DE69724351T2

DE69724351T2 - System zur Messung von Gewebe-Chromophoren

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Publication number: DE69724351T2
Application number: DE69724351T
Authority: DE
Inventors: David L. Bloomington Anderson; Galen D. Hutchinson Houk; Mark S. Hutchinson Lewandowski; Dean E. Stewart Myers; Joseph P. Hutchinson Ortner
Original assignee: Hutchinson Technology Inc
Current assignee: Hutchinson Technology Inc
Priority date: 1996-06-28
Filing date: 1997-06-02
Publication date: 2004-06-09
Anticipated expiration: 2017-06-03
Also published as: EP0816829B1; JP2003315259A; DE69724351D1; EP0816829A3; JPH1085204A; US5879294A; EP0816829A2

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
1. Gebiet der Erfindung
Die Erfindung betrifft allgemein sowohl ein Verfahren als auch einen Apparat zur Bestimmung einer relativen Konzentration eines ersten Gewebe-Chromophors in Bezug auf eine Gesamtkonzentration eines zweiten, jedoch zugehörigen Gewebe-Chromophors. Insbesondere betrifft die Erfindung ein System zur Bestimmung der Konzentration von Oxihämoglobin relativ zu einer Gesamtkonzentration von Hämoglobin in einem Blut enthaltenden (durchbluteten) Gewebe.
2. Beschreibung der zugehörigen Technik
Allgemein, wenn die Funktion eines Körperorgans, wie beispielsweise von Zerebralgewebe oder des Herzens, diagnostiziert wird, sind die wichtigen zu messenden Parameter die Sauerstoffmenge in dem Körperorgan und die Nutzung des Sauerstoffs durch das Organ. Die Versorgung von Körperorgan mit einer ausreichenden Sauerstoffinenge ist ebenfalls für das Wachstum von Kleinkindern wichtig. Sauerstoffinangel kann viele Körperorgane betreffen.
Zahlreiche Apparate und Verfahren zur Prüfung der Sauerstoffmenge in Körperorganen sind hinlänglich und für verschiedene Stadien der Krankheit im Stand der Technik bekannt. Beispielsweise lehrt US-Patent Nr. 4,281,645, erteilt am 04. August 1981, die Messung von Abweichungen in der Sauerstoffinenge in Körperorganen unter Verwendung eines Apparats in vivo, um das Absorptionsspektrum von nahem Infrarotlicht für das interessierende Gewebe zu messen. Insbesondere ist die Absorption durch das Hämoglobin, das ein sauerstofftragendes Medium in dem Blut bildet, und die Cytochrome a, a₃ hervorgerufen, die die oxidationsreduzierende Reaktion in den Zellen durchführt. Das '645 Patent offenbart und lehr die Verwendung von vier separaten nahen Infrarotstrahlen, die jeweils zueinander unterschiedlich bestimmte Wellenlängen besitzen, um die Abweichung der zerebralen Sauerstoffinenge zu bestimmen. Die durch das '645 Patent gelehrte Apparatur und Techniken verwenden die Beziehung „Abs = a*1*c", wobei „Abs" einen optischen Absorptionswert, „a" eine empirisch bestimmte Absorptionskoeffiziente für einen bestimmten Chromophor, d.h. Hämoglobin, „1" die optische Weglänge, die das ausgestrahlte Licht zurücklegt, und „c" die Dichte oder Konzentration des zu messenden Chromophors von Interesse bezeichnet. Das System nach '645 erzeugt ein Ausgangssignal, das den Unterschied oder das Verhältnis der Absorption der Meß- und Referenzwellenlängen durch das Organ oder andere körperliche Bereiche des Körpers als eine Funktion des Zustands der Stoffwechselaktivität in vivo darstellt, die in ein Signal umgewandelt werden kann, das eine im wesentlichen kontinuierliche Messung dieser Aktivität bereitstellt.
Andere zugehörige Techniken und Apparate sind ebenfalls entwickelt worden und bekannt. Beispielsweise US-Patent Nr. 4,805,623, erteilt am 21. Februar 1989, für Jobsis mit dem Titel Spektrophotometrische Methode zur quantitativen Bestimmung der Konzentration einer verdünnten Komponente in einem Licht oder anderer strahlungsstreuender Umgebung, lehrt die quantitative Bestimmung der Konzentration einer verdünnten Komponente in entweder einer klaren oder einer starklichtstreuenden Umgebung, die ebenfalls eine Referenzkomponente mit bekannter Konzentration enthält. Das Verfahren verwendet eine Reihe von gleichzeitigen Strahlrichtungs- und Meßschritten für Strahlung bei bestimmten sich ändernden Wellenlängen. Folglich erfordert die von Jobsis gelehrte Methode vorherige Kenntnis der Konzentration einer Referenzkomponente, um die unbekannte Konzentration der interessierenden Komponente zu bestimmen.
US-Patent Nr. 5,139,025, erteilt am 18. August 1992, für Lewis et al. mit dem Titel Verfahren und Apparat für eine optische spektroskopische Prüfung in vivo, lehrt die klinische Auswertung von biologischem Material, insbesondere der menschlichen Anatomie, das in situ und in vivo geprüft wird, durch ausgewählte spektrale Lichtdurchlässigkeit. Das von Lewis et al. beschriebene Verfahren und die Vorrichtung erfordern Kenntnisse von bestimmenden Faktoren beim Quantifizieren der sich ergebenden Lichtrezeptionsdaten, die bestimmenden Faktoren bestehen aus einer relativen geometrischen Lage und dem Abstand von den Lichtempfängern sowie dem Nennwert für den optischen Abstand, und insbesondere dem Unterschied zwischen dem optischen Abstand zwischen dem Ort des nahen Rezeptors oder Empfängers zu dem Ort des entfernt liegenden Rezeptors oder Empfängers.
Andere Methoden und Apparate sind in der Technik allgemein bekannt und erfordern Kenntnisse oder genaue Messungen der optischen Weglänge und/oder empirische Berechnung zu Absorptionskoeffizienten einer zu messenden Komponente oder sind ansonsten nur zur Bestimmung von Trenddaten hinsichtlich der zu messenden Komponente von Interesse geeignet. Ein solches Beispiel ist US-Patent Nr. 5,482,034, erteilt am 09. Januar 1996 für Lewis et al. mit dem Titel Verfahren und Apparat zur spektrophotometrischen Zerebraloximetrie und dergleichen, das die Verarbeitung von Signalen lehrt, die die von einem ersten und zweiten Empfänger detektierte Strahlung darstellen, um Daten zu gewinnen, die besonders ausgewählte Eigenschaften der gemessenen Substanz innerhalb bestimmter innerer Regionen charakterisieren. Das durch das '034 Patent gelehrte Verfahren und der Apparat erfordern präzise Messungen des ersten und zweiten Empfängers relativ zu einander.
Eine weitere Technik ist durch S. J. Matcher und C. E. Cooper in Absolute Quantifizierung von Deoxihämoglobin-Konzentrationen in gewebenaher Infrarotspektroskopie, Phys. Med. Biol. 39 (1994), 1295–1312 beschrieben. Matcher et al. lehren ein Verfahren, unter Verwendung eines geeigneten Mehrwellenlängen NIR Spektrometers, in vivo ein zweites Ableitungsspektrum zu gewinnen, und verwenden multilineare Regression, um das gewonnene Spektrum an ein Referenz-, zweite Ableitungsspektren von Hämoglobin (Hb) und Wasser (H₂O) anzupassen. Das Verhältnis von [Hb] zu [H₂O] wird anschließend mit der angenommenen Konzentration von Wasser in dem Gewebe multipliziert, um [Hb] zu erhalten.
In Anbetracht des Vorstehenden besteht in der Technik weiterhin das Bedürfnis nach einem Verfahren und Apparat, das/der zur Bereitstellung von genauen Messungen zu besonderen Chromophoren geeignet ist, jedoch im wesentlichen robust gegenüber Änderungen in der optischen Weglänge und/oder Änderung der Gesamtkonzentration des zu messenden bestimmten Chromophors ist. Bevorzugt erzielt solch ein Verfahren und ein Apparat relative Konzentrationen eines ersten Chromophors, d. h. Oxihämoglobin bezogen auf die Gesamtkonzentration eines anderen, jedoch zugehörigen Chromophors, d. h. Hämoglobin unabhängig von der Gesamtkonzentration des zugehörigen Chromophors und im wesentlichen unbeeinflußt von der Meßsondenanordnung. Die Meßvorrichtung sollte ebenfalls unempfindlich gegenüber Streueffekten und störenden Spektralbeiträgen sein, beispielsweise Melanin und Bilirubin sollen die Genauigkeit der Messung nicht beeinflussen.
Systeme, die das Gewebe-Chromophor von % Oxihämoglobin relativ zu dem Gesamthämoglobin (StO₂) messen, sind in der Technik bekannt und käuflich erhältlich. Beispielsweise sind Systeme dieser Art von ISS aus Champaign, Illinois und Somanetics aus Troy, Michigan erhältlich. Speziell das ISS-Gerät mißt die gesamte Gewebeabsorption durch Korrelation der Phasenverschiebung zwischen dem gesendeten und empfangenen Signal von moduliertem, monochromatischem Licht bei unterschiedlichen Wellenlängen. Diese Vorgehensweise erlaubt die direkte Messung der optischen Weglänge und Messung des Gewebe-Chromophors unter Verwendung von Absorptionsmessungen. Das ISS-Gerät korreliert ebenfalls die absolute Absorption von StO₂ unter Verwendung von reinem Oxihämoglobin und Deoxihämoglobin Absorptionskoeffizienten. Die Absorptionskoeffizienten für Mischungen dieser zwei Chromophore (Werte anders als 0% und 100% StO₂) werden innerhalb des Meßbereichs als konstant angenommen (Beer-Lambert Gesetz). Was weiterhin benötigt wird, ist ein Verfahren und Apparat, das/der keine Messung der optischen Weglänge erfordert, das/der eine geringere Komplexität besitzt und die Weglängenabhängigkeit eliminiert, während genauere Messungen zwischen 0% und 100% StO₂ bereitgestellt werden.
Das Somanetics-Geräte mißt Gewebeabsorptionswerte bei zwei Wellenlängen innerhalb von zwei unterschiedlichen Tiefen (zwei unterschiedliche Sender/Empfängerabstände). Die vier Absorptionswertmessungen werden empirisch in StO₂-Einheiten kalibriert unter Verwendung eines Modells für Gehirngewebe. Das Kalibrierungsspektrum wird von menschlich Vorderkopfmessungen erhalten unter Bedingungen, bei denen die Blutsättigung der Jugular-Vene ebenfalls gemessen wird. Dem Kalibrierungsspektrum werden StO₂-Werte zugeordnet, die aus einem gewichteten Durchschnitt der arteriellen und Jugular-Venenmessung (Feldsättigung) gemessen werden. Eine Feldsättigungsmessung ist jedoch eine ungefähre Schätzung des Gewebe- StO₂, korreliert jedoch nicht immer mit den wahren Gewebewerten. Was weiterhin benötigt wird, ist ein Kalibrierungssatz, in dem die spektralen Messungen bei exakt bekannten Werten gewonnen werden. Das Somanetics-Gerät unterliegt Streuschwankungen, die signifikante Fehler in den entsprechenden Messungen einführen können
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung spricht das Bedürfnis nach einem Verfahren und einem Apparat an, das/die zur nicht-invasiven und in vivo oder alternativ zur invasiven einschließlich, aber nicht begrenzt auf Messungen über einen Katheter, von Messungen geeignet ist, einer relativen Konzentration eines ersten Gewebe-Chromophors mit Bezug auf eine Gesamtkonzentration eines zweiten, jedoch zugehörigen Gewebe-Chromophors innerhalb eines Gewebes, einschließlich eines Gewebes, das physiologische Eigenschaften besitzt, die in Blut enthaltendem Gewebe beobachtet werden, und das die geeignet ist, Spektralmessungen durchzuführen, die relativ immun und unbeeinflußt von Änderungen der optischen Weglänge und/oder des gesamten Konzentrationsniveaus des zugehörigen Gewebe-Chromophors sind. Weiter spricht die vorliegende Erfindung das lange bestehende Bedürfnis an, ein Verfahren und Gerät zur exakten Messung eines Chromophor-Konzentrationsniveaus bereitzustellen, bei dem die Messung relativ unbeeinflußt durch Gewebestreuverluste oder durch störende Spektralbeiträge, einschließlich denen von Melanin und Bilirubin.
In einer Ausführungsform werden die vorgenannten Eigenschaften durch Bereitstellen eines neuen Systems von Meßkomponenten mit einem verbesserten Betriebsverfahren erreicht , um neue Ergebnisse zu erzielen. Demgemäß schließt eine Kennzeichnung des neuen Verfahrens und der Vorrichtung eine Meßsonde ein, die das gewünschte Gewebe mit Licht bestrahlt, das von einer Breitbandlichtquelle stammt, um Spektraldaten über einen interessierenden Spektralbereich zu bestimmen, bevorzugt innerhalb eines Bereichs von 600 nm bis 900 nm, beispielsweise für Oxihämoglobin und Hämoglobin. Die Meßsonde ist nicht fluoreszierend und minimal reflektierend gestaltet, wodurch die Genauigkeit der Messungen für das gesendete Licht erhöht wird, das aus dem zu prüfenden Gewebe von Interesse austritt. Ein weiterer Aspekt der erfinderischen Meßsonde erlaubt es, die Meßsonde über einen bestimmten weiten Spektralbereich von Interesse zu betätigen ohne Verlust an Genauigkeit oder Sensibilität im Gegensatz zu allgemein im Stand der Technik üblichen Meßsonden, die nur in spezifischen und eng definierten Spektralbereichen nützlich sind.
Ein weiterer Aspekt des vorliegenden Meßsystems schließt ein neuronales Netz ein, das Kalibrierungseigenschaften zur Transformation der aus dem interessierenden Gewebe austretenden Spektraldaten in quantifizierte Signale besitzt, die eine Konzentration von Oxihämoglobin beispielsweise im Bezug auf eine totale Konzentration von Hämoglobin besitzen. Das neuronale Netz führt Vergleichs- und Transformationsoperationen der gemessenen Spektraldaten aus, in denen beispielsweise Änderungen in der Gesamtkonzentration von Hämoglobin und/oder der optischen Wellenlänge transparent bleiben und die die Genauigkeit der von dem neuronalen Netz generierten Ausgangsdaten nicht beeinflussen.
In einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung ist das Meßverfahren der Spektraldaten insensitiv gegenüber Gewebestreueffekten und/oder störenden spektralen Beiträgen einschließlich denen von Melanin und Bilirubin.
