
Der Wert der Sauerstoffsättigung (SaO₂) im arteriellen Blut wird durch die folgende bekannte Gleichung definiert:
wobei [HbO₂] die Konzentration von sauerstoffgesättigter Hämoglobinkonzentration in einer Blutvolumeneinheit und [Hb] die Konzentration von reduziertem Hämoglobin ist.
Bei herkömmlich verwendeten Pulsoxymetrieverfahren wird ein zu untersuchendes Gewebe durch Licht mit wenigstens zwei Komponenten von verschiedenen Wellenlängen beleuchtet, und die Messungen basieren auf den beiden folgenden physikalischen Erscheinungen:

(a) die Lichtabsorption von sauerstoffgesättigtem Hämoglobin unterscheidet sich von der von reduziertem Hämoglobin bei jeder der beiden Wellenlängen;
(b) die Lichtabsorption des durchbluteten Gewebes bei jeder Wellenlänge weist eine pulsierende Komponente auf, welche aus dem fluktuierenden Volumen von arteriellem Blut, welches zwischen der Lichtquelle und dem Sensor das Gewebe durchströmt, resultiert.

Es wird daher angenommen, dass die pulsierende Absorptionskomponente einer Gewebeschicht, welche sich zwischen der Lichtquelle und dem Sensor befindet, den Grad der Sauerstoffsättigung von arteriellem Blut kennzeichnet.
Verschiedene Arten von Sensoren, welche zum Vornehmen von Messungen bei der Durchführung von optischer Pulsoxymetrie bestimmt sind, sind auf dem Fachgebiet bekannt, und unter den bekannten optischen Sensoren stellen jene, welche speziell zur Messung des Grades der Sauerstoffsättigung von arteriellem Fetusblut entworfen sind, eine besondere Gruppe derartiger Geräte dar.
Im Wesentlichen offenbart der Stand der Technik zwei Arten von optischen Sensoren, welche für zwei Arten der Durchführung von optischer Blutoxymetrie dienen und damit verbunden sind: die Transmissionspulsoxymetrie, bei welcher so genannte transmissive Sensoren verwendet werden, und die Reflexionspulsoxymetrie, bei welcher so genannte Reflektanz- oder Transflektanzsensoren (reflectance or transflectance sensors) verwendet werden. Bei der Transmissionspulsoxymetrie wird Licht, welches ein durchblutetes Gewebe, wie beispielsweise einen Finger, ein Ohr oder dergleichen, durchströmt, durch Anordnen eines Lichtemitters und der Erkennung eines transmissiven Sensors an zwei gegenüberliegenden Seiten des zu untersuchenden Gewebes gemessen, wie zum Beispiel in US 4,938,213 beschrieben. Andererseits können bei der Reflexionsoxymetrie Reflektanz- oder Transflektanzsensoren verwendet werden, welche sowohl Lichtemitter als auch Lichtdetektoren umfassen, welche demgemäß auf ein und derselben Seite des zu untersuchenden Gewebes angeordnet werden, wie zum Beispiel in US 5,228,440, 5,247,932, 5,099,842 und in WO 90/01293 beschrieben. Ein Hinweis auf die beiden Arten von Sensoren kann zum Beispiel auch in US 5,247,932 und in der von NELLCOR geförderten "Fetal Oxygen Saturation Monitoring" gefunden werden.
Sowohl die Transmissions- als auch die Reflexionsverfahrensarten weisen bestimmte Anwendbarkeitsbeschränkungen auf, und ihre Genauigkeit im Allgemeinen und bei bestimmten Anwendungen im Besonderen ist nicht zufrieden stellend. Daher kann zum Beispiel die Transmissionstechnologie nur in jenen Fällen erfolgreich angewendet werden, in welchen das zu untersuchende Gewebe eine ausgeprägte Vorstülpung bildet, welche es möglich macht, einen Lichtemitter und einen Lichtsensor an gegenüberliegenden Oberflächen anzubringen.
Es ist daher offensichtlich, dass die Reflexionstechnologie jene ist, auf welche vor allem bei der Fetusoxymetrie am häufigsten zurückgegriffen wird. Unglücklicherweise ist jedoch die Genauigkeit der herkömmlichen Reflexionstechnologie im Vergleich zu der der Transmissionstechnologie ziemlich gering, da der Grad der Diffusion des emittierten Lichts im Gewebe unbekannt ist, was bedeutet, dass die Beschaffenheit der gegenseitigen funktionalen Abhängigkeit zwischen einem Lichtsignal, welches durch den Sensor empfangen wird, und dem Grad der Sauerstoffsättigung von Blut ebenfalls unbekannt ist. Ein anderer Nachteil der bekannten Reflexionstechnologie ist ein teilweises Querstrahlen des emittierten Lichts auf der Oberfläche des Gewebes zwischen der Quelle und dem Sensor und eine spiegelnde Reflexion, welche durch die Oberflächenschicht des Gewebes verursacht wird.
Das US-Patent Nr. 5,009,842 beschreibt einen Sensor mit Mitteln zur Überwindung des Querstrahlens des emittierten Lichts auf der Außenfläche des Gewebes zwischen der Lichtquelle und dem Detektor. Die UK-Patentanmeldung Nr. 2 269 012 schlägt vor, Lichtsignale, welche aus der Lichtreflexion durch eine Oberflächenschicht eines durchbluteten Gewebes, wie beispielsweise Haut oder Haar, resultieren, im Wesentlichen durch Wählen einer bestimmten Entfernung zwischen den Positionen von optischen Emitter- und Detektorfasern auf der Kontaktfläche des zu untersuchenden Gewebes auszuwählen und zu trennen.
Fetusoxymeter umfassen üblicherweise Applikatoren, welche im Allgemeinen eine Platte mit wenigstens einer im Wesentlichen punktähnlichen Lichtquelle und wenigstens einem im Wesentlichen punktähnlichen Lichtdetektor, welcher in einem geeigneten Abstand von der/den Lichtquelle(n) angeordnet ist, umfassen. Ein Nachteil derartiger Applikatoren ist, dass, wenn der Applikator auf einem nicht einheitlichen Bereich der Haut, wie beispielsweise einem haarigen Abschnitt oder einem Muttermal, angebracht wird, das Lichtsignal, welches durch den/die Detektor(en) empfangen wird, verzerrt wird. Selbst bei verhältnismäßig großen Oxymetern, z. B. von der Art, welche in US 5,099,842 beschrieben wird, sind die Lichtquellen und -detektoren noch immer punktähnlich, und es ist demgemäß praktisch unvermeidlich für einen Anwender sie an einem falschen Abschnitt der Haut eines Fetus anzubringen.
Es ist wichtig, nicht zu vergessen, dass die Grundannahme, welche der Theorie der Transmissions- und Reflexionsoxymetrie zu Grunde liegt, ist, dass optische Wege von Lichtstrahlen mit verschiedenen Wellenlängen, welche durch verschiedene Lichtquellen in das Gewebe emittiert werden, im Wesentlichen gleich sind. Aber eigentlich hängt die Länge eines solchen optischen Weges vom Lichtstreuungskoeffizienten ab, welcher wiederum eine Funktion der Wellenlänge ist. Wenn sich die Wellenlängen der Lichtsensoren, welche für Oxymetriemessungen gewählt werden, und mit ihnen die Lichtstreuungskoeffizienten wesentlich voneinander unterscheiden, wird demgemäß gegen die Grundannahme der wesentlichen Äquivalenz von optischen Wegen verstoßen.
In Fällen, in welchen zwei oder mehr punktähnliche Lichtquellen verwendet werden, können infolge der Tatsache, dass die Hautoberfläche, Blutgefäße und andere Teile von biologischen Medien nicht gleichmäßig strukturiert und verteilt sind, Probleme entstehen. Wenn daher eine punktähnliche Lichtquelle, welche bei einer bestimmten Wellenlänge emittiert, auf irgendeine Stelle einer nicht einheitlichen Haut angelegt wird, während die andere Lichtquelle, welche bei einer anderen Wellenlänge emittiert, auf eine topographisch benachbarte, aber optisch verschiedene Stelle angesetzt wird, können die optischen Wege des Lichts, welches durch die beiden Quellen emittiert wird, infolge der unterschiedlichen Lichtstreuung und -absorption bei den beiden verschiedenen Wellenlängen, welche von Anfang an auftritt, nicht gleich sein. Die Gesamtmenge optischer Energie, welche durch einen Detektor erfasst wird, kann angenähert werden, indem sie als die Summe der Mengen von Energieanteilen angenommen wird, welche durch die sich fortpflanzenden Strahlen befördert werden, die den Detektor erreichen. Da die optischen Wege dieser Strahlen von der Wellenlänge abhängen und da jeder Teil dieser Energie durch einen anderen optischen Weg wandert, kann die Gesamtabschwächung von Lichtkomponenten mit verschiedenen Wellenlängen sehr unterschiedlich sein, wodurch ein Zufallsfehlers in der Bewertung der Sauerstoffsättigung von Blutauftritt.
