JP2013523362A - 生体組織における生物学的、化学的、及び／又は生理学的パラメータを決定するための装置及び方法 - Google Patents

Abstract

本発明は、生体組織における生物学的、化学的、及び／又は生理学的パラメータを決定するための装置であって、エネルギー供給ユニット、生体組織に向けられた少なくとも１つのレーザー源を備えたレーザー作動ユニット、生体組織によって散乱される光及び／又は吸収される光を検出するための少なくとも１つのセンサユニット、制御ユニット、保存及び処理ユニット、並びに外部データ処理ユニット用のインターフェイスを備えている、装置に関する。本発明による方法は、基準ベクトル（Ｒ_ｉ）の基準セット（Ｒ）を確定するための校正段階の実施であって、いずれの場合にも、パラメータ（ＢＺ_ｉ）を独立して確定すること、非偏光レーザー光を生体組織に照射すること、及び一連の光学的測定変数から測定値ベクトル（Ｍ_ｉ）を記録することを含む、校正段階の実施と、補間ベクトル（Ｉ_ｋ）の補間セット（Ｉ）を確定するための補間段階の実施であって、いずれの場合にも、非偏光レーザー光を生体組織に照射すること、及び散乱された光の強度から測定値ベクトル（Ｍ_ｋ）を記録すること、及びこれに続く基準セット（Ｒ）からの補間パラメータ（ＢＫ_ｋ）の決定を含む、校正段階の実施と、含む。
【選択図】図１

Description

（説明）
本発明は、生体組織における生物学的、化学的、及び／又は生理学的パラメータを決定するための請求項１に記載の装置、並びに生体組織における生物学的、化学的、及び／又は生理学的パラメータを決定するための請求項１５に記載の方法に関する。

生体組織における生物学的、化学的、及び／又は生理学的パラメータの決定は、生理学的研究の分野及び健康診断プロセスにおいて必要不可欠である。特定の例は、この場合、血液成分の識別及びモニタリング、特に、血糖濃度の決定である。通常は、このためには組織を傷つけて、一定量の血液を採取する必要がある。現在は、最小の支出で比較的安全に血液採取を可能にする、このような侵襲性プロセス用の装置が利用可能であるが、人によってはこれを不快と感じる。加えて、血液採取では、血液凝固障害のある人に対して、出血が止まらなくなって重度の合併症が起きるのを防止するために特定の予防措置を常に講じなければならない。血糖及び他の血液パラメータの時間的に連続的な制御は、このような人には殆ど不可能であり、医師の助言及び調査の下でのみ可能である。

上記の問題を解消するために、血糖濃度を非侵襲的に、すなわち穿刺及び血液採取を行わずに決定することができる方法が開発された。このような方法は、光吸収の測定又は組織に照射された光の偏光状態の変化に依存する。

例えば、米国特許第５，３８３，４５２号に、生体組織における糖濃度によって生じる偏光平面の回転を測定する方法が開示されている。負荷試験のフレームワークの範囲内で血糖値に意図的に影響を与えることを伴う、従来の血糖測定法を使用して事前に行われる校正により、偏光平面の回転を、血糖濃度の指標として使用することができる。

独国特許出願公開第ＤＥ４３１４８３５Ａ１号に、生物学的マトリックスにおける糖を分析するための方法及び装置が開示されており、この方法及び装置では、ある位置でマトリックスに光が注入され、マトリックス内で測定される光の強度が測定される。次いで、この測定強度が、マトリックス内の血糖濃度の指標として使用される。

従って、血糖値の非侵襲的決定は、光と糖との間の物理的に既知の相互作用によるものであり同等に単純である。しかしながら、ヒト血液中の検査室での値をそれぞれ確定する、生体組織における物理値の決定は、血糖値の決定のみに限定されるものではなく、測定される非常に多くの値を含む。従来技術で公知の非侵襲的方法は、もはやこの目的には十分ではない。具体的には、偏光状態又は散乱光の強度についての情報は、問われるパラメータを非侵襲的に確定するには十分ではない。従って、冒頭で述べた測定方法は限界に達している。

結果として、本発明の目的は、好ましくない条件下、又は一方の光と他方の測定されるパラメータとの間の相互作用が未知若しくは物理的に未だに十分且つ正確に研究されていない条件下であっても、生体組織における生物学的、化学的、及び生理学的パラメータを決定できる非侵襲的方法並びにこの方法を実現するための装置を提供する。

