MX2012014873A

MX2012014873A - Dispositivo y metodo para identificar y monitorear contenido o propiedades de un medio de medicion, en particular valores sanguineos fisiologicos particulares.

Info

Publication number: MX2012014873A
Application number: MX2012014873A
Authority: MX
Inventors: Axel Kulcke
Original assignee: Senspec Gmbh
Priority date: 2010-06-22
Filing date: 2011-06-21
Publication date: 2013-01-24
Also published as: JP5982364B2; WO2011161102A1; EP2584956A1; AU2011269068A1; KR20130129168A; RU2562886C2; BR112012032627A2; US9222832B2; AU2011269068B2; RU2013102581A; CN102946794A; EP2584956B1; JP2013533769A; CA2800463A1; US20130066172A1

Abstract

La invención se refiere a un dispositivo para detectar y monitorear ingredientes o propiedades de un medio de medición, por ejemplo, valores en sangre fisiológicos, en donde dicho dispositivo contiene una fuente de luz (20) para generar luz de medición de amplio espectro (2) y para actuar sobre un área de medición (3), y medios (9) para abanicar la luz de análisis (4) reflejada por el área de medición (3); el dispositivo también tiene un arreglo de sensor (11) para recoger la luz abanicada; el arreglo de sensor (11) , la fuente de luz (20) y los medios para dispersar la luz de análisis (4) están acomodados como una unidad compacta en un alojamiento.

Description

DISPOSITIVO Y METODO PARA IDENTIFICAR Y MONITOREAR CONTENIDO O PROPIEDADES DE UN MEDIO DE MEDICION, EN PARTICULAR VALORES SANGUINEOS FISIOLOGICOS PARTICULARES CAMPO DE LA INVENCION La invención se refiere a un dispositivo y un método para identificar y monitorear contenido o propiedades de un medio de medición, en particular valores sanguíneos fisiológicos, con las características del preámbulo de las reivindicaciones de patente independientes. El monitoreo y medición de contenidos o propiedades de un medio de medición actualmente se lleva a cabo en una multiplicidad de aplicaciones médicas y no médicas. A manera de ejemplo, el contenido de la sangre de un paciente (por ejemplo, azúcar en sangre o saturación de oxígeno) o de fluidos de proceso (líquidos o gases) de aplicaciones no médicas (por ejemplo, monitoreo de proceso) debieran ser identificados en línea y monitoreados continuamente.

ANTECEDENTES DE LA INVENCION A manera de ejemplo, la oximetría de pulso es un método que determina la velocidad del pulso (PR) y el porcentaje de saturación de oxígeno (%Sp02) de la sangre arterial. Hoy en día, este es un método establecido y es utilizado en muchos campos de la medicina, por ejemplo en terapia intensiva para monitorear el sueño y durante operaciones .

Resulta convencional en la tecnología subyacente registrar dos longitudes de onda (típicamente 660nm y 940 nm) , las cuales son generadas por LEDs, con una gran velocidad de reloj utilizando un sensor óptico. Es posible extraer los valores de medición deseados a partir de diferentes intensidades de señal en las regiones variable y fija. Como resultado de que el tejido sea transparente para el rango espectral observado, se pueden generar señales adicionales en el caso de una luz externa intensa y, en partícula variable como un resultado de los cambios. Estos generalmente son capturados en cada caso a través de un tercer punto de medición sin iluminación LEE).

Un problema general consiste en el hecho de que está restringida la cantidad de luz que puede ser introducida en el tejido en el caso de técnicas de medición óptica. De otra manera se podría esperar un daño en el tej ido como un resultado de los efectos térmicos. Como resultado de esto, los tiempos de medición son comparativamente largos en métodos o dispositivos de medición conocidos. Esto conduce a una proporción señal -a-ruido pobre. Sin embargo, la mejor proporción señal-a-ruido posible es obligatoria, particularmente cuando se miden sustancias que están presentes en concentraciones muy pequeñas (por ejemplo, cuando se mide el azúcar en sangre, donde las concentraciones son medidas en la región de mmol/1) .

Es deseable hoy en día capturar parámetros sanguíneos adicionales además de la saturación de oxígeno de la hemoglobina a fin de obtener parámetros importantes durante el monitoreo del paciente.

Primero que nada, es importante monitorear el equilibrio de gas en la sangre. WO 2008/132205 Al describe un sensor que se puede utilizar para determinar la presión parcial de C02 en el tejido además de la oximetría de pulso.

Valores importantes adicionales para monitoreo son los diferentes derivados de la hemoglobina. Esto incluye determinar la concentración de hemoglobina total (ctHb) , determinar la concentración de carboxihemoglobina (HbCO) u otros valores sanguíneos. Sin embargo, estos valores sanguíneos adicionales no pueden ser capturados por la tecnología (2 longitudes de onda) descritos anteriormente. Una precondición para capturar los mismos es la determinación muy precisa de las propiedades espectrales de la sangre arterial y del tejido sobre un rango espectral grande.

Otro valor sanguíneo que se va a medir es el contenido de azúcar en sangre. La diabetes mellitus es una de las enfermedades metabólicas más comunes a nivel mundial y su prevalencia está aumentando en gran medida como resultado de los cambios en los hábitos alimenticios. Por lo tanto, la suposición es que en 2010 había una prevalencia de aproximadamente 285m de personas (6.4% de la población mundial) y en 2030 esto será se 439m de personas (7.7% de la población) . Este es uno de los motivos por los cuales la concentración de glucosa en los fluidos corporales es uno de los parámetros más determinados en la química clínica. Aquí, idealmente nos gustaría determinar el nivel de azúcar en sangre preciso utilizando métodos no invasivos.

Para monitoreo de pacientes, O 2006/094169 Al propuso un sistema fotométrico basado en LEDs para examinar parámetros sanguíneos adicionales, dicho sistema tiene una multiplicidad de LEDs (típicamente 8): de diferentes longitudes de onda y, por lo tanto, puede recolectar señales en diferentes nodos espectrales. Sin embargo, esta tecnología tiene un número de desventajas. Los LEDs son conmutados en secuencia y registrados con una compensación de tiempo por un sensor de banda ancha y, por lo tanto, con frecuencia tienen señales sobrepuestas virtuales en el caso de influencias de luz externas variables y movimientos en el sensor. Debido a que muchos LEDs, y por lo tanto nodos, tienen que ser conmutados en secuencia en esta tecnología y debido a que la evolución se debe llevar a cabo predominantemente a partir de la intensidad relativa de las señales con respecto entre sí, dichas superposiciones tienen un efecto particularmente fuerte. Además, los LEDs tienen una curva de emisión que depende de la temperatura, y un ancho completo espectral a la mitad del máximo de entre 20nm y 30nm por lo general preserva las emisiones del LED; esto no permite una restricción precisa a un rango espectral angosto y, por lo tanto, a un componente químico relevante. Además, como resultado del número pequeño de nodos en combinación con las propiedades, las cuales pueden variar de persona a persona, de la superficie de la piel y del tejido, una separación precisa y una evaluación cuantitativa de los componentes sanguíneos únicamente es posible a una extensión limitada. Solamente es posible generar proporciones de unos pocos nodos a partir de la medición y para utilizar dichas proporciones para analizar los componentes químicos. Sin embargo, debido a la espectroscopia de la sangre y, en particular, las propiedades del tejido a través del cual debiera pasar luz (diferentes propiedades de esparcimiento de persona a persona y también una dependencia de la longitud de onda) tienen un gran impacto en los resultados de la medición, mediciones utilizando este método son propensas a errores.

Hoy en día, una variedad de desarrollos permiten una determinación confiable de la concentración de glucosa en la sangre y en líquidos tales como el plasma en sangre y suero derivado del mismo, pero también en otros fluidos corporales tales como, por ejemplo, orina. Varios métodos basados en enzimas en particular han podido establecerse en años recientes. Sin embargo, en este caso, la mayoría de estos métodos demandan que una pequeña cantidad de sangre sea retirada y, por lo tanto, estos son parte de los métodos invasivos .

La práctica actual de medir los rangos de glucosa entre valores raros - cuando se consulta a un médico - y valores medidos un número de veces por hora en el caso de pacientes en unidades de terapia intensiva. En el caso de diabéticos que dependen de la insulina, el auto-monitoreo que ocurre hasta seis veces al día con la ayuda de instrumentos de tiras de prueba es convencional para obtener una regulación mejorada, pero no ideal de la concentración de glucosa en sangre. Dichas mediciones requieren el retiro de sangre, lo cual para los pacientes es incómodo. Además, como un resultado de ser presionada, la sangre no siempre está en equilibrio con el fluido del tejido. Esto conduce a imprecisiones .

Por lo tanto, el desarrollo de un método no invasivo y un dispositivo asociado sería muy deseable para ingeniería médica.

A fin de determinar el azúcar en sangre, es necesario determinar la concentración de glucosa cuantitativamente en la sangre.

Métodos espectroscópicos que permiten una determinación libre de reactivos de la glucosa en fluidos corporalmente complicados ya han sido desarrollados. A manera de ejemplo, mediciones espectroscópicas en el rango casi-infrarrojo (espectroscopio NIR) ya han sido divulgadas. Aquí se han detectado pequeñas concentraciones de glucosa (aproximadamente 2 mmol/1 a aproximadamente 30 mmol/l; rango objetivo 5.0 a 7.0 mmol/1) . Además, existe un contenido de agua muy alto presente en la sangre (típicamente mayor que 80%) , lo cual entonces ocasiona absorciones mucho más fuertes en la espectroscopia NIR. Además, la sangre contiene otras sustancias en concentraciones variables y desconocidas, y se tiene que excluir la sensibilidad cruzada. Si se va a tener una medición no invasiva, es necesario ejecutar una medición en la sangre dentro del tejido circundante y las influencias de los diferentes medios se van a tomar en cuenta o se van a separar .

Además, es necesario seleccionar un punto de medición en la sangre en el caso de un método de medición no invasivo. Puntos de medición convenientes ho siempre tienen la sangre presente por separado, sino más bien tienen la sangre incorporada en el tejido. Además, el tejido está recubierto por una capa de piel que tiene propiedades que difieren de persona a persona y también pueden variar en gran medida con el paso del tiempo. Por lo tanto, por ejemplo, el contenido de agua de la piel fluctúa fuertemente y depende, entre otras cosas, de la actividad de la formación de sudor. Además, la piel tiene diferentes estructuras y puede tener una capa subcutánea de grasa en muchos lugares, dicha capa de grasa en primer lugar se caracteriza por un contenido de agua mucho más bajo y en segundo lugar también tiene una perfusión mucho más baja y, por lo tanto, no necesariamente está en equilibrio con la azúcar en sangre en particular. Además, con frecuencia es necesario tomar en cuenta el hecho que de que el tejido óseo también está situado en la región de medición óptica. Por lo tanto, no es auto-evidente que el tejido óseo esté en equilibrio con el contenido.

La examinación que depende de la longitud de onda de los componentes químicos puede ocurrir de diferentes formas. La medición se puede realizar en nodos discretos. En general, esto se refiere como una técnica de medición fotométrica o como fotometría multi -espectral y es llevada a cabo con una pluralidad de transmisores de luz con diferentes longitudes de onda o se utiliza "luz blanca" de banda ancha y se hace uso de una pluralidad de receptores espectralmente limitados (tecnología de filtro) . Estos transmisores de luz con diferentes longitudes de onda se pueden ejecutar mediante LEDs o a través de láser y mediante iluminaciones de banda ancha y filtros de banda angosta sobre los fotorreceptores . Si se utilizan LEDs, hay una dificultad técnica adicional en que, en primer lugar, tienen una distribución de radiación relativamente grande y, en segundo lugar, la distribución de radiación cambia a medida que se calientan los emisores. A manera de ejemplo, un ejemplo de esta tecnología fue descrito en US 5, 086, 229.

Estas técnicas de medición típicamente tienen de tres a aproximadamente diez longitudes de onda o rangos de longitud de onda, los cuales son registrados y evaluados.

Esta técnica de medición tampoco es expediente para la aplicación de determinar el azúcar en sangre. En primer lugar, se tiene que realizar una pluralidad de nodos con esta técnica de medición en el rango de longitud de onda efectivo entre 800 nm y 1200 nm. Aquí, estos nodos tienen que satisfacer tres requerimientos: 1. - Tienen que yacer sobre y fuera de bandas de absorción de glucosa y de agua. 2. - Tienen que ser independientes de la sensibilidad cruzada a otras sustancias que pueden estar presentes en la sangre o tejido. 3. - Tienen que estar diseñados de manera que sea posible calcular las diferentes señales esparcidas y las trayectorias de luz, y por lo tanto las diferentes señales básicas de las mismas.

Por lo tanto, en conclusión, para una medición no invasiva del contenido de azúcar en sangre, se tienen que satisfacer las siguientes condiciones: debe ser posible, a través de medios espectroscópicos , identificar pequeñas concentraciones de glucosa en comparación con concentraciones de agua. Es necesaria una profunda penetración a través del tejido (típicamente más de 3mm) . Debe ser posible descartar la sensibilidad cruzada a otras sustancias. Debe ser posible distinguir entre valores de sangre y tejido (revisión pulsátil) . Los instrumentos deben ser efectivos en costo y pequeños y, por lo tanto, portátiles. La fuente de luz no debe ser demasiado intensa de manera que no haya quemaduras en el dedo; la fuente de luz preferiblemente se debiera basar en LEDs .