Ein anderer Nachteil von bekannten Sensoren für die Blutoxymetrie ist, dass sie Lichtemitterdioden (LED) als Lichtquellen zum Beleuchten eines Gewebes mit Licht, das zwei Wellenlängenkomponenten aufweist, verwenden. Die LED-Lichtquellen werden entweder in die Sonde selbst eingebaut, wie zum Beispiel in US 4,938,218 , oder über optische Fasern mit den Sonden verbunden, wie zum Beispiel in US 5,099,842 , GB-A-2 269 012, WO 91/18549 und WO 90/01293. Derartige Lichtquellen können zum Beispiel ein Paar von Wellenlängen von 700 nm und 800 nm bereitstellen, welche für die Zwecke der Blutoxymetrie geeignet sind. Obwohl jedoch die Genauigkeit von Oxymetriemessungen bekanntlich zunimmt, je dichter die beiden Wellenlängen beieinander liegen, sind Lichtemitterdioden innerhalb des Wellenlängenbereichs, welcher für die Oxymetrie erforderlich ist, nicht imstande, zwei Wellenlängen bereitzustellen, welche dichter als 100 nm beieinander liegen.
Ein Sensor gemäß dem Oberbegriff von Patentanspruch 1 ist aus US-A-5 273 036 bekannt.
ALLGEMEINE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Angesichts des zuvor erwähnten Hintergrunds der Technik ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, einen neuartigen Sensor zur optischen Blutoxymetrie bereitzustellen, welcher frei von den Nachteilen der bekannten Technologien ist.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung eines neuartigen Verfahrens zur optischen Blutoxymetrie.
Eine andere Aufgabe der Erfindung ist es, eine Vorrichtung zur Durchführung der optischen Blutoxymetrie, welche den neuartigen Sensor umfasst, und ein Verfahren, welches davon Gebrauch macht, bereitzustellen.
Im Wesentlichen werden die Aufgaben der vorliegenden Erfindung erreicht, indem sichergestellt wird, dass die Lichtwege von Lichtkomponenten mit verschiedenen Wellenlängen, welche durch wenigstens zwei verschiedene Lichtemitter emittiert werden, einander im Wesentlichen stets gleichen, ungeachtet der Beschaffenheit der Haut und des darunter liegenden Gewebes und auch ungeachtet der Veränderungen der physiologischen Bedingungen.
Ein Sensor gemäß der vorliegenden Erfindung wird in Patentanspruch 1 definiert.
Es wurde festgestellt, dass, selbst wenn ein Sensor gemäß der Erfindung ohne Feineinstellung auf der Haut angeordnet wird, wenigstens ein Abschnitt des ringförmigen Detektors die Haut berührt, ohne irgendein dazwischenkommendes lichtundurchlässiges Hindernis vorzufinden, und folglich ein emittiertes Lichtsignal nach dem Durchtreten durch die Gewebe durch das Detektorendstück erfasst wird. Mit anderen Worten, das Signal-Rausch-Verhältnis eines Sensors gemäß der vorliegenden Erfindung wird infolge der speziellen neuartigen Bauform des Detektorendstücks und der Geometrie des Sensors wesentlich verbessert.
Es ist zu erwähnen, dass infolge der im Wesentlichen ringförmigen, d. h. achsensymmetrischen, Bauform des ersten Detektors in einem Sensor gemäß der Erfindung jede lokale Störung in der Gewebestruktur, welche im Falle eines punktähnlichen Detektors nach dem Stand der Technik zu einer bedeutenden Abweichung des optischen Weges führen würde, den charakteristischen durchschnittlichen optischen Weg von Licht einer bestimmten Wellenlänge nicht beeinflusst. Anders ausgedrückt stellen die ringförmige Form des Detektors und die Geometrie des Sensors die Stabilität der optischen Wege für jede gegebene Wellenlänge sicher.
In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung weist der Applikatorblock ein zweites, im Wesentlichen ringförmiges Lichtdetektorendstück auf, welches vom ersten Lichtdetektorendstück beabstandet und konzentrisch dazu ist. Mit einem Sensor, welcher eine derartige Bauform aufweist, ist es möglich, ein abgeändertes, neues Verfahren zur Bewertung der Sauerstoffsättigung von Blut durchzuführen, wie im Folgenden näher beschrieben wird.
Die Lichtemitter können jeweils eine Lichtquelle, welche innerhalb des Applikatorblocks angeordnet ist, oder alternativerweise ein Lichtemitterendstück, welches ein freies, Licht emittierendes Ende aufweist und über ein anderes Ende mit einer Lichtquelle verbunden ist, sein. Normalerweise sind die Lichtemitterendstücke in Form von Bündeln von optischen Fasern.
Die Bestimmung, dass die Licht emittierenden Enden der Lichtemitterendstücke punktähnlich sein sollten, bedeutet, dass sie jeweils einen kleinen Umfang aufweisen sollten. Normalerweise ergänzen die beiden Endstücke sich gegenseitig und bilden zusammen eine kreisförmige Platte mit einem Durchmesser im Bereich von 1 mm.
Der/die Lichtdetektor en) eines Sensors gemäß der Erfindung kann/können zum Beispiel eine Mehrzahl von Fotodioden umfassen. Beispiele für Lichtquellen in einem Sensor gemäß der vorliegenden Erfindung sind Laserdioden, welche imstande sind, wenigstens zwei verschiedene leistungsstarke monochromatische Lichtstrahlungen mit sehr dicht beieinander liegenden Wellenlängen innerhalb des Bereichs von 670 bis 940 nm und vorzugsweise von 750 bis 800 nm zu erzeugen, welche sich voneinander, sagen wir mal, um 10 bis 20 nm unterscheiden. Somit emittiert in einer bevorzugten Ausführungsform eine erste Laserdiode bei 750 bis 760 nm und eine zweite Laserdiode bei 780 bis 800 nm. Derartige Charakteristiken sind bei Lichtquellen, wie beispielsweise Lichtemitterdioden, welche in herkömmlichen Oxymetrievorrichtungen verwendet werden, nicht verfügbar. Die Laserdioden haben den weiteren Vorteil, eine linearere Absorption durch die Gewebe von monochromatischem Licht jeder Wellenlänge innerhalb des charakteristischen Emissionsbereichs zu ermöglichen.
Angesichts all dessen ermöglicht die Verwendung von Laserdioden in den optischen Sensoren gemäß der Erfindung die Erfüllung einer Grundanforderung der Oxymetrie, nämlich der Äquivalenz der optischen Wege bei verschiedenen Strahlungswellenlängen.
Der Trägerkörper eines Sensors gemäß der Erfindung ist vorzugsweise lichtundurchlässig.
In einer Ausführungsform umfasst der Applikatorblock in einem Trägerkörper eines Sensors gemäß der Erfindung eine axiale durchgehende Bohrung, welche senkrecht zu der Kontaktfläche ist und die Lichtemitterendstücke aufnimmt, und wenigstens einen im Wesentlichen ringförmigen Raum, welcher die Bohrung konzentrisch umgibt und jeweils ein Lichtdetektorendstück aufnimmt.
In einer konkreten Konstruktion eines Sensors gemäß der vorhergehenden Ausführungsform ist jedes Lichtdetektorendstück innerhalb des im Wesentlichen ringförmigen Raumes des Applikatorblocks so angeordnet, dass die freien, Licht erfassenden Enden davon innerhalb des ringförmigen Aufnahmeraums versenkt und von der Kontaktfläche entfernt sind, wodurch ein freier Abschnitt des ringförmigen Raumes einen Kollimator bildet, welcher spiegelnde Reflexion unterdrückt. Die Entfernung, durch welche die freien Enden von der Kontaktfläche entfernt sind, wird so gewählt, dass nur Licht, welches von einer verhältnismäßig tiefen Schicht des durchbluteten Gewebes ankommt und im Wesentlichen parallel zur Achse des Applikatorblocks gerichtet ist, erfasst wird, während die spiegelnde Reflexion von der Oberflächenschicht des Gewebes, welche von der Achse im Wesentlichen abweicht, unterdrückt wird.
Es wurde festgestellt, dass eine Vergrößerung der Entfernung zwischen einem punktähnlichen Lichtemitterendstück und einem Detektorendstück nicht nur hilft, den Querstrahleffekt zu überwinden, sondern auch die Empfindlichkeit des Sensors zu verbessern. Andererseits nimmt jedoch die Intensität des erkannten Signals bei einer Vergrößerung der Entfernung zwischen den Lichtemitter- und -detektorendstücken ab, was der Entfernung zwischen den Emitter- und Detektorendstücken eine praktische Einschränkung auferlegt. Eine zusätzliche Einschränkung resultiert aus der Forderung der Kliniker, die Größe des Sensors insbesondere für Neugeborenen- und Fetusüberwachungsanwendungen auf ein Minimum herabzusetzen.
Jedes Lichtdetektorendstück umfasst optische Fasern mit schräg abgeschnittenen, Licht erfassenden Enden. Auf diese Weise wird die Empfindlichkeit des Sensors verbessert, wodurch ein Arbeitslichtsignal, welches selbst von verhältnismäßig tiefen und entfernten Schichten des zu untersuchenden Gewebes reflektiert wird, wahrgenommen werden kann.
Gemäß der zuvor erwähnten Ausführungsform wird ferner bevorzugt, dass wenigstens einer der ringförmigen Räume, welche die ersten und zweiten ringförmigen Detektorendstücke aufnehmen, schräg verläuft, wobei sich seine Seitenwände zur Kontaktfläche trichterförmig auf weiten, so dass die schräg abgeschnittenen, Licht erfassenden Enden der optischen Fasern, welche das Detektorendstück bilden, mit der Kontaktfläche bündig oder parallel dazu sind.