KURZE BESCHREIBUNG DER FIGUREN
1 zeigt ein Diagramm, das verdeutlicht, wie Änderungen der relativen Konzentration eines vorbestimmten Chromophors durch ein vorbestimmtes Gewebe mit physiologischen Eigenschaften, die in blutführenden Gewebe beobachtet wurden, die zweite Ableitung der Absorptionsspektren beeinflußt, die über einen gewünschten spektralen Bereich von Interesse für das vorbestimmte Chromophor vorliegenden;
2 ist ein Diagramm, das die Effekte auf den Meßbereich der zweiten Ableitungs-Absorptionsspektren bei einer Änderung in der Gesamtkonzentration eines vorbestimmten Chromophors durch ein vorbestimmtes Gewebe mit physiologischen Eigenschaften zeigt, die bei blutführenden Gewebe beobachtet wurden. 2 zeigt denselben Satz von charakteristischen Daten wie den in 1 gezeigten, jedoch bei einer anderen Gesamtkonzentration des interessierenden vorbestimmten Chromophors;
3 zeigt ein Diagramm, das verdeutlicht, wie eine geeignete Skalierung der zweiten Ableitungs-Absorptionsspektren die zweiten Absorptionsspektren insensitiv (robust) gegenüber Weglängen und/oder Gesamtänderungen in der Chromophor-Konzentration macht;
4 zeigt ein Diagramm, das verschiedene Kalibrierungskurven verdeutlicht, die für verschiedene relative Konzentrationen eines vorbestimmten Chromophors und/oder variierende optischen Weglängenbedingungen über einen interessierenden Spektralbereich gewonnen wurden;
5 zeigt ein Diagramm, das die Nicht-Linearität der Streuverluste und/oder störenden Spektralerbeiträge (z. B. Melanin und Bilirubin), die zu Meßfehlern für den vorbestimmten Chromophor beitragen;
6 zeigt ein Diagramm, das eine geeignete nicht-lineare Transformation der Wellenlängenachse verdeutlicht, um Strahlungsverluste und/oder störende Spektralebeiträge, die in 5 dargestellt sind, zeigt, bei der die nicht-lineare Transformation die Meßfehler des(r) vorbestimmten Chromophor(en) minimiert;
7 zeigt eine vereinfachte Darstellung eines Referenzbehälters, der Messungen eines gewünschten Lichtquellenspektrums ohne Störungen und/oder zusätzliche Beiträge zur Spektralform des gemessenen Spektrums erlaubt;
8 verdeutlicht eine bevorzugte Ausführungsform des in 7 dargestellten Referenzbehälters;
9 verdeutlicht eine nähere Ansicht einer bevorzugten Ausführungsform des in 7 dargestellten Referenzbehälters;
10a–10b verdeutlichen ein vereinfachtes Diagramm einer Lichtsondenspitze, die als Schnittstelle zwischen den vorbestimmten Sende-/Empfangslichtfasern und einem vorbestimmten Meßmedium (d. h. Gewebe) geeignet ist;
10c–10d verdeutlichen ein weiteres vereinfachtes Diagramm für eine Lichtmeßspitze, die als Schnittstelle zwischen vorbestimmten sende-/empfangsoptischen Lichtfasern und einem vorbestimmten Meßmedium (d. h. Gewebe) zu wirken geeignet ist;
11 verdeutlicht eine bevorzugte Ausführungsform einer Lichtmeßsonde, die zur Verwendung als eine Schnittstelle zwischen den Sende-/Empfangsfasern und dem Meßmedium geeignet ist;
12 verdeutlicht eine weitere bevorzugte Ausführungsform einer Lichtmeßsonde, die zur Verwendung als Schnittstelle zwischen Sende-/Empfangsfasern und dem Meßmedium geeignet ist;
13 verdeutlicht eine bevorzugte Ausführungsform einer mehrteiligen Lichtmeßsonde, die zur Verwendung als Schnittstelle zwischen dem Sende- /Empfangsfasern und einem Meßmedium geeignet ist;
14 verdeutlicht eine bevorzugte Ausführungsform eines Lichtquellenaufbaus, der zur Verwendung mit dem vorliegenden erfindungsgemäßen Meßsystem geeignet ist, um die Beleuchtung durch die optischen Sendefasern bereitzustellen;
15 verdeutlicht eine Überwachungskonsole, die ein Feld von Spektrometern zur Aufnahme von Licht, das von einem vorbestimmten blutführenden Gewebe emittiert wurde;
16a verdeutlicht eine bevorzugte Ausführungsform für einen Empfangsverbindungssteckereinrichtung, die in Schlitzmustern angeordnete Lichtfasern aufweist, die zur Übertragung von Licht von einem vorbestimmten Gewebe zur Übertragung an einem Wellenlängendetektor (Feldspektrometer) geeignet ist;
16b verdeutlicht eine bevorzugte Ausführungsform für einen Übertragungsverbindungssteckereinrichtung mit mindestens einer optischen Faser, die zur Übertragung von Licht geeignet ist, das von einer vorbestimmten Lichtquelle zur Bestrahlung eines Gewebes ausgetreten ist.
16c verdeutlicht eine bevorzugte Ausführungsform eines faseroptischen Kopplers und Dämpfers, um Signale der Meßsonde mit geringem Abstand auf das Signalniveau von größeren beabstandeten Sonden angleicht, während die relative spektrale Flachheit erhalten bleibt, wobei dieser zur Verwendung mit dem vorliegenden erfinderischen Meßsystem geeignet ist;
17a–17e verdeutlichen unterschiedliche optische Faseranordnungen, die zur Verwendung bei dem vorliegenden Meßsystem geeignet sind;
17f–17i verdeutlichen unterschiedliche optische Faser-/Meßsonden-Schnittstellenanordnungen, die zur Verwendung mit dem vorliegenden Meßsystem geeignet sind;
18 zeigt eine bevorzugte Ausführungsform einer anpaßbaren Abstandsmeßsonde, bei der die sende- und empfangsoptischen Fasern linear und/oder winklig mit Bezug zueinander bewegt werden können, und die zur Verwendung mit dem vorliegenden erfindungsgemäßen Meßsystem geeignet ist;
19 zeigt eine bevorzugte Ausführungsform eines Blutkreislaufs, der als eine Chromophormessumgebung geeignet ist, die die Chromophorzustände im Gewebe nachahmt, um einen Algorithmus zu schaffen, der ein vorbestimmtes Chromophor innerhalb des Gewebes betrifft;
20 zeigt einen Vergleich eines Absorptionsspektrums über einen spektralen Bereich von Interesse für eine vorbestimmte Chromophor-Messung, die von einer in vivo Meßumgebung gewonnen wurde, wie sie sich zu einer Messung (in vitro) innerhalb des Blutkreislaufs, der in 19 dargestellt ist, verhält;
21 zeigt ein Diagramm, das die zweiten Ableitungsabsorptionsspektren basierend auf den in 20 dargestellten Absorptionsmeßspektren darstellt;
22 ist ein Flußdiagramm, das ein bevorzugtes Verfahren zur Quantifizierung einer relativen Konzentration eines ersten vorbestimmten Gewebe-Chromophors mit Bezug auf einem zweiten vorbestimmten Gewebe-Chromophor zeigt, das zur Verwendung in dem vorliegenden Meßsystem geeignet ist;
23 verdeutlicht eine Vielzahl von schmalbandigen Lichtquellen, die kombiniert werden, um ein breitbandiges Spektrum auszusenden; und
24 ist ein Flußdiagramm, das ein bevorzugtes Verfahren zur Konstruktion eines prädiktiven mathematischen Modells zur Verwendung bei der Quantifizierung einer relativen Konzentration eines ersten vorbestimmtes Gewebe-Chromophors mit Bezug auf ein zweites vorbestimmten Gewebe-Chromophor zeigt, das zur Verwendung mit dem vorliegenden Meßsystem geeignet ist.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Die vorliegende Erfindung kann mit Bezug auf die verschiedenen Figuren der Zeichnung beschrieben werden, wobei 1 allgemein die Wirkung der Änderung der relativen Konzentration aus die Spektraldaten eines interessierenden Chromophors zeigt. In dem vorliegenden Fall wird eine bevorzugte Ausführungsform beschrieben, die sich auf die Messung von Konzentrationen von Oxihämoglobin in Prozent der Gesamtkonzentration von Hämoglobin innerhalb eines blutführenden Gewebes von Interesse zeigt. Es versteht sich, daß blutführendes Gewebe, wie es nachfolgend angesprochen wird, ebenfalls jegliches Gewebe einschließt, das mit Blut getränkt ist oder sogar Blut selbst, das selbst ebenfalls ein Gewebe ist. Die vorliegende Erfindung ist jedoch nicht beschränkt und es versteht sich für die Fachleute der Chromophor-Messung von selbst, daß der vorliegende erfinderische Apparat und das Verfahren ebenfalls zur Gewinnung von Chromophor-Meßdaten für nicht Blut getränktes Gewebe nützlich sind, wenn es gewünscht wird, Chromophore, die in solchem nicht Blut getränkten Gewebe vorhanden sind oder sein können, zu untersuchen.
Nachfolgend mit Bezug auf 1: Eine Familie von Spektraldaten 10 verdeutlicht spektrale Eigenschaften für verschiedene relative Konzentrationen von Oxihämoglobin, die über einen interessierenden Spektralbereich gemessen sind, wie beispielsweise in dem vorliegenden Fall den Spektralbereich zwischen 650 nm und 850 nm. Beispielsweise ist ersichtlich, daß die durch die Spektraldaten 12 angezeigte Charakteristik, welche bei einer 0%igen Konzentration von Oxihämoglobin gemessen wurde, sich im wesentlichen und optisch von den spektralen Charakteristiken, die in den Spektraldaten 14, die bei einer relativen Konzentration von 100% an Oxihämoglobin gemessen wurden, unterdrückt. Solche Charakteristiken sind dem Fachmann für Chromophor-Messungen wohl bekannt. Viele im Stand der Technik bekannte Methoden und Apparate sind im Bereich begrenzt, um lediglich die Konzentration eines spezifischen Chromophors, d. h. Oxihämoglobin, zwischen 0% und 100% relativer Konzentration zu messen. Die vorliegende Erfindung unterscheidet sich von diesen bekannten Methoden und Apparaten durch Verwendung von Daten, die von Spektralcharakteristiken für bestimmten Chromophore genommen wurden, die über den Spektralbereich von Interesse und für eine Familie von unterschiedlichen Konzentrationen gemessen wurden, die zwischen den äußeren Grenzen von 0% und 100% Konzentration Niveau liegen. Solch eine Familie von Spektraldaten 10 sind in 1 dargestellt und können so angesehen werden, daß für Oxihämoglobin ein im wesentlichen konsistenter Mustertyp vorliegt, unabhängig von dem relativen Konzentrationsniveaus des Oxihämoglobins. Wie 1 verdeutlicht, ist die Familie der Spektraldaten 10 empfindlich für Änderungen in der relativen Konzentration von Oxihämoglobin. Solch eine Familie von Daten kann bei Bedingungen mit variabler optischer Weglänge und/oder Gesamt-Chromophor-Konzentration erzeugt werden. Eine Technik zum Erhöhen oder Vermindern der optischen Weglänge besteht darin, den Abstand zwischen der Lichtquelle (an dem Punkt der Strahlungsübertragung nächstliegend zu dem bestrahlten Gewebe), die zur Bestrahlung des Gewebes verwendet wird, und dem Lichtempfänger (an dem Punkt der Strahlungsdetektion am nächsten zu dem bestrahlten Gewebe) zu ändern, der zur Messung des aus dem Gewebe austretenden Lichts verwendet wird.
Nachfolgend mit Bezug auf 2: Hier wird eine weitere Familie von Spektraldaten 100 gezeigt, die die Effekte auf die Familie von Spektraldaten 10, die in 1 dargestellt sind, durch Änderung in dem Gesamtkonzentrationsniveau von Hämoglobin zeigt. Eine ähnliche Familie von Spektraldaten 100 könnte durch Änderung der optischen Weglänge anstatt das totalen Konzentrationsniveau des Hämoglobins erzielt werden. Beispielsweise ist in 2 ersichtlich, daß die Änderung der totalen Konzentration von Hämoglobin in dem vorliegenden Fall zu einer Familie von Spektraldaten 100 führt, bei der die Spektralcharakteristiken des Oxihämoglobins über einen weiteren Bereich von Amplitudenwerten verstreuen. In dem vorliegenden Fall ging der Spektralwert für 0% relative Konzentration von Oxihämoglobin von 0,35 nominaler Amplitude in 1 auf ungefähr 0,64 nominale Amplitude in 2. Obwohl die spektralen Eigenschaften für 100% relative Konzentration von Oxihämoglobin im wesentlichen geändert wurden, hat sich der spektrale Wert bei einer Wellenlänge von 740 nm nur geringfügig von ungefähr 0,01 nominaler Amplitude in 1 auf ungefähr 0,015 nominaler Amplitude in 2 geändert. Folglich wird sichtbar, daß die spektrale Charakteristik von Oxihämoglobin sich deutlicher mit Änderungen in der gesamten Hämoglobinkonzentration ändert als sich die relative Konzentration von Oxihämoglobin reduziert.
Nachfolgend mit Bezug auf 3, die eine Familie von Spektraldaten 200 zeigt, die robust gegenüber Änderungen in der totalen Konzentration von Hämoglobin und/oder der optischen Weglänge ist. Es ist ersichtlich, daß die Familie von Spektraldaten 200 die spektrale Charakteristik für das gemessene Chromophor beibehält, wie sie in den oben beschriebenen 1 und 2 dargestellt ist. In einer bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens wird die Familie von Spektraldaten 200 durch Division sämtlicher zweiter Ableitungsabsorptionswerte durch die zweiten Ableitungsabsorptionswerte, die bei einer Wellenlänge von 740 nm für jeden charakteristischen Datenwert innerhalb der Familie von Spektraldaten 200 gemessen wurde, dividiert. In dieser Weise wird die Familie der Spektraldaten 200 auf einen Wert von eins (dargestellt durch Bezugszeichen 202) bei der Wellenlänge von 740 nm normiert (skaliert). Dieses Skalieren führt zu einem konsistenten Datenmuster, das im wesentlichen durch die optische Weglänge und/oder die Gesamthämoglobinkonzentration wie oben diskutiert unbeeinflußt ist. Erneut mit Blick auf 3, kann festgestellt werden, daß die spektrale Charakteristiken weiter entfernt von jeder Seite des 740 nm-Wellenlängenpunkts deutlich erkennbare Änderungen in den spektralen Datenwerten zeigen. Datenwerte von einer Wellenlänge von ungefähr 680 nm zeigen Eigenschaften, die besonders zur Bestimmung der relativen Konzentration von Oxihämoglobin im Bezug auf die Gesamtkonzentration von Hämoglobin innerhalb des Blut enthaltenen Gewebes von Interesse nützlich sind. Insbesondere die zu jedem einzelnen charakteristischen Spektrum innerhalb der Familie von Spektraldaten 200 zugehörige Steigung ist im wesentlichen identisch mit der Steigung, die zu jedem anderen einzelnen charakteristischen Spektrum innerhalb der Familie von Spektraldaten 200 gehört, wenn diese in der Nähe der Wellenlänge von 680 nm liegt, obwohl die tatsächlichen Datenwerte für jedes einzelne charakteristische Spektrum innerhalb der Familie von Spektraldaten 200 von der aktuellen relativen Konzentration von Oxihämoglobin mit Bezug auf die Gesamtkonzentration von Hämoglobin abhängt. Das Gewebe wird mit einem kontinuierlichen Breitbandwellenspektrum von Licht bestrahlt, um ein komplettes Spektrum innerhalb von einem interessierenden Spektralbereich zu bestimmen, so daß jedes der einzelnen dargestellten Spektren innerhalb dieser Familie aus charakteristischen Kurven 10, 100, 200, die in 1-3 dargestellt sind besteht. Alternativ kann die vorliegende Erfindung das Gewebe gleichzeitig mit einer Vielzahl von Signalen an vorbestimmten, jedoch unterschiedlichen Wellenlängen bestrahlen, um ein ausreichendes Spektrum innerhalb eines interessierenden Spektralbereichs zu bestimmen, um eine Familie von charakteristischen Spektraldaten wie in den 1-3 dargestellt, zu erzeugen. Bevorzugt können dann Absorptionswerte, die für ein einzelnes Spektrum bei oder um eine Wellenlänge von 680 nm bestimmt wurden mit einem Prozentsatz für die Oxihämoglobinmessungen korreliert werden relativ zu der Gesamtkonzentration von Hämoglobin innerhalb des Gewebes. Die vorliegende Erfindung ist jedoch nicht so beschränkt und es versteht sich, daß die vorliegende Erfindung bei Bestrahlung des Gewebes durch mindestens vier unterschiedliche vorbestimmte Wellenlängen verwendet werden kann, die ausgewählt wurden, um spektrale Daten für die akkurate Bestimmung der relativen Konzentration eines ersten Gewebe-Chromophors mit Bezug auf ein zweites Gewebe-Chromophor zu erhalten.