A la fecha, no ha sido posible desarrollar un instrumento producido en masa que permita una determinación de azúcar en sangre regular, segura y confiable no invasiva para un diabético. Muchos de los métodos previamente propuestos y el dispositivo no son convenientes para resolver estos problemas o satisfacer las condiciones antes mencionadas .

Un sensor no invasivo para medir el azúcar en sangre ha sido divulgado en, por ejemplo, US 5,070,874 y US 5,360,004.

Además, técnicas de medición reflectante son muy conocidas. Estas se han limitado a la no aplicabilidad para mediciones de azúcar en sangre. En primer lugar, la parte predominante de la radiación viene directamente de la superficie; en segundo lugar, la piel tiene una estructura que difiere de persona a persona y también del punto en el cuerpo a punto en el cuerpo. Además, no es posible definir las propiedades de esparcimiento de manera confiable. Por lo tanto, una medición cuantitativa estable a las concentraciones de sustancia bajas requeridas no es expediente para el problema mencionado utilizando métodos espectroscópicos de reflexión.

La espectroscopia es utilizada para determinar la concentración de materiales orgánicos y, como una tecnología fundamental, con frecuencia se utiliza en la investigación médica. Aquí es convencional retirar pequeñas cantidades de sangre y examinar esta última in Vitro a través de medios fotométricos o espectroscópicos. La complejidad en términos de instrumentos y la ejecución de esto son significativas para esta tecnología invasiva. Además, hay una demora de tiempo. La determinación in Vitro solamente tiene un uso muy limitado para el monitoreo de pacientes.

En metrología espectroscópica, la luz es dividida sobre un rango espectral amplio utilizando un espectrómetro, teniendo uso hoy en día solamente de una estructura de enrejado y la luz siendo registrada y analizada en forma espectral en un sensor con muchos fotorreceptores (píxeles) acomodados en una línea. Una opción adicional yace en el método de transformada de Fourier (espectroscopia FTIR) , la cual de preferencia se utiliza en el infrarrojo cercano.

Este método no es ideal tampoco para determinación de azúcar en sangre. En primer lugar, este método se adecúa mejor para radiación de onda más larga. En segundo lugar, aún cuando es muy conveniente para picos de banda angosta como un resultado del principio de Fourier, este es un método de medición propenso al error y relativamente impreciso en el caso de absorciones de banda ancha, las cuales se requieren en el rango de entre 800 nm y 1200 nm para el análisis cuantitativo de agua y glucosa en la sangre.

Los inventores han reconocido que, para mediciones de azúcar en sangre, solo se debiera hacer uso de métodos en el rango espectral de entre 650 nm y aproximadamente 1200 nm debido a que, de otra manera, la posible longitud de trayectoria en el tejido es demasiado corta y las influencias de la piel y capas externas son muy grandes . Este rango espectral es conocido como una ventana de diagnóstico en la ingeniería médica. El rango también hace posible analizar las sustancias bajo la superficie de la piel. Además, se sabe que la longitud de trayectoria efectiva de la luz se desvía fuertemente de la longitud de trayectoria directa como un resultado de las fuertes propiedades de esparcimiento del tejido. Una variable típica para la estimación es un factor de 4 a un factor de 8 para la longitud de trayectoria efectiva con respecto a la longitud de trayectoria directa.

Sin embargo, debido a que la pluralidad de métodos conocidos para medición de azúcar en sangre miden a longitudes de onda por arriba de 1300 nm debido a las señales más intensas de las bandas de absorción que ahí ocurren, solamente permanecen unos pocos de los métodos conocidos para determinar el azúcar en sangre.

Enfoques adicionales para determinar el azúcar en sangre fueron propuestos por Fischbacher et al. (C . Fischbacher, K.-U. Jagemann, K. Danzer, U. A. Müller, L. Papenkordt, J. Schüler; Enhancing calibration models for non-invasive near-infrared spectroscopical blood glucose determination; Fresenius J Anal Chem (1997) 359: 78-82 Springer-Verlag 1997) y Meuer et al. {Non-invasive glucose determination in the human eye; Wolfgang Schrader, Petra Meuer, Jürgen Popp, Wolfgang Kiefer, Johannes-Ulrich Menzebach and Bernhard Schrader; Journal of Molecular Structure, Volúmenes 735-736, 14 de febrero de 2005, páginas 299-306 y Dissertation Petra Meuer, University of Würzburg 2002) .

Fischbacher et al. Muestran que se puede establecer un enlace estrecho. Sin embargo, se identificó que la proporción señal -a-ruido de instrumentos de espectroscopia convencionales era insuficiente. Además, las mediciones fueron tomadas en modo de reflexión, lo cual no es productivo en el tejido, tal como se describió anteriormente.

Meuer et al . también muestran buenos resultados en las mediciones del globo ocular. Como un resultado del medio transparente, no dispersivo, el método propuesto también puede ser utilizado en modo de reflexión. Sin embargo, también se mostró claramente, en este caso, que técnicas de espectroscopia comercialmente ofrecidas no satisfacen la proporción señal -a-ruido necesaria para determinar de manera confiable las bajas concentraciones.

Campos adicionales de aplicación, en los cuales los contenidos de un medio de medición tienen que ser establecidos en una forma de tiempo resuelto, se refieren a la medición de lactato en la sangre, la diálisis o la sangre en una máquina de corazón-pulmón, donde los valores sanguíneos están probablemente establecidos (pero opcionalmente in Vitro) , o incluso para aplicaciones no médicas donde, por ejemplo, fluidos de proceso van a ser monitoreados . A manera de ejemplo, aplicaciones no médicas típicas incluyen mediciones de color de líquidos en procesos de producción. De igual manera es posible medir gases en procesos de combustión. A manera de ejemplo, opciones de aplicación adicionales emergen en tecnología sanguínea cuando se agregan ingredientes que son abastecidos continuamente.

Ya se ha divulgado el uso de espectrómetros de laboratorio para examinar componentes de sangre y tejido in vivo. De acuerdo con la técnica anterior, los espectrómetros de laboratorio modernos hoy en día operan utilizando sensores de línea. Los espectrómetros de laboratorio por lo general funcionan con conectores de fibra de vidrio;, y por lo tanto, soluciones de guía de onda óptica complicadas para iluminar y capturar luz tendrían que ser enrutadas desde el punto de medición (sensor en el te ido) hasta una unidad de instrumento con un espectrómetro. Sin embargo, la medición de tiempo resuelto solamente puede ser realizada con proporciones de señal-a-ruido pobres debido a las pérdidas de luz simultáneas, de hecho significativas (particularmente cuando se acoplan en luz) .

Por lo tanto, la aplicación de dichos espectrómetros de laboratorio probablemente no sea expediente para monitorear o medir valores sanguíneos tales como, por ejemplo, la saturación de oxígeno o la determinación de azúcar en sangre.

Los sistemas de monocromador y espectrómetros FTIR no satisfacen los requerimientos de tiempo para análisis espectral combinado y monitoreo de pulso.

Una fibra de vidrio solamente puede capturar una porción pequeña de la luz efectiva. Por lo tanto, las unidades generalmente requieren tiempos de integración largos durante la medición. EP 522 674 A2 ha divulgado un oxímetro para determinar la saturación de oxígeno en sangre en un feto. Para este fin, se hace uso de un espectrómetro in el cual la luz de medición desde un punto de medición es transmitida a un espectrómetro a través de fibras de vidrio.

US 2006/0167348 ha divulgado la práctica de generar espectros infrarrojos in-vivo utilizando un espectrómetro FTIR convencional. Para este fin, también se ha propuesto transmitir la luz de medición a través de una fibra de vidrio .

WO 2009/043554 ha divulgado un método y un aparato de medición para recolectar señales de medición espectrométricas de tejido vivo. Sin embargo, no muestra la manera en que la luz de medición es acoplada en el arreglo de sensor .

Como resultado de que los espectrómetros necesariamente dividen la luz y la intensidad de luz limitada a la cual se puede exponer la superficie de la piel del cuerpo, estas mediciones hasta ahora no han podido ser llevadas a cabo en una manera de tiempo resuelto, es decir, pulso resuelto. Sin embargo, esto sería necesario para distinguir entre el componente pulsátil y el componente de tejido de los valores de medición.

Además, los sensores, o al menos las partes que están unidas al cuerpo, no deben exceder dimensiones específicas de manera que, en la práctica, no sean molestos para un paciente en el caso de un monitoreo de largo plazo.

En O 03/071939 Al se propone un sistema para la medición fotométrica espectral que registra valores de medición en una manera de tiempo resuelto. Aquí una fuente de luz de banda ancha es medida secuencialmente utilizando diferentes filtros espectrales. Este sistema es muy grande y complicado. Además, la información de tiempo resuelto siempre es registrada en una longitud de onda y las longitudes de onda son registradas en sucesión. Por lo tanto, este sistema, el cual debiera ser utilizado en un rango espectral diferente y para monitorear el azúcar en sangre, no es adecuado para el monitoreo a largo plazo de los parámetros de pulso y sangre.

US 5,879,294 propone un sistema en el cual se llevan a cabo mediciones espectroscópicas de cromoforos en el tejido. Aquí, el segundo derivado de un espectro es utilizado para la evaluación, y la evaluación es llevada a cabo en nodos (típicamente dos por sustancia) . Esta es la manera en que, por ejemplo, es posible determinar la saturación de oxígeno en el tejido. Este método puede llevar a cabo la determinación cuantitativa estática, es decir, no de pulso o de tiempo resuelto de los cromoforos. Un método que sigue al mismo para monitorear la concentración de oxígeno en el tejido (concentración de St02) se ilustra en WO 2007/048989 Al .

Además, para monitoreo de pacientes (por ejemplo, para establecer la saturación de oxígeno) , es necesario hacer una distinción entre componentes en la sangre (hemoglobina) y componentes en el tejido (mioglobina) . Las propiedades espectrales de las modificaciones de hemoglobina y mioglobina son muy similares, pero diferentes en el caso de una examinación espectralmente muy resuelta. Un método que permite que se haga una distinción se describe en US 5, 931, 779.

En contraste, una diferenciación entre tejido y sangre no es obligatoria cuando se mide el azúcar en sangre.

Por lo tanto, una medición de pulso resuelto no es obligatoria cuando se mide el azúcar en sangre. Se logran valores precisos (si está presente un buen tejido perfundido sin, por ejemplo, grasa subcutánea y huesos) si hay un equilibrio entre el contenido de azúcar en la sangre y en el tejido. Sin embargo, el componente pulsátil hace posible revisar si hay un equilibrio.

Una restricción difícil adicional en el campo del análisis sanguíneo in-vivo yace en la fuerte disminución en la absorción o extinción molar de los componentes de sangre, tejido y piel relevantes sobre el rango espectral de entre 500 nm y 850 nm, lo cual es médicamente importante para monitorear pacientes. Por lo tanto, la hemoglobina y melanina que está contenida en la piel tiene coeficientes de absorción muy grandes en el rango espectral visible, mientras que estos son significativamente inferiores en el rango infrarrojo muy cercano (VNIR) .

Cuando se mide el azúcar en sangre, lo cual de preferencia típicamente es determinado en un rango de longitud de onda entre 800 nm y 1200 nm, hay una absorción inferior en el tejido, por lo que este problema conlleva menos peso cuando se mide el azúcar en sangre.

Sin embargo, un problema comparable también puede ocurrir en el caso de medición in-vitro de valores sanguíneos, por ejemplo, en el caso de pacientes con diálisis o en el caso de medición no médica y monitoreo de parámetros de proceso en partes de la máquina pobremente accesibles, por ejemplo, en conductos. También se requiere una medición de tiempo resuelto en el caso en que dichas aplicaciones y espectrómetros de laboratorio con grandes dimensiones no puedan ser llevados fácilmente al punto de medición.

Todas las soluciones conocidas se ven entonces afectadas por desventajas. En particular, no hay un sistema de espectroscopio que colectivamente satisfaga todos los requerimientos con- respecto a una medición de pulso, con respecta a análisis de sangre in-vivo con una distinción de acuerdo con el componente pulsátil (sangre arterial) y componentes estáticos (sangre venosa y tejido, mioglobina) y una miniaturización de la unidad de sensor para uso continuo en el paciente, con respecto a una medición de azúcar en sangre no invasiva o con respecto a la medición del contenido de un medio de medición en puntos de medición con una cantidad de espacio restringida.

Las restricciones resumidas anteriormente pareciera que hasta ahora no han podido llevar a cabo examinaciones in vivo y en una manera de tiempo resuelto y/o con un dispositivo que tenga requerimientos espaciales pequeños y que sea robusto.

SUMARIO DE LA INVENCION Por lo tanto, un objetivo de la presente invención es evitar las desventajas de lo que se conoce y, en particular, el objetivo es desarrollar un dispositivo y un método que no tengan las restricciones enlistadas anteriormente y que, en particular, hagan posible llevar a cabo el análisis deseado in vivo y en una manera de tiempo resuelto, es decir, con la distinción fisiológica entre parámetros de sangre arterial y parámetros que dependan del tejido. Además, debiera ser posible llevar a cabo mediciones de de tiempo resuelto de azúcar en sangre in vivo y mediciones de sangre in Vitro, o incluso una medición de tiempo resuelto en campos de aplicación no médicos, en una manera confiable e incluso en puntos de medición pobremente accesibles.

De acuerdo con la invención, este objetivo así como objetivos adicionales se logran a través de un dispositivo y un método con las características de la parte de caracterización de las reivindicaciones de patente independiente.

La base teórica para las examinaciones espectroscópicas o fotométricas es proporcionada por la ley de Beer-Lambert . Esta se puede utilizar para determinar las concentraciones c± de moléculas de absorción en soluciones cuando la luz pasa a través de las mismas.