Es ist vom Stand der Technik bekannt, dass eine optische Faser mit einem schräg abgeschnittenen, Licht erfassenden Ende Lichtstrahlen, welche bei einem Teil des Endes ankommen, das dicht an der kürzeren Seitenwand der Faser liegt, im Allgemeinen unterdrückt und Lichtstrahlen, welche bei einem Teil des Endes ankommen, das dichter bei der längeren Seitenwand liegt, erfasst. Es gibt im Stand der Technik jedoch keinen Hinweis darauf, dass derartige optische Fasern jemals in Sensoren für die optische Blutoxymetrie verwendet wurden.
Bei dem Sensor, welcher zuvor dargelegt wurde, ermöglicht die Geometrie der optischen Fasern die Vergrößerung der Zone des Gewebes, bei welcher die Lichtdetektorendstücke noch optische Arbeitssignale erfassen können. Wenn gemäß der Erfindung die optischen Fasern, welche ein ringförmiges Lichtdetektorendstück bilden, schräg abgeschnittene, Licht erfassende Enden aufweist, ist das Endstück imstande, Arbeitssignale aus einer ringförmigen Erkennungszone des Gewebes zu erfassen, welche einen Innenradius aufweist, der größer als der des Detektorendstückrings ist.
Infolge ihres speziellen Aufbaus unterdrücken die Lichtdetektorendstücke, welche hier zuvor beschrieben wurden, die schräg verlaufenden Lichtstrahlen, welche zwischen den Lichtemitter- und Lichtdetektorendstücken auftreten, während sie gleichzeitig die Erfassung von Licht, welches aus verhältnismäßig tiefen durchbluteten Schichten des Gewebes kommt, verbessert. Demgemäß weist ein derartiger Sensor eine verbesserte Empfindlichkeit auf, ohne dass es notwendig gewesen wäre, die Entfernung zwischen den Lichtemitter- und -detektorendstücken zu vergrößern, und folglich auch ohne Notwendigkeit, die vorgeschriebene begrenzte Größe des Sensorkörpers vergrößern zu müssen.
In einer bevorzugten Ausführungsform des zuvor erwähnten Sensors weisen die optischen Fasern, welche das Detektorendstück bilden, jeweils ein schräg abgeschnittenes, Licht erfassendes Ende auf, welches zu einer Ebene, die senkrecht zur Faserlängsachse ist, in einem spitzen Winkel geneigt ist. Im Falle von optischen Kunststofffasern überschreitet dieser spitze Winkel etwa 42° nicht und liegt vorzugsweise innerhalb des Bereichs von etwa 20° bis 22°.
Der Trägerkörper des Sensors kann jede geeignete, z. B. eine zylindrische, Form aufweisen und hält an einem Ende den Applikatorblock so, dass die Kontaktfläche des Letzteren eine Stirnfläche des Körpers bildet.
Wie bereits erwähnt, tritt bei der Transmissionspulsoxymetrie das emittierte Licht zwischen gegenüberliegenden Oberflächen des zu untersuchenden durchbluteten Gewebes durch, während bei der Reflexionspulsoxymetrie Lichtemission und -erkennung an derselben Oberfläche des Gewebes erfolgen. Sowohl bei den Transmission- als auch Reflexionsverfahren werden pulsierende Änderungen des Wertes von Absorption des Lichts durch das durchblutete Gewebe verwendet, um die interessierenden Charakteristiken zu bestimmen, wobei die pulsierenden Änderungen herkömmlicherweise auf der Basis der Beziehung zwischen der Intensität des emittierten Lichts und der des Lichtes, welches durch einen einzelnen Detektor erkannt wird, bestimmt werden.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wurde eine neuartige Lösung entwickelt, durch welche die pulsierenden Änderungen auf der Basis der gemessenen Beziehung zwischen den Intensitäten von Licht bestimmt, welches durch wenigstens ein Paar von Detektorendstücken, die in verschiedenen Entfernungen von den Lichtemitterendstücken angeordnet sind, erfasst wird. Bei diesem Verfahren kann das Detektorendstück, welches den Emitterendstücken am nächsten liegt, in Bezug auf das zweite, weiter entfernte Detektorendstück als ein Quasi-Lichtemitterendstück betrachtet werden.
Diese Lösung basiert auf dem folgenden physikalischen Modell. Ein Photon wird, nachdem es in einer Probe eine gewisse Entfernung zurückgelegt hat, willkürlich gestreut. Dieser Prozess wird solange wiederholt, bis das Photon die Grenzen der Probe verlässt. Das Photon, welches in der Anfangsrichtung wandert, wird als "gesendetes" Photon betrachtet; das Photon, welches sich in der entgegengesetzten Richtung bewegt, wird als ein "reflektiertes" Photon betrachtet. Nach 30 bis 40 Schritten geht jede "Erinnerung" an die Richtung der einfallenden Strahlung verloren, und es gibt keine bevorzugte Fortpflanzungsrichtung, wobei die Lichtintensität in allen Richtungen isotropisch abnimmt. Diese Auslegung des Lichtfortpflanzungverhaltens ermöglicht es, das wohl bekannte Lambert-Beer-Gesetz, das in der Transmissionsoxymetrie verwendet wird, auf die Reflexionsoxymetrie anzuwenden, allerdings für eine radiale Richtung,.
Im Zusammenhang mit dem zuvor erwähnten neuartigen Verfahren, der neuartigen Sensorausführungsform, in welcher die Lichtdetektorendstücke in zwei konzentrischen Ringen um die Lichtemitterendstücke angeordnet sind, definieren die Detektorendstücke zwischen ihnen einen röhrenförmigen Bereich des Gewebes, welcher durch Licht, das von den Emittern herkommt, quasi-transmissiv beleuchtet wird. Demgemäß kann ein derartiger Sensor gemäß der Erfindung als Reflektanzsensor, der einen transmissiven Sensor simuliert, betrachtet werden.
Es ist zu erwähnen, dass bei einem Sensor gemäß der Erfindung mit zwei konzentrischen Detektorendstücken die optischen Wege von Beleuchtung, welche durch die zwei tatsächlichen Emitterendstücke bereitgestellt wird, unabhängig von der Wellenlänge des emittierten Lichts und von der Entfernung der Emitterendstücke vom ersten ringförmigen Detektorendstück durch jede Art von optischer Störung in der ringförmigen Erkennungszone auf ähnliche Weise beeinflusst werden. Demgemäß wird eine wesentliche Äquivalenz von optischen Spuren für jede Position des Sensors auf der Haut und auch im Falle einer Änderung von physiologischen Bedingungen im darunter liegenden Gewebe automatisch erreicht.
Ein Verfahren gemäß der Erfindung wird in Patentanspruch 14 definiert.
Bei dem Applikatorblock, welcher bei der Durchführung des zuvor erwähnten Verfahrens verwendet wird, können die Lichtemitter jeweils eine Lichtquelle, welche innerhalb des Applikatorblocks positioniert ist, oder alternativerweise ein Lichtemitterendstück, welches ein freies, Licht emittierendes Ende aufweist und über ein anderes Ende mit einer Lichtquelle verbunden ist, sein. Normalerweise sind die Lichtemitterendstücke in Form von Bündeln von optischen Fasern.
Das zuvor erwähnte Verfahren kann zur Bestimmung von Sauerstoffsättigung im arteriellen Blut angewendet werden. Bei dieser Anwendung wird angenommen, dass eine pulsierende Komponente der Lichtabsorption bei jeder der Wellenlängen aus dem fluktuierenden Volumen von arteriellem Blut im Gewebebereich zwischen dem ersten Lichtdetektor und dem zweiten Lichtdetektor resultiert und diese pulsierende Absorptionskomponente daher auf den Grad von Sauerstoffsättigung schließen lässt.
Bei der Durchführung des zuvor erwähnten Verfahrens werden zwei Serien von Messungen bei zwei Zeitpunkten ausgeführt, wobei der erste der Nullpunkt (unterster Punkt) und der zweite der Gipfelpunkt (oberster Punkt) der pulsierenden Komponente des arteriellen Blutdrucks ist. Jede dieser beiden Serien von Messungen umfasst die beiden folgenden Schritte, wobei angenommen wird, dass das Gewebe durch Licht von zwei verschiedenen Wellenlängen beleuchtet wird und dass der Sensor nur zwei Detektorendstücke aufweist:
Schritt 1 – Das Gewebe wird mit Licht der ersten Wellenlänge beleuchtet, während das Licht der zweiten Wellenlänge aus ist, und Lichtsignale werden durch die ersten und zweiten Detektoren gleichzeitig aufgezeichnet.
Schritt 2 – Das Gewebe wird mit Licht der zweiten Wellenlänge beleuchtet, während das Licht der ersten Wellenlänge aus ist, und Lichtsignale werden durch die ersten und zweiten Detektoren gleichzeitig aufgezeichnet.