本発明の目的は、請求項１に記載の装置及び請求項１３に記載の方法によって達成される。それぞれの従属請求項は、この装置及び方法の適切且つ／又は有利な実施形態を含む。

生体組織における生物学的、化学的、及び／又は生理学的パラメータを決定するための本発明による装置は、エネルギー供給ユニット、生体組織に向けられた少なくとも１つのレーザー源を備えたレーザー作動ユニット、生体組織によって散乱される光及び／又は吸収される光を検出するための少なくとも１つのセンサユニット、制御ユニット、メモリ及び処理ユニット、並びに外部データ処理ユニット用のインターフェイスを備えている。

センサユニットは、平面的なセンサアレイとして適切に実現される。第１のセンサ部分は、内部サブアレイを形成し、第２のセンサ部分は、この内部のサブアレイを取り囲む外部サブアレイを形成している。従って、散乱光の分布を位置に依存して検出することができる。

適切な構成では、内部サブアレイは、第１の偏光方向に向いた偏光子を有するアタッチメントを備え、外部サブアレイは、第２の偏光方向に向いた第２の偏光子を有するアタッチメントを備え、第１の偏光方向は、第２の偏光方向に対して垂直に向いている。従って、散乱光は、位置及び方向に依存して、並びにその偏光状態に依存して検出することができる。

更なる実施形態では、センサユニットは、レーザー源からの光の絶対強度を決定するための第１の光度計、及び組織によって散乱された光を測定するための第２の光度計を備える光度計として成立する。センサユニットは、適切な構成では、必要に応じてレーザー源からの光を第１の光度計に再配向するための偏向機構を備えている。

適切な実施形態では、互いに直交するビーム方向を有する２つのレーザー源が設けられている。これにより、入射光のビーム方向に依存して散乱光の特徴を検出することが可能となる。

レーザー源は、センサアレイに位置する孔に適切に配置され、センサアレイの検出方向に対して所定の傾斜角をなしたビーム方向を有する。この傾斜角は、約４５度に調節可能な値を有すると有利である。従って、組織表面で反射される光ではなく、組織内の一定の深さで生成される散乱光は、検出器配列によって検出される。

適切には、第１のサブアレイは、少なくとも１つの第１の単一ダイオードからなり、第２のサブアレイは、この第１の単一ダイオードの周りに均等に分布された少なくとも４つの単一ダイオードからなる。

適切な実施形態では、センサユニットは、センサユニットと組織との間の接触圧を測定するための圧力センサ、及び／又は組織の温度を測定するための温度センサを備えている。これにより、組織上のセンサユニットの接触圧をモニタリングできる一方、他方ではパラメータの接触圧依存を測定することができる。温度センサは、同様に、一定の測定条件をモニタリングする役割を果たす。

適切なことに、圧力センサ及び／又は温度センサは、適切な接触圧及び／又は適切な温度値を設定するために制御ユニットと協働する制御回路を構成している。

生体組織における生物学的、化学的、及び／又は生理学的パラメータを決定するための本発明による方法は、以下に示すプロセスステップを含む自己学習プロセスフローの形態で実現される。

このプロセスは、２つの基本的なプロセスブロックに分けられ、１つは校正段階であり、もう１つは補間段階である。

校正段階の実行は、パラメータの少なくとも１つの従来の決定、及び光学的測定値を確定するために組織に対して行われる少なくとも１つの光散乱測定を含む。これに関連して、この少なくとも１つの従来通りに決定されたパラメータを、各光学的測定値に割り当てる。これらのデータを、校正基準セットとして保存する。

補間段階の実行は、光学的測定値を決定するために組織に対して行われる少なくとも１つの光散乱測定を含む。決定されるパラメータは、光散乱測定の測定値及び基準セットのデータから補間する。補間パラメータを基準セットに保存する。

校正段階を実行するときに、基準セットの決定を、基準ベクトルの形態で適切に実行する。各基準ベクトルは、従来通りに決定されたパラメータ及び光学的測定値を含む測定値ベクトルからなる。補間段階を実行するときに、光学的測定値を含む測定値ベクトルを決定し、関連する補間パラメータを、測定値ベクトルと共に、新たな基準ベクトルとして基準セットに移す。