In 4 sind verschiedene Kalibrationskurven 300 dargestellt, für verschiedene relative Konzentrationen des HbO₂-Chromophor, für mehrere Gesamtkonzentrationen von Hämoglobin (Hb_t) und für verschiedene Meßkopfgestaltungen (optischen Weglängenvariationen). Die Kalibrationskurven 300 werden in vitro mit Blutkreislaufinessungen (dargestellt als 1900 in 19) und nachfolgend durch Korrelationen der in vitro-Daten mit in vivo gemessenen Daten unter Verwendung von Co-Oximetern und tatsächlichem Blutgewebe bestimmt. Aus Klarheitsgründen werden die Verfahren und Apparate, die zur Bestimmung der Kalibrationskurven 300 verwendet werden, später im Detail diskutiert.
Am meisten bevorzugt werden die Kalibrationsdaten 300 von der gewünschten Kalibrationskurve, die in 4 dargestellt ist, an ein neuronales Netz (als 2210 in 22 dargestellt) übertragen, wo zusätzliche Datenkorrelationen, Glättung, Filterung und Gewichtung von spezifischen Daten erfolgt, bevor ein quantifiziertes Ausgangssignal generiert wird, das eine relative Konzentration von Oxihämoglobin mit Bezug auf die Gesamtkonzentration von Hämoglobin anzeigt. Bei einer erneuten Betrachtung von und mit Bezug auf die 1-4 kann ein vorliegendes erfindungsgemäßes Verfahren zur Quantifizierung der relativen Konzentration von Oxihämoglobin in blutführendem Gewebe wie folgt zusammengefaßt werden: (1) Bestrahlen eines vorbestimmten blutführenden Gewebes mit einer kontinuierlichen Wellenlängelichtquelle, das eine große Bandbreite besitzt, oder alternativ Bestrahlen des Gewebes bei mindestens vier unterschiedlichen und vorbestimmten Wellenlängen; (2) Messen des Lichts, das von dem blutführenden Gewebe an einer Vielzahl von ausgewählten diskreten Wellenlängen austritt, die in der Anzahl ausreichend sind und ein gewünschtes Absorptionsspektrum innerhalb eines Spektralbereichs von Interesse mit Rändern die durch die vorgenannnte Bandbreite vorgegeben sind, genau charakterisieren oder alternativ durch vier unterschiedliche und vorbestimmte Wellenlängen; (3) Transformation des Absorptionsspektrums in ein zweites Ableitungsspektrum; (4) Skalieren des zweiten Ableitungsspektrum derart, daß der Spektralwert bei einer ersten vorbestimmten Wellenlänge, z. B. 740 nm, auf den Wert eins normiert ist; (5) Verwenden des skalierten zweiten Ableitungsabsorptionsspektrums, Bestimmen des spektralen Nominalamplitudewerts bei einer gewünschten und vorbestimmten zweiten Wellenlänge, z. B. 680 nm; und (6) Verarbeiten des spektralen Nominalamplitudewerts bei einer gewünschten Wellenlänge, z. B. 680 nm, durch ein neuronales Netz oder alternativ Verwenden einer Mehrfachregressionsanalyse, um die aktuelle Konzentration von Oxihämoglobin in Bezug auf das Gesamthämoglobin innerhalb des blutführenden Gewebes zu bestimmen.
Nachfolgend mit Bezug auf 5: Diese zeigt Absorptionsspektraldaten 400 über einen kontinuierlichen, breiten Spektralenbereich (650 nm–820 nm) für Melanin. Es ist ersichtlich, daß das Absorptionsspektrum 400 nicht lineare Eigenschaften für oder ungefähr für eine Wellenlänge von 740 nm zeigt, was die Wellenlänge ist, an der eine bevorzugte Ausführungsform des vorliegenden erfindungsgemäßen Verfahrens das zweite Ableitungsabsorptionsspektrum für den gemessenen Chromophor, wie in 3 dargestellt, normiert. Wenn dies der Fall ist, ist es wünschenswert, die nicht-linearen Effekte zu eliminieren, die Melanin zu den zweiten Ableitungsabsorptionsspektraldaten des gemessenen Chromophor beiträgt, wenn Melanin in der Gewebeprobe vorliegt. Es wird geglaubt, daß die vorgenannten nicht-linearen Effekte aufgrund des Vorhandenseins von Melanin oder anderen interferierenden spektralen Beiträgen, einschließlich Bilirubin beispielshaft, durch Verwendung einer , nicht-linearen Transformation, wie sie beispielsweise in 6 dargestellt ist, eliminiert werden können. 6 verdeutlicht das Ergebnis einer geeigneten nicht-linearen Transformation (d. h. 1/Wellenlänge³) bei jeder Wellenlänge innerhalb des interessierenden Spektralbereichs. Das sich ergebene Absorptionsspektrum 500 zeigt nun eine Form, die über den gewünschten Spektralbereich linearisiert ist, wodurch sie nicht länger zu dem zweiten Ableitungsabsorptionsspektrum für das gemessene Chromophor beiträgt. In dieser Weise wird die Genauigkeit von durch das vorliegende erfinderische System und Verfahren bereitgestellten Messungen weiter optimiert.
Das vorliegende erfindungsgemäße Verfahren zur Messung der relativer Konzentration eines Chromophors, wie beispielsweise Oxihämoglobin, kann durch eine Meßsystem erreicht werden, das nachfolgend mit Bezug auf die 7-24 näher beschrieben wird.
Nachfolgend mit Bezug auf 7: Ein vereinfachtes Bild eines Referenzbehälters 600 ist dargestellt, der zur Kalibrierung einer Lichtdetektormeßsonde 602 zur Verwendung mit der vorliegenden Erfindung geeignet ist. Eine Messung der Lichtquelle (Referenzspektrum), wenn es die faseroptischen Meßsonde 602 verläßt, wird im Laufe der Transformation eines Gewebeaufnahmespektrums in einem Absorptionsspektrum verwendet. Der Vergleich des Lichtquellenreferenzspektrums mit dem Spektrum des von dem Gewebe zurückgeworfenen Lichts gestattet eine absolute Bestimmung der Gewebespektralcharakteristik. Es wird geglaubt, daß ohne eine akkurate Referenzmessung eine sinnvolle Quantifizierung der interessierenden Gewebe-Chromophoren nicht möglich ist. Um ein Referenzspektrum zu messen, wird die faseroptische Meßsonde 602 in einem Bezugsbehälter 600 angeordnet, der von den optischen Fasern 604 ausgesendetes Licht zurück durch die Empfangsfaseroptik 605 zu dem Detektor reflektiert. Der Referenzbehälter 600 ist in einer Weise gestaltet, die die Messung des Lichtquellenspektrums mit minimaler Störung und/oder zusätzlichen Fehlern der Spektralform gestattet. Besonders bevorzugt ist der Referenzbehälter 600 beschichtet oder innen auf seiner Innenseite mit einem spektralflachen Material 606, wie beispielsweise Spectralon^®, bedeckt, das bei Labsphere, Inc. aus North Sutton, New Hampshire erhältlich ist, wodurch sichergestellt wird, daß alle Wellenlängen des von der Meßsonde 602 in dem Behälter 6 emittierten Lichts gleich zu der Detektormeßsonde 600 zurück reflektiert werden. Es wird geglaubt, daß Spectralon^®, obwohl es ein relativ gleichförmiger Reflektor für ein großes Wellenlängenband ist, kein perfekter Lambert'scher Strahler ist. Dies bedeutet, daß einfallende Wellenlängen in geringfügig unterschiedliche Richtungen gestreut werden. Dieser Effekt mit der numerischen Apertur der optischen Faser 604, 605 zusammen und die geringeren Abstände zwischen Meßsonde und Spectralon^® lassen nicht zu, daß alle Wellenlängen gleich in den Aufnahmemeßkopf 602 Meßfaser 605 eintreten, während für die weiter entfernten Positionen dies geschieht. Die zur Aufnahme des Referenzspektrums dann gemachte Änderung besteht darin, den Abstand im wesentlichen bevorzugt bei einem Minimum von 25 mm oberhalb der Spectralon^®-Oberfläche konstant zu halten. Bevorzugt weist die Detektormeßsonde 602 optische Fasern 604, die zur Übermittlung von Licht mit einer breiten Bandbreite von einer Breitbandlichtquelle, wie beispielsweise Wolfram-Halogenlampen, in 1402 in 14 dargestellt, geeignet ist, und ebenfalls optische Fasern 605 auf, die zur Detektion von breitem Bandbreitenlicht geeignet sind, das von einem Gewebe emittiert wurde, das ein Blut enthaltenes oder ein Blut getränktes Gewebe, welches den zu prüfen Chromophor enthält, sein kann. Der Behälter 600 selbst kann aus einem geeigneten Material, wie beispielsweise Kunststoff oder beispielsweise einem Metall aufgebaut sein, solange die Funktionalität des Behälters 600 im Hinblick auf die Detektormeßsonde 602 erhalten bleibt.
Ein Hochpaßfilter 1406, z. B. 500 nm, kann innerhalb des Lichtpfads angeordnet sind, bevorzugt bei dem Lichtquellenaufbau (wie als 1406 in 14 dargestellt sein) um Streulicht zweiter Ordnung bei Wellenlängen unterhalb von 500 nm zu eliminieren. Unterhalb von 500 nm wird eine kleine Menge von dem Originaleingangslicht innerhalb eines Spektrometers bei Wellenlängen doppelt so groß wie das einfallende Licht erzeugt, beispielsweise existiert ein Anteil von 400 nm Licht als 800 nm Licht. Da der Hochpaßfilter 1406 die unteren Wellenlängen blockiert, besteht geringer Anlaß zur Sorge, daß dies auftritt.
8 verdeutlicht näher eine bevorzugte Ausführungsform des Referenzbehälters 600. Bevorzugt besitzt der Behälter 600 eine Öffnung 700, die geeignet ist, um eng an der Detektormeßsonde 602 zu sitzen derart, daß breites Bandbreitenlicht, das von den optischen Fasern 604, 605 emittiert und/oder detektiert wird, Umgebungslicht ausgestoßen und gleichmäßig von den inneren Oberflächenbereichen des Behälters 600 reflektiert wird, wie zuvor beschrieben. Obwohl eine besondere Ausführungsform des Behälters 600 in 8 dargestellt ist, ist es selbstverständlich, daß viele andere Ausführungsformen der Behälter 600 ebenfalls mit dem vorliegenden erfindungsgemäßen System zusammenwirken können, solange die Reflektionseigenschaften bei der alternativen Ausführungsform erhalten bleiben.
9 zeigt eine noch nähere Ansicht einer bevorzugten Ausführungsform des Kalibrierungsbehälters 600 aus 8. Die bevorzugte Ausführungsform enthält einen internen Mehrbanddurchlaßglasfilter 800, der eine Serie von Übertragungsspitzen erzeugt. Der Filter 800, der in einer bevorzugten Ausführungsform verwendet wird, besteht aus Didymium und ist Model BG-36, das von Schott Glass Technologies, Inc. in Duryea, Pennsylvania hergestellt wurde. Durch den Filter 800 und zurück zu der Detektormeßsonde 602 übertragenes Licht besitzt spektrale Spitzen bei bekannten Wellenlängen, die verwendet werden können, um die Detektormeßsonde 602 zu kalibrieren. Test des Filters 800 haben gezeigt, daß die Wellenlängenspitzen sich nicht verschieben, wenn die Temperatur um 21°C +/- 5,6°C schwankt. Das Kalibrierungsverfahren für Meßsonde 602 schließt eine Prüfung einer Standardspektralspitze, d. h. 551 nm, 708 nm, 774 nm und 843 nm ein und gleicht in dem Fall, daß eine Verschiebung seiner wahren Werte beispielsweise aufgrund einer Falschausrichtung zwischen der Meßsonde 602 und dem Detektor, vorliegt, die Detektorkalibrationskoeffizienten mit einer Software-Spitzenauffindroutine ab. Solche Spitzenauffindroutinen sind für die Fachleute der Signalfilterung und digitalen Signalverarbeitung bekannt und werden aus Gründen der Klarheit und Kürze hier nicht diskutiert. Es versteht sich, daß die Fachleute jede Standardspektralspitze, die in oder nahe dem interessierenden Wellenlängen liegt, zur Kalibrierung einer Detektormeßsonde von ähnlicher Gestaltung und Funktionalität zu der hier beschriebenen verwenden können. Zusätzlich versteht es sich, das jedes andere nicht fluoreszierendes Material im wesentlichen dieselben reflektierenden Eigenschaften wie Didymium besitzt, ebenfalls mit der vorliegenden erfindungsgemäßen Kalibrationsvorrichtung funktioniert, um ein grundlegendes Reflektionsspektrum für das vorliegende erfindungsgemäße System zu erzielen.
Nachfolgend zu den 10a–10d, insbesondere zu den 10a und 10b: Eine bevorzugte Ausführungsform 900 ist in 10b dargestellt, die ein Muster von optischen Fasern 604, 605 darstellt, die an eine Meßsonde 602 gekoppelt sind, um ein Absorptionsspektren, wie sie beispielsweise in den 1-3 dargestellt sind, aufzunehmen, die zur Verwendung bei der vorliegenden Erfindung geeignet sind. Es ist für die Fachleute der Faseroptik leicht ersichtlich, daß der größere optische Eintritt innerhalb eines bestimmten Gewebes durch Hinzufügen von mehr optischen Fasern 604 zu der Lichtmeßsonde 900 erzielt werden kann, um die Intensität des von den optischen Fasern 604 zu erhöhen, die zur Übertragung des von der Lichtquelle ausgesendeten Lichts 902 verwendet werden, gemeinsam mit einem zunehmenden Abstand zwischen den Sendelichtfasern und den empfangsoptischen Fasern 605, wodurch eine größere Tiefe beim Strahlungseintritt vor der Erkennung des von dem Gewebe emittierten Lichts erzielt wird. 10d verdeutlicht eine weitere bevorzugte Ausführungsform 1000 eines Musters von optischen Fasern 604, 605, die an eine Meßsonde 602 gekoppelt sind, um ein Absorptionsspektrum darzustellen derart, wie es in 1-3 dargestellt und zur Verwendung mit der vorliegenden Erfindung geeignet ist.