Die Vorgehensweise gemäß diesen Messungen umfasst:
Bestimmen von zwei Intensitätsverhältnissen für jeden der beiden Zeitpunkte, wobei das erste Intensitätsverhältnis zwischen den Lichtsignalintensitäten, welche durch die ersten und zweiten Lichtdetektoren bei der ersten Wellenlänge aufgezeichnet wurden, liegt und das zweite Intensitätsverhältnis zwischen den Lichtsignalintensitäten, welche durch die ersten und zweiten Lichtdetektoren bei der zweiten Wellenlänge aufgezeichnet wurden, liegt;
Ausrechnen von ersten und zweiten pulsierenden Komponenten AC1 und AC2 des Lichtsignals für jede der ersten und zweiten Wellenlängen, wobei jede die Differenz zwischen dem Intensitätsverhältnis ist, welches bei den Gipfel- und den Nullpunkten für die jeweilige Wellenlänge berechnet wurde;
Ausrechnen von ersten und zweiten konstanten Komponenten DC1 und DC2 der Lichtsignale für jede der ersten und zweiten Wellenlängen, wobei jede der Durchschnitt von zwei Intensitätsverhältnissen ist, welche bei den Null- und Gipfelpunkten für die beiden Wellenlängen berechnet wurden; und
Berechnen der Sauerstoffsättigung von arteriellem Blut SaO₂ gemäß der folgenden Gleichung:
wobei K1 und K2 Kalibrierkonstanten sind.
Die Abweichung der vorliegenden Erfindung vom Stand der Technik ist für einen Fachmann beim Vergleich der beiden Gleichungen (1) und (2) hierin leicht zu erkennen.
Es ist zu erwähnen, dass die Erfindung in den Ansprüchen definiert wird. Im Folgenden können Bezugnahmen auf Beispiele enthalten sein, welche keine Ausführungsformen der Erfindung sind, selbst wenn anders angegeben.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Zum besseren Verständnis wird die Erfindung nun anhand von nicht einschränkenden Beispielen unter Bezugnahme auf die beiliegenden Zeichnungen näher beschrieben und veranschaulicht, wobei:
1 eine vergrößerte schematische Draufsicht einer Ausführungsform eines Applikatorblocks in einem Trägerkörper eines Sensors gemäß der Erfindung ist;
2 eine vergrößerte schematische Draufsicht einer anderen Ausführungsform eines Applikatorblocks ist;
3 ein Querschnitt entlang der Linie III-III von 2 ist;
4 eine vergrößerte axiale Querschnittansicht einer weiteren Ausführungsform eines Trägerkörpers mit Applikatorblock in einem Sensor gemäß der Erfindung ist;
5 ein Diagramm ist, welches die optischen Elemente an dem Licht erfassenden Ende einer Ausführungsform einer optischen Faser in einem Lichtdetektorendstück eines Sensors gemäß der Erfindung erklärt;
6 ein ähnliches Diagramm ist, welches eine andere Ausführungsform des Licht erfassenden Endes einer optischen Faser betrifft; und
7 ein Blockdiagramm eines Oxymeters gemäß der Erfindung ist.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG VON BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
1 stellt die Kontaktfläche eines Applikatorblocks eines Trägerkörpers in einem Sensor gemäß der Erfindung dar. Wie zu sehen ist, weist der Block 1, von welchem angenommen wird, dass er aus einem lichtundurchlässigen Material, wie beispielsweise einem Metall, hergestellt ist, eine Kontaktfläche 2 und eine Mittelbohrung 3, welche zwei Bündel von optischen Fasern 4 und 5 aufnimmt, die als Lichtemitterendstücke dienen, auf. Die Bündel 4 und 5 sind jeweils mit einer Laserdiode (nicht dargestellt) verbunden und sind daher zum Emittieren von Licht bei zwei verschiedenen Wellenlängen imstande. Ein im Wesentlichen ringförmiger Raum 6, welcher in Block 1 vorgesehen ist und aus einer Anzahl von Segmenten 7 mit periodischen Streben 8 besteht, umgibt konzentrisch die Mittelbohrung 3 und nimmt eine Mehrzahl von optischen Fasern 9 auf, welche zusammen ein ringförmiges Lichtdetektorendstück bilden. Es wird angenommen, dass im Inneren des Trägerkörpers des Sensors optische Fasern auf eine nicht dargestellte Weise zusammengebündelt und mit einem Detektorgerät, z. B. einer Fotodiode, die ebenfalls nicht dargestellt ist, verbunden sind.
Die Streben 8 von Block 1 verbinden den mittleren Bereich 10 und den peripheren Bereich 11 des Blocks miteinander.
Die Licht erfassenden Enden der optischen Fasern 9, welche den Lichtdetektor bilden, können entweder bündig mit der Kontaktfläche 2 sein oder alternativerweise von der Oberfläche durch eine gewünschte Entfernung nach innen entfernt sein.
In Betrieb emittieren die beiden Lichtemitterendstücke 4 und 5 Licht auf ein zu untersuchendes Gewebe, und der Detektor (nicht dargestellt) wandelt das Licht, welches durch die Licht erfassenden Enden der optischen Fasern 9 erfasst wird, in ein elektrisches Signal, welches zur weiteren Verarbeitung geeignet ist, um und moduliert es.
2 und 3 veranschaulichen schematisch eine andere Ausführungsform eines Applikatorblocks in einem Trägerkörper eines optischen Sensors gemäß der Erfindung. Wie zu sehen ist, weist ein Applikatorblock 20 eine Kontaktfläche 21 und eine Mittelbohrung 22, welche zwei Bündel 23 und 24 von optischen Fasern, die zwei Lichtemitterendstücke bilden und mit einem Paar von Lichtquellen (nicht dargestellt) verbunden sind, auf. Wie zu sehen ist, sind die Lichtemitterenden 25 und 26 der Lichtemitterendstücke 23 und 24 innerhalb dir Bohrung 22 zurückgezogen und somit von der Kontaktfläche 21 entfernt.
Der Block 20 umfasst ferner einen ersten ringförmigen Raum 27, welcher konzentrisch zur Bohrung 22 ist und aus vier Segmenten 28 mit periodischen Strebenelementen 29, welche den Kernbereich 30 und den mittleren Bereich 31 des Blocks 20 miteinander verbinden, besteht. Der erste ringförmige Raum 27 beherbergt eine Mehrzahl von optischen Fasern 32, welche zusammen ein Lichtdetektorendstück bilden und jeweils ein Licht erfassendes Ende 33 aufweisen.
Ein zweiter ringförmiger Raum 35 umgibt konzentrisch den ersten ringförmigen Raum 27 und besteht ähnlich dem letzteren aus vier Segmenten 36 mit periodischen Strebenelementen 37, welche den mittleren Blockbereich 31 mit einem peripheren Bereich 38 verbinden. Der zweite ringförmige Raum 35 beherbergt eine Mehrzahl von optischen Fasern 39, welche zusammen ein zweites Lichtdetektorendstück bilden und jeweils ein Licht erfassendes Ende 40 aufweisen. Wie in 3 dargestellt, sind die Licht erfassenden Enden 40 von der Kontaktfläche 21 entfernt. Die leeren Abschnitte 41 des ringförmigen Raumes 27 und 42 des ringförmigen Raumes 35 dienen als Kollimatoren für Licht, welches von einem zu untersuchenden Gewebe zurückkehrt.
Wie in 2 dargestellt, ist jedes der beiden Lichtemitterendstücke 23 und 24 halbkreisförmig, wobei sich die beiden Endstücke gegenseitig ergänzen und zusammen eine kreisförmige Platte mit einem Durchmesser von, sagen wir, 1 mm bilden. Die Durchmesser der ersten und zweiten ringförmigen Räume können 5 beziehungsweise 7 mm sein.
Die beiden Lichtemitterendstücke sind mit zwei verschiedenen Lichtquellen (nicht dargestellt) verbunden, welche Licht von verschiedenen Wellenlängen erzeugen, und die beiden Lichtdetektorendstücke, welche durch die optischen Fasern 32 und 39 gebildet werden, die in den ringförmigen Räumen 27 beziehungsweise 35 angeordnet sind, sind mit optischen Detektorgeräten (nicht dargestellt) verbunden.
In Betrieb wird der Sensor 20 auf einem Hautabschnitt über einem Gewebe 44 angebracht, welches über das Lichtemitterendstück durch die beiden Lichtquellen, welche nicht dargestellt sind und welche zum Beispiel Laserdioden sein können, die Licht bei den beiden Wellenlängen von etwa 750 und 780 nm emittieren, sequentiell beleuchtet wird. Das Licht wird durch das Gewebe absorbiert und teilweise reflektiert, und die pulsierenden Änderungen der Lichtabsorption im ringförmigen Bereich A des Gewebes 44 können durch Vergleichen des integralen Lichtsignals, welches durch das erste Lichtdetektorendstück empfangen wird, das durch die optischen Fasern 32 gebildet wird, mit dem integralen Lichtsignal, welches durch das zweite Lichtdetektorendstück empfangen wird, das durch die optischen Fasern 39 gebildet wird, geschätzt werden. Ein Verhältnis der Intensitäten dieser integralen Signale kennzeichnet einen Grad von Abschwächung des Lichts im ringförmigen Bereich A des Gewebes für eine bestimmte Wellenlänge. Das erwähnte Verhältnis, welches für jede der angewendeten Wellenlängen erhalten wird, wird dann zum Bestimmen der gewünschten Charakteristiken, wie beispielsweise der Sauerstoffsättigung des Blutes im Gewebe 44, verwendet.