校正段階を実行するときに確定される測定値ベクトルは、適切な実施形態では、第１の偏光方向において組織による影響を受けた光強度、及び第２の偏光方向において組織による影響を受けた光強度を含む。測定値ベクトルは、独立して確定されたパラメータと組み合わせて基準ベクトルを得る。

補間段階を実行するときに確定された測定値ベクトルは、適切な実施形態では、第１の偏光方向において組織による影響を受けた光強度、及び第２の偏光方向において組織による影響を受けた光強度を含む。

補間パラメータは、以下のステップを用いて確定する。

測定値ベクトルを記録し、基準セットから測定値ベクトルに対して最小の距離を有する最も近い測定値ベクトルを決定する。続いて、記録された測定値ベクトルに割り当てられたパラメータを、最も近い測定値ベクトル及びそれぞれ関連する基準パラメータから補間する。

補間パラメータを、補間を実行した後に測定値ベクトルと共に基準セットに加える。

本発明による装置及び方法を、例示的な実施形態に基づいて以下に詳細に説明する。図１〜図１５は、説明の目的を果たす。同じ参照符号は、同一の部品及び方法ステップ並びに／又は等しい働きの部品及び方法ステップに使用する。

本発明による装置の例示的なブロック図を示している。 複数の測定センサの例示的な回路図を示している。 セントラルユニットの例示的な回路図を示している。 センサユニットの例示的な図を示している。 偏光子を備えた図２に示されているセンサユニットのカバーを示している。 別の構成要素を用いて完成されたセンサユニットの側断面図を示している。 スペーサ、圧力センサ、及び温度センサによって完成されたセンサユニットを示している。 第１の例示的な実施形態のセンサユニットにおける光路を示している。 最初に放出されたレーザー強度の光学的絶対測定用のセンサユニットの実施形態を示している。 ビーム方向が相互に直交する２つのレーザー光源を有するセンサユニットの実施形態を示している。 別の例示的なセンサ配列を示している。 センサと光源の組み合わせ配列の別の実施形態を示している。 校正段階のフローチャートの例示的な図を示している。 補間段階のフローチャートの例示的な図を示している。 模式的な基準セットを示している。 基準セットに対して実行された補間を示している。 実際の測定から確定された基準セットを示している。

図１は、本発明による装置の例示的なブロック図を示し、これに関連した図１ａは、測定センサの例示的な回路図を示し、そして図１ｂは、集積回路によってセントラルユニットを実現するための例示的な回路図を示している。装置の構築には、モジュールの概念が使用される。このモジュール概念は、様々な構成要素、センサ、データ処理ユニット、及び別の機器を組み合わせることを可能にするため、単独症例に適用された可能な限り多数の測定データの量を検出して処理することができる。

この装置は、エネルギー供給ユニット１ａからエネルギーが供給されるセントラルユニット１からなる。エネルギー供給ユニットとして、下流の変圧器及び整流回路を有する電源接続器、並びにアキュムレータ又はバッテリユニットを使用することができる。

セントラルユニット内には、レーザー作動ユニット２が設けられている。レーザー作動ユニット２は、セントラルユニットに接続できるレーザー源３を制御するか、又はそれ自体が、光ファイバーケーブルによって外部にレーザー光を案内するレーザー装置を含む。このような場合、レーザー源３は、ビームを組織表面に向けて合わせるための、光ファイバーケーブルの下流側の単なるビーム素子である。

レーザー作動ユニットとして、このために通常のドライバハードウェアを利用することができる。ドライバハードウェアは、１００ｍｓ〜８００ｍｓの範囲の可変的に調節可能な時間間隔のパルスモードでのレーザー源の動作を適切に可能にし、従って実行されるパルスプラグラムを支援する。

レーザー源として、８００ｎｍ〜９５０ｎｍの発光波長を有するレーザーダイオードが適切に使用される。レーザーダイオードの出力は、組織内での損傷を回避するために数ｍＷに適切に制限されるべきである。Ｐ型レーザーダイオードを使用することが可能である。適切なことに、レーザーダイオードは、コンデンサ回路によるサージ電圧から保護される。