Donde ?? es la intensidad de la luz después de pasar a través de la sustancia que se va a examinar, I0,A es la intensidad de la luz irradiada, µa,? es el coeficiente de absorción general (A) que depende de la longitud de onda y 1 es la longitud de la trayectoria a través de la sustancia. Como un resultado de las propiedades de esparcimiento del tejido, se puede esperar una longitud de trayectoria efectiva en este caso, la cual generalmente también depende de la longitud de onda, pero se puede descartar en este rango espectral y caso de aplicación.

La manipulación algebraica produce : Esta ley general ahora debe ser diversificada adicionalmente debido a que una sustancia tal como, por ejemplo, sangre humana consiste de muchas sustancias componentes químicas (compuestos moleculares) y los coeficientes de absorción de éstos difieren en una manera que depende de la longitud de onda. En el caso de n sustancias, se obtiene lo siguiente: Bajo la suposición de que las longitudes de trayectoria permanecen iguales para todas las longitudes de onda, esto ahora se puede escribir de la siguiente manera para m longitudes de onda: Esta relación nuevamente ahora puede ser escrita de la siguiente forma: I(A)=-/A(A)C (5) o ?(?)-?(?) !6) A partir de esto, es posible determinar las concentraciones de las sustancias directamente.

Una base adicional yace en la interacción química del quantum entre la luz y las moléculas. Por lo tanto, las transiciones discretas y rotacionales-vibratorias específicas de la molécula o transiciones electrónicas son excitadas por la absorción que depende de la longitud, de onda de los cuantos de luz. Aquí, las excitaciones ocurren en el rango espectral observado como un resultado de la excitación rotacional-vibratoria de vibraciones harmónicas y combinadas de las moléculas o como un resultado de transiciones electrónicas complejas en los cromóforos . Estas transiciones son específicas de la longitud de onda y específicas de la sustancia. Por lo tanto, las diferentes sustancias pueden ser analizadas en diferentes longitudes de onda. Sin embargo, debido a que el cuerpo humano, por ejemplo, contiene muchas sustancias diferentes y la información de las mismas se sobrepone, es necesario utilizar el método espectroscópico a fin de tomar en cuenta las interacciones mecánicas del quantum y no la fotometría multiespectral basada en nodo o el análisis fotométrico.

En el caso de una observación muy detallada del espectroscopio harmónico de las dos sustancias, agua y glucosa, en el rango espectral de entre 800' nm. y 1200 nm, es necesario, por ejemplo, considerar detalles adicionales. Aquí, el agua es una molécula muy especial. En primer lugar, esto es un resultado de la fuerte polaridad del agua con el arreglo en ángulo adicional de los átomos. Además, en el estado líquido, el enlace de hidrógeno tiene una influencia sobre los espectros. Por lo tanto, por un lado, la espectroscopia del agua líquida depende en gran medida de la temperatura. Sin embargo, esto se puede descartar en este caso debido a que las temperaturas en el punto de medición en el cuerpo son fijas dentro de un rango de temperatura angosto entre 35°C y 40°C. Una influencia adicional resulta de la disolución de las moléculas en el agua. Por lo tanto, a medida que cambian las concentraciones, también lo hacen las fuerzas entre las moléculas y los espectros resultantes. Aunque estos cambios son relativamente pequeños, éstos son detectables y tienen que ser tomados en cuenta en la evaluación quimiométrica .

El dispositivo de acuerdo con la invención sirve para identificar y monitorear el contenido de un medio de medición, en particular para identificar y monitorear valores sanguíneos fisiológicos. El dispositivo tiene al menos una fuente de luz para generar luz de banda ancha. En este contexto, banda ancha significa que luz es definitivamente generada con longitudes de onda que son convenientes para analizar los contenidos correspondientes en la sangre o tejido o en otro medio de medición. Típicamente se hace uso de una fuente de luz que al menos genera luz en el rango de frecuencia entre 500 nm y 850 nm para el propósito de monitorear pacientes (por ejemplo, medir la saturación de oxígeno) y al menos genera luz en el rango de frecuencia de entre 800 nm y 1200 nm para determinar el azúcar en sangre. En particular, la fuente de luz es un LED blanco que también genera una cantidad suficiente de luz en el rango NIR para mediciones de azúcar en sangre. La fuente de luz sirve para aplicar luz de banda ancha al menos a una región de medición. La región de medición típicamente es un punto sobre la superficie de un ser vivo, de manera más particular de un humano, por ejemplo en la punta del dedo o en el lóbulo de la oreja. Sin embargo, la región de medición también puede ser un conducto a través del cual fluya un medio que se va a medir, por ejemplo, una línea para transportar sangre durante una diálisis o una línea que abastezca fluidos a un proceso o los descargue del mismo.

El dispositivo además tiene medios para esparcir o dispersar la luz de análisis devuelta por el punto de medición de acuerdo con las longitudes de onda del mismo. Por una parte, la luz de análisis puede ser luz reflejada directamente desde la región de medición o, por otra parte, puede ser luz de análisis re-emitida desde otro punto después de la transmisión a través del tejido. El dispositivo además tiene un arreglo de sensor para grabar la luz esparcida. El arreglo de sensor típicamente es un arreglo CMOS bidimensional . Dependiendo de la aplicación y los rangos de frecuencia convenientes, también se puede hacer uso de otros arreglos de sensor bidimensionales , por ejemplo, arreglos de sensor InGaAs . Los sensores de imagen CMOS son de alta resolución y típicamente contienen un millón de píxeles o más (el sensor utilizado aquí tiene 1.6 MP o incluso 5 MP) .

Una primera ventaja de utilizar arreglos de sensor y típicamente los arreglos de sensor CMOS yace en la simple disponibilidad de los mismos. Sin embargo, en particular, los arreglos de sensor bidimensionales también permiten una velocidad de medición superior y mejores proporciones señala-ruido. Como resultado del esparcimiento que depende de la longitud de onda de la luz de medición, la luz de medición es reflejada en imagen sobre una fila del sensor. Sin embargo, la luz de medición tiene un ancho específico, y también la luz de medición esparcida (es decir, el espectro) simultáneamente puede ser capturada por una pluralidad de filas del arreglo de sensor que son paralelas adyacentes una a otra. Como resultado de una pluralidad de, filas del arreglo de sensor que están siendo leídas en paralelo, es posible sumar los resultados de las filas individuales, es decir, se puede agregar espectros individuales. Típicamente es posible generar un espectro integrando las señales de hasta 1000 filas adyacentes del arreglo. Para este fin, el dispositivo además tiene medios para capturar simultáneamente las señales de una pluralidad de filas adyacentes de un arreglo bidimensional . Además, el dispositivo está diseñado de manera que los espectros de estas filas adyacentes se suman.

Por lo tanto, de acuerdo con la invención, no se utilizan sensores bidireccinales para llevar a cabo una medición espacialmente resuelta. Más bien, las filas adyacentes son utilizadas para generar más espectros dentro de un periodo de tiempo corto y, por lo tanto, generan mejores señales. Aquí, se entiende que una medición paralela significa una medición virtualmente simultánea. Naturalmente, resulta claro que los píxeles y filas individuales del sensor son leídos en secuencia. Sin embargo, la frecuencia de escaneo es tan alta que es posible referirse a ésta como una medición virtualmente simultánea de las filas paralelas.

Esto logra la lectura de imágenes parciales y, por lo tanto, de velocidades más altas. Esto hace posible generar mejores proporciones señal -a-ruido en el espectro.

Hay diferentes requerimientos con respecto a las proporciones señal-a-ruido dependiendo del tipo de aplicación. En el caso de aplicaciones de monitoreo (tal como, por ejemplo, medición de la saturación en sangre) , en muchos casos el único interés es la sangre arterial. El componente del tejido no es de interés. Es por este motivo que debiera haber una medición de pulso resuelto en dichas aplicaciones de monitoreo. Además, para la medición de pulso resuelto, la proporción señal-a-ruido debiera ser, cuando sea posible, de manera que una señal lo suficientemente clara pueda ser obtenida a partir de la diferencia en la medición entre la sístole y la diástole. Una medición de pulso resuelto es menos importante cuando se mide el contenido sanguíneo tal como, por ejemplo, azúcar, grasa o alcohol en sangre. A manera de ejemplo, en el caso de azúcar en sangre, se alcanza un equilibrio entre el componente en la sangre arterial y el componente de tejido después de un tiempo relativamente corto. En este contexto, una medición de pulso resuelto no es obligatoria pero puede, por todos los medios, ser conveniente para revisar los resultados de medición.

Hoy en día, los sensores de imágenes CMOS son utilizados predominantemente en teléfonos celulares, cámaras de vigilancia y cámaras digitales. Lentes objetivo, de megapíxeles miniaturizadas , de alta calidad están particularmente disponibles en los dos recién mencionados campos de aplicación.

Dichos sensores son muy pequeños, con lados de borde de imagen típicos de 3mm. Además, éstos pueden ser parametrizados para la región de lectura. Por lo tanto, velocidades de cuadro muy altas de, por ejemplo, más de 100 Hz pueden ser permitidas en el caso de un área de imagen reducida, dichas velocidades de cuadro altas también permiten una evaluación de tiempo resuelto de la señal pulsátil.

En el caso de sensores CMOS, los electrónicos están directamente integrados en el sensor. Los arreglos ópticos tienen circuitos tales como, por ejemplo, circuitos de lectura, amplificadores ajustables, y convertidores análogos/digitales. Esto hace posible transferir datos rápidamente y por medio de cables delgados . Todo el arreglo que contiene el espectrómetro, iluminación, electrónicos y registro de imágenes entonces puede tener un diseño muy pequeño (de preferencia, aproximadamente 10 mm x 15 mm x 50 mm) . Dicho dispositivo puede entonces ser proporcionado solamente con un cable eléctrico delgado y puede ser unido directamente al paciente. Es posible dispensarlo con fibras de vidrio, etc. Como un resultado de los diseños de los arreglos CMOS con dimensiones de unos pocos milímetros, estos tienen suficiente espacio en un sistema miniaturizado, por ejemplo, en el dedo o en el lóbulo de la oreja o en puntos en los cuales está restringido el espacio disponible.

Como un resultado de la calidad de la imagen, la cual en el intermedio se vuelto muy buena, y los bajos requerimientos de luz, también es posible utilizar unidades de iluminación miniaturizadas , pequeñas.

Debido a que los arreglos CCD parcialmente utilizados en la técnica anterior siempre requieren que todo el detector sea leído, resulta imposible lograr velocidades de cuadro lo suficientemente altas debido a que los CCDs tienen velocidades de unos pocos Hz . Es posible restringir los sensores CMOS a una "región de interés" (ROI) y por lo tanto, hacerlos más rápidos debido a que solo es necesario leer los datos requeridos . Aunque los sensores CMOS de igual manera tienen una velocidad de cuadro relativamente lenta en el caso de una imagen completa, las velocidades de cuadro de típicamente hasta 200 Hz se pueden lograr en el caso de una restricción en una ROI .

Esto también hace posible registrar los espectros tan rápidamente que es posible trabajar en forma de pulso resuelto. El pulso máximo típicamente es 3 Hz . En el caso de escaneo de cuatro pliegues, entonces habría la necesidad de aproximadamente 12 Hz .

Una medición in-vivo de parámetros sanguíneos se puede llevar a cabo sobre la base del componente pulsátil de la señal. Como un resultado de distinguir :entre componentes pulsátiles y estáticos, es posible distinguir entre las influencias de la sangre y aquellos del tejido. Esta influencia y una posible evaluación de la misma también se describen en DE 195 18 511.

Hay un doblado de la frecuencia básica como un resultado de la muesca dícrota. Debido a que el análisis de Fourier del contenido de frecuencia de la curva de presión sanguínea puede contener componentes hasta de ocho harmónicas, el escaneo a 50 Hz es expediente desde un punto de vista técnico.

Además, el rápido escaneo reduce el movimiento de artefactos lo cual genera componentes de señal de alta frecuencia. Si se infringe el teorema de muestreo, dichas interferencias son reflejadas directamente en el rango útil de la señal .

Si se registran aproximadamente 1000 espectros a 50 Hz en filas adyacentes del sensor durante cada registro de imagen, dichos espectros generan una profundidad de datos suficiente y proporción de señal -a-ruido como un resultado de la adición o integración, es posible evaluar espectralmente los componentes sanguíneos no solamente el componente de tejido sino también el componente pulsátil (sangre arterial con aproximadamente 1% de la señal como espectro) .

El arreglo de sensor está acomodado de tal manera que la luz con diferentes longitudes de onda incide en diferentes puntos sobre el arreglo. Además, la luz de esparcimiento de preferencia es guiada, en paralelo, sobre una pluralidad de filas adyacentes del sensor.

El principio básico del dispositivo, de acuerdo con la invención y las ventajas de la misma, son las mismas para las diversas aplicaciones. El rango de frecuencia debiera ser modificado dependiendo del contenido que se va a medir. Por consiguiente, fuentes de luz, sensores, enrejados de difracción y las unidades ópticas utilizadas debieran ser adaptadas a la situación de la medición. La invención se explicará en una forma ejemplar a detalle con base en la determinación de los valores sanguíneos durante el monitoreo del paciente y con base en una medición de azúcar en sangre.

El dispositivo de preferencia tiene un alojamiento y está diseñado como un ensamble de componente. El ensamble compacto contiene al menos la fuente de luz, los medios para esparcir la luz de análisis y el arreglo de sensor. Gracias a este arreglo, es posible integrar el sistema de iluminación y espectroscopio directamente en el sensor en un punto de medición. La iluminación y el espectrómetro miniaturizado se pueden aplicar directamente a la región de medición. Como resultado, es posible dispensarla con, fibras ópticas relativamente rígidas y grandes. Significativamente más luz está disponible.