Nachfolgend mit Bezug auf 11: Es ist eine bevorzugte Ausführungsform einer faseroptischen Meßsonde 1100, die zur Verwendung mit dem vorliegenden erfin dungsgemäßen System geeignet ist, dargestellt. Die übertragungsoptischen Fasern 604, die an die Meßsonde 1100 an mit 1102 bezeichneten Punkten befestigt ist, werden zur Übertragung von Licht von einer Lichtquelle zu der Oberfläche eines vorbestimmten Gewebes von Interesse verwendet, und eine empfangsoptische Faser 605, die an der Meßsonde 1100 in mit 1004 bezeichneten Punkten befestigt ist, wird zum Empfangen des von dem Gewebe emittierten Lichts verwendet. Es ist sichtbar, daß die transmissionsoptischen Fasern 604 im Körper 602 der Meßsonde 1100 in einem linearen Muster von Befestigungspunkten 1102 gekoppelt sind im Gegensatz zu dem Kreismuster, das in 10b dargestellt, und einem Einzelpunktmuster, das in 10d dargestellt ist. Es wird angenommen, daß das besondere Muster der optischen Fasern 604, 605, die zur Benutzung ausgewählt werden, nicht kritisch sind, um das vorliegende erfindungsgemäße Verfahren auszuführen, solange die spezielle Meßsonde, die zur Bestrahlung des interessierenden Gewebes verwendet wird, richtig kalibriert wurde unter Verwendung des Kalibrierungsverfahrens, das hier im Detail beschrieben wird.
12 verdeutlicht noch eine weitere Ausführungsform der faseroptischen Meßsonde 1200, die geeignet ist, um das vorliegende erfindungsgemäße Verfahren auszuführen. Die Meßsondenflächen 1206 wurde angepaßt, um eine sehr große Anzahl von optischen Fasern 604, 605 aufzunehmen, um die Intensität des auf die Oberfläche des Gewebes übertragenen Lichts zu erhöhen. Die übertragungsoptischen Fasern 604 sind an der Meßsondenfläche 1206 in einem Kreismuster an mit 1208 gekennzeichneten Befestigungspunkten in 12 befestigt. Die Empfangsfaser 605 ist an dem Zentrum der Meßsondenfläche 1206 in Punkt 1207 befestigt. Es ist leicht zu sehen, daß die Meßsonde 1200 nicht als ein einzelnes Stück hergestellt sein muß, jedoch eine Kombination der Teile 1202, 1204, 1206, 1210, 1212, wie in 12 dargestellt, sein kann. Weiterhin ist das vorliegende erfindungsgemäße Verfahren und System nicht auf die Benutzung einer einzelnen Meßsonde 602, 1100, 1200 begrenzt. Verschiedene Meßsonden 602, 1100, 1200 können gleichzeitig benutzt werden, um das gewünschte Ergebnis zu erzielen.
Beispielsweise haben die gegenwärtigen Erfinder es als vorteilhaft herausgefunden, mindestens eine Mehrfachmeßsondenausführungsform, wie mit 1300 in 13 gezeigt, zu verwenden, die geeignet ist, einzeln oder gleichzeitig schmale und/oder tiefe Signalmessungen für das bestrahlte Gewebe durchzuführen. Alternativ bietet die Mehrfachmeßsondenausführungsform 1300, die in 13 dargestellt ist, zusätzliche Flexibilität dahingehend, daß einzelne Meßsonden 602, 1100, 1200 entfernt oder der Mehrfachmeßsondenanordnung 1300 zugefügt werden können, je nach Wunsch.
Allgemein besteht die Aufgabe der Meßsonden 602, 1100, 1200 darin, als eine Schnittstelle zwischen den Sende-/Empfangsfasern 604, 605 und dem Meßmedium, d. h. Gewebe, zu wirken. Die Meßsonde 602, 110, 1200 kann die Sende-/Empfangsfasern 604, 605 in verschiedenen Anordnungen aufnehmen, die aufeinander bezogen von linear bis kreisförmig reichen, wie zuvor im Detail beschrieben wurde. Weiterhin führt die Verwendung von mehreren empfangsoptischen Fasern 605 zum Übertragen von Licht an den Eingang eines Feldes (gezeigt als 1504 in 15) zu einer deutlichen Reduzierung von zeitvariantem, interferometrischem Rauschen in den empfangenen Spektren. Aus Kreuzkopplungsgründen wird angenommen, daß der Aufbau der Meßsonden 602, 1100, 1200 aus durchsichtigem, nicht-fluoreszierendem Material Licht von den Sendefasern 604 daran hindert, in die Empfangsfasern 605 einzutreten. Es ist ebenfalls wichtig, daß die Meßsonden 602, 1100, 1200 aus einem Material hergestellt sind, wie beispielsweise Radel^® R5500 Polyphenylsulfon, das kommerziell von Amoco Performance Products, Inc. („APP") aus Marietta, Ohio erhältlich und spektralflach in dem interessierenden Wellenlängenbereich ist. Dies ist wichtig, weil ein Teil des Lichts, das die Unterseite der Meßsonde 602, 1100, 1200 beim Verlassen des Gewebes (beispielsweise der Haut) trifft, zurück in das Gewebe reflektiert wird, wobei ein Anteil seinen Weg zurück in die Empfangsfasern 605 findet. Derselbe Grund trifft auch bei dem Referenzbehälter 600 zu. Es ist wichtig, daß die Spektren vom reflektierten Licht nicht durch die Wechselwirkungen mit dem Meßsondenmaterial signifikant geändert werden. Die Sende-/Empfangsfasern 604, 605, die in dem Gehäuse der Meßsonde 602, 1100, 1200 aufgenommen sind, können einen Winkel miteinander einschließen. Die Fasern 604, 605 selbst können in die Meßsonde 602, 1100, 1200 unter verschiedenen Winkeln ebenso wie beispielsweise unter 90° oder gerade oder unter einem Wert dazwischen eintreten, wie in den 17f, 17g, 17h und 17i dargestellt.
Abhängig von dem Gewebevolumen, das abgetastet werden soll, muß die Meßsonde 602, 1100 ,1200 ausgelegt und hergestellt sein für geeignete Abstände zwischen den Sendefasern 604 und Empfangsfasern 605. Die Tiefe des abgetasteten Gewebes kann ebenfalls in einem gewissen Ausmaß durch Änderung der Reflektionseigenschaften auf der Unterseite der Meßsonde 602, 1100, 1200 in dem Bereich zwischen den Sendefasern 604 und Empfangsfasern 605 geändert werden. Materialien (beispielsweise weißes Delrin^®, erhältlich bei E. I. DuPont De Nemours & Co., aus Wilmington, Delaware oder Teflon^® ebenfalls erhältlich durch E. I. DuPont) die Licht reflektieren, verstärken schmale Tiefenmessungen, weil das aus dem Gewebe unterhalb der Meßsonden 602, 1100, 1200 austretende Licht kontinuierlich zurück in das Gewebe reflektiert werden. Dieses zurückreflektierte Licht besitzt einen Sende-/Empfangsabstand, der kleiner als der primäre Sende-/Empfangsabstand ist und legt daher eine kürzere optische Weglänge in dem Gewebe zurück. Materialien, beispielsweise schwarzes Radel^® von APP oder Neoprene^® (beschichtet mit antibakteriellem schwarzen Nylonmaterial), die kommerzielle von Rubatex Corporation aus Bedford, Virginia erhältlich sind, absorbierendes Licht und zeigen keine schmale Tiefenverstärkung.
Wieder mit Bezug auf 12: Meßsonde 1200 kann optional einen IR-Abschneidefilter 1210 besitzen, der an der Seite der Meßsonde 1200 befestigt ist und mit dem Gewebe in Kontakt gelangt. Der Infrarotabschneidefilter 1210 reflektiert IR-Strahlung zurück in die Lichtquelle (als 1400 in 14 dargestellt). Dies führt zu einer reduzierten Gewebeerwärmung, reduziertem Temperaturanstieg in dem IR-Filter 1200, niedriger Intensität an dem Gewebe aufgrund des vergrößerten Abstands zwischen Faserspitzen 604, 605 und Gewebe und minimiert lokalisierte Gewebserwärmung aufgrund von Wärmeausbreitungseffekten der Filter 1210. Allgemein reduziert die Verwendung von beliebigen durchsichtigen Glasfiltern auf der Fläche der Gewebemeßsonde 1200 die Gewebeerwärmung durch vermehrte Fasern 604, 605 durch Gewebeabstand und Wärmeausbreitungseffekte.
Meßsonde 1200 kann ebenfalls an die Gewebeschnittstelle durch Anwendung einer im wesentlichen durchsichtigen, entsorgbaren Gewebeglättung 1212 über der Meßsondeseite 1200 angepaßt werden, um Verunreinigungen der Meßprobe 1200 mit kleinen spektralen Einfluß zu minimieren. Von Tegader, kommerzielle erhältlich von 3M Co. aus St. Paul, Minnesota wurde herausgefunden, daß es eine minimale Schwächung besitzt und eins spektralflache zweite Ableitungs-Absorptionscharakteristik in dem interessierenden Wellenlängenbereich besitzt.
Mit Bezug auf 14: Dort ist eine bevorzugte Ausführungsform eines Lichtquellenaufbaus 1400 dargestellt, der zur Verwendung mit dem vorliegenden erfindungsgemäßen System geeignet ist. Eine Breitebandlampe 1402 stellt die Beleuchtungsquelle für die transmissionoptischen Fasern 604 (nicht dargestellt in 14) dar. Wolfram-Halogenglühlampen, die kommerziell erhältlich sind von Welch Ally aus Skaneateles Falls, New York und herkömmlich bei NIR Spektrometern verwendet werden, sindzur Verwendung in der Lampe 1402 geeignet. Begenzungen in Aufwärmzeit, Amplitudenstabilität, Farbtemperaturänderungen und zeitabhängigen Änderungen im Glühfadenbild tragen alle zu Meßfehlern bei. Zur Kompensation nehmen viele Systeme eine Referenzspektralmessung vor jeder Probenmessung vor.
Lichtquellenaufbau 1400 verwendet optische Fasern 1404, die auf die Lampe 1402 zielen und von der Lampe 1402 emittiertes Licht an einen optischen Leistungsensor (dargestellt als 1512 in 15) übertragen. Solche Leistungssensoren sind den Fachleuten wohl bekannt und werden hierin nicht weiter aus Gründen der Klarheit und Kürze diskutiert. Der Ausgang des Leistungssensors 1512 wird durch eine Rückkopplungsanpassung der Lampenspannung 1402 und/oder des Lampenstroms aufrechterhalten. Stabilisierung des Lichtquellenaufbaus 1400 in dieser Weise minimiert eine Signaldrift aufgrund der Alterung der Lampe 1402 und reduziert die Häufigkeit für notwendige Referenzmessungen. Eine pulsweitenmodulierte Steuerung 1508, in 15 dargestellt, deren Verwendung gut bekannt ist, wird verwendet, um die Spannung und/oder Strom der Lampe 1402 abhängig von der durch die rückkopplungsoptische Faser 1404 empfange Lichtintensität anzupassen. Rückkopplungsfaser(n) 1404 der Lampe 1402 sind angeordnet, um einen Großteil des Glühfadenbildes der Lampe 1402 aufzunehmen, ein Signal bereitzustellen, das nahezu proportional zu dem Gesamtausgang der Lampe 1402 ist, und folglich eine Amplitudenverschiebung aufgrund von zeitabhängigen Intensitätsprofilverschiebungen in den Glühfadenbild zu vermeiden. Die Rückkopplungsfaser(n) 1404 ist optional in einer Seitenleuchtanordnung angeordnet, um Licht an einen Fokuspunkt abzutasten, vergleichbar zu dem nach folgendem Aufbau des Fokuspunkts der sende(empfangs)optischen Faser 604, wodurch Fehler und Rückkopplungssignale aufgrund von thermischen Effekten von Filtern 1406 und dem Brennpunkt minimiert werden. Optional ist die Rückkopllungsfaser(n) 1404 innerhalb der übertragungsoptischen Faser in dem Bündel von übertragungsoptischen Fasern 604 angeordnet, um ein besonders repräsentatives Signal bereitzustellen, von dem was zu der Probe 602, 1100, 1200 übermittelt wurde, und um robust gegenüber jeder Änderung in der optischen Weglänge zwischen Glühfaden und Verbinder zu sein wie auch gegenüber filterthermische Effekte oder Verbinderbewegungen. Die Rückkopplungssignalfaser(n) 1404 ist anschließend „Huckepack" zurück zu dem Leistungssensor 1512 über einen faseroptischen Verbinder geführt.
Steuerung 1508 ist ausgelegt, um mit einer grundlegenden Schaltfrequenz betrieben zu werden, die bei einer Periode deutlich geringer als der thermischen Zeitkonstante der Lampe 1402 liegt, um Intensitätswellen zu minimieren und Glühlampenlebensdauer zu maximieren ohne aufwendige und teure LC-Ausgangsfilter zu verwenden. Pulsweitenmodulierte Steuerungen verstärken die Leistungseffizienz der Lampe 1402 und Steuerung 1508, was zu reduzierter Wärmeerzeugung innerhalb der ausgeführten Signaldetektormonitorkonsole (dargestellt in 1502 in 15) führt, die in den Lampenaufbau 1400, wie in 15 dargestellt, integriert ist.
Es versteh sich, daß die vorliegende Erfindung jedoch nicht auf die in 15 dargestellte Ausführungsform beschränkt ist und daß viele andere Anordnungen und Kombinationen von Lichtquellen und Monitorkonsolen ebenfalls gleich gut bei der Ausführung des vorliegenden erfindungsgemäßen Verfahrens funktionieren. Beispielsweise ist es möglich, ein Lichtspektrum mit einer breiten Bandbreite durch Kombination von einer Vielzahl von engen Bandbreitenlichtquellen zu erzeugen, die überlappende Lichtspektren besitzen, um effektiv jeglichen Abstand oder jegliche Unstetigkeit zwischen den resultierenden Lichtspektren zu eliminieren, die bei der Kombination der vorgenannten engen Bandbreitenlichtspektren erzeugt werden. 23 verdeutlicht solch eine Kombination von Lichtquellen 2400, in der eine Gruppe von eng bandweitigen lichtemittierenden Dioden (LEDs) 2406 kombiniert ist, um ein Lichtspektrum zu erzeugen, das einen Spektralbereich zwischen 400 nm und ungefähr 900 nm abdeckt. Das breitbandige Lichtspektrum von den LEDs ist ausreichend, um Chromophore zu messen, die Eigenschaften zeigen, die durch die spezifischen Spektraldaten 2402 und 2404 beispielsweise dargestellt sind, ohne spektrale Abstände zurückzulassen.
Wie zuvor beschrieben, kann die vorliegende Erfindung ebenfalls ohne die Hilfe einer breitbandigen kontinuierlichen Lichtquelle ausgeführt werden. Das Verfahren kann die Verwendung von vier oder mehr engbandigen Lichtquellen einschließen, wie beispielsweise LEDs 2406, die ausgewählt sind, um Strahlungswellenlängen zu besitzen, die ausreichend sind, um Voraussagen des mathematischen Modells, das zur Quantifizierung relativer Konzentration von speziellen Chromophoren notwendig ist, zu konstruieren. Folglich ist es nicht notwendig, daß eine Kombination von lichtemittierenden Dioden 2406 ein breitbandiges Lichtspektrum erzeugt, um die vorliegende Erfindung auszuführen, solange die geeigneten Daten extrahiert werden können, um die notwendigen prädiktiven mathematische Modelle an den obengenannten vier oder mehr Strahlungswellenlängen bestimmen zu können.