4 veranschaulicht schematisch eine axiale Querschnittansicht eines abgeänderten Sensors 50, welcher einen lichtundurchlässigen, im Allgemeinen zylinderförmigen Körper 51 umfasst, der einen Applikatorblock 52 mit einer Kontaktfläche 53 aufweist. Der Block 52 weist eine axiale Mittelbohrung 54 auf, welche den unteren Endabschnitt einer Röhre 55 aufnimmt, die in einen horizontalen Abschnitt 56 übergeht und ein optisches Faserbündel aufnimmt, das mit 57 markiert ist und wenigstens zwei Lichtquellen (nicht dargestellt) zu Lichtemitterendstücken führt.
Der Block 52 umfasst ferner erste und zweite ringförmige Schlitze 58 und 59, welche konzentrisch zur Bohrung 54 sind, wobei benachbarte Block- und Körperabschnitte auf geeignete, nicht dargestellte Weise miteinander verbunden sind. Die Schlitze 58 und 59 verlaufen schräg, wobei sie sich in der Richtung der Kontaktfläche 53 trichterförmig auf weiten, so dass die benachbarten Blockabschnitte 60 und 61 stumpfkegelige Formen aufweisen, wie zu sehen ist. Die Schlitze 58 und 59 nehmen die freien, Licht erfassenden Enden von ersten und zweiten optischen Faserbündeln 63 und 64 auf, welche erste und zweite Detektorendstücke bilden, und gehen durch den inneren Raum des Körpers 51 zu den Fotodetektoren 65, welche durch die Drähte 67 mit einem Kabel 68 elektrisch verbunden sind. Jedes der Licht erfassenden Enden der optischen Fasern der Bündel 63 und 64 endet mit einem schrägen Schnitt und bildet einen spitzen Winkel mit der Achse der Faser, so dass das Licht erfassende Ende jeder Faser entweder mit der Kontaktfläche 53 bündig oder parallel dazu ist.
In Betrieb ist der äußere Endabschnitt der Röhre 56 mit zwei Lichtquellen (nicht dargestellt) verbunden.
5 veranschaulicht schematisch einen Sichtbereich einer optischen Faser 70, welche mit ihrer schräg abgeschnittenen Oberfläche 72 einer Oberfläche 71 eines Gewebes gegenüberliegt. Es wird angenommen, dass die Faser 70 zum Bündel 63 in 4 gehört. Die Faser 70 ist durch einen spitzen Winkel α gekennzeichnet, welcher zwischen der abgeschnittenen Stirnfläche 72 und einer Ebene 73, welche senkrecht zur Achse der Faser ist, gebildet wird. Der tatsächliche Sichtbereich der Faser 70 erstreckt sich zwischen einem linken Strahl 74 und einem rechten Strahl 75 und kann aus dem Winkel α und den optischen Parametern der Faser berechnet werden. Wie für Fachleute leicht zu erkennen ist, werden die spiegelnde Reflexion und Querlicht, welche hauptsächlich von der linken Seite des Strahls 74 auf die Oberfläche 72 kommen, durch den Detektor nicht wahrgenommen. Andererseits nimmt der Detektor Licht, welches von den tiefen Reflexionsschichten des Gewebes ankommt, in Richtungen, die im Wesentlichen senkrecht zur Oberfläche 71 sind, in einer ziemlich breiten Zone, die zwischen den Strahlen 74 und 75 begrenzt ist, wahr. Wie zu erkennen ist, wird der Sichtbereich der optischen Faser 70 mit abgeschnittenem Ende in der Richtung des Abschnitts ihrer längeren Seitenwand verschoben. Die Erfinder stellten fest, dass die Faser 70 angemessen ist, wenn der Winkel α nicht größer als etwa 42° ist, und am wirksamsten ist, wenn der Winkel α innerhalb des Bereichs von etwa 20° bis etwa 22° liegt. Insbesondere vergrößert ein schräger Schnitt in einem Winkel α von etwa 20° bis etwa 22° auch die Sichtweite stark.
6 ist eine schematische Veranschaulichung einer optischen Faser 80 mit abgeschnittenem Ende, wobei im Unterschied zur Faser 70 in 5 die Faserachse senkrecht zu einer Oberfläche 81 eines Gewebes ist. Der schräge Schnitt 82 der Faser 80 ist jedoch, obwohl er der Oberfläche 81 gegenüberliegt, nicht parallel dazu, wobei zwischen der Oberfläche 82 des Schnitts und einer Ebene 83, welche parallel zur Oberfläche 81 und demgemäß senkrecht zur Achse der Faser ist, ein Winkel α gebildet wird. Ähnlich wie in der Ausführungsform von 5 bestimmt der Winkel α den Sichtbereich der Faser 80, welcher durch einen linken Strahl 84 und einen rechten Strahl 85 definiert ist. Analog zur Faser von 5 wird der Sichtbereich der optischen Faser 80 mit abgeschnittenem Ende von der kürzeren zur längeren Seitenwand verschoben. Es gelten dieselben Beschränkungen des Wertes von Winkel α wie in 5.
7 ist ein Blockdiagramm einer Ausführungsform eines Oxymeters 90 gemäß der Erfindung. wie zu sehen ist, umfasst der Oxymeter 90 eine Sonde 91, welche zwei Lichtquellen 92 und 93, z. B. zwei Laserdioden, enthält, die Licht von zwei verschiedenen Wellenlängen zur sequentiellen Beleuchtung eines zu untersuchenden Gewebes erzeugen. Die Sonde umfasst ferner zwei Fotodetektoren 94 und 95. Die Lichtsignale, welche von den beiden Lichtdetektoren 94 und 95 empfangen werden, werden in elektrische Signale umgewandelt und moduliert, welche durch eine analoge Verarbeitungseinheit 96 verstärkt, durch einen A/D-Wandler 97 digitalisiert und zum Ausrechnen der interessierenden Charakteristik, welche auf einem Bildschirm 100 angezeigt wird, an einen Mikroprozessor 98 übertragen. Die Lichtquellen 92 und 93 der Sonde 91 werden durch den Mikroprozessor 98 über eine Zeitsteuerungseinheit 101 gesteuert.
Die Vorgehensweise zur Messung der interessierenden Charakteristik durch den Oxymeter 90 ist wie folgt:
Die Berechnungen werden bei zwei Zeitpunkten auf einem Graphen pulsierender Lichtintensität, welcher die pulsierende arterielle Blutkomponente darstellt, durchgeführt, wobei der erste der Nullpunkt (unterster Punkt) und der zweite der Gipfelpunkt (oberster Punkt) davon ist. Die Messungen und Berechnungen umfassen die folgenden sechs Schritte:

(a) erste Lichtquelle 92 AN und zweite Lichtquelle 93 AUS – erste Signale einer ersten Wellenwellenlänge werden durch jeden der ersten und zweiten Detektoren 94 und 95 aufgezeichnet;
(b) zweite Lichtquelle 93 AN und erste Lichtquelle 92 AUS – zweite Signale einer zweiten Wellenwellenlänge werden durch jeden der ersten und zweiten Detektoren 94 und 95 aufgezeichnet;
(c) beide Lichtquellen AUS – Umgebungslicht wird durch die ersten und zweiten Detektoren 94 und 95 aufgezeichnet;
(d) die erkannten Signale werden durch die analoge Verarbeitungseinheit 96 sequentiell gefiltert und verstärkt, um das Rauschen und die Umgebungslichtkomponenten zu reduzieren;
(e) der Analog-Digital-Wandler (A/D-Wandler) 97 empfängt eine Sequenz von Signalen von der analogen Verarbeitungseinheit 96 zur Digitalisierung, und die resultierenden digitalen Signale werden an den Mikroprozessor 98 übertragen;
(f) der Mikroprozessor 98 führt eine digitale Extraktion von DC- und AC-Signalkomponenten durch und berechnet die SaO₂ gemäß dem folgenden Algorithmus:

Für jede der beiden Berechnungen werden zwei Intensitätsverhältnisse N und M bei den beiden verschiedenen Zeitpunkten, nämlich N1 und N2 für den Nullpunkt und M1 und M2 für den Gipfelpunkt der pulsierenden arteriellen Blutkomponente, bestimmt. Die ersten Intensitätsverhältnisse N1 und M1 für die beiden Punkte basieren auf den Lichtsignalintensitäten, welche durch die ersten und zweiten Lichtdetektoren bei der ersten Wellenlänge aufgezeichnet wurden, und die zweiten Intensitätsverhältnisse N2 und M2 für die beiden Punkte basieren auf den Lichtsignalintensitäten, welche durch die ersten und zweiten Lichtdetektoren bei der zweiten Wellenlänge aufgezeichnet wurden.
Für jede der beiden Wellenlängen wird eine kennzeichnende AC einer pulsierenden Komponente des Signals definiert, nämlich AC1 für die erste Wellenlänge und AC2 für die zweite Wellenlänge, wobei AC1 und AC2 jeweils die Differenz zwischen den Intensitätsverhältnissen ist, welche für die Gipfel- beziehungsweise Nullpunkte bei diesen konkreten Wellenlängen berechnet wurden.
Für jede der beiden Wellenlängen wird die kennzeichnende DC einer konstanten Komponente des Signals, nämlich DC1 für die erste Wellenlänge und DC2 für die zweite Wellenlänge, definiert, wobei DC1 und DC2 jeweils der Durchschnitt von den beiden Intensitätsverhältnissen ist, welche bei den Null- beziehungsweise Gipfelpunkten bei einer bestimmten Wellenlänge berechnet wurden.