Si la luz es transmitida al punto de medición a través de una fibra de vidrio, una gran parte de la energía se pierde. Si la fibra de vidrio se acopla en el tejido y la luz devuelta es recogida nuevamente por otra fibra de vidrio, la mayoría de la luz una vez más se pierde. Además, si únicamente una hendidura es desacoplada y espectralmente esparcida para un espectrómetro, solamente una pequeña cantidad de luz permanece para la detección. Esto conduce a que las lámparas más grandes técnicamente disponibles sean utilizadas en arreglos conocidos y, al mismo tiempo, funcionen siendo conducidas con tiempos de exposición largos.

En contraste a esto, una fuente de luz muy pequeña (por ejemplo, un LED) y un espectrómetro en un alojamiento de preferencia son llevados directamente al tejido. Esto incrementa la producción de luz, y por lo tanto, los tiempos de exposición son muy cortos.

La fuente de luz, los medios para esparcir la luz de medición y el arreglo de sensor permiten un análisis espectroscópico de la sangre y del tejido en la región de medición .

Existen diferentes métodos en el campo de la espectroscopia. Aquí, un nuevo método es el campo de la generación de imágenes espectrales. Aquí, la luz es espectralmente dividida en arreglos de sensor bidimensionales a través de arreglos de enrejado eficiente/unidad óptica. La información espacial entonces se obtiene en una dirección en el sensor, mientras que la otra dirección contiene información espectral. Aquí, cada punto de imagen individual es un píxel que obtiene información de intensidad generalmente con una profundidad de datos de 8 , 12, 14 o 16 bits. Los sensores de imágenes CMOS, los cuales contienen propiedades convenientes particularmente para la invención aquí descrita, han prevalecido en esta tecnología. Aquí, los sensores InGaAs son convenientes para un rango espectral de onda más larga, pero estos también tienen fotoelementos individuales que han integrado la lógica de circuito necesaria en una almohadilla CMOS.

De acuerdo con la invención, de preferencia se hace uso de dichos enrejados de difracción como medios para esparcir la luz de medición y dichos arreglos de sensor para registrar la luz esparcida.

El aparato de longitud de onda dispersiva entonces de preferencia comprende un elemento óptico dispersivo, generalmente un enrejado óptico, de manera más particular un enrejado holográfico, el cual, en una modalidad conveniente, es un enrejado encendido a fin de permitir una alta producción de luz en el orden de difracción capturado por la cámara o el sensor de imagen y en el rango de longitud de onda conveniente entre, por ejemplo, 500 nm y 850 nm para mediciones de concentraciones de Sp02 o entre 800 nm y 1200 nm para mediciones de azúcar en sangre.

Para mediciones de azúcar en sangre, el rango espectral es definido como aproximadamente 800 nm a 1200 nm. En este rango espectral, las variaciones de señal más fuertes fueron detectadas en la región de 960 nm +/- 50 nm y 1150 nm +/- 50 nm. Los espectros muestran la correlación con señales de agua cambiantes. La tecnología de sensor InGaAs hace posible evaluar ambas regiones al mismo tiempo. Sin embargo, los sensores actualmente disponibles en el mercado son significativamente peores que los sensores CMOS en el rango espectral; sin embargo, estos últimos solamente reciben luz hasta llnm. Por lo tanto, los sensores InGaAs tienen un número significativamente más pequeño de pixeles (típicamente 100k pixeles a 1000k pixeles) , y por lo tanto una peor proporción señal -a-ruido .

La eficiencia de difracción máxima puede ser seleccionada de manera que caiga en el rango de longitud de onda en el cual el sensor utilizado tenga la sensibilidad más baja. A manera de ejemplo, el enrejado de luz brillante puede ser un enrejado de transmisión con un perfil de enrejado en forma de dientes de sierra asimétricos, en donde los flancos de los dientes de sierra están respectivamente diseñados como espejos individuales de manera que transmiten luz en la dirección del orden de difracción deseado. Además, también es posible utilizar enrejados holográficos . Por lo tanto, por ejemplo, es posible utilizar enrejados VPH (enrejados holográficos de fase de volumen) como enrejados holográficos o de luz brillante específicos. Estos enrejados VPH son enrejados de transmisión, en los cuales un material transparente, fotosensible queda encerrado entre dos hojas de plástico o vidrio, en donde se produce un patrón deseado de un índice refractivo variable, por ejemplo, como un resultado de la exposición holográfica y un cambio en la estructura del material que resulta de lo mismo. De acuerdo con la invención, el uso de dichos enrejados de luz brillante puede lograr altas eficiencias de más de 80% de la intensidad de difracción en un rango de longitud de onda predeterminado, pequeño .

Por lo tanto, un sistema de espectroscopia muy pequeño puede ser creado por un enrejado de difracción y una hendidura de entrada, dicho sistema de espectroscopia en primer lugar cubre todo en rango espectral y en segundo lugar tiene una resolución de tiempo, lo cual es importante para el registro que depende del pulso. Además, como un resultado de la adquisición de imágenes bidimensionales , es imposible registrar y evaluar muchos espectros al mismo tiempo, lo cual conduce a una mejora significativa en la proporción señal-a-ruido .

Esta combinación de tecnologías hace posible construir unidades de sensor pequeñas, de alta resolución y muy rápidas, las cuales se pueden unir directamente a los puntos en el cuerpo convencionalmente utilizados para oximetría de pulso.

Esto permite que los sensores puedan ser unidos a puntos de medición preferidos tal como puntas de los dedos, bolas de las manos o lóbulos de las orejas o superficies de la piel. El alojamiento entonces está particularmente diseñado para que se fije a un punto en el cuerpo de un paciente humano, en particular a dedos o lóbulos de las orej as .

La calidad de la medición en el cuerpo depende significativamente del punto de medición seleccionado. Particularmente para medir el azúcar en sangre, el punto debe ser bien perfundido, deberá contener poco tejido graso y ser fácilmente accesible para mediciones. Por lo tanto, los siguientes puntos de medición en la secuencia antes mencionada se prestan para la medición del azúcar en sangre en particular: transmisión a través del dedo, bolas de las manos o lóbulos de las orejas. En el caso del dedo, se debe tener cuidado en que la medición sea realizada sin hueso o uña del dedo cuando sea posible. Por lo tanto, una opción es acoplar la luz lateralmente en el dedo y recogerla en una línea centralmente en la punta del dedo.

Esta combinación propuesta de tecnologías permite las siguientes propiedades de sensor muy importantes: los sensores tienen una resolución de píxel que permite que todo el espectro sea registrado a la resolución espectral necesaria de menos de aproximadamente 5 nm.

Existe la opción de leer porciones del sensor y, por lo tanto, de registrar y leer altas velocidades de lectura (típicamente mayor que 100 Hz) y por lo tanto evaluar las propiedades espectrales del tejido y sangre en una manera que depende del pulso.

Además, el dispositivo particularmente tiene una abertura de hendidura. La ( abertura de hendidura está acomodada entre una región de entrada para la luz de análisis y el medio para esparcir la luz de análisis. La abertura de hendidura hace posible definir una región de medición con precisión. En particular, con respecto al medio para esparcimiento, la abertura de hendidura está acomodada de manera que una imagen alargada es esparcida en una dirección diferente de, preferiblemente perpendicular , a la extensión de la imagen. Esto hace posible obtener en un arreglo de sensor bidimensional una representación resuelta de acuerdo con las longitudes de onda en una dirección y una representación espacialmente resuelta desde la región de medición en la otra dirección. Además, el dispositivo es particularmente proporcionado directamente con un convertidor análogo/digital. Sensores de imagen CMOS actuales típicamente comprenden dichos convertidores análogos/digitales. Sin embargo, de acuerdo con la invención, la representación espacialmente resuelta no es utilizada para el análisis espacialmente resuelto. Más bien, la medición paralela de una pluralidad de espectros por filas adyacentes sirve para mejorar la señal.

En el caso presente, se entiende que una abertura significa cualquier medio óptico que corta una región en forma de tira alargada de la región reflejada en imagen a través de una primera unidad óptica de generación de imágenes (lente objetivo) . Aquí, la región en forma de tira no está necesariamente contigua sino que también puede estar compuesta, por ejemplo, de una secuencia de elementos de imagen individuales.

De preferencia, el dispositivo además tiene un amplificador para las señales, las cuales pueden ser parametrizadas desde el exterior. Los sensores de imagen CMOS con frecuencia ya tienen dichos amplificadores integrados que pueden ser parametrizados desde el exterior.

Como un resultado de la conversión digital de las señales en el circuito, las señales digitales pueden ser transmitidas fácilmente sin pérdida y eléctricamente sobre distancias relativamente grandes a una unidad de evaluación.

La fuente de luz de preferencia es un LED . Los LEDs son fuentes de luz que pueden ser conmutados rápidamente (típicamente 10-1000 µe) . Estos operan sin problemas térmicos con altas potencias de luz que, no obstante, no son críticas para el tejido.

Para uso en monitoreo de pacientes (por ejemplo, saturación de oxígeno en la sangre) , de preferencia se hace uso de luz en el rango espectral visible (VIS) e infrarrojo cercano (NIR) , particularmente en el rango infrarrojo muy cercano, por ejemplo, en el rango VNIR entre 500 nm y 850 nm. Esta luz de preferencia es generada por un LED o una combinación de LEDs. A manera de ejemplo, LEDs de luz blanca convencionales son convenientes para esto, dichos LEDs de luz blanca tienen emisión de luz de banda ancha como un resultado de un tinte fluorescente sobrepuesto adicional . Tintes fluorescentes inorgánicos, los cuales por ejemplo tienen iterbio u otras tierras raras en YAG o retículas huésped similares, pueden ser utilizados como tintes.

Como un resultado de combinar diferentes tintes, es posible generar luz en todo el rango espectral requerido dependiendo de la aplicación; por lo tanto, por ejemplo, también está en el rango de entre 800 nm y 1200 nm para mediciones de azúcar en sangre. Sin embargo, también es posible combinar luz de diferentes LEDs. Sin embargo, en este caso se ha observado que los emisores deben ser estabilizados en temperatura y la radiación debe ser localmente bien homogeneizada .

De preferencia, el dispositivo además tiene un conector para cables eléctricos. En particular, el dispositivo preferiblemente no tiene conectores para líneas ópticas adicionales para guiar luz a los mismos o lejos de los mismos. Un cable delgado con unos pocos hilos eléctricos es suficiente para la operación del dispositivo de acuerdo con la invención, particularmente debido a que no se requieren altas corrientes y altos voltajes para la fuente de luz de acuerdo con la invención y para sensores de acuerdo con la invención y particularmente si los cables no necesitan ser apantallados para señales análogas.

Gracias a todos los espectros que se registran, es posible establecer y monitorear una multiplicidad de diferentes valores sanguíneos fisiológicos. En particular, es posible evaluar los siguientes parámetros: Frecuencia de pulso Forma y estructura de pulso Saturación de oxígeno Hb (SHb02) Hb Total (ctHb) Concentración de HbCO Concentración de MetHb Concentración de Hb desoxigenado PI (índice de perfusión) PVI (índice de variabilidad pletismográfica) Saturación de oxígeno en tejido St02 Concentración de azúcar en sangre Lactosa Dentro del alcance de la presente descripción, valores de sangre fisiológicos son todos los valores que son establecidos en un paciente para propósitos de diagnóstico o para monitoreo, en particular los valores antes enlistados.

Además, también son posibles varias aplicaciones en el campo no médico, tal como el monitoreo de procesos de combustión (midiendo gases de proceso) o en la producción de, por ejemplo, productos alimenticios o productos farmacéuticos cuando se agregan ingredientes.

El dispositivo está particularmente diseñado para ser aplicado en el caso de mediciones de transmisión y reflexión. Como un resultado, los componentes de la sangre pueden ser medidos en el rango espectral visible en un modo de reflexión y en el rango VNIR en un modo de transmisión a fin de compensar la fuerte absorción entre 500 nm y 850 nm.

Si una cantidad suficiente de luz puede ser irradiada ahí (o incluso dependiendo de la longitud de onda medida) , también es factible solamente medir en un modo de transmisión. El problema de la fuerte absorción en el rango de entre 500 nm y 850 nm ya no es aquél que se pronunció en el caso de, en particular, mediciones de glucosa por arriba de 800 nm. Sin embargo, si una cantidad suficientemente grande de luz es irradiada ahí, mediciones puramente transmisivas también son viables durante el monitoreo, por ejemplo, cuando se mide la saturación de oxígeno.

Existen varias opciones para implementar el registro combinado en un modo de reflexión y transmisión.

En una primera modalidad para monitorear pacientes, los registros de reflexión y los registros de transmisión son acomodados en secuencia en tiempo. Aquí, la luz alternativamente es irradiada sobre dos regiones de la piel. Primero que nada, la luz es irradiada en la región de un punto de registro en forma de línea y la imagen de reflexión es leída. En un siguiente paso, la luz es irradiada sobre uno o más puntos fuera de la línea de registro y la luz transmitida a la línea de registro es registrada y leída. Las dos partidas de información son vinculadas entre sí en la unidad de evaluación. En particular, el dispositivo es, para este fin, proporcionado con un arreglo de computadora, el cual está diseñado de manera que alternativamente posible llevar a cabo una medición de transmisión y una medición de reflexión. Además, el dispositivo tiene una fuente de luz para este propósito, dicha fuente de luz permite que la luz sea irradiada sobre dos puntos de medición diferentes. Esto puede ser obtenido a través del uso de una pluralidad de fuentes de luz o a través del uso de medios de deflexión convenientes .