Erneut mit Bezug auf 15: Die Monitorkonsole 1502 weist ein Spektrometerfeld 1504 auf. Um das Spektrometerfeld 1504 an einer festen unteren Temperatur zu halten, beispielsweise 25°C, ist eine minimale Erwärmung innerhalb der Monitorkonsole 1502 wünschenswert. Um weiterhin die Intensität der Lampe 1402 innerhalb eines bestimmten interessierenden Wellenlängenbereichs zu optimieren, kann mindestens ein Bandpaßfilter (beispielsweise IR-Filter im Kombination mit einem Hochpaßfilter) 1406 innerhalb des optischen Rückkopplungspfads 1506 vorgesehen sein, der Lichtsignale aus nicht-interessierenden Wellenlängenbereichen abschneidet. Der Bandpaßfilter 1406 minimiert die Antwort auf außerhalb des Wellenlängenbands liegende Signale, folglich schafft dieser eine verbesserte Rückkopplungsstabilität der Signale bei den interessierenden Wellenlängen.
Das Spektrometerfeld 1504 (Detektor) empfängt das Lichtsignal, das innerhalb des Gewebes gewonnen wird und überträgt dies durch die empfangsoptischen Fasern 605. Das gewonnene Gewebewellenlängenspektrum wird mit dem Referenzspektrum (Licht nicht gedämpft durch das Gewebe, wie zuvor erläutert), um die Gewebeabsorptionsmessung bei bestimmten Wellenlängenbereichen zu erleichtern.
Die Erkennung von Signalen bei mehreren Wellenlängen wird durch die Verwendung eines Spektrometerfeldes 1504 vereinfacht. Die Detektion erfolgt gleichzeitig und eine Breitbandlichtquelle 1400 kann verwendet werden. Es besteht keine praktische Begrenzung für die Anzahl der Signale bei unterschiedlichen Wellenlängen, die detektiert werden, können innerhalb des Spektralbereichs innerhalb der Lichtquelle 1400 und des Felds 1504 liegen. Das Spektrometerfeld 1400 ist um die Kopplung der optischen Faser 604, 1404 herum ausgelegt.
Wenn ein lineares Spektrometerfeld verwendet wird, können zwei Arten von Feldern eingesetzt werden: ladunggekoppelte Geräte (CCD) mit gekoppelten Silizium (Si) Photodiodenfeldern (Diodenfeld) und CCD Metallsiliziumoxid (MOS)-Kondensatorfelder. Der Hauptvorteil bei der Verwendung von Kondensatorfeldern gegenüber den Diodenfeldern besteht darin, daß eine Extraktion von kleinen Signalen aufgrund des deutlich niedrigeren Rauschpegels möglich ist. Der primäre Nachteil bei der Verwendung von Kondensatorfeldern liegt in deren begrenzten spektralen Antwort verglichen zu Diodenfeldern. Beispielsweise liegt die Empfindlichkeitsspitze des NEC Kondensatorfelds, das gegenwärtig in dem OCEAN OPTICS Spektrometer benutzt wird, bei ungefähr 550 nm mit einem Abfall auf 10% bei 900 nm. Kondensatorfelder mit einer spektralen Antwort, die bei größeren Wellenlängen eine Spitze besitzen, sind verfügbar. Ein gutes Beispiel ist EG&G RETICON RL1024J, das kommerziell von EG&G Reticon aus Salem, Massachusetts erhältlich ist, das eine Spitze bei 825 nm besitzt und beispielsweise auf 50% bei 550 nm und 900 nm abfällt. Zum Vergleich besitzt ein für Spektrometer gestaltetes Diodenfeld ein RETICON SC Serie eine Spitze bei 750 nm und fällt auf 75% bei 600 nm und 900 nm ab. Eine bevorzugte Ausführungsform des Systems verwendet die Kondensatorfeldtechnologie.
Die Mehr Wellenlängensignalmeßkonsole 1502 kann ausgelegt sein, um einen faseroptischen Koppler und Dämpfer, wie in 1690 in 16c gezeigt, zu verwenden, damit die als 1520 in 15 dargestellte mechanische/optische Schnittstelle erreicht wird. 16c verdeutlicht die Verwendung eines inline-optischen Dämpfers 1690, um Signale von Meßsonden mit kleinen Abmessungen auf Signalniveaus von großer räumigen Meßsonden anzupassen, während die relative spektrale Flachheit durch die Verwendung von spektral flachen Materialien, wie beispielsweise Radel^®, erhalten bleibt. Der inlineoptische Dämpfer 1619 kann beispielsweise mit der Monitorkonsole 1502 verwendet werden, um die Faserbündel unterschiedlicher Größe und Zahl zu koppeln. Der als 1650 in 16b dargestellte Verbinder oder sonstige kommerziell erhältlichen faseroptischen Verbinder können verwendet werden, um den Kopplungs-/Dämpfungsaufbau 1690 zu bilden. Es ist wichtig, daß die Länge des Dämpfungskörpers 1692 mit einer ausreichenden Gesamtlänge gewählt wird, um ein Überlappen der Bilder sicherzustellen, wenn mehrere Fasern gekoppelt werden. Die inherente Dämpfungscharakteristik des Aufbaus 1690 wird für den Durchgang des Lichts im Verhältnis zu Länge und Durchmesser des Lichtdurchgangs 1694 vergrößert. Dämpfungseigenschaften können ebenfalls durch Änderungen des Reflektionsgrads des Gehäusematerials des Dämpfers 1692 oder durch Beschichten des Lichtdurchgangs 1694 mit geeignetem Material geändert werden. Größere Werte der Dämpfung können ebenfalls durch Modifizieren des Lichtdurchgangs 1694 erstellt werden, um eine 90°-Biegung in den Zentrum beispielsweise zu erzielen. Es wird geglaubt, daß der faseroptische Koppler- und Dämpferaufbau 1690 eine brauchbare Alternative zur Verwendung eines eingebauten Sphäre darstellt, die größeren Komfort und mehr Kompaktheit bietet.
Zurück zu 14: Die Lampe 1402 ist bevorzugt von einem elliptischen Reflektor 1408 umgeben, der das Licht auf das Flächenende der optischen Faser 604 fokussiert, die das Licht beispielsweise zu dem Gewebe 1510, wie in 15 dargestellt, überträgt. Fokussierung des von der Lampe 1402 emittierten Licht erlaubt die Verwendung einer Lampe 1402 mit einer niedrigen Spannung, um eine ausreichende Beleuchtung des Gewebes 1510 zu erreichen. Die reduzierten Leistungsanforderungen der Lampe 1402 vermindern Wärmeeffekte innerhalb der Monitorkonsole 1502 und erhöhen die Lebensdauer der Lampe 1502. Bevorzugt wird eine manuelle Blende 1410 verwendet, um eine Bedienperson vor Bestrahlung mit Streulicht zu schützen, wenn eine Meßsonde 602, 1100, 1200 von der Monitorkonsole 1502 entfernt wird. Es wird ebenfalls bevorzugt, die Lampe 1402 derart zu steuern, daß das von der Lampe 1402 emittierte Licht werden kann, während periodischer Messungen von Dunkelstrom (die Antwort des Spektrometers 1504 ohne Lichtsignal) und Umgebungslichtkorrekturen für die hier beschriebenen Kalibrierungszwecke.
Lampenaufbau 1400 ist bevorzugt in einer Weise ausgelegt, die die Lampe 1402 an einer festen Position mit Bezug auf die übertragungsoptischen Fasern 604 derart festlegt ist, daß der Bandpaßfilter 1406 die Übertragung von IR-Lichtenergie auf das Gewebe 1510 minimiert und kleinere Lichtwellenlängen abschneidet, die zu Meßfehlern zweiter Ordnung innerhalb des interessierenden Wellenlängenbereichs beitragen, die besonders bevorzugten Abschneidewellenlängen liegen bei 900 nm und 500 nm für die IR-Lichtenergie bzw. unttere Wellenlänge.
Nachfolgend zu 16a, die eine bevorzugte Ausführungsform für einen Empfängerverbindungsstecker 1600 zeigt, der die räumliche Anordnung zwischen ausgewählten Enden der empfangsoptischen Fasern 605 stabilisiert und der zur Verwendung mit dem als 1504 in 15 gezeigten Spektrometerfeld geeignet ist. Um das Gewebe-/Detektorsignal zu maximieren, ist die Buchsenspitze des Verbindungssteckers 1600 ausgelegt, um die maximale Anzahl von Empfangsfasern 605 aufzunehmen, die innerhalb der Grenzen des Stiftdurchmessers zulässig sind. Die Zylinderbuchse schichtet die optischen Fasern 605 in einem Schlitzmuster, wie in 1602 in 16a zu erkennen, das senkrecht zu dem optischen Detektoranschluß (nicht dargestellt) steht, der in der Monitorkonsole 1502 enthalten ist. Weil die optische Bandbreite primär durch die numerische Apertur und den Durchmesser der optischen Faser 605 bestimmt ist, erzielt die Anordnung mehrere Fasern 605 in einem Schlitzmuster 1602 eine optimale Bandbreite, die andererseits nur mit einer Faser 605 erreicht werden könnte, wenn die Schlitzanordnung nicht verwendet wird. Wie zuvor beschrieben, ist der Verbindungsanschluß 1600 ausgelegt, um eine wiederholbare Anordnung der optischen Faserschlitze 1602 bezogen auf den detektoroptischen Befestigungsanschluß zu erzielen, der an der Monitorkonsole 1502 befestigt ist. Durchmesser/Position der Zylinderbuchsenspitze und der Merkmale des Steckers 1600 besitzen Toleranzen, um auswechselbare Meßsonden 602, 1100, 1200 zwischen den Monitorkonsolen 1502 zuzulassen, während Meßfehler aufgrund einer Fehlausrichtung und Positionierung (optische Bandbreite und Detektor 1504 Wellenlängenkalibration bleiben erhalten) minimiert werden. Die Innengestaltung des Verbindungssteckers 1600 mit einem präzise hergestellten optischen Befestigungsanschluß passen zusammen, um eine präzise parallele und planare Ausrichtung der einzelnen optischen Fasern 605 zu erreichen. Dies führt zur Wiederholbarkeit von Signalamplitude und optischer Bandbreite zwischen Aufbauten mit austauschbaren Meßsonden 602, 1100, 1200. Aufgrund der mechanischen Wechselwirkung zwischen dem Empfangsverbindungsstecker 1600 und seiner Aufnahme innerhalb der optischen Befestigungsaufnahme, ist die Wellenlängenkalibration der Monitorkonsole 1502 Änderungen bei jedem Einsetzen des Aufnahmeverbindungssteckers 1600 ausgesetzt. Folglich, wie oben beschrieben, wird ein Filter 800 innerhalb des Kalibrations-/Referenzbehälters 600 verwendet, der mehrere Übertragungsspitzen bekannter Wellenlänge besitzt. Die Meßsonde 602, 1100, 1200 wird anschließend kalibriert, nachdem sie mit der Meßkonsole 1502 durch Empfang von Licht, das durch den Filter 800 getreten ist, verbunden ist. Eine Softwareroutine findet diese Spitzen und ordnet Kalibrationskoeffizienten dem Spektrometer 1504 zu, das innerhalb der Meßkonsole 1502 enthalten ist, wodurch die Wellenlängenkalibration erreicht wird.
16b verdeutlicht eine Ausführungsform für einen Übertragungsverbindungsstecker 1650, der ausgelegt ist, um mit dem Lampenaufbau 1400 innerhalb einer als 1412 in 14 dargestellten Anschlußaufnahme gekoppelt zu werden, um die Enden 1652 von einem oder mehreren optischen Übertragungsfasern 604 mit Bezug auf die festen Brennpunkte der Lampe 1402 zu stabilisieren. Es hat sich herausgestellt, daß polierte Ende 1652 der übertragungsoptischen Faser 604 besonders bevorzugt bündig in der Ebene 1654 des Steckers 1650 liegen, der in die Verbindungssteckeraufnahme 1412 eingesetzt wird. Speziell der Stecker 1650 paßt zu der Aufnahme 1412, so daß die Enden 1652 der übertragungsoptischen Faser 604 innerhalb des Fokalbereichs des elliptischen Lampenreflektors 1408 angeordnet sind. Der maximale Bohrungsdurchmesser des Steckers 1650 liegt nahe an der Brennpunktsebene der Lampe 1402 und maximiert folglich die zu den übertragungsoptischen Fasern 604 übertragene Lichtintensität.
Mit Bezug auf 17, insbesondere auf 17a, 17b, 17c, 17d und 17e, sind unterschiedliche Endkonfigurationen der optischen Fasern 604, 605 dargestellt. 17a zeigt eine refraktive Seitenleuchtanordnung, die Licht zu dem interessierenden Gewebe überträgt und von diesem emittiertes Licht empfängt. 17b zeigt eine reflektierende Beschichtungsseitenleuchtanordnung. 17c zeigt eine reflektierende Ansetzseitenleuchtanordnung. 17d zeigt eine mechanische gebogene Vorderflächenleuchtanordnung. 17e zeigt eine Vorderflächenleuchtanordnung. Allgemein können seitenleuchtoptische Fasern einfach selbst hergestellt werden, sind jedoch auch kommerziell von Firmen wie Ceramptec aus East Longmeadow, Massachusetts erhältlich. Seitenleuchtoptische Fasern können von vorderseitenleuchtoptischen Fasern wie nachfolgend beschrieben, unterschieden werden. Zuerst tritt das Licht ein und tritt an den Seiten der optischen Fasern 604, 605 bezogen auf die faseroptische Achse aus. Dies wird durch zwei kannte Verfahren erreicht, refraktiv und reflektiv. Refraktiv wird keine spiegelnde Beschichtung verwendet, um das Licht aus der Seite der optischen Faser 604, 605 herauszulenken. Speziell die Wechselwirkung zwischen dem Kernmaterial der optischen Faser 604, 605 und der Luft bewirkt dies. Es existiert ein „kritischer Winkel" 1702, an dem die Faser 604, 605 poliert ist, so daß das austretende/eintretende Licht aus der Seite in optimaler (bester Wirkung – 92%) Weise auftritt, wie in 17a dargestellt. Für die reflektive Methode ist der „kritische Winkel" 1704 nicht so entscheidend, um sicherzustellen, daß das Licht an den Seiten in effektiver Weise austritt. Die Fasern 604, 605 sind weiterhin an einem Winkel 1704 poliert, jedoch ist die Rückseite des polierten Bereichs mit einem reflektiven Material 1706 beschichtet. Dies zwingt das Licht, das durch die polierte Fläche austreten würde, (vermutlich zu ungefähr 8%) nach unten zu der Seite 1708, wie in 17b dargestellt. Es gibt eine Untergruppe für den reflektiven Ansatz. Diese schließt keine Winkelpolitur der Fasern ein, so daß das Licht in normaler Weise austritt, jedoch eine Verlängerung 17c mechanisch an dem Ende der Faser 604, 605 befestigt ist. Die Verlängerung 1710 besitzt einen Spiegel 1712 an ihrem Ende, der das aus der Faser 604, 605 austretende Licht nach unten zu der Seite 1708 reflektiert, wie in 17c dargestellt. Vorderseitenleuchtaufbauten, wie beispielsweise in 17d und 17e dargestellt, können nicht flach auf der Haut liegen, aufgrund der zum Halten der Fasern 604, 605 notwendigen Fixierungen. Zweitens erfolgt Beleuchtung mit und Sammeln von Licht mit den Fasern 604, 605 parallel zu dem interessierenden Gewebe. Drittens, die wirksame Austrittsöffnung ist ungefähr um 45% größer aufgrund der elliptischen Geometrie der polierten oder reflektierende Oberfläche.