Der Mikroprozessor berechnet dann:

(i) die Verhältnisse R1 und R2 für jede der Wellenlängen:
(ii) das Verhältnis
(iii) die Sauerstoffsättigung SaO₂ von arteriellem Blut SaO2 = K1 x y +K2wobei K1, K2 Kalibrierkonstanten sind.

Beispiel
Die erste Lichtquelle 92 ist eine Laserdiode, welche bei 755 nm emittiert, und die zweite Lichtquelle 93 ist eine Laserdiode, welche bei 785 nm emittiert. Die Kalibrierkonstanten von K1 und K2 hängen von der Geometrie und Größe der Detektoren und den Hämoglobin- und Oxyhämoglobinabsorptionskoeffizienten ab, wobei angenommen wird, dass sie die folgenden werte haben:
K1 = 2; K2 = 0,5;

a) Erste Serie, wenn Messung beim Nullpunkt
1) Erste Lichtquelle 92 AN und zweite Lichtquelle 93 AUS
– ein erstes Signal I₁₁(1) wird durch den ersten Detektor 94 erkannt, verstärkt und im Speicher des Mikroprozessors 98 abgelegt. I₁₁(1) = 1000.
2) Erste Lichtquelle 92 AN und zweite Lichtquelle 93 AUS
– ein erstes Signal I₁₂(1) wird durch den zweiten Detektor 95 erkannt, verstärkt und im Speicher des Mikroprozessors 98 abgelegt. I₁₂(1) = 2500.
3) Das Intensitätsverhältnis N1 für die erste Wellenlänge beim Nullpunkt wird folgendermaßen berechnet: DC₁ (1) = I₁₁ (1)/I₁₂(1) = 1000/2500 = 0,4.
4) Zweite Lichtquelle 93 AN und erste Lichtquelle 92 AUS
– ein zweites Signal I₂₁(1) wird durch den ersten Detektor 94 erkannt, verstärkt und im Speicher des Mikroprozessors 98 abgelegt. I₂₁(1) = 800.
5) Zweite Lichtquelle 93 AN und erste Lichtquelle 92 AUS
– ein zweites Signal I₂₂(1) wird durch den zweiten Detektor 95 erkannt, verstärkt und im Speicher des Mikroprozessors 98 abgelegt. I₂₂(1) = 2300.
6) Das Intensitätsverhältnis N2 für die zweite Wellenlänge beim Nullpunkt wird folgendermaßen berechnet: DC₂ (1) = I₂₁(1)/2₂₂(1) = 800/2300 = 0, 348.
b) Zweite Serie von Messungen beim Gipfelpunkt
7) Erste Lichtquelle 92 AN, zweite Lichtquelle 93 AUS – ein erstes Signal I₁₁(2) wird durch den ersten Detektor 94 erkannt, verstärkt und im Speicher des Mikroprozessors 98 abgelegt. I₁₁(2) = 990.
8) Erste Lichtquelle 92 AN und zweite Lichtquelle 93 AUS
– ein erstes Signal I₁₂(2) wird durch den zweiten Detektor 95 erkannt, verstärkt und im Speicher des Mikroprozessors 98 abgelegt. I₁₂(2) = 2460.
9) Das Intensitätsverhältnis M1 für die erste Wellenlänge beim Gipfelpunkt wird folgendermaßen berechnet: DC₁(2) = I₁₁(2)/I₁₂(2) = 980/2490 = 0,394.
10) Zweite Lichtquelle 93 AN und erste Lichtquelle 92 AUS
– ein zweites Signal I₂₁(2) wird durch den ersten Detektor 94 erkannt, verstärkt und im Speicher des Mikroprozessors 98 abgelegt. I₂₁(2) = 780.
11) Zweite Lichtquelle 93 AN und erste Lichtquelle 92 AUS
– ein zweites Signal I₂₂(1) wird durch den zweiten Detektor 95 erkannt, verstärkt und im Speicher des Mikroprozessors 98 abgelegt. I₂₂(1) = 2400.
12) Das Intensitätsverhältnis M2 für die zweite Wellenlänge beim Gipfelpunkt wird folgendermaßen berechnet: DC₂(2) = I₂₁(2)/I₂₂(2) = 780/2400 = 0,325.
c) Berechnung
13) Der Wert AC1, welcher eine pulsierende Komponente für die erste Wellenlänge kennzeichnet, wird als M1 – N1 = 0,394 – 0,4 = –0,006 berechnet.
14) Der Wert AC2, welcher eine pulsierende Komponente für die zweite Wellenlänge kennzeichnet, wird als M2 – N2 = 0,325 – 0,348 = –0,023 berechnet.
15) Der Wert DC1, welcher eine konstante Komponente für die erste Wellenlänge kennzeichnet, wird als (N1 + M1)/2 = (0,4 + 0,394)/2 = 0,397 berechnet.
16) Der Wert DC2, welcher eine konstante Komponente für die zweite Wellenlänge kennzeichnet, wird als (N2 + M2)/2 = (0,348 + 0,325)/2 = 0,337 berechnet. Die beiden folgenden Verhältnisse für die beiden Wellenlängen werden berechnet:
17) R1 = AC1/DC1 = (–0,006/0,397) = –0,015
18) R2 = AC2/DC2 = (–0,023/0,337) = –0,068; und schließlich
19) SaO2 = K1(R1/R2) + K2 = 2 × 0,221 + 0,5 = 0,942

Claims

Sensor zur nicht invasiven optischen Blutoxymetrie, umfassend: einen Applikatorblock (1) mit einer Kontaktfläche (2), welche geeignet ist, einem durchbluteten Körpergewebe gegenüberzuliegen, wobei der Applikatorblock (1) wenigstens zwei Lichtemitter (4, 5), welche in nächster Nähe zueinander positioniert und geeignet sind, Licht von jeweiligen punktähnlichen Lichtemitterendstücken bei Wellenlängen, welche voneinander verschieden sind, zu emittieren, und wenigstens ein erstes, im Wesentlichen ringförmiges Lichtdetektorendstück (9), welches die wenigstens zwei Lichtemitter (4, 5) konzentrisch umgibt und mit einem Lichtdetektor verbunden ist, umfasst, dadurch gekennzeichnet, dass das Lichtdetektorendstück (9) ein Bündel von optischen Fasern umfasst, welche jeweils ein freies, Licht erfassendes Ende zur Erfassung von Licht, welches von dem Körpergewebe ankommt, aufweisen, und das Licht erfassende Ende schräg abgeschnitten ist.
Sensor gemäß Anspruch 1, wobei der Applikatorblock (1) Teil eines Trägerkörpers ist und eine axiale durchgehende Bohrung (3), welche senkrecht zur Kontaktfläche (2) ist und die Lichtemitter (4, 5) aufnimmt, und wenigstens einen im Wesentlichen ringförmigen Raum (6) umfasst, welcher die Bohrung (3) konzentrisch umgibt und ein Lichtdetektorendstück (9) aufnimmt, und wobei das Licht erfassende Ende ein freies Ende ist, welches in dem ringförmigen Raum so angeordnet ist, dass es Erfassung von Licht, welches von tiefen durchbluteten Schichten des Gewebes reflektiert wird, in Bezug auf Licht, welches von anderen Schichten reflektiert wird, verbessert.
Sensor gemäß Anspruch 2, wobei die optischen Fasern des Lichtdetektorendstückes (9) über ein anderes Ende mit einem Lichtdetektor verbunden sind.
Sensor gemäß Anspruch 2 oder 3, wobei der Applikatorblock (20) ein zweites im Wesentlichen ringförmiges Lichtdetektorendstück (39) aufweist, welches vom ersten Lichtdetektorendstück (32) beabstandet und konzentrisch dazu ist, wobei das zweite Lichtdetektorendstück (39) in einem zweiten im Wesentlich ringförmigen Raum (35) liegt, die Bohrung (22) und den ersten ringförmigen Raum (27) konzentrisch umgibt und mit einem zweiten Lichtdetektor verbunden ist.
Sensor gemäß einem der Ansprüche 2 bis 4, wobei jedes der Lichtdetektorendstücke (32, 39) innerhalb des jeweiligen im Wesentlichen ringförmigen Raumes (27, 35) des Applikatorblocks (20) auf eine derartige Weise angeordnet ist, dass das Licht erfassende Ende des Lichtdetektorendstückes (32, 39) innerhalb des ringförmigen Aufnahmeraums (27, 35) auf eine zurückgezogene weise positioniert ist, um von der Kontaktfläche (21) entfernt zu sein, wodurch ein freier Abschnitt (41, 42) des ringförmigen Raumes (27, 35) einen Kollimator zur Unterdrückung von spiegelnder Reflexion bildet.
Sensor gemäß einem der Ansprüche 2 bis 5, wobei der Lichtdetektor eine Photodiode umfasst.
Sensor gemäß einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei jede der optischen Fasern, welche einen der Detektorendstücke (63, 64) bilden, ihr Licht erfassendes Ende so aufweist, dass es schräg abgeschnitten und zu einer Ebene (73, 83), welche senkrecht zu einer Faserlängsachse ist, in einem spitzen Winkel (a) geneigt ist.