En una segunda modalidad para monitorear pacientes, se llega a una separación espacial de las regiones de transmisión y reflexión. Para este fin, el dispositivo, y, en particular, el alojamiento del mismo, tiene medios para separar la luz de análisis desde una región de reflexión y una región de transmisión. La luz incidente es radiada sobre una parte de la piel que está situada en el campo de visión del sensor. La segunda parte del campo de visión del sensor está separada por un tope mecánico de la luz irradiada. Por lo tanto, solamente la luz que ha pasado a través del tejido humano puede penetrar en esta región.

La luz que fue reflejada y emergió de la piel después de la transmisión puede ser pasada a imagen por medio de una lente objetivo y una abertura alargada (hendidura) inicialmente puede extraer una imagen sustancialmente alargada o de una dimensión que posteriormente puede ser esparcida, de manera más particular difractada, en una manera de longitud de onda dispersiva en una dirección que difiere de la misma, la cual de preferencia es perpendicular a la misma. Como un resultado, es posible utilizar medios relativamente simples para generar una imagen bidimensional en una manera relativamente simple, dicha imagen proporciona información de longitud de onda resuelta con respecto a la región de piel y tejido capturada en una manera en forma de línea. Como resultado de la radiación que está siendo capturada por un sensor de imagen o transductor de imagen, es posible un análisis posterior de manera que las sustancias contenidas en la piel y en el tejido pueden ser establecidas en una manera cuantitativa y que dependa del pulso y, por lo tanto, que sea posible, después de un corto tiempo, hacer afirmaciones con respecto a la composición, en particular la composición química de la sangre, por medio de una medición in-vivo .

Por lo tanto, de acuerdo con la invención, es posible combinar la funcionalidad de un sensor de tiempo resuelto y que dependa del pulso registrándose con una examinación espectroscópica y análisis. Como resultado del diseño, la luz puede ser capturada, en primer lugar, en la región de reflexión y, en segundo lugar, en la región de transmisión .

El contenido de azúcar en sangre es determinado en una manera comparable, donde la medición reflectante no es obligatoria .

De acuerdo con la invención, la hendidura puede corresponder sustancialmente a la dirección de línea del punto de registro en la piel. La dirección de difracción o la dirección de longitud de onda dispersiva entonces puede correr perpendicular a esta dirección de hendidura, y de esta manera las filas y columnas de un arreglo de píxel bidimensional del sensor de imagen pueden corresponder a estas direcciones. Por lo tanto, una imagen surge con un componente espacial de una dimensión correspondiente a, por ejemplo, la línea de registro en la piel y con una dirección de difracción ortogonal a la misma para establecer una imagen de difracción y los espectros relevantes.

El sistema de lente está convenientemente diseñado con lentes objetivo miniaturizadas . Para este fin, se puede hacer uso ya sea de lentes objetivo de megapixeles del campo de la tecnología de cámaras de vigilancia o de lentes objetivo miniaturizadas (por ejemplo, lentes objetivo basadas en polímero) , los cuales ya de por sí tienen una amplia aplicación en las cámaras de teléfonos celulares. Sin embargo, alternativamente también se puede hacer uso de otros sistemas de lente o incluso de acrómatos para la generación de imágenes .

Estas lentes objetivo se pueden combinar bien con los sensores utilizados muy pequeños. Las distorsiones que con frecuencia se encuentran en estas lentes objetivo muy pequeñas debido a su naturaleza estática pueden ser compensadas para usar software .

A manera de ejemplo, el dispositivo de acuerdo con la invención puede tener tres unidades ópticas de generación de imágenes o lentes objetivo. De estos, la primera unidad óptica de generación de imágenes genera una imagen bidimensional de la región iluminada en la abertura alargada o en forma de hendidura, la cual de preferencia está acomodada en el plano de imagen de esta primera unidad óptica de generación de imágenes. La segunda unidad óptica de generación de imágenes entonces refleja la abertura en forma de hendidura, por ejemplo, a infinito, y entonces sirve para colimar la franja de luz que ha pasado a través del espacio. Acomodada detrás de esta segunda unidad óptica de generación de imágenes está el aparato de longitud de onda dispersiva con el enrejado óptico preferiblemente, el cual permite la división dispersiva de la luz en la segunda dirección.

La tercera lente objetivo a su vez genera una transformación posterior de la imagen de abertura que ahora ya ha sido dividida en una forma de longitud de onda dispersiva. Por lo tanto, una imagen de longitud de onda esparcida de la línea registrada en la piel se obtiene en el sensor .

De acuerdo con la invención, el sensor de imagen puede entonces ser colocado en el rango de longitud de onda optimizado para la aplicación respectiva y entonces puede, por ejemplo, cubrir solo un rango de ángulo sólido relativamente pequeño.

La primera unidad óptica de generación de imágenes puede generar la imagen de la región que se va a analizar en la hendidura de la abertura, y de esta manera la abertura enmascara efectivamente las regiones fuera de la línea de registro. Por lo tanto, en principio, el uso de la abertura también hace posible, por medio del arreglo, iluminar una región ligeramente más grande que la región que es posteriormente examinada por los medios espectroscópicos , los cuales quedan restringidos por la abertura.

La fuente de iluminación LED de preferencia es controlada en una manera de pulso. Como resultado, es posible reducir la influencia de luz extraña.

Además, puede haber un balance, de valor negro interno. Sensores CMOS de nueva generación tienen un balance de negro interno. Los píxeles en los bordes son cubiertos en negro. Estos también son leídos internamente y son utilizados internamente para normalización de valor negro. Aunque esto no rectifica el problema de luz extraña, esto sí rectifica los problemas usuales de sensores derivándose en el caso de variaciones de temperatura o variaciones en la electrónica de alimentación. Como resultado, es posible registrar imágenes con tiempos de exposición muy cortos y altas intensidades de luz. Es por este motivo que influencias de luz extraña son generalmente pequeñas. Si pueden ocurrir influencias de luz extrañas, es posible, en cada caso, adicionalmente registrar una imagen de fondo sin iluminación LED y con una ROI (región de interés; rango de frecuencia examinado) grandemente reducida y la imagen puede ser corregida con la misma. Una imagen de luz blanca fija de la iluminación es almacenada en la unidad de evaluación antes que el sensor sea utilizado. En la ecuación (1), esto corresponde a ?0(?) .

Después de cada registro, aproximadamente todos los 500 a 1000 espectros espacialmente resueltos, adyacentes son agregados a un espectro con una gran profundidad de datos, y el valor J(A) es creado de acuerdo con la figura 5 anterior. Además, se genera un segundo derivado de uno del espectro agregado. Esto se puede utilizar para determinar las concentraciones necesarias directamente. Cuando se evalúan los valores que dependen del tiempo, es posible - como es convencional en la oximetría de pulso - también ahora determinar los valores para el componente de la sangre arterial a partir del componente pulsátil. Si ahora hay la opción de establecer los datos espectroscópicos en una manera de pulso resuelto, también es posible, para determinar el azúcar en sangre, integrar los espectros de la sístole y la diástole por separado y obtener el espectro limpio de la sangre arterial simplemente formando la diferencia y, por lo tanto, no para determinar el componente de azúcar en sangre en el tejido sino más bien para determinar el componente de azúcar en sangre en la sangre arterial dentro del cuerpo.

El espectro registrado varía como una función de la presión con la cual el dedo (u otro punto de medición) es presionado sobre el sensor. Esta dependencia de la presión se evita si se analiza el segundo derivado del espectro. Además, el segundo derivado hace posible medir la absorción solamente con respecto a la sangre arterial. Se evitan los efectos del esparcimiento de luz en el tejido circundante. En algunas circunstancias, el efecto de la presión de contacto en el espectro es mayor que la absorción por la sangre arterial . Por lo tanto es importante que sea posible experimentar mediciones que permanezcan no afectadas por la presión de contacto. Esto es posible cuando se analiza el segundo derivado.

También es posible sumar diferentes regiones o iluminar y analizar porciones de manera diferente para las diferentes evaluaciones.

Es conveniente para la información de pulso combinar y evaluar regiones relativamente grandes de la información de longitud de onda dividida, par icularmente en el rango de entre 520 nm y 570 nm. Debido a que el pulso está presente en todo el rango espectral, es alternativamente posible sumar todos los pixeles para la evaluación. Por lo tanto, por ejemplo, en el caso de una frecuencia de escaneo de 50 Hz, típicamente es posible integrar 500 000 pixeles con una profundidad de datos de 12 bits por imagen, lo cual tiene como resultado una profundidad de datos muy grande y, por lo tanto, también hace posible detectar variaciones muy débiles en la intensidad como un resultado de la pulsación.

Es posible registrar el índice de perfusión PI de acuerdo con la fórmula A partir de la información de pulso como la proporción de la amplitud de pulso a la absorción fija sin cambio en tiempo por el tejido y la sangre venosa. Por lo tanto, AC es la amplitud de la señal que depende del pulso y DC es la señal de absorción máxima. Este valor PI depende de la longitud de onda, pero puede ser escalado de acuerdo con la publicación "The wavelength dependence of pulse oximetry" (Damianou, D.; Crowe, J.A. ; Pulse Oximetry: A Critical Appraisal, IEEE colloquium volume 1996, issue 124, 29 de mayo de 1996, páginas 7/1-7/3) .

En el caso de cambio, esta variable proporciona una indicación anticipada de diferentes cambios clínicamente diferentes en el estado del paciente.

Una variable de medición importante adicional es el "índice de variabilidad pletismográfica" (PVI), el cual establece una correlación entre respiración y pulso. El PVI es determinado en múltiples del ciclo respiratorio por la fórmula El cálculo de la concentración de Sp02 en porcentaje y los valores de hemoglobina totales se puede llevar a cabo como se describió en "The Light-tissue interaction of pulse oximetry" (Mannheimer Ph.D.; Anesth. Analg. 2007 Dec; 105(6 Suppl): S10-7. Review) o en "LED Based Sensor System for Non-Invasive Measurement of the Hemoglobin Concentration in Human Blood" (U. Timm, E. Lewis, D. McGrath, J. Kraitl and H. Ewald; 13th International Conference on Biomedical Engineering volume 23, Springer Berlín Heidelberg, 2009).

Durante la evaluación es posible, en comparación con oximetría convencional, comparar dos regiones espectrales. A manera de ejemplo, los canales espectrales entre 640 nm y 680 nm pueden ser integrados para generar la señal usual a 660 nm. Al hacer esto, típicamente es posible, por ejemplo, integrar de manera efectiva 50 000 píxeles para generar el punto de medición espectral .

Sin embargo, la evaluación preferida es la evaluación quimiométrica del espectro pulsátil.

Las concentraciones de los diferentes derivados de hemoglobina son determinadas directamente a partir del análisis cuantitativo espectroscópico.

La absorción máxima o mínima en el segundo derivado : Es posible, en un aparato de evaluación, establecer la información espectral que fue generada muy rápido en sucesión, en donde, por ejemplo, es posible llevar a cabo un análisis estadístico multi-variante, tal como es convencional en la espectroscopia, a fin de determinar los componentes de reflexión o absorción característicos espectrales a partir del espectro capturado. Aquí, es posible utilizar diferentes métodos de análisis estadísticos multi -variantes , tal como, por ejemplo, correlación, regresión, análisis de variantes, análisis discriminante y análisis del componente principal (PCA) .

La evaluación computacional puede ser ejecutada en un aparato de evaluación el cual está separado del dispositivo. Si los valores de medición son digitalizados en el dispositivo de acuerdo con la invención y son transmitidos a una unidad de evaluación central a través de una conexión eléctrica, es posible que los cables de transmisión permanezcan delgados. Al mismo tiempo, no se requiere diseñar el sensor o el dispositivo de acuerdo con la invención para que sean tan grandes como un resultado de computadoras necesarias, dispositivos de entrada o dispositivos de salida que ya no sea posible unirlos a las ubicaciones de medición. Un aparato de evaluación externo también ofrece la posibilidad de almacenamiento de datos temporal o evaluación de datos por medio de métodos matemáticos más complejos.

Como un resultado de la evaluación que depende del tiempo, es posible distinguir entre información de tejido y sangre arterial. Por una parte, esta información de sangre puede ser capturada con precisión desde un punto de vista teórico por medio de coeficientes de extinción molares conocidos. Por otra parte, también es posible evaluar una banda de agua muy débil a aproximadamente 730 nm en el rango espectral analizado. Debido a que la concentración de agua en la sangre siempre yace muy precisamente en el rango de entre 80 y 85 por ciento de volumen, es posible ejecutar una segunda calibración independiente de la medición en cada señal de medición sobre la base de la evaluación. El dispositivo, o de manera más particular el aparato de evaluación, entonces también se puede diseñar para determinar valores absolutos de las concentraciones por medio de la señal de agua.

Una ventaja adicional del método reflectante y transmisivo combinado, espectralmente resuelto es que la señal de pulso puede ser capturada de manera más estable. En el rango espectral visible, la diferencia promedio en la señal entre el pulso máximo y el pulso mínimo es, en comparación con la señal básica, significativamente más grande en la región de 570 nm que en el rango espectral IR. Esta diferencia puede ser mayor por un factor hasta de 5. Además, es posible integrar rangos espectrales de interés durante la evaluación del pulso y, por lo tanto, también es posible lograr una profundidad de señal muy alta en el caso de registros individuales, los cuales solamente se pueden obtener con grandes dificultades técnicas en el caso de sensores individuales.