Weil aufgrund der vorgenannten Vorteile der seitenleuchtoptischen Fasern 604, 605 besitzen diese mehrere funktionale Anwendungsvorteile. Diese Vorteile können wie folgt zusammengefaßt werden: Seitenleuchtfaseraufbauten besitzen eine niedrigen Querschnitt, weil das Licht von der Seite in die Faser eintritt bzw. aus dieser austritt. Dies erlaubt, die Fasern 604, 605 direkt auf die Hautoberfläche 1510 zu legen, wodurch die Fasern 604, 605 fest in der Position gesichert werden können.
Seitenleuchtfaseraufbauten erfordern nicht, daß die Fasern 604, 605 gebogen werden und besitzen daher einen höheren Übertragungswirkungsgrad gegenüber mechanischen gebogenen Vorderseitenleuchtfasern. Wenn Licht auf eine Biegung in einer optischen Faser 604, 605 trifft, wird ein Teil von diesen an der Ausbreitung entlang dem verbleibenden Abschnitt der Faser 604, 605 gehindert und folglich geht dieser Teil verloren. Faser verursachen diese Biegeverluste aufgrund des sogenannten Phänomens des „mode stripping" (Moden-Abziehen). Biegungen in einer Faser verkürzen die wirksame Weglänge des Lichts, das an den äußeren Kanten des Faserkerns sich bewegt. Wenn dies auftritt, bereitet sich das Licht in das Faserumhüllungsmaterial aus und geht in den freien Raum außerhalb des Faseraufbaus verloren. Jeder auftretende Verlust muß durch erhöhte Intensität der Beleuchtungsquelle ausgeglichen werden, wie zuvor beschrieben wurde. Dies erhöht die Leistungsaufnahme des Systems und erzeugt mehr Abwärme, die dann die Leistung des Spektrometerfelds 1504 beeinflußt. Mechanische gebogene Vorderseitenleuchtaufbauten erfordern eine Biegung der Fasern 604, 605, um eine Ecke zu bilden und in Kontakt mit der Haut 1510 zu gelangen.
Allgemein besitzen Seitenleuchtfaserausbauten eine höhere Zuverlässigkeit als mechanisch gebogene Vorderseitenleuchtfaserausbauten aufgrund der fehlenden Biegebelastung. Optische Fasern besitzen allgemein einen Kieselerdekern (Silica-Kern). Wenn die Fasern gebogen werden, erhält die Kieselerde Haarrisse, die in der Folge die Lebensdauer der Faser durch Erzeugen eines Bruchs verkürzen, der dann die Lichtübertragung verhindert. Weil Seitenleuchtausbauten nicht zum Biegen der Fasern ausgelegt sind, ist deren Zuverlässigkeit inherent größer als bei Aufbauten, die das Biegen der Faser ermöglichen.
Seitenleuchtaufbauten verteilen das Licht in einem größeren Gewebevolumen und empfangen ebenfalls über eine größere Fläche, aufgrund der elliptischen Fläche der Faser, wie zuvor beschrieben. Licht, das aus einem größeren untersuchten Gewebevolumen gesammelt wurde, hat einen längeren Weg zurückgelegt und daher die Gelegenheit gehabt, die gesuchten physiologischen Signale zu erhöhen, anstatt zu verlieren oder nicht soweit einzutreten und als Rauschen zurückzukehren. Übertragung/Aufnahme von Licht an/von einem vergrößerten Gewebevolumen in Seitenleuchtaufbauten erfolgt ebenfalls aufgrund des vergrößerten Maximalwinkels, an dem Licht austreten/eintreten kann. Dies erfolgt aufgrund der Differenz in der Geometrie der Faserseite. Die elliptische Seite der Seitenleuchtfaser ist ungefähr 45% größer als die Kreisseite der mechanisch gebogenen Vorderseitenleuchtern und Vorderseitenleuchtaufbauten. Diese Vergrößerungen in der Flächengröße erlaubt dem Seitenleuchtaufbau, mehr nützliches Licht über eine größere Fläche zu übertragen/sammeln, was zu mehr Signalen bei dem gleichen Leistungsniveau führt. Die Leistungsdichte ist daher mit seitenleuchtoptischen Fasern reduziert.
In Anbetracht auf das Vorangegangene wird angenommen, daß die in 17a, 17b und 17c dargestellten optischen Faserausführungen zusätzliche Vorteile schaffen, wenn diese mit dem vorliegenden erfindungsgemäßen System verwendet werden und bei der Durchführung des vorliegenden erfindungsgemäßen Verfahrens zur Messung des Chromophor-Konzentrationsniveaus innerhalb von blutführendem Gewebe.
Nachfolgend im Hinblick auf 18: Eine einstellbare Abstandsmeßsonde 1800, die zur Verwendung mit dem vorliegenden erfindungsgemäßen System geeignet ist, ist dargestellt. Die Meßsonde 1800 ist nützlich, um bei unterschiedlichen Tiefen Chromophor-Messungen innerhalb eines Gewebes durchzuführen, wobei die Meßsonde 1800 sende- und empfangsoptische Fasern 604, 605 einschließt, die linear und/oder unter einem Winkel bezogen auf die anderen bewegt werden können. Da die erfaßte Gewebetiefe (optische Weglänge) allgemein von dem Abstand zwischen Beleuchtung und Detektionsfasern 604, 605 abhängt und in einem geringerem Maße von dem Winkel zwischen den Fasern 604, 605, erlaubt eine Meßsondenspitze, die die Einstellung dieser Parameter vorsieht, verschiedene Gewebetiefen innerhalb derselben Gewebeprobe abzutasten.
In Fällen, bei denen der bevorzugte Meßort, beispielsweise eine Muskelschicht, zwischen einer nicht interessierenden Lage (beispielsweise Haut und Fett) liegt, wäre es notwendig, die Meßsondenfaser 604, 605 im Abstand und/oder im Winkel anzupassen, um große Variationen zwischen Meßsondenorten (d. h. variierender Fettschicht bei Patienten) aufzunehmen. Daher ist es leicht verständlich, daß Meßsondenanpassung abhängig von der Oberflächenlagendicke ein Mittel zum Entfernen des Oberflächenlagenfehlers (Signalmenge aus flachem Gewebe) bei Chromophor-Messungen sein könnte.
Nachfolgend mit Bezug auf 19, in der ein Blutflußsystem 1900 dargestellt ist, das eine Hämoglobin-Meßumgebung bereitstellt, die Hämoglobin-Zustände innerhalb von Gewebe nachahmt, das bei blutführendem Gewebe beobachtete physiologische Eigenschaften besitzt. Blutflußmeßsysteme, ähnlich zu dem in 19 dargestellten, sind den Fachleuten allgemein bekannt. Der Betrieb der speziellen Blutflußmeßapparatur sind in der bekannten Technik ebenfalls gut beschrieben und daher wird eine nähere Beschreibung von besonderen Geräten, wie beispielsweise Blutpumpe, Blutreservoir, Wasserpumpe etc. hier aus Gründen der Kürze und Klarheit für das vorliegende erfindungsgemäße System und Verfahren verzichtet, für die eine nähere Beschreibung nun folgt.
Wie vorausgehend festgestellt, werden tatsächliche Konzentrationen eines besonderen Gewebe-Chromophors mit Bezug auf ein anderes, jedoch zugehöriges Gewebe-Chromophor durch Verwendung des erfindungsgemäßen Verfahrens und Apparates gemessen. Quantifizieren der Messungen erfordert, daß spezielle Algorithmen entwickelt werden, beispielsweise Algorithmen, die zur Quantifizierung von Hämoglobinen innerhalb vom Gewebe entwickelt wurden unter Verwendung von empirischen Spektralmessungen, die an dem Blutflußsystem 1900 durchgeführt wurden. Speziell das Blutflußsystem wird zunächst mit vollständigem Blut (nicht gelösten roten Blutzellen) vorbereitet, die eine ausreichende Streuung bieten, um mit einer Reflektionsmeßsonde, wie beispielsweise die vorstehend mit Bezug auf die 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13, 17 und 18 beschriebene, Messungen durchzuführen. Die Verwendung von verschiedenen Geräten, beispielsweise Anfeuchtern 1902, Wasserbad 1904, Membranoxigenator 1906, Blutreservoir 1912 und zugehörige periphere Geräte, die bei dem Blutflußsystem 1900 gezeigt werden, während zuerst die Temperatur, pH, Hämoglobinkonzentration und % Oxihämoglobin eingestellt werden, um Bedingungen wiederzugeben, die in Blut enthaltendem Gewebe (Gewebe mit Blut getränkt) als physiologische Merkmale auftreten können. Beispielsweise wird das Probenblut auf 37°C +/- 0,5°C erhitzt, durch Zirkulation über einen Wärmeaustauscher innerhalb eines Wasserbades 1904. Die Temperatur ist über einen Wärmekoppler (nicht dargestellt), der nahe der Meßflußzellen 1908 angeordnet ist, überwacht. Eine Fisher Scientific pH-Meßsonde (ebenfalls nicht gezeigt) ist in einem Blutreservoir 1912 angeordnet, um pH-Messungen des Probenbluts während jeder Serie von Messungen des Blutsystems 1900 zu gewinnen. Flußzellen 1908 werden verwendet, um die Biospektrometer 1910 mit der Hämoglobin-Umgebung verwendet, die innerhalb des Blutflußsystems 1900 sich ergeben hat, zu verbinden. Die Flußzellen 1908 können in jeder zufriedenstellenden Weise angeordnet sein, um eine Fixierung zu schaffen, um die Biospektrometer 1910 an die Blutflußumgebung anzuschließen, solange die Flußzellen 1908 eine Kammer bereitstellen, die für Umgebungslicht durchlässig ist, einen Volumenraum, der Lichtreflektionen von den Kammerseitenwänden der Flußzellen 1908 minimiert, und aus einem blutkompatiblen Material aufgebaut sind, das im wesentlichen spektral flach in dem interessierenden Wellenlängenbereich ist. In Fällen, in denen die optische Weglänge des Lichts Reflektionen von den Kammerseitenwänden der Flußzellen 1908 einschließt, minimiert das spektralflache Material Fehler der Spektralform von den Kammerseitenwänden der Flußzellen 1908.
Nachfolgend zu den 20 und 21, die einen Vergleich von in vitro gemessenen Absorptionsspektren des Blutflußsystems 1900 mit in vivo an Hundegewebe gewonnenen Absorptionsspektren zeigt. Speziell eine in vivo-Meßumgebung (Standardmessungen werden unter Verwendung eines käuflich erhältlichen Co-Oximeters von Firmen wie beispielsweise Instrumentation Laboratory aus Lexington, Massachusetts und Ciba Corning Diagnostics Corp. aus Medfield, Massachusetts gemacht) wurde bereitgestellt, um die Genauigkeit und/oder Präzision des Meßsystems 1900 für das Gewebe-Chromophor (beispielsweise Hämoglobin) in bezug auf ein akzeptiertes Standardverfahren zur Bestimmung der Hämoglobin-Messungen zu verifizieren. In dieser Weise ist es dann möglich, ein prädiktives mathematisches Modell für interessierende Spektralbereiche zu entwickeln derart, daß tatsächliche Gewebe-Chromophor-Konzentrationen mit einem hohen Grad an Genauigkeit bestimmt werden können. Das Verfahren zur Entwicklung des geeigneten mathematischen Modells können allgemein als solches beschrieben werden, bei dem das Ziel vorgegeben ist, das Verhältnis zwischen Hämoglobin-Oxigen-Sättigungsniveau, das in einer Gewebeprobe als nicht-invasiv (in vitro) durch das vorliegende Blutflußsystem 1900 aus 19 gemessen wurde, und das Hämoglobin-Oxigen-Sättigungsniveau, das in einer Gewebeprobe vorliegt und (in vivo) durch ein kommerziell erhältliches Co-Oximeter gemessen wurde, zu bestimmen. Die Co-Oximeter und ihre Verwendungsverfahren sind den Fachleuten für Chromophor-Messungen lange bekannt und Details zur Verwendung von Co-Oximetern bei der Messung des Hämoglobin-Oxigen-Sättigungsniveaus werden hier nicht beschrieben. Speziell das Oxigen-Sättigungsniveau wird variiert und in vorbestimmten Inkrementen über einen weiten Bereich, beispielsweise bevorzugt von 0%–100% Gesamthämoglobin und über einen interessierenden Spektralbereich, beispielsweise 600 nm–900 nm für jedes Gesamthämoglobinniveau variiert und gemessen, wodurch anfängliche Vergleiche zwischen den unter Verwendung des Blutflußsystems 1900 gemachten Messungen und mit dem Co-Oximeter gemachten Messungen möglich sind. In dieser Weise kann die Meßapparatur, gezeigt als 1500 in 15, über einen Algorithmus kalibriert werden, der das obengenannte prädiktive mathematische Modell beinhaltet, das mit Bezug auf die 22 und 24 nachfolgend im Detail beschrieben wird.
Blutflußsystem 1900 wird zuerst mit ganzem Blut gefüllt 2402, wie oben beschrieben, um Chromophor-Bedingungen zu erzeugen, die die beabsichtigte Verwendungsumgebung für das Meßsystem 1500 nachahmen. Nachfolgend wird eine Lichtreferenz 2404 gemessen und das resultierende Spektrum gespeichert 2406 in einem Meßsystemspeichergerät (in 1552 in 15 gezeigt), beispielsweise einem Plattenlaufwerk, RAM, PROM, Band oder anderen geeigneten Speichermitteln. Nachfolgend zu der Lichtreferenzmeßdatenspeicherung 2406 wird ein Dämpfungsspektrum 2408 für die gesamte Blutprobe an dem gewünschten Hämatokrit-Niveau gemessen und die zugehörigen Daten (Wellenlänge gegen Signalintensität) werden ebenfalls in dem Meßwertspeichersystem, das in 1552 in 15 gezeigt ist, gespeichert 2410. Der zu jedem Lichtreferenzspektrum und Dämpfungsspektrummessung zugehörigen Datei wird ein entsprechender und unterschiedlicher Dateiname 2412 zugewiesen, der für die speziellen Chromophor-Meßbedingungen zurück verfolgbar ist. An jeder vorgenannten entsprechenden Chromophor-Messung wird eine Messung der aktuellen Chromophor-Bedingung ebenfalls unter Verwendung eines akzeptierten Meßstandards 2412 aufgezeichnet (beispielsweise eine 2cc Blutprobe wird aus dem Blutflußsystem 1900 entnommen und in ein Co-Oximeter-Gerät injiziert, das einen Wert für das Oxihämoglobin relativ zu dem Gesamthämoglobin ausgibt). Die vorgenannten Schritte werden bevorzugt für einen Durchgang mit mehreren experimenteller Durchläufe 2416 durchgeführt, wobei bevorzugt hunderte von Gewebedämpfungsspektren mit zugehörigen Referenzspektren über verschiedene Meßbereiche (0% bis 100% SO₂ bei zahlreichen Hämoglobin-Konzentrationen (beispielsweise 5 g/dl bis 15 g/dl, wobei g/dl = Gramm pro Deziliter) gewonnen werden, dargestellt durch Block 2430 in 24. Die vorgenannten Spektralmeßdateien werden nachfolgend in einer kommerziell erhältliche Tabelle importiert 2418, beispielsweise Lotus 123^®, die Absorption 2212, zweite Ableitung 2214, 2216 und skalierte zweite Ableitung 2218, Multiplikationen 2214 der importierten Spektraldatendateien werden ausführt, wie beispielsweise in 22 dargestellt. Die Daten der skalierten zweiten Ableitung 2218 bei einer vorbestimmten Wellenlänge (beispielsweise 680 nm), werden anschließend für jede spezielle Spektraldatei in eine neue Tabelle 2422 importiert. Die vorgenannten Chromophor-Standardmeßwerte, die über Co-Oximeter-Messungen gewonnen wurden, werden in die neue Tabelle mit entsprechenden Dateinamen und Spektraldateiwerten eingetragen, wie in 2424 in 24 gezeigt. Die nachfolgende Tabelle I illustriert eine typische Anordnung einer Reihe von Standardwerten und entsprechenden Dateispektrumswerten bei einer vorgegebenen Wellenlänge von 680 nm.