Sensor gemäß Anspruch 7, wobei wenigstens einer der ringförmigen Räume (58, 59), welche die ersten und zweiten ringförmigen Detektorendstücke aufnehmen, schräg verläuft, wobei seine Seite trichterförmig aufweitend zur Kontaktfläche (53) fällt, so dass die schräg abgeschnittenen, Licht erfassenden Enden der optischen Fasern mit der Kontaktfläche (53) bündig oder parallel dazu sind.
Sensor gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Lichtemitter (4, 5) Lichtquellen umfassen, welche innerhalb des Applikatorblocks (1) positioniert sind.
Sensor gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Lichtemitter (4, 5) jeweils ein Lichtemitterendstück umfassen, welches ein freies, Licht emittierendes Ende aufweist und über ein anderes Ende mit einer Lichtquelle verbunden ist.
Sensor gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Lichtemitterendstücke jeweils ein Bündel von optischen Fasern umfassen.
Sensor gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Lichtquellen Laserdioden umfassen, welche jeweils geeignet sind, monochromatisches Licht innerhalb eines Wellenlängenbereichs von 670 nm bis 940 nm zu emittieren.
Sensor gemäß Anspruch 12, wobei eine erste Lichtquelle geeignet ist, bei einer Wellenlänge von 750 nm bis 760 nm zu emittieren, und eine zweite geeignet ist, bei einer Wellenlänge von 780 nm bis 800 nm zu emittieren.
Verfahren zur nicht invasiven optischen Blutpulsoxymetrie in einem durchbluteten Körpergewebe, wobei das Verfahren umfasst: Bereitstellen eines Sensors gemäß Anspruch 4 oder einem der Ansprüche 5 bis 13, wenn von Anspruch 4 abhängig; Positionieren des Applikatorblocks (1) auf einem Hautabschnitt eines Untersuchungsobjekts, dessen darunter liegende Gewebe zu untersuchen sind, wobei die Kontaktfläche (2) der Haut gegenüberliegt; sequentielles Emittieren von Licht bei wenigstens zwei verschiedenen Wellenlängen von den Emittern (4, 5) zum Körpergewebe; Kollimieren von Licht, welches von dem zu untersuchenden Gewebe ankommt und bei einer der beiden verschiedenen Wellenlängen emittiert wurde, bei Unterdrücken von spiegelnder Reflexion und Querlicht; Erkennen einer Intensität des kollimierten Lichts, wobei die Erkennung durch integrale Erfassung der Lichtsignale durch die wenigstens zwei Lichtdetektorendstücke einzeln und gleichzeitig erfolgt; Bestimmen von Verhältnissen zwischen der Lichtintensität, welche durch die wenigstens zwei Lichtdetektorendstücke bei jeder der wenigstens zwei verschiedenen Wellenlängen erkannt wurde; und Bestimmen eines Wertes von Sauerstoffsättigung des Blutes auf der Basis der Verhältnisse.
Verfahren gemäß Anspruch 14, umfassend: Auswählen von zwei Zeitpunkten zur Durchführung von Messungen, wobei ein erster Punkt ein Nullpunkt einer pulsierenden arteriellen Blutkomponente ist und ein zweiter Punkt ein Gipfelpunkt davon ist; Durchführen von Messungen, welche Beleuchten mit Licht einer ersten der Wellenlängen und gleichzeitiges Aufzeichnen von Signalen, welche vom Gewebe ankommen, mit den ersten und zweiten Lichtdetektoren und anschließendes Beleuchten mit Licht einer zweiten der Wellenlängen und gleichzeitiges Aufzeichnen von Signalen, welche vom Gewebe ankommen, mit den ersten und , zweiten Lichtdetektoren umfassen, an jedem der ersten und zweiten Punkte; Bestimmen von zwei Lichtintensitätsverhältnissen für jeden der beiden Zeitpunkte, wobei ein erstes der Intensitätsverhältnisse zwischen Lichtsignalintensitäten, welche durch die ersten und zweiten Lichtdetektoren bei der ersten Wellenlänge aufgezeichnet wurden, liegt und das zweite Intensitätsverhältnis zwischen Lichtsignalintensitäten, welche durch die ersten und zweiten Lichtdetektoren bei der zweiten Wellenlänge aufgezeichnet wurden, liegt; Ausrechnen von ersten und zweiten pulsierenden Komponenten AC1 und AC2 des Lichtsignals für jede der ersten und zweiten Wellenlängen, wobei jede eine Differenz zwischen dem Intensitätsverhältnis ist, welches bei den Gipfel- und Nullpunkten für die jeweilige Wellenlänge berechnet wurde; Ausrechnen von ersten und zweiten konstanten Komponenten DC1 und DC2 der Lichtsignale für jede der ersten und zweiten Wellenlängen, wobei jede ein Durchschnitt der Intensitätsverhältnisse ist, welche bei den Gipfel- und Nullpunkten für die jeweiligen Wellenlängen berechnet wurden; und Berechnen einer Sauerstoffsättigung von arteriellem Blut SaO₂ gemäß der folgenden Gleichung: SaO2 = K1[(AC1 × DC2)/(DC1 × AC2)] + K2,wobei K1 und K2 Kalibrierkonstanten sind.
Vorrichtung zur nicht invasiven optischen Blutpulsoxymetrie, umfassend: den optischen Sensor gemäß einem der Ansprüche 1 bis 13; wenigstens zwei Lichtquellen, welche mit den Lichtemitterendstücken verbunden und geeignet sind, Licht bei wenigstens zwei verschiedenen Wellenlängen zu emittieren; wenigstens zwei optische Detektoren, welche mit wenigstens zwei im wesentlichen ringförmigen Detektorendstücken verbunden sind; Steuermittel, welche geeignet sind, zu bewirken, dass die wenigstens zwei Lichtquellen das Gewebe über die Emitterendstücke fortlaufend beleuchten, und gleichzeitige Messungen einer Intensität von Licht, welches durch die wenigstens zwei Detektoren über die wenigstens zwei Detektorendstücke erfasst wurde, zu erhalten; und Prozessormittel zum Bestimmen von Charakteristiken von Interesse aus den Ergebnissen der gleichzeitigen Messungen.
Vorrichtung gemäß Anspruch 16, wobei der optische Sensor der Sensor gemäß einem der Ansprüche 4 bis 6 ist.
Sensor gemäß Anspruch 1, wobei die ersten und zweiten Emitter (4, 5) in einem Applikatorblock (1) so angeordnet sind, dass sie eine erste Region des durchbluteten Gewebes bestrahlen, der Sensor ferner einen ersten Detektor umfasst, welcher mit dem Lichtdetektorendstück (9) optisch verbunden ist, und der erste Detektor geeignet ist, ein erstes Ausgangssignal zu erzeugen, das einer Intensität von Licht entspricht, welches über das Lichtdetektorendstück (9) an den ersten Detektor übertragen wurde, wobei das Lichtdetektorendstück (9) geeignet ist, nur Lichtstrahlen zu übertragen, welche von einer zweiten Region des durchbluteten Gewebes reflektiert werden und aus Richtungen innerhalb eines ersten vorbestimmten Bereichs (74, 75) ankommen.
Sensor gemäß Anspruch 18, wobei distale Enden der optischen Fasern in einem Winkel (α) von weniger als etwa 42 Grad von einer Ebene normal zu einer Längsachse der jeweiligen optischen Faser geneigt sind.
Sensor gemäß Anspruch 18 oder 19, wobei ein stumpfkegeliger Blockabschnitt (60) zwischen dem Lichtdetektorendstück (9) und den Emittern (4, 5) angeordnet ist.
Sensor gemäß einem der Ansprüche 18 bis 20, wobei das erste Lichtdetektorendstück (9) geeignet ist, Licht zu übertragen, und wobei jede der optischen Fasern ein distales Ende parallel zu distalen Enden der anderen optischen Fasern aufweist.
Sensor gemäß Anspruch 18, ferner umfassend: ein zweites Lichtdetektorendstück, welches geeignet ist, nur Lichtstrahlen zu übertragen, welche von einer dritten Region des durchbluteten Gewebes reflektiert werden, wobei die Lichtstrahlen einen Winkel innerhalb eines zweiten vorbestimmten Bereichs aufweisen; und einen zweiten Detektor, welcher mit dem Lichtdetektorendstück optisch verbunden ist, wobei der zweite Detektor geeignet ist, ein zweites elektrisches Ausgangssignal zu erzeugen, das einer Intensität von Licht entspricht, welches über das zweite Lichtdetektorendstück an den zweiten Detektor übertragen wurde.
Sensor gemäß Anspruch 22, wobei distale Stirnflächen von optischen Fasern des zweiten Lichtdetektorendstückes in einem Winkel von weniger als etwa 42 Grad von einer Ebene normal zu einer Längsachse der jeweiligen optischen Faser geneigt sind.
Sensor gemäß Anspruch 22 oder 23, wobei ein zweiter stumpfkegeliger Blockabschnitt (61) zwischen dem ersten Lichtdetektorendstück und dem zweiten Lichtdetektorendstück angeordnet ist.
Sensor gemäß einem der Ansprüche 22 bis 24, wobei das zweite Lichtdetektorendstück geeignet ist, Licht zu übertragen, und wobei jede von optischen Fasern des zweiten Lichtdetektorendstückes ein distales Ende parallel zu distalen Enden der anderen der optischen Fasern aufweist.