En la aplicación de la invención para medir el azúcar en sangre, es posible obtener concentraciones de glucosa muy bajas como un resultado de la proporción señal -a-ruido mejorada por la espectroscopia 2D. Hasta 1 millón de espectros son típicamente integrados. No hay problemas con la piel debido a que el rango espectral seleccionado logra una profundidad de penetración suficiente en el tejido. La medición ocurre en una manera de tiempo resuelto. La captura espectrométrica de alta resolución además sirve para la evaluación y cálculo de respaldo por medio de las señales de absorción y el segundo derivado de las señales de absorción. El segundo derivado minimiza las influencias del esparcimiento en tejido durante la evaluación.

Todo el rango espectral típico de 800 nm a 1200 nm es registrado para evaluar las concentraciones del agua y la glucosa. La evaluación puede ser llevada a cabo utilizando el espectro en bruto o incluso utilizando el segundo derivado.

Al utilizar el segundo derivado, es posible distinguir entre valores de medición que resultan de la luz de medición que está siendo esparcida en el tejido y los valores de medición de la sangre.

Es posible utilizar métodos quimiométricos tales como PCA y PLS2 para una evaluación cuantitativa más precisa. Aquí también es posible integrar un sensor de imagen CMOS para la configuración de ROI, conversión análoga/digital.

El sensor de imagen de preferencia puede ser monolíticamente integrado en un componente de semiconductor junto con el aparato de evaluación y opcionalmente con un aparato de control y opcionalmente con un aparato de almacenamiento para datos de referencia de manera que un diseño compacto y efectivo en costo es posible y ese cableado adicional complicado pude ser dispensado con o mantenido a bajos niveles.

La luz o la radiación emitida por los aparatos de iluminación de preferencia tienen una distribución espectralmente homogénea sobre el rango de longitud de onda que se va a medir.

Aquí, el aparato de iluminación de preferencia emite luz colimada. Es posible utilizar diferentes LEDs de banda ancha como el aparato de iluminación. También es posible utilizar una fuente de luz con LEDs que tienen otras longitudes de onda y un tinte fluorescente sobrepuesto adicional, el cual genera una emisión de banda ancha en el rango espectral entre 500 nm y 850 nm para monitoreo de pacientes o en el rango entre 800 nm y 1200 nm para mediciones de azúcar en sangre.

El aparato de iluminación o la fuente de luz podrían ser continuos pero convenientemente debieran ser operados en una forma temporalmente impulsada. Aquí, la operación impulsada es conveniente ya que, en primer lugar, el aparato de registro es independiente de las influencias de luz extraña cambiantes y, segundo, solo se registran momentos de tiempo muy cortos.

De acuerdo con la invención, los espectros pueden ser evaluados de manera más particular, durante el análisis, en la forma de sus espectros en bruto normalizados en blanco y, adicionalmente, en la forma de sus segundos derivados, como un resultado de lo cual el método se puede llevar a cabo independientemente de las influencias que dependen del instrumento tal como variaciones de iluminación u otras absorciones parasíticas de banda ancha, las cuales pueden estar sobrepuestas como un resultado de diferentes concentraciones de melanina en la piel o en las estructuras del tejido.

Un aspecto adicional de la invención se refiere al uso del dispositivo descrito anteriormente para identificar y monitorear contenido o propiedades de un medio de medición, por ejemplo, para monitorear pacientes o, en una forma más general, para identificar y monitorear valores de sangre fisiológicos de un ser vivo, de preferencia durante una medición no invasiva, in vivo, pero también durante mediciones in-vitro o en aplicaciones no-médicas.

Un aspecto adicional todavía de la invención se refiere a un método para identificar y monitorear contenido o propiedades de un medio de medición, en particular valores de sangre fisiológicos de un ser vivo, y a un producto de programa de computadora para llevar a cabo este método. Aquí, un sensor con un alojamiento es aplicado a una región de medición en un primer paso. En aplicaciones médicas, la región de medición típicamente es un dedo o un lóbulo de la oreja.

Esto también se puede utilizar para medir puntos en el cuerpo en el centro del cuerpo debido a que, bajo ciertas circunstancias (si el cuerpo restringe la función a la región núcleo) , la identificación de impulso en las extremidades solamente es posible en estos puntos.

La luz de una fuente de luz de banda ancha, la cual está acomodada en el alojamiento, posteriormente es aplicada a la región de medición.

La luz de análisis devuelta por el punto de medición posteriormente es capturada en un modo de reflexión y/o en un modo de transmisión. La luz de análisis capturada entonces es esparcida en una manera que depende de la longitud de onda y los componentes que dependen de la longitud de onda, individuales de la luz capturada son reflejados en imagen sobre un arreglo de sensor bidimensional acomodado en el alojamiento. En particular, este es un arreglo CMOS bidimensional en este caso. Además, es preferible que la luz sea reflejada en imagen sobre una pluralidad de filas paralelas del arreglo. Los espectros generados por las filas paralelas entonces se suman.

El espectro generado entonces es evaluado posteriormente para el propósito de determinar el contenido o propiedades del medio de medición (típicamente para determinar valores en sangre fisiológicos) .

La luz de análisis devuelta es preferiblemente esparcida en un enrejado de difracción. Esto permite que se proporcionen dispositivos particularmente compactos.

Es particularmente preferible que la luz de análisis devuelta sea capturada tanto en un modo de reflexión como en un modo de transmisión. Esto puede ocurrir sucesivamente en tiempo alternando la iluminación de diferentes puntos de medición o en paralelo capturando la luz devuelta desde diferentes regiones de medición.

Es particularmente preferible que la luz capturada sea evaluada en una manera de tiempo resuelto. Como un resultado, se puede establecer y tomar en cuenta una multiplicidad de valores adicionales. Es particularmente preferible que se determine el segundo derivado del espectro capturado o de los espectros capturados para la evaluación. Es más preferible que el contenido de agua en la sangre sea establecido al mismo tiempo durante la evaluación y que los valores absolutos de las concentraciones sean determinados sobre la base del componente de agua establecido.

BREVE DESCRIPCION DE LAS FIGURAS La invención se explicará en el siguiente texto utilizando un par de modalidades sobre la base de los dibujos anexos. En detalle: Las figuras la y Ib muestran una ilustración esquemática de un dispositivo de acuerdo con la invención en una vista lateral (figura la) y en una vista plana (figura Ib) ; La figura 2 muestra una ilustración esquemática de una unidad de sensor; Las figuras 3a y 3b muestran un arreglo de acuerdo con la invención para registro combinado de propiedades reflectoras y transmisivas en el caso de discriminación de tiempo (figura 3a) y discriminación de espacio (figura 3b) ; La figura 4 muestra un diagrama en bloques del dispositivo de acuerdo con la invención; La figura 5 muestra la división de las señales de absorción de acuerdo con su origen; Las figuras 6a y 6b muestran la distribución espectral de una iluminación LED de luz blanca (figura 6a) y el espectro de absorción de agua en el rango espectral entre 600 nm y 850 nm y el segundo derivado del mismo (figura 6b); La figura 7 muestra los espectros de diferentes constituyentes de sangre como ilustración de absorción y en términos de primer y segundo derivados del mismo.

La figura 8 muestra una ilustración de diversos espectros con diversas integraciones y para dos tipos de sensores (izquierdo 38 dB/derecho 64 dB) .

La figura 9 muestra una ilustración esquemática de un sensor preferido.

La figura 10 muestra una ilustración de espectros típicos .

La figura 11 muestra una ilustración de los segundos derivados de los espectros típicos.

DESCRIPCION DETALLADA DE LA INVENCION La figura la ilustra un dispositivo 1 de acuerdo con la invención en una vista lateral. El dispositivo 1 tiene uno o más aparatos de iluminación 20 (ver figura 4) , los cuales generan la luz de medición 2. Aquí, los aparatos de iluminación 20 sirven para iluminar una región de medición 3 que se va a examinar, típicamente una región de la piel y tejido, como una región sustancialmente bidimensional o región con una extensión relativamente angosta en la dirección Y. En las diversas modalidades, la región de medición lineal 3 entonces es respectivamente iluminada en una manera reflectora o transmisiva por los aparatos de iluminación y emite luz de análisis 4 de acuerdo con el comportamiento de transmisión o reflexión de los mismos. La luz de análisis 4 está acoplada en una unidad de espectrómetro 22 a través de un espejo de deflexión 5. A fin de determinar la saturación de oxígeno en la sangre y además los valores en sangre, la luz de análisis 4 en este caso yace en el rango visible (VIS) e infrarrojo cercano (NIR) , por ejemplo, en el rango de longitud e onda entre 500 nm y 850 nm, y tiene una distribución espectral de acuerdo con la composición de la sustancia, tal como se explicará adicionalmente a continuación con referencia a la figura 5. Por lo tanto, la luz de análisis 4 contiene espectros en el rango de longitud de onda relevante para identificar la composición de sustancia cuantitativa en la región de medición 3, es decir, típicamente la composición de sustancia de la sangre arterial y del tejido. El mismo dispositivo también puede ser utilizado para determinar la concentración de azúcar en sangre si el rango de longitud de onda es modificado, típicamente de 800 nm a 1200 nm.

La luz de análisis 4 alcanza una abertura 7 a través de un espejo de deflexión 5 y una unidad óptica de generación de imágenes 6. La unidad óptica de generación de imágenes 6 sirve como una lente objetivo de entrada para la unidad de espectrómetro 22. La abertura 7 tiene un diseño alargado, de preferencia como una hendidura o ranura, por ejemplo, con un ancho de típicamente 10 µp? a 30 µp?, y se extiende en la dirección horizontal o la dirección z (perpendicular al plano del dibujo en la figura la) . Si elementos ópticos adicionales tales como, por ejemplo, filtros o espejos adicionales son insertados en la trayectoria de haz, esto debiera ser tomado en cuenta por consiguiente; de acuerdo con la invención, todo lo que es relevante es que la región de medición 3 es reflejada en imagen sobre la hendidura de la abertura 7 de manera que la extensión de la misma en la dirección z corresponde a la dirección de la hendidura.

La tira de la imagen de la región de medición 3 que se deja pasar a través de la abertura 7 es vertida como luz sobre un enrejado de difracción 9 a través de una segunda unidad óptica de generación de imágenes 8. Para mediciones de valores en sangre dentro del alcance de monitoreo, el enrejado típicamente es un enrejado "holográfico de fase de volumen" transmisivo con una longitud de onda de luz brillante en la región de 700 nm y aproximadamente 300-600 l/mm. Para mediciones de azúcar en sangre, el enrejado es, por ejemplo, un "enrejado de transmisión holográfico de fase de volumen" con 600 1/mm en la región de 900 nm (productor: Wasatch Photonics) . El enrejado 9 está diseñado y acomodado de manera que hay un esparcimiento de longitud de onda dispersiva de la luz de análisis 4 perpendicular a la dirección de la hendidura en la abertura 7, es decir, en la dirección transversal o en la dirección y; por consiguiente, aquí son posibles modalidades modificadas. La luz difractada es reflejada en imagen como una imagen de difracción en una superficie de sensor 11 de un sensor de imagen 12 a través de una tercera unidad óptica de generación de imágenes 10. Aquí, una imagen de difracción de la abertura 7 o la hendidura de la misma es reflejada en imagen en la superficie del sensor 11, con la extensión longitudinal de la hendidura (la dirección z) en una dirección y el esparcimiento de longitud de onda dispersiva de la imagen de difracción en la otra dirección. Para mediciones de valores en sangre dentro del alcance de monitoreo, el sensor de imagen típicamente es un sensor de cámara CMOS del tipo Aptina MT9m032 (1.6 MP) o MT9P031 (5 MP) .

A manera de ejemplo, se hace uso de un sensor por Photonfocus (tipo A13121, 60 dB) o por ciprés (tipo IBIS5, 1.3 megapíxeles, 64 dB) .

La figura Ib ilustra una vista plana del arreglo.

La figura 2 muestra esquemáticamente un dispositivo de acuerdo con la invención. Los diversos componentes, en particular dos fuentes de luz 20a/20b, los espejos antes mencionados 5, las unidades ópticas 6, 8 y 10, la abertura 7 y el enrejado de difracción 9, están acomodados dentro de un alojamiento 16.

Además, en el alojamiento 16 también hay una unidad de electrónicos 13, la cual tiene un microcontrolador (por ejemplo, un componente FX2 por Cypress) con conversión de datos serial rápida (por ejemplo, USB2/USB3) . Los reguladores de corriente constante LED también pueden estar alojados aquí . Un conector de cable USB permite la transmisión de datos serial y el suministro de energía de la cabeza del sensor .

El alojamiento 16 típicamente es una parte moldeada por inyección hecha de un material de polímero. Si se hace uso de lentes a partir de lentes objetivo miniaturizados conocidos con un diámetro de alojamiento de aproximadamente 12mm, es posible lograr dimensiones de alojamiento del sensor de aproximadamente 10 x 15 x 50 mm. Alternativamente, se puede también hacer uso directamente de lentes objetivo con diámetros de alojamiento de 8 mm. El alojamiento 16 tiene una forma como un resultado de lo cual éste se puede unir al punto de medición, por ejemplo, en el lóbulo de la oreja o en el dedo o, en el caso de aplicaciones en diálisis o en el campo no médico, también por ejemplo en lineas para transportar el medio de medición. Además, el alojamiento adicionalmente puede ser proporcionado con medios de unión que son conocidos por sí mismos por aquellos expertos en la técnica. En la región donde la luz sale o entra, el alojamiento 16 es sellado con una ventana de vidrio anti-reflectante .