TABELLE I
Mit Bezug auf das Vorhergehende wird ein Kalibrationsdatensatz bestimmt, der ein skaliertes zweites Ableitungsspektrum bei einer quantifizierten Chromophor-Bedingung für einen unterschiedlichen Meßbereich. Es ist leicht ersichtlich, daß ein prädiktives mathematisches Modell aus dem Kalibrationsdatensatz entwickelt 2426, 2428 und verwendet werden kann, um einen eingegebenen Gewebespektralwert mit einer vorausgesagten Schätzung der Chromophor-Bedingungen für ein spezifisches Chromophor zu verbinden.
Ein bevorzugtes Verfahren zur Formung des prädiktiven mathematischen Modells besteht darin, die skalierten weiten Ableitungswerte (Eingaben) und deren korrespondierende Standardmeßwerte (Muster) in einem Standardsoftwarepaket zur Erzeugung von neuronalen Netzwertalgorithmen 2426 (beispielsweise Brainmaker Professional^®, kommerziell erhältlich von California Scientific Software) einzugeben. Der resultierende Algorithmus ist eine Matrix von Gewichtsfaktoren, die die spektralen Eingabewerte einer vorausgesagten Ausgabe zu ordnen. Die Gewichtsfaktoren werden optimiert, so daß der durchschnittliche Restfehler des Modells (vorausgesagter Wert minus tatsächlichem Wert bei bekannten Meßbedingungen) minimiert wird.
Ein weiteres bevorzugtes und alternatives Verfahren zur Formung des prädiktiven mathematischen Modells besteht darin, die skalierten zweiten Ableitungsvariablen mit zugehörigen Transformationen (unabhängige Variablen) und zugehörigen Standardmessungen (abhängige Variablen) in ein Standardsoftwarepaket einzugeben, das in der Lage ist, eine mehrfache Regressionsanalyse 2428 durchzuführen (beispielsweise Quatro Pro^® oder Lotus 123^®). Die folgende Tabelle II verdeutlicht verschiedene abhängige und unabhängige Variabeln. TABELLE II

Abhängige Variable Unabhängige Variable

Y X, Quadratwurzel (X), Log(X), X², 1/X, 1/X³, etc.

wobei Y = Standard-Chromophor-Messung, und X = gemessener Spektralwert.
Die Verwendung dieses alternativen Modellierungsverfahrens erfordert die Kombination von verschiedenen X-Wert-Transformationen, die in einer Weise ausgewertet sind, daß der durchschnittliche Restfehler des Modells minimiert wird. Beispielsweise werden nur diejenigen Transformationen von X in dem Algorithmusmodell eingeschlossen, die signifikant den Restfehler des Modells beeinflussen (signifikante Gewichtskoeffizienten). Das entwickelte, prädiktive mathematische Modell wird anschließend in den Meßsystemcomputer (als 1550 in 15 gezeigt) programmiert, um Echtzeitumwandlungen der Gewebespektralwerte (beispielsweise die skalierte zweite Ableitungsabsorption bei 680 nm) in angezeigte quantisierte Werte (beispielsweise % Chromophor-Verhältnis) umzuwandeln.
Nachfolgend mit Bezug auf 22, die ein Flußdiagramm zeigt, das die spezielle bei der vorliegenden erfindungsgemäßen Apparatur verwendete Vorgehensweise zur Messung und Bestimmung einer Konzentration eines ersten Chromophors mit Bezug auf eine Gesamtkonzentration eines zweiten Chromophors innerhalb eines vorbestimmten Gewebe von Interesse zeigt. Wie vorausgehend festgestellt, ist die vorliegende Innovation ein Meßsystem und ein Verfahren zur Quantifizierung relativer Konzentration von Gewebe-Chromophoren. Beispiele für Chromophore, die durch die Innovation quantifiziert werden können, würden % Oxihämoglobin relativ zur Gesamthämoglobin-Konzentration, % Oxicytochrom(e) relativ zu einer Gesamt-Cytochrome(e)-Konzentration und/oder Gesamt % Hämoglobin relativ zu einer Gesamtprobegewebevolumen einschließen. Die vorliegende Erfindung ist jedoch nicht so beschränkt und es wird von den Fachleuten wahrgenommen, daß andere Chromophor-Konzentrationen ebenfalls unter Verwendung des vorliegenden erfindungsgemäßen Verfahrens und Apparats quantifiziert werden können.
Zusammenfassend definiert die innovative Technologie der vorliegenden Erfindung Chromophor-Meßsysteme, die hier kategorisiert und mit Bezug auf das Kalibrierungsverfahren, Meßsonden und Monitorgestaltung und Testverfahren/Apparat erläutert wurden. Eine Kalibrierungstechnik wurde im Detail beschrieben, die die Quantifizierung von Gewebe-Hämoglobin-Chromophor erlaubt, unter Verwendung eines isolierten Blutflußsystemaufbaus, wie in 1900 in 19 gezeigt, bei dem das zweite Ableitungsreflektionsspektrum von Hämoglobin bei verschiedenen Hämoglobin-Bedingungen charakterisiert wird. Die Transformation des Absorptionsspektrums in zweite Ableitungseinheiten schafft einen in vitro-Kalibrationssatz, der mit in vivo-Messungen korreliert. Das Verhältnis von zweiten Ableitungsmerkmalen erlaubt Messungen, die gegenüber Änderungen optischer Weglänge (Meßsondenabstandsgestaltungen) und Änderungen in der Gesamt-Chromophor-Konzentration ausgelegt sind. Referenzmessungen und Meßsonden/Detektorausrichtungen-Kalibrationsverfahren sind zwei wichtige Innovationen, die die exakte Messung von Gewebeabsorptionsspektren durch eine faseroptische Meßsonde vereinfachen.
Faseroptische Meßsonden, in 7-13 und 17-18 dargestellt, schließen Gewebeschnittstellenspitzen ein, die die sende- und empfangsoptischen Fasern 604, 605 anordnen und aus einem Material hergestellt sind, das Meßfehler aufgrund von Fluoreszenz und Rückstreuung durch Lichtreflektionen minimiert. Der Verbinder 1600, der sende- und empfangsoptische Fasern 604, 605 an den Detektormonitor 1502 anschließt, ist in einer Weise ausgelegt, dargestellt in 16, die das verfügbare Gewebesignal maximiert. Seitenleuchtoptische Fasergestaltungen sind in 17a, b, c dargestellt, die ein Mittel zur Minimierung des Spitzenquerschnitts der Meßsonde 602, 1100, 1200 und eine einstellbare Abstandsmeßsondengestaltung 1800 bereitstellen, die Chromophor-Messungen bei variierenden Tiefen innerhalb des interessierenden Gewebes erlauben.
Die Gestaltung des Monitors 1502 schließt Softwareverfahren, dargestellt in 24, 26 ein, die exakt die Gewebespektralcharakteristik in ein quantifizierbares Ausgangssignal über einen Computer 1550 transformiert. Diese Softwareverfahren können mit Bezug auf 22 zusammengefaßt werden. Ein Blick auf 22 und insbesondere auf Block 2202 zeigt, daß der vorliegende erfindungsgemäße Prozeß zuerst mit Kalibrieren der Detektor/Empfängermeßsonde 602, 1100, 1200 innerhalb eines Referenz- und Kalibrationsbehälters 600 beginnt, wie vorstehend genauer beschrieben wurde. Wo die Pixelwellenlängenkalibration zwischen den Detektoren variiert und sich nicht gleichmäßig innerhalb eines Detektors erhöht, wird ein Interpolationsalgorithmus auf jedem Dämpfungsspektrum ausgeführt, um eine konsistente Wellenlängenabsorptionsmessung von Detektor zu Detektor zu erhalten. Da die Pixelwellenlängekalibration zwischen Meßsondenverbindung an einem vorbestimmten Detektor variiert, werden Detektorpixelkalibrationskoeffizienten mit jeder Meßsondenverbindung durch den Detektorwellenlängenkalibrationsbehälter 600 angepaßt. Gleichzeitig oder zu einer anderen Zeit vorher oder nachfolgend zur Kalibration der Meßsonde 602 wird die Meßkonsole 1502 ebenfalls wie in Block 2204 kalibriert. Um ein adäquates Signal-zu-Rauschenverhältnis für jede Messung zu erhalten und um eine Sättigung des Detektorfeldes 1504 zu vermeiden, wird die Integrationszeit des Detektors 1504 innerhalb der Meßkonsole 1502 automatisch angepaßt, immer wenn ein Signal unter oder über einer vorbestimmten Grenze liegt, um sicherzustellen, daß das gewünschte Signal genau detektiert und gemessen wurde. Um Dunkelströmfehler, die mit der Dunkelstromdrift und/oder Integrationszeitänderungen zusammenhängen, zu minimieren, wird der Dunkelstrom automatisch gemessen, wenn ein Integrationszeitwechsel auftritt und/oder eine vorbestimmte Zeitgrenze überschritten ist. Eine periodische Dunkelstrommessung zwischen Probemessungen wird ausgeführt, um Fehler durch Umgebungslicht zu minimieren, die in die Beispielmessungen eingeschlossen sind. Verfahren zum Umsetzen des vorgenannten Kalibrationsprozesses werden allgemein durch Softwareroutinen ausgeführt, die Programmiertechniken und Algorithmen verwenden, die in kommerziell erhältlichen Softwarelehrbüchern und Übungsbüchern, beispielsweise Nyquist sampling, watchdog timer routines etc. verfügbar sind, so daß Details der spezifischen Kalibrationsverfahren, die bei der vorliegenden Erfindung verwendet werden, hierin nicht diskutiert werden, um die Klarheit und Kürze zu wahren. Besonders bevorzugt ist die Software derart codiert, daß Gewebespektralcharakteristiken in ein neuronales Netz 2210, 2426 oder andere Prädiktionsalgorithmen (beispielsweise multiple Regressionsanalysenroutinen 2428) zum Anzeigen der gemessenen Werte in Echtzeit eingegeben werden wie im hinreichendem Detail hier beschrieben wurde. Nach Fertigstellung der vorangehenden Kalibrationsroutinen wird eine Meßsonde 602, 100, 1200 (oder andere geeignete Mittel) verwendet, um ein vorbestimmtes Gewebe zu bestrahlen und von dem Gewebe emittiertes Licht zu detektieren. Ein Absorptionsspektrum wird dann in Block 2206 durch das vorliegende erfindungsgemäße System 1500, dargestellt in 15, bestimmt, das mindestens eine Meßsonde 602, 1100, 1200 in Kombinationen mit einer Monitorkonsole 1502, die bevorzugt seitenleuchtoptische Faser, wie beispielsweise solche in 17a, b, c dargestellt, einschließen kann, jedoch nicht einschließen muß. Ein Spektrometerdetektor 1504 transformiert das von dem Gewebe emittierte Licht in ein mehrfaches Wellenlängenspektrum, 1. Die Durchführung spektraler Messungen, dargestellt in Block 2208, für mindestens vier individuellen Wellenlängen, verdeutlicht in 22, sind notwendig, um Verhältnismessungen von zwei individuellen zweiten Ableitungsmerkmalen durchzuführen, wie als Y in 22 gezeigt. Im Hinblick auf die vorgenannten Spektralmessungen ist der Lichtquellenaufbau 1400 ausgelegt, um kontinuierliche, wellenstabile Beleuchtung des Gewebes sicherzustellen, und bietet maximale Lichtintensität bei minimaler Wärmeerzeugung, wie vorstehend beschrieben.
Eine Ausführungsform des erfindungsgemäßen Apparats und Verfahrens weist die Anwendung eines isolierten Blutflußsystems 1900 auf, das die Messung von reflektierten und/oder gedämpften Spektralmerkmalen von ganzem Blut gestattet. Ein zugehöriges in vivo-Protokoll vom Hund ermöglicht ein Verfahren zur Verifizierung der Korrelation zwischen den in vitro (Blutsystem 1900) und in vivo (lebendes Gewebe) Messungen und zur Bestimmung von Korrelations- und/oder Gewichtskoeffizienten (W) zur Quantifizierung der vorbeschriebenen zweiten Ableitungsspektralmerkmale, wie in Block 2210 dargestellt. Bevorzugt wird ein Selbsttestmerkmal eines neuronalen Netz 2210 verwendet, um einen bekannten Spektralstandard (in Echtzeit) zu messen und eine geeignete Fehlermeldung auszugeben, wenn die gemessene Ausgabe nicht innerhalb von akzeptablen Grenzen liegt. Die stellt sicher, daß das System (beispielsweise Meßsonde, Ausrichtung, Referenzmessung, Dunkelstrommessung, Signalintensität etc.) einwandfrei arbeitet.