Sensor gemäß einem der Ansprüche 22 bis 25, wobei das zweite Lichtdetektorendstück einen Kreisring bildet, welcher im Wesentlichen konzentrisch um das erste Lichtdetektorendstück angeordnet ist.
Sensor gemäß einem der Ansprüche 22 bis 26, wobei die ersten und zweiten Detektoren Photodioden sind.
Sensor gemäß einem der Ansprüche 18 bis 27, wobei die ersten und zweiten Emitter Lichtquellen umfassen.
Sensor gemäß einem der Ansprüche 18 bis 28, wobei die ersten und zweiten Emitter proximale und distale Enden aufweisen, wobei jedes der distalen Enden ein freies, Licht emittierendes Ende ist und jedes der proximalen Enden mit einer Lichtquelle verbunden ist.
Sensor gemäß einem der Ansprüche 18 bis 29, wobei die ersten und zweiten Lichtemitter Laserdioden sind, welche jeweils monochromatisches Licht innerhalb eines Bereichs von 670 bis 940 nm emittieren.
Sensor gemäß Anspruch 30, wobei die erste Wellenlänge in einem Bereich von 750 bis 760 nm liegt und die zweite Wellenlänge in einem Bereich von 780 bis 800 nm liegt.
Sensor gemäß einem der Ansprüche 18 bis 31, wobei der Applikatorblock einen Abschnitt umfasst, der einen ringförmigen Raum definiert, welcher das erste Lichtdetektorendstück aufnimmt, wobei das erste Lichtdetektorendstück in dem ringförmigen Raum so angeordnet ist, dass seine distale Stirnfläche von der zweiten Region zurückgezogen ist, um einen ringförmigen Spalt zwischen der distalen Stirnfläche und der zweiten Region zu bilden, wobei der ringförmige Spalt als ein Kollimator dient, welcher spiegelnde Reflexion von der zweiten Region unterdrückt.
Sensor gemäß einem der Ansprüche 18 bis 32, wobei der Applikatorblock einen Abschnitt umfasst, der einen ringförmigen Raum definiert, welcher das zweite Lichtdetektorendstück aufnimmt, wobei das zweite Lichtdetektorendstück in dem ringförmigen Raum so angeordnet ist, dass seine distale Stirnfläche von der dritten Region zurückgezogen ist, um einen ringförmigen Spalt zwischen der distalen Stirnfläche und der dritten Region zu bilden, wobei der ringförmige Spalt als ein Kollimator dient, welcher spiegelnde Reflexion von der dritten Region unterdrückt.
Verfahren zur nicht invasiven optischen Blutoxymetrie in durchbluteten Geweben, umfassend: Bereitstellen eines Sensors gemäß Anspruch 22 oder einem der Ansprüche 23 bis 33, wenn von Anspruch 22 abhängig; Positionieren des Applikatorblocks (1) auf einem Hautabschnitt eines Untersuchungsobjekts, dessen darunter liegende Gewebe zu untersuchen sind, wobei die Kontaktfläche (2) der Haut gegenüberliegt; sequentielles Emittieren von Licht bei wenigstens zwei verschiedenen Wellenlängen von den Emittern (4, 5) zum Körpergewebe; Kollimieren von Licht, welches von dem zu untersuchenden Gewebe ankommt und bei einer der beiden verschiedenen Wellenlängen emittiert wurde, bei Unterdrücken von spiegelnder Reflexion und Querlicht; Erkennen einer Intensität des kollimierten Lichts durch integrale Erfassung davon durch die wenigstens zwei Lichtdetektorendstücke; Bestimmen von Verhältnissen zwischen der Lichtintensität, welche durch die wenigstens zwei ringförmigen Lichtdetektorendstücke bei jeder der wenigstens zwei verschiedenen Wellenlängen erkannt wurde; und Bestimmen eines wertes von Sauerstoffsättigung des Blutes, welches das Gewebe durchströmt, auf der Basis der Verhältnisse.
Verfahren gemäß Anspruch 34, wobei der Erkennungsschritt gleichzeitiges Erkennen der Intensität der Lichtsignale durch die wenigstens zwei Lichtdetektorendstücke umfasst.
Verfahren nach Anspruch 34, wobei die Lichtemitterendstücke jeweils Lichtemitterendstücke sind, welche ein freies, Licht emittierendes Ende aufweisen und über ein anderes Ende mit einer Lichtquelle verbunden sind.
Verfahren gemäß Anspruch 36, wobei die Lichtquellen Laserdioden sind, welche jeweils monochromatisches Licht innerhalb des Bereichs von 670 bis 940 nm emittieren.
Verfahren gemäß Anspruch 37, wobei eine erste Lichtquelle bei 750 bis 760 nm emittiert und eine zweite bei 780 bis 800 nm.
Verfahren gemäß Anspruch 34, bei welchem die wenigstens zwei Lichtdetektorendstücke mit ersten beziehungsweise zweiten Lichtdetektoren verbunden sind und welches ferner umfasst: Auswählen von zwei Zeitpunkten zur Durchführung von Messungen, wobei ein erster Punkt ein Nullpunkt der pulsierenden arteriellen Blutkomponente und ein zweiter Punkt ein Gipfelpunkt davon ist; Durchführen von Messungen, welche Beleuchten mit Licht einer ersten Wellenlänge und gleichzeitiges Aufzeichnen von Signalen, welche vom Gewebe ankommen, mit den ersten und zweiten Lichtdetektoren und anschließendes Beleuchten mit Licht einer zweiten Wellenlänge und gleichzeitiges Aufzeichnen von Signalen, welche vom Gewebe ankommen, gleichzeitig mit den ersten und zweiten Lichtdetektoren umfassen, an jedem der ersten und zweiten Punkte; Bestimmen von zwei Intensitätsverhältnissen für jeden der beiden Zeitpunkte, wobei das erste Intensitätsverhältnis zwischen den Lichtsignalintensitäten, welche durch die ersten und zweiten Lichtdetektoren bei der ersten Wellenlänge aufgezeichnet wurden, liegt und das zweite Intensitätsverhältnis zwischen den Lichtsignalintensitäten, welche durch die ersten und zweiten Lichtdetektoren bei der zweiten Wellenlänge aufgezeichnet wurden, liegt; Ausrechnen von ersten und zweiten pulsierenden Komponenten AC1 und AC2 des Lichtsignals für jede der ersten und zweiten Wellenlängen, wobei jede die Differenz zwischen dem Intensitätsverhältnis ist, welches bei den Gipfel- und den Nullpunkten für die jeweilige Wellenlänge berechnet wurde; Ausrechnen von ersten und zweiten konstanten Komponenten DC1 und DC2 der Lichtsignale für jede der ersten und zweiten Wellenlängen, wobei jede der Durchschnitt von zwei Intensitätsverhältnissen ist, welche bei den Null- und Gipfelpunkten für die beiden Wellenlängen berechnet wurden; und Berechnen der Sauerstoffsättigung von arteriellem Blut SaO₂ gemäß der folgenden Gleichung: SaO2 = K1[(AC1 × DC2)/(DC1 × AC2)] + K2,wobei K1 und K2 Kalibrierkonstanten sind.
Vorrichtung zur nicht invasiven optischen Blutoxymetrie, umfassend: den Sensor gemäß einem der Ansprüche 22 oder 23 bis 33, wenn von Anspruch 22 abhängig; wenigstens zwei punktähnliche Emitterendstücke, welche in dem Applikatorblock eingebaut sind und die Emitter bilden, und wenigstens zwei Lichtquellen, welche mit den Lichtemitterendstücken verbunden und zum Emittieren von Licht bei wenigstens zwei verschiedenen Wellenlängen geeignet sind; wenigstens zwei optische Detektoren, welche mit den wenigstens zwei im Wesentlichen ringförmigen Detektorendstücken verbunden sind; Steuermittel, welche geeignet sind, zu bewirken, dass die wenigstens zwei Lichtquellen das Gewebe über die Emitterendstücke fortlaufend beleuchten, und synchrone Messungen von Intensität von Licht, welches durch die wenigstens zwei Detektoren über die wenigstens zwei Detektorendstücke erfasst wurde, zu erhalten; und Prozessormittel zum Bestimmen von Charakteristiken von Interesse aus den Ergebnissen der synchronen Messungen.
Vorrichtung gemäß Anspruch 40, wobei das Steuermittel bewirkt, dass die wenigstens zwei Detektoren Lichtsignale gleichzeitig erkennen.
Vorrichtung gemäß Anspruch 40, wobei die Lichtquellen innerhalb des Applikatorblocks positioniert sind.
Vorrichtung gemäß Anspruch 40, wobei jedes Lichtemitterendstück ein freies, Licht emittierendes Ende aufweist und über ein anderes Ende mit einer Lichtquelle verbunden ist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 43, wobei die Lichtquellen Laserdioden sind, welche geeignet sind, monochromatisches Licht innerhalb des Bereichs von 670 bis 940 nm zu emittieren.
Vorrichtung gemäß Anspruch 44, wobei eine erste Lichtquelle geeignet ist, bei 750 bis 760 nm zu emittieren, und eine zweite geeignet ist, bei 780 bis 800 nm zu emittieren.