Aquí, una pared de separación 17 separa dos regiones de irradiación diferentes 3', 3" para distinguir entre una medición de reflexión (región de irradiación 3') y una medición de transmisión (región de irradiación 3"), ver también la figura 3b en este contexto.

Como un resultado del fuerte cambio de los coeficientes de extinción molares en el rango espectral, es importante llevar a cabo los registros tanto en un modo de reflexión como en un modo de transflexión. Las figuras 3a y 3b resaltan dos opciones para la manera en que se puede lograr esto utilizando un sistema de sensor.

La figura 3a permite una separación espacio-temporal. Aquí, primero que todo, hay una iluminación impulsada, corta de la región 3' (ver figura 2) para una medición de reflexión. En este caso, la unidad de espectrómetro 22 con la lente objetivo de entrada es dirigida a la línea de generación de imagen 15. Después que la imagen es leída, se activa una segunda fuente de luz impulsada, la cual ilumina la región 3" en la piel. Aquí la luz no puede llegar a la línea de registro 15 directamente a través de la pared de separación 17. La luz se mueve a través del tejido en una manera transílectiva, y, en el proceso, una parte vuelve e emerger en la línea de registro 15, la cual entonces es utilizada para la evaluación transmisiva de las señales.

En la opción ilustrada en la figura 3b, la luz solamente es irradiada en la región 3' . Sin embargo, la unidad de espectrómetro 2D es dirigida sobre toda la región 3' y 3" en la línea 15. Como un resultado de la resolución espacial en el arreglo, es posible diferenciar entre la luz de las dos regiones 3' y 3" . Como un resultado de la pared de separación 17, solamente señal transmitida es registrada en 3". Las diferencias en intensidad de las regiones 3' y 3" que se esperan en el sensor pueden ser compensadas por un filtro de densidad neutral fijamente insertado en la trayectoria de haz corriente debajo de la abertura de entrada 7 o corriente arriba de la superficie de sensor 11.

La figura 4 muestra un diagrama en bloques de una modalidad conveniente del sistema de sensor. La unidad de iluminación 20 emite luz 2 sobre la región de medición 3. Como se describió anteriormente, esta luz ahora, en un modo de reflexión o un modo de transflexión, es acoplada en la unidad de espectrómetro 22 en una forma modificada como luz de análisis. Después de una división espectral en la unidad de espectrómetro 22, luz esparcida 23 es emitida al sensor de imagen 11. El sensor de imagen 11 consiste de fotoelementos individuales 24 acomodados en una matriz. El sensor de imagen 11 es un sensor de cámara digital CMOS bidimensional : tal como se indica en el diagrama en bloques de la figura 4, éste tiene un arreglo de píxel de píxeles individuales los cuales son sensibles en el rango espectral VIS y VNIR y están acomodados en un arreglo de matriz. En una dirección (por e emplo, la dirección X) , los componentes de la luz a diferentes longitudes de onda son reflejados en imagen sobre los píxeles individuales como un resultado de que la luz esté siendo esparcida. Un espectro de la luz de análisis es medido en cada una de estas filas. Como un resultado de una pluralidad de filas adyacentes, paralelas, típicamente es posible leer y agregar 1000 filas (o típicamente 2000 filas en el caso de sensores 4 MP o 5 MP) , de acuerdo con la invención, para generar una señal con una proporción señal-a-ruido mejorada.

Las señales fotoeléctricas ya están amplificadas y digitalizadas en el sensor. Estas señales entonces son transmitidas en paralelo o en serie a un microprocesador 26 a través de una línea de conexión 25. El microprocesador 26 primero aporta una conversión de las señales; en segundo lugar, también asume el control de la unidad de iluminación LED 20 a través de una línea de control y la parametrización del sensor de imagen 11 a través de una línea de parametrización 27.

Dicho sensor de imagen CMOS 11 hace posible con un solo registro de imagen registrar hasta mil espectros, es decir, un espectro por fila, simultáneamente, por ejemplo con una profundidad de datos de 12 bits . Cada uno de estos espectros, entonces, corresponde al espectro de un elemento de imagen de la abertura, es decir, corresponde a una subdivisión de la abertura en forma de ranura 7 en lo que respecta al número de píxeles del sensor que están acomodados uno junto a otro en la dirección Y (ver figura la) .

El sensor de imagen 11 puede repetir el registro de una imagen, por ejemplo, con una velocidad de repetición de imagen de, por ejemplo, 50 registros por segundo. Debido a que, de acuerdo con la invención, solamente un pequeño rango espectral en el rango entre 500 nm y 850 nm es relevante, por ejemplo, para monitorear aplicaciones o un pequeño rango espectral en el rango entre 800 nm y 1200 nm es relevante para mediciones de azúcar en sangre, o incluso debido a que solamente una región espacial restringida necesita ser leída, es posible utilizar el registro de imagen parcial que es posible en dichos sensores de imágenes 11 de manera que imágenes parciales son establecidas como "región de interés" (ROI) , haciendo posible leer solamente la región de interés de imagen establecida (correspondiente a un rango de frecuencia deseado) del sensor de imagen 12 al mismo tiempo que se mantiene la tasa de transferencia de datos básica (velocidad de píxel) ; esto incrementa el número de cuadros transmitidos, es decir, imágenes o imágenes parciales, por segundo .

El microprocesador 26 además, a través de una línea de comunicación 29, asume la comunicación con un procesador principal 30 del sistema. Aquí, los datos de imagen son transmitidos al procesador principal 30 y el procesador principal proporciona al sistema de sensor 33 los datos de parametrización . La potencia del sistema de sensor 33 también es abastecida a través de la línea de comunicación 29. Una modalidad conveniente de la conexión es una conexión USB, la cual simultáneamente permite una alta tasa de transferencia de datos y un suministro de voltaje con 5 voltios. El procesador principal 30 es proporcionado con una pantalla y unidad de entrada 31, por medio de la cual un usuario puede establecer los parámetros relevantes del sistema y se pueden ilustrar los datos actualmente establecidos. El procesador, memoria y terminal de usuario pueden ser alojados en una unidad 32, la cual puede ser fijada a una distancia del paciente. El procesador principal típicamente es una computadora de núcleo dual, con el procesamiento de imágenes ocurriendo en el primer núcleo y la evaluación de los datos para determinar los valores de tejido y sangre ocurriendo en el segundo núcleo.

La figura 5 ilustra de manera esquemática el perfil de tiempo típico de las señales durante medición de sangre in-vivo. Aquí, la señal óptica tiene un componente constante y un componente pulsátil. El componente constante, o de manera más precisa, el componente que solamente experimenta cambio .a largo plazo, viene primero desde la sangre venosa y después desde el tejido.. Aquí, la señal del tejido debiera además ser dividida en dos regiones . Un componente depende del contenido del tejido y el otro componente depende de las propiedades de esparcimiento del tejido; lo cual tiene influencia en las trayectorias de luz reales. El componente pulsátil es generado por el corazón que bombea la sangre arterial. La absorción en la sangre arterial no es la misma en la sístole y en la diástole. Esto permite una diferenciación. Aquí, sangre fuertemente saturada con oxígeno es bombeada en la parte del cuerpo medida. Aquí, la saturación de oxígeno de la hemoglobina en un humano saludable yace en la región de 95% a 99%. El componente de señal pulsátil depende de la longitud de onda y depende del punto de medición y el tipo de medición (reflectivo/transmisivo) . Además, hay una diferencia si el punto de medición es calentado. En el caso de mediciones de dedo de humanos saludables, el componente pulsátil puede yacer (en el caso de mediciones pulsátiles) entre 3% y 20%. En el caso de mediciones reflectivas, por ejemplo, en el lóbulo de la oreja, el valor puede ser 0.55 a 1.5%. El componente pulsátil incluso es menor en el caso de pacientes con pobre perfusión o problemas agudos.

El pulso y contenido de oxígeno o el contenido de azúcar en sangre debe ser determinado a partir de este componente pequeño. De acuerdo con la invención, los espectros pueden ser registrados de manera muy rápida (aproximadamente 50-100 Hz) y aproximadamente 100 espectros individuales pueden ser agregados para formar un espectro en cada registro. Al utilizar esto, es posible en espectroscopia separar el componente constante y pulsátil en el espectro.

La figura 6a ilustra el espectro de una unidad de iluminación LED típica para monitorear aplicaciones. El sistema requiere una unidad de iluminación que proporciona luz en el rango espectral entre 500 nm y 850 nm.

Aquí se muestra el espectro de < un LED de banda ancha conveniente que, al igual que un LED de luz blanca, tiene un emisor azul (450 nm) para excitar un tinte. Este LED tiene una buena distribución de intensidad, particularmente en el rango espectral entre 500 nm y 650 nm. Dependiendo del campo de aplicación, también se podría hacer uso de un LED de luz blanca con una temperatura de color sustancialmente inferior, se podría hacer uso de diferentes compuestos de tinte o LEDs monocromo adicionales podrían ser agregados a la iluminación .

La figura 6b muestra la curva de absorción de agua y el segundo derivado de la misma. El agua tiene una banda de absorción débil a 730 nm y 830 nm (vibración de combinación avi + bv3; con a + b = 4) .Sin embargo, esto se puede evaluar bien utilizando la técnica aquí presentada. Debido a que la literatura ha divulgado que el componente de agua en la sangre del humano es muy constante y yace entre 80 y 85 por ciento en volumen, es posible, en el componente pulsátil, experimentar una determinación absoluta de la concentración a través de la señal de agua también. Esto de igual manera se puede aplicar durante el monitoreo y durante, por ejemplo, la medición de azúcar en sangre.

En contraste, las mediciones de azúcar en sangre requieren una unidad de iluminación que proporciona luz en el rango espectral entre 800 nm y 1200 nm (que no se muestra) .

La figura 7 muestra espectros relevantes de hemoglobina oxigenada (Hb02) y derivados de hemoglobina adicionales como un espectro de absorción y como primer y como segundo derivado, en donde la longitud de onda ? de 500 nm - 800 nm es graficada en la abscisa. Estos datos conocidos muy precisos permite el cálculo de los componentes de las sustancias utilizando las regresiones multi -variantes previamente descritas .

Lo que es importante en este caso es que la técnica presentada puede ser utilizada no solamente para evaluar las señales de absorción, sino también para llevar a cabo una delineación muy precisa de las otras sustancias utilizando el segundo derivado. Un método de análisis estadístico multi-variante opcionalmente es utilizado para la evaluación. Espectros individuales de todas las sustancias que son relevantes y que se van a identificar son convenientemente medidos y almacenados por anticipado.

Las figuras 8 a 11 muestran un diseño específico de un sensor y mediciones hechas con el mismo.

La figura 8 ilustra simulaciones de diferentes espectros. Los espectros en la columna del lado izquierdo fueron generados sobre la base de un primer tipo de un sensor (con 38.10 dB) . Los espectros en la columna del lado derecho fueron generados sobre la base de un segundo tipo de un sensor (con 64 dB) . A manera de ejemplo, dicho sensor es el sensor de imagen CMOS de 1.3 megapíxeles IBIS5-B-1300 por Cypress con 1280x1024 píxeles con dimensiones de píxel de 6.7 µp? x 6.7 µp?. Para el propósito de la simulación, se tomaron 5 espectros muy bien medidos como un punto inicial. A partir de estos, se generan 30 espectros individuales respectivamente, sobre los cuales está sobrepuesto un ruido de sensor artificial. El resultado es graficado. Este muestra el esparcimiento que se esperaría en el caso de mediciones individuales .

Desde arriba hacia abajo, las diversas ilustraciones muestran la influencia del número de integraciones de espectros. Las ilustraciones muestran el segundo derivado del espectro generado en un dedo humano, en el rango de longitud de onda entre 890 y 920 nm. De arriba hacia abajo, las ilustraciones individuales muestran el mismo número de espectros (simulados) , los cuales fueron generados agregando un número de espectros individuales, dicho número de espectros aumenta y va en descenso. Aquí, ya 1000 filas están integradas en un "cuadro" . La ilustración más superior muestra 1 cuadro. La ilustración más inferior muestra 3000 cuadros .

La figura 9 muestra una modalidad preferida del dispositivo 1 de acuerdo con la invención. En esta figura, los mismos signos de referencia denotan los mismos componentes como en las figuras precedentes. El dispositivo 1 tiene un alojamiento, en el cual están acomodados los diversos componentes ópticos y electrónicos. La medición se realiza en un dedo. El dedo es guiado dentro de la región de medición 3. Este sensor es particularmente conveniente para medir el azúcar en sangre. Un LED de banda ancha 20 típicamente emite luz en el rango espectral entre 800 y 1200 nm en la dirección de la región de medición 3. El alojamiento 16 tiene una abertura para la emergencia de la luz. La abertura puede ser cubierta por un recubrimiento 19 que es transparente a la luz emergente. La luz re-emergente a través del dedo es enrutada hacia el alojamiento 16 a través de una segunda abertura en el alojamiento 16, que de igual manera es proporcionada con un recubrimiento 19 que es transparente a la luz. La luz es desviada sobre un enrejado de difracción 9 a través de un arreglo de espejo 5, una abertura de hendidura 7 y una primera unidad óptica de generación de imágenes 8. El enrejado de difracción 9 esparce la luz en una forma que depende de la longitud de onda y la enruta a la superficie de sensor 11 del sensor de imagen 12 a través de una segunda unidad óptica de generación de imágenes 10. El sensor de imagen 12 y el LED 20 están acomodados en un tablero de circuitos impresos común 18 en el alojamiento 16. El tablero de circuitos impresos 18 además es proporcionado con componentes electrónicos para controlar el LED 20 y el sensor de imagen 12. En particular, el tablero de circuitos impresos 18 también tiene un controlador USB 36 y conectores USB (que no se ilustran con mayor detalle) . Esta interfaz USB primero habilita un suministro de energía al dispositivo 1. En segundo lugar, habilita intercambio de datos con una computadora externa o instrumento de despliegue. Típicamente, 4x4 píxeles son combinados en el sensor (acumulación) . Los datos combinados entonces son transmitidos a una computadora a través de la interfaz de USB. Ahí, los espectros son sumados después de remover la distorsión óptica estática del sensor .