Aus der vorgehenden detaillierten Beschreibung besonderer Ausführungsformen der Erfindung wird deutlich, daß ein flexibles und einfach zu handhabendes System und Verfahren offenbart wurde, das die Möglichkeit zur Messung der Konzentration eines ersten Gewebe-Chromophors mit Bezug auf eine Gesamtkonzentration eines zweiten Gewebe-Chromophors innerhalb eines Gewebes mit physiologischen Eigenschaften von blutführendem Gewebes schafft, bei dem die Messungen im wesentlichen robust sind gegenüber Änderungen der relativen oder Gesamt-Chromophor-Konzentration oder der optischen Weglänge, nicht-linearen spektralen Beiträgen und/oder Streueffekten. Während die Erfindung oben im Zusammenhang mit speziellen Ausführungsformen und Beispielen beschrieben wurde, wird der Fachmann feststellen, daß die Erfindung nicht notwendig so beschränkt ist. Es versteht sich folglich, daß zahlreiche weitere Ausführungsformen, Beispiele, Verwendungen, Modifikationen und Abweichungen von der offenbarten Lehre gemacht werden können, ohne den Bereich der vorliegenden Erfindung wie beansprucht zu verlassen, beispielsweise die Anwendung der obigen Apparatur und des Verfahrens, um Chromophor-Daten im Gewebe zu messen, das nicht durchblutet ist oder andere Eigenschaften aufweist, die Blut führendem Gewebe beobachtet werden. Die vorliegende Erfindung kann ebenfalls mit der Hilfe von Lichtmeßsonden beispielsweise ausgeführt werden. Es ist lediglich notwendig, daß ein bestimmtes zu untersuchendes Gewebe bestrahlt wird. Die besondere Apparatur, die zur Bestrahlung des Gewebes verwendet wird und die entsprechenden Dämpfungscharakteristiken des bestrahlten Gewebes mißt, sind nicht auf die offenbarten Ausführungsformen beschränkt. Jeder Apparat, der zur Bestrahlung eines Gewebes bei einem Minimum von vier unterschiedlichen Wellenlängen und zur Messung der entsprechenden Gewebe-Chromophor-Charakteristik bei diesen verschiedenen Wellenlängen geeignet ist, kann verwendet werden, solange das im Detail hier beschriebene Verfahren angewendet werden kann, um die notwendigen Daten zu extrahieren, um die vorliegende Erfindung auszuführen.

Claims

Verfahren zur Messung einer relativen Konzentration einer ersten Form von einem Chromophor in einer Gewebeprobe, wobei der Chromophor mindestens eine erste Form und eine zweite Form aufweist, welches die folgenden Verfahrensschritte besitzt: (a) Gewinnung von spektralen Daten von einer Gewebeprobe über eine Vielzahl von Wellenlängen in einem Wellenlängenbereich, in dem erste und zweiten Formen des Chromophors eine überlappende Spektralantwort auf Bestrahlung mit spektroskopischer Strahlung besitzt; (b) Bestimmen eines ersten 2ten Ableitungsspektralwerts der Spektraldaten für eine erste Wellenlänge innerhalb des Wellenlängenbereichs, an dem der erste 2te Ableitungsspektralwert mit der relativen Konzentration der ersten Form des Chromophor variiert; (c) Bestimmen eines zweiten 2ten Ableitungsspektralwerts der Spektraldaten für eine zweite Wellenlänge innerhalb des Wellenlängenbereichs, an dem der erste 2te Ableitungsspektralwert mit der relativen Konzentration der ersten Form des Chromophors variiert; (d) Gewinnen eines normalisierten 2ten Ableitungsspektralwerts aus Informationen, die den ersten und zweiten 2ten Ableitungsspektralwert umfaßen; (e) Bestimmen der relativen Konzentration der ersten Form des Chromophors in der Gewebeprobe aus Informationen, die den normalisierten 2ten Ableitungsspektralwert und eine Korrelation aufweist, die die relative Chromophorkonzentration als Funktion des normalisierten 2ten Ableitungsspektralwerts bereitstellt.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der normalisierte 2te Ableitungsspektralwert ein Verhältnis von ersten und zweiten 2ten Ableitungsspektralwerten ist.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei Schritt (a) die folgenden Verfahrensschritte aufweist: (i) Bereitstellen einer Sonde mit einer Gewebeprobeschnittstellenoberfläche zur Bestrahlung der Gewebeprobe mit der spektralen Strahlung und zum Empfangen von als Antwort auf die Bestrahlung von der Gewebeprobe abgestrahltem Licht; (ii) Bereitstellen eines Lichtquellenaufbaus zur Erzeugung der spektroskopischen Strahlung, wobei der Lichtquellenaufbau folgendes aufweist: (1) einen Lichtquellenaufbau mit einer Lichtquelle und (2) mindestens einen Lichtleiter, der den Lichtquellenaufbau an die Gewebeschnittstellenoberfläche der Probe koppelt, wobei der Sendelichtleiter einen Lichteingangsbereich besitzt, der proximal zu der Lichtquelle zum Empfangen der spektroskopischen Strahlung angeordnet ist und einen Lichtaungangsbereich, der an die Gewebeprobenschnittstellenoberfläche der Sonde zum Aussenden der spektroskopischen Strahlung auf die Gewebeprobe gekoppelt ist, (iii) Bestrahlung der Gewebeprobe mit spektroskopischer Strahlung, die zu der Gewebeprobe durch den Sendelichtleiter transportiert wurde.
Verfahren nach Anspruch 3, bei dem der Lichtquellenaufbau zusätzlich eine Lichtquellenhülle aufweist, um die von der Lichtquelle auf den Fokusbereich emittierte spektroskopische Strahlung zu fokussieren, und wobei der Lichteintrittsbereich des mindestens einen Sendelichtleiters in dem Fokusbereich angeordnet ist.
Verfahren nach Anspruch 3, bei dem der Lichtquellenaufbau zusätzlich eine Lichtleiterrückkopplungsschleife besitzt, die folgendes aufweist: (i) einen Leistungssensor zum Fühlen des Ausgangs der Lichtquelle, (ii) mindestens einen Rückkopplungslichtleiter, der optisch an die Lichtquelle für den Leistungssensor gekoppelt ist, und (iii) ein Steuersystem, das an die Lichtquelle und den Leistungssensor angeschlossen ist derart, daß das Steuersystem steuerbar dem Ausgang der Lichtquelle anpassen kann, um die von der Lichtquelle abgestrahlte Strahlungsmenge zu stabilisieren.
Verfahren nach Anspruch 5, bei dem das Steuersystem eine Umschaltfrequenz deutlich niedriger als die thermische Zeitkonstante der Lichtquelle besitzt.
Verfahren nach Anspruch 1, wobei Schritt (a) folgende Schritte aufweist: (i) Bereitstellen einer Lichtleitersonde, die eine Gewebeprobenschnittstelle besitzt; (ii) Bereitstellen von mindestens einem Sendelichtleiter, mit einem ersten Bereich, der zur Aufnahme der spektroskopischen Strahlung von einer Lichtquelle angepaßt ist, und einem zweiten Abschnitt, der an die Gewebeprobenschnitt stellenoberfläche der Sonde zum Aussenden der spektroskopischen Strahlung auf die Gewebeprobe angeschlossen ist; (iii) Bereitstellen von mindestens einem Empfangslichtleiter mit einem ersten Bereich, der an die Gewebeprobenschnittstellenoberfläche der Sonde gekoppelt ist, um von der Gewebeprobe ansprechend auf die Bestrahlung mit der spektroskopischen Strahlung ausgesendetes Licht zu empfangen, und einem zweiten Bereich, der zur optischen Kopplung an einen spektroskopischen Detektor ausgebildet ist; (iv) Bestrahlung der Gewebeprobe mit spektroskopischer Strahlung, die zu der Gewebeprobe durch den Sendelichtleiter transportiert wurde, und (v) Bestimmen der spektralen Antwort der Gewebeprobe aus Informationen, die zu dem spektroskopischen Detektor durch einen Empfangslichtleiter transportiert wurden.
Verfahren nach Anspruch 7, das zusätzlich folgendes aufweist (i) Verwenden einer Lichtleitersonde, um ein Referenzspektrum zu gewinnen, und (ii) Ableiten der normalisierten, 2ten Ableitungsspektralwerte aus Informationen, die die spektrale Antwort der Gewebeprobe und das Referenzspektrum umfaßt.
Verfahren nach Anspruch 8, bei dem der Schritt zur Verwendung der Lichtleitersonde zur Gewinnung eines Referenzspektrums folgende Verfahrensschritte aufweist: (i) mindestens Positionieren der Gewebeprobenschnittstellenoberfläche der Sonde in einem Behälter, der ein spektralflaches Material innerhalb des Containers besitzt, wobei die Sonde in dem Container in einer Weise positioniert ist derart, daß das Umgebungslicht von dem Container ferngehalten wird; (ii) Bestrahlung des spektralflachen Materials mit spektroskopischer Strahlung, die in dem Behälter durch den Sendelichtleiter transportiert worden ist; (iii) Verwendung der Empfangslichtleiter, um das von dem spektralflachen Material ansprechend auf die Bestrahlung emittierte Licht zu empfangen und um das emittierte Licht an den Spektraldetektor weiterzuleiten, und (iv) Bestimmen des Referenzspektrums aus Informationen, die die von dem spektralflachen Material emittierte spektroskopische Strahlung beinhaltet und die zu dem Spektraldetektor durch den Empfangslichtleiter geleitet wird.
Verfahren nach Anspruch 9, das zusätzlich den Verfahrensschritt einer Kalibrierung der Lichtleitersonde aufweist, wobei der Kalibrierungsschritt die folgenden Verfahrensschritte aufweist: (i) Positionieren eines Filters in einem Kanister mit einem spektralflachen Material innerhalb des Behälters; wobei der Filter in der Lage ist, eine Spektralantwort mit mehreren Spektralspitzen bekannter Wellenlänge auf eine Bestrahlung mit der spektralen Strahlung zu emittieren, (ii) Positionieren von mindestens einer Gewebeprobenschnittstellenoberfläche der Sonde in dem Container in einer Weise derart, daß das Umgebungslicht von dem Container ausgeschlossen ist, (iii) Bestrahlen des Filters und spektralflachen Materials mit spektroskopischer Strahlung, die zu dem Behälter durch den Sendelichtleiter transportiert wurde, (iv) Verwendung des Empfangslichtleiters, um das von dem Filter und dem spektralflachen Material ansprechend auf die Bestrahlung emittierte Licht zu empfangen und das emittierte Licht zu dem Spektraldetektor zu leiten, und (v) Kalibrierung der Sonde anhand von Informationen, die aus dem Container zu dem Spektraldetektor durch den Empfangslichtleiter transportiert wurden.
System (1500) zur Messung einer relativen Konzentration einer ersten Form eines Chromophors in einer Gewebeprobe, wobei der Chromophor mindestens eine erste Form und eine zweite Form besitzt, welches System folgendes aufweist: (a) einen Speicher (1552), der Daten zu einer Korrelation darstellt, die eine relative Konzentration der ersten Form von dem Chromophor als eine Funktion der Eingabe des normalisierten 2ten Ableitungsspektralwerts besitzt, wobei der normalisierte zweite Ableitungseingabewert aus einer von der Gewebeprobe bei einer Vielzahl von Wellenlängen innerhalb eines Wellenlängenbereichs gewonnenen spektralen Antwort bestimmt wird, wobei innerhalb von diesem die erste und zweite Form des Chromophors eine überlappende spektrale Antwort auf die Bestrahlung mit der spektroskopischen Strahlung besitzt, (b) einen Lichtquellenaufbau (1400) zur Erzeugung spektroskopischer Strahlung zur Bestrahlung der Gewebeprobe, (c) einen spektroskopischen Detektor (1504) zur Detektion der von der Gewebeprobe ansprechend auf die Bestrahlung mit der spektroskopischen Strahlung emittierten Strahlung und (d) ein Steuersystem (1550), das mit dem Speicher und dem spektroskopischen Detektor derart verbunden ist, daß: (i) das Steuersystem ausgebildet ist, um den normalisierten, 2ten Ableitungsspektralwert der Gewebeprobe aus Informationen zu generieren, die die spektrale Antwort der Gewebeprobe bei zwei Wellenlängen innerhalb des Wellenlängenbereichs beinhaltet, in dem die zweiten Ableitungsspektralwerte mit der relativen Konzentration der ersten Form des Chromophors variieren, und (ii) die Steuerung ausgebildet ist, um Informationen zu der relativen Konzentration der ersten Form des Chromophors in der Gewebeprobe aus Informationen zu generieren, die den normalisierten 2ten Ableitungsspektralwert und die im Speicher vorgesehene Korrelation beinhalten.
System nach Anspruch 11, wobei das System zusätzlich eine Sonde aufweist, die eine Gewebeprobenschnittstellenoberfläche zur Bestrahlung der Gewebeprobe mit der spektroskopischen Strahlung besitzt und zum Empfang des von der Gewebeprobe ansprechend auf die Bestrahlung emittierten Lichts, wobei das System zusätzlich einen Lichtquellenaufbau mit Folgendem aufweist: (1) eine Lichtquelle zur Bestrahlung mit der spektroskopischen Strahlung und (2) mindestens einen Sendelichtleiter, der die Lichtquelle mit der Gewebeprobenschnittstellenoberfläche der Probe verbindet, wobei der Sendelichtleiter einen Lichteingangsbereich aufweist, der proximal zu der Lichtquelle zum Empfangen der spektroskopischen Strahlung angeordnet ist und einen Lichtaungangsbereich besitzt, der an die Gewebeprobenschnittstellenoberfläche der Sonde zum Emittieren der spektroskopischen Strahlung auf die Gewebeprobe gekoppelt ist.
System nach Anspruch 12, wobei der Lichtquellenaufbau zusätzlich eine Lichtquellenhülle zur Fokussierung der von der Lichtquelle auf den Fokusbereich emittierten spektroskopischen Strahlung und der Lichteintrittsbereich mindestens einen Sendelichtleiter in dem Fokusbereich besitzt.
System nach Anspruch 12, bei dem der Lichtquellenaufbau zusätzlich eine Lichtleiterrückkopplungsschleife aufweist, (i) einen Leistungssensor zum Fühlen des Ausgangs der Lichtquelle, (ii) mindestens einen Rückkopplungslichtleiter, der optisch die Lichtquelle mit dem Leistungssensor koppelt, wobei das Steuerungsystem zusätzlich mit der Lichtquelle und dem Leistungssensor verbunden ist derart, daß die Steuerung den Ausgang der Lichtquelle regelbar einstellen kann, um die von der Lichtquelle emittierte Strahlungsmenge zu stabilisieren.
System nach Anspruch 12, das zusätzlich einen Container mit einem spektralflachen Material innerhalb des Containers aufweist und eine Aufnahme der Sonde in einer Weise besitzt derart, daß das Umgebungslicht von dem Container ausgeschlossen ist und daß die Sonde in der Lage ist, das spektralflache Material mit der spektroskopischen Strahlung zu bestrahlen und die von dem Material reflektierte Strahlung empfangen kann.
Verfahren nach Anspruch 15, bei dem das System zusätzlich einen in dem Container angeordneten Filter aufweist, wobei der Filter in der Lage ist, eine Spektralantwort mit mehreren spektralen Spitzen bei bekannten Wellenlängen ansprechend auf die Bestrahlung mit der spektroskopischen Strahlung zu emittieren.
System nach Anspruch 12, bei dem das System zusätzlich maschinenlesbare Programmbefehle enthält, die das System in die Lage versetzen, (i) den Lichtquellenaufbau und den spektroskopischen Detektor zu betätigen, um eine spektrale Antwort der Gewebeprobe zu erhalten, (ii) die spektrale Antwort in ein zweites Ableitungsspektrum umzuwandeln, (iii) Bereitstellen eines Normalsierungsfaktors zur Skalierung des zweiten Ableitungsspektrums und (iv) Bestimmen eines normalisierten 2ten Ableitungsspektralwerts für die Gewebeprobe aus dem zweiten Ableitungsspektrum und dem Skalierungsfaktor.
System nach Anspruch 17, wobei der Normalisierungsfaktor dem maximalen Amplitudenwen des zweiten Ableitungsspektrums entspricht.
System nach einem der Ansprüche 11 bis 18, dadurch gekennzeichnet, daß der Wellenlängenbereich von 600 nm bis 900 nm reicht.