Un LED de alta energía es utilizado como un LED. Acrómatos convenientes son utilizados como lentes. El enrejado es un enrejado optimizado de acuerdo con el rango espectral, típicamente tiene 300 1/mm o 600 1/mm.

La figura 10 muestra el perfil de tiempo de un espectro capturado por el sensor como en la figura 9. El espectro fue medido en un dedo en el rango espectral entre 500 y 850 nm en un modo de transflexión (acoplado en el tejido en un punto y desacoplado en otro punto en el mismo lado) . La figura 10 muestra los perfiles de tiempo de los espectros con dos diferentes presiones de contacto (presión de bajo contacto entre 0 y aproximadamente 10 s y de 20 s hacia fuera/presión de contacto superior entre aproximadamente 10 y 20 s) . El pulso fácilmente puede ser identificado en el rango espectral entre 520 y 580 nm como un resultado de la fuerte absorción del Hb oxidizado. El pulso de igual manera puede ser identificado claramente en el rango entre 650 y 850 nm debido a que la luz penetra más profundo en el dedo y más sangre arterial contribuye a la señal ahí. Estas dos regiones son denotadas por el número 1 en figura 10. En contraste, en el caso de presión de contacto más fuerte entre 10 y 20 s, el pulso es significativamente menos pronunciado. Por lo tanto, se debe tener cuidado, particularmente en el monitoreo donde es importante una medición de pulso resuelto, que la presión de contacto no sea tan grande.

En el número 2 es posible identificar formas de banda características de la hemoglobina oxigenada (Hb02 -sangre arterial) . Hay un doble pico a 540/578 nm. Hay muy baja absorción en el rango entre 660 y 680 nm.

El número 3 en la figura 10 muestra una banda de absorción de la hemoglobina desoxigenada en 760 nm.

A longitudes de onda más cortas, la absorción cae fuertemente a presión de contacto relativamente alta (número 4 en la figura 10) . La absorción se reduce debido a que comparativamente menos sangre está disponible (la sangre es presionada para que salga del dedo) .

Desplazamientos de la banda doble de absorción (indicada por el número 5) proporcionan información con respecto al contenido de HbCO en la sangre .

La región en 650 nm denotada por 6 sirve para identificar el contenido de metamoglobina (MetHb) .

La figura 11 muestra el segundo derivado de los espectros mostrados en la figura 10. Se sabe que funcionan con el segundo derivado de los espectros (espectroscopia de derivado) . Es posible remover todos los componentes constantes del espectro utilizando esto. Como un resultado, es posible remover artefactos que resultan de variaciones en la iluminación, y también de diferentes niveles de luz como un resultado del esparcimiento del tejido. Además, se amplifica la información significativa. El uso de derivados es particularmente útil si la máxima absorción de componentes en mezclas de una pluralidad de sustancias solamente tiene diferencias menores o están sobrepuestas. El segundo derivado proporciona mucha información adicional. El pulso puede seguir siendo identificado en el segundo derivado. Sin embargo, solamente es pronunciado donde hay una gran diferencia en la absorción entre la sangre arterial (Hb02) y el tej ido/sangre venosa. Esto es particularmente el caso en el rango espectral entre 600 y 630 nm (denotado por número 1) . Las absorciones son menos diferentes en el rango espectral de onda más larga. La amplitud de pulso del segundo derivado entonces es significativamente menor (ver número 2 en la región central en la figura 11) .

El pulso también es menos identificable en el segundo derivado en el caso de una fuerte presión de contacto. En el número 3, hay solamente un cambio en la amplitud de pulso, pero también en la forma y la posición de las bandas de absorción cuando la presión es incrementada. Esto muestra que la sangre arterial en particular es presionada hacia fuera del dedo cuando la presión es incrementada .

El doble pico de la hemoglobina oxigenada (indicado por el número 4) es claramente identificable en el segundo derivado.

El componente de Hb desoxigenado (HHb) es mayor en el tejido y en la sangre venosa. La banda de absorción, significativo en este caso, yace en 760 nm. Esto cambia difícilmente como una función de la presión de contacto debido a que la sangre arterial está casi completamente oxigenada. A partir de la proporción entre la intensidad de esta banda y la hemoglobina oxigenada ( identificable por el doble pico en la región 4), es posible pára determinar la saturación de oxígeno de tejido (StiC>2) .

Es posible determinar la concentración de HbCO del segundo derivado y, en particular, del perfil de curva del mismo y las posiciones de los picos de absorción individuales. Las concentraciones pueden ser determinadas como un resultado de los coeficientes de absorción que dependen de la longitud de onda, conocidos de Hb02, HHb, HbCO y HbMet.

A fin de analizar el contenido¦ de sangre o los cambios del mismo, es expediente capturar los datos en una manera de tiempo resuelto (y por lo tanto, de pulso resuelto) . Esto hace posible, en una manera dirigida, capturar datos por separado de la sístole y de la diástole, y también analizar esto por separado (ver también la ilustración en la figura 4, donde altas absorciones indican la sístole y comparativamente bajas absorciones en la sangre arterial indican la diástole) . En particular, el espectro puro del componente de sangre arterial emerge de la diferencia entre los espectros de la diástole y la sístole. Sin embargo, como se muestra en la figura 5, la diferencia en la absorción entre sístole y diástole es comparativamente pequeña en comparación con la absorción general . Como un resultado de la absorción grande general, solamente señales de luz baja siguen estando presentes en el sensor. De acuerdo con la invención, debido a que los espectros de una pluralidad de filas adyacentes de un sensor bidimensional son registrados simultáneamente y agregados juntos, se obtiene una señal con una calidad lo suficientemente alta. Por lo tanto, también es posible evaluar espectros con diferencia muy pequeña entre sístole y diástole.

Claims

NOVEDAD DE LA INVENCION Habiendo descrito el presente invento, se considera como una novedad y, por lo tanto, se reclama como prioridad lo contenido en las siguientes: REIVINDICACIONES

1.- Un dispositivo para identificar y monitorear contenido o propiedades de un medio de medición, en particular valores en sangre fisiológicos, que contiene al menos una fuente de luz (20; 20a, 20b) para generar luz de banda ancha (2; 2a, 2b) , de preferencia al menos comprendiendo 500nm a 850 nm y/o 800 nm a 1200 nm, de manera más particular un LED, para actuar sobre una región de medición (3; 3', 3"), medios para esparcir la luz de análisis (4) de acuerdo con la longitud de onda de la misma, dicha luz de análisis (4) ha sido devuelta por al menos un punto de medición (3; 3', 3") o ha pasado a través del punto de medición, un arreglo de sensor bidimensional (11) , de manera más particular un arreglo CMOS bidimensional, para registrar la luz de análisis de esparcimiento (13), dicho arreglo de sensor está acomodado de manera que la luz con diferentes longitudes de onda choca sobre diferentes puntos del arreglo de sensor (11) , con el dispositivo (1) de preferencia teniendo un alojamiento (16) y siendo diseñado como ensamble compacto que contiene al menos la fuente de luz (20; 20a, 20b), los medios para esparcimiento (9) y el arreglo de sensor (11) .

2. - El dispositivo de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el alojamiento (16) está diseñado para ser fijado a un punto en el cuerpo de un paciente humano, de manera más particular al dedo o un lóbulo de la oreja, o a una línea para el medio de medición.

3. - El dispositivo de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 1 y 2, caracterizado porque los medios para dispersar tienen un enrejado de difracción (9) , de manera más particular un enrejado holográfico.

4. - El dispositivo de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 3, caracterizado porque el dispositivo (1) tiene una abertura de hendidura (7) , la cual está acomodada entre una región de entrada para la luz de análisis (4) y el medio (9) para esparcimiento.

5. - El dispositivo de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, caracterizado porque, con respecto al medio (9) para esparcir la luz, la abertura de hendidura (7) está acomodada de manera que una imagen alargada es creada en una dirección diferente de, preferiblemente perpendicular a, la imagen alargada.

6. - El dispositivo de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 5, caracterizado porque el dispositivo tiene un convertidor análogo/digital.

7. - El dispositivo de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 6, caracterizado porque el dispositivo tiene un amplificador, el cual de preferencia es parametrizado .

8.- El dispositivo de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7, caracterizado porque el dispositivo tiene un conector para una conexión de comunicación eléctrica (29) y porque el dispositivo de manera más particular no tiene conectores para guiar luz al mismo o lejos del mismo.

9. - El dispositivo de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 8, caracterizado porque el dispositivo está diseñado para medir la transmisión y la reflexión .

10.- El dispositivo de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque el dispositivo tiene un arreglo de computadora (26) , el cual está diseñado de manera que es alternativamente posible llevar a cabo una medición de transmisión y una medición de reflexión, con el dispositivo teniendo una primera fuente de luz para llevar a cabo una medición de reflexión iluminando una primera región de medición (3') y una segunda fuente de luz (20b) para iluminar una segunda región de medición (3") para llevar a cabo una medición de transmisión.

11.- El dispositivo de conformidad con la reivindicación 9, caracterizado porque el dispositivo es proporcionado con medios (17) para separar la luz de análisis (4) fuera de una región de reflexión (3') y una región de transmisión (3") .

12.- El dispositivo de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 11, caracterizado porque el dispositivo está diseñado para escanear con una frecuencia > 50 Hz, con ésta siendo posible establecer un componente de tejido y un componente pulsátil de los valores en sangre fisiológicos medidos.

13. - El dispositivo de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 12, caracterizado porque un arreglo de computadora preferiblemente externo (26, 30) es asignado al dispositivo, dicho arreglo de computadora está diseñado de manera que las mediciones se pueden llevar a cabo en una manera de tiempo resuelto.

14. - El dispositivo de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 13, caracterizado porque un arreglo de computadora preferiblemente externo (26, 30) es asignado al dispositivo, dicho arreglo de computadora está diseñado de manera que es posible establecer un segundo derivado de los espectros capturados y porque los valores en sangre fisiológicos en particular pueden ser establecidos sobre la base de este segundo derivado.

15. - El dispositivo de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 14, caracterizado porque el arreglo de sensor bidimensional (11) está acomodado de manera que la luz de análisis esparcida choca sobre una pluralidad de filas adyacentes del arreglo de sensor bidimensional (11) y con el dispositivo (1) teniendo un arreglo de computadora que está diseñado para agregar los espectros generados por las filas adyacentes.

16. - Una combinación de un arreglo de computadora externo (32) y un dispositivo de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 15, en donde el dispositivo (1) y el arreglo de computadora (32) son y pueden ser interconectados por medio de un cable de comunicación (29) .

17. - Un método para identificar y monitorear contenido o propiedades de un medio de medición, en particular valores en sangre fisiológicos de un ser vivo, que consiste de los siguientes pasos, en particular en conjunto con un dispositivo de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 1 a 15 : - aplicar luz (2; 2a, 2b) desde una fuente de luz de banda ancha (20; 20 a, 20b) sobre al menos la región de medición (3; 3'; 3"), - capturar luz de análisis (4) devuelta en modo de reflexión y/o transmisión, - llevar a cabo el esparcimiento que depende de la onda de la luz de análisis capturada (4) y crear la imagen de los componentes que dependen de la longitud de onda, individuales de la luz de análisis capturada (4) en un arreglo de sensor bidimensional (11) , de manera más particular sobre una cámara CCD bidimensional para generar un espectro, - evaluar el espectro generado así para establecer el contenido o propiedades del medio de medición, en particular los valores en sangre, en donde un alojamiento es aplicado, en particular por anticipado, a una región de medición (3; 3', 3") de un ser vivo en particular, dicho alojamiento contiene la fuente de luz y el arreglo de sensor.

18.- El método de conformidad con la reivindicación 17, caracterizado porque la luz de análisis (4) es esparcida en un enrejado de difracción (9) .

19.- El método de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 17 o 18, caracterizado porque la luz de análisis (4) es capturada en un modo de reflexión y en un modo de transmisión.

20. - El método de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 17 a 19, caracterizado porque la luz de análisis (4) es evaluada en una manera de tiempo resuelto.

21. - El método de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 17 a 20, caracterizado porque el segundo derivado de los espectros capturados es establecido para establecer los valores en sangre fisiológicos.

22.- El método de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 17 a 21, caracterizado porque el escaneo es llevado a cabo a una frecuencia de más de 50 Hz y porque un componente de tejido y un componente pulsátil de los valores en sangre fisiológicos medidos son establecidos.

23.- El método de conformidad con cualquiera de las reivindicaciones 17 a 22, caracterizado porque la luz de análisis esparcida es reflejada en imagen sobre una pluralidad de filas adyacentes del arreglo de sensor (11) y porque los espectros generados por las filas individuales son sumados.

24.- Un producto de programa de computadora, el cual lleva a cabo un método de conformidad con una de las reivindicaciones 17 a 22 cuando es ejecutado en una computadora .