測定値を得るために、少なくとも１つのセンサユニット４が設けられている。センサユニット４は、生体組織によって散乱したレーザー光、反射したレーザー光、減衰したレーザー光、又は他の影響を受けたレーザー光を受け取る少なくとも１つの測定センサ４ａを含む。この例では、少なくともレーザー源３の放出開口が、測定センサ４ａと共に、センサユニット４の本体と一体である。従って、この例のセンサユニット４は、レーザー光線の放出及び測定データの取得のためにセントラルユニット１に接続された測定モジュールを構成している。

このために通常のフォトダイオードを、測定センサとして使用することができる。約２〜５ｍｍの受光直径を有するフォトダイオードは、この場合に適切であることが分かった。赤外スペクトル範囲における散乱放射線の識別では、受光表面の黒いカバーが、可視光が入射したときに影響を受けるダイオードを除外するのに適切である。高感度のセンサユニットの配置を達成して、十分に大きい測定領域を見つけるために、セット及びサブアレイ１０及び１１におけるいくつかのフォトダイオードを組み合わせて適切に相互接続する、特に平行に接続するのが適切である。この例は、図１ａに示されている。フォトダイオードの感度は、この場合、適切な位置で回路に組み込まれている対応する抵抗Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３、及びＲ４によって調節することができる。これに必要な回路及び各回路基板上のフォトダイオードの配列が、センサユニットの不可欠な部分を構成している。

センサユニット４を作動させるため、特に測定センサによって検出された測定信号を受け取るために、制御ユニット５が、セントラルユニット内に設けられている。制御ユニット５は、レーザー作動ユニット２と協働する。この制御ユニットは、レーザー作動ユニットに切替え信号を供給する一方、センサユニットによって収集される測定信号用の増幅器、圧力センサ、及び温度センサを備えている。

標準的な増幅回路を増幅に使用することができ、この場合に使用される抵抗比によって非常に容易に利得係数を調節することができる。様々な利得係数を、この場合、異なるセンサ群に使用することができる。例えば、利得係数１０は、温度センサの測定信号の変換が可能であり、利得係数１は、センサユニットの測定センサからの測定信号の変換が可能である。これらの異なる利得係数は、通常は、増幅回路の回路基板上のジャンパーの設定によって事前に設定することができる。

両方の構成要素に、保存及び処理ユニット６からの制御信号が供給され、この場合、両方の構成要素は、保存及び処理ユニットに保存された測定プログラムを実行する。任意選択で、追加のセンサ５ａを制御ユニット５に接続することができる。センサ５ａは、具体的には圧力センサ又は温度センサとすることができる。

温度センサの使用は、測定される組織における一定温度をモニタリングし、従って測定プロセスが負の影響を受けるのを防止するのに適している。このような測定に一般的である温度センサを、このために使用することができる。

例えば、単一構成要素間の接続は、８芯ケーブル、特にネットワークケーブルによって実現される。

光測定センサによって検出される生体組織における光の物理的影響及び相互作用は、相当異なる性質であり得る。しかしながら、これらは、当業者にはそのようなものとして知られているが、センサ配列によって最終的に検出される測定信号に対する各単一の影響の正確な結果は、全体として非常に複雑であり得る。基本的影響をこの時点で述べなければならないため、ランベルト／ベールの法則にしたがった組織内の光の吸収、様々な誘電体の界面、特に組織表面及び空気における光の回折を、フレネル方程式によって物理的に説明することができる。組織内で生じる回折又は光の散乱は、方向依存性且つ散乱性であり得、特にレイリー又はミー散乱として説明することができ、散乱粒子のサイズに依存し、且つ主な偏光効果、特に偏光平面の回転、及び特に組織内に存在する分子のキラル中心によって引き起こされる他の形態の光学活性を、測定値を得るための物理的相互作用プロセスとして同様に利用することができる。

保存及び処理ユニット６は、このためにプログラムすることができ、この保存及び処理ユニット６に保存されているデータ及び測定値を読み出して外部で処理又は変更することができる。このために、外部データ処理ユニット８、例えば、コンピュータ又は外部ネットワークへの接続を可能にするインターフェイス７が設けられている。セントラルユニットは、この場合、定期的に調べることができるデータ収集手段として機能する。これは、具体的には、ＵＳＢインターフェイスを介して行うことができる。

代替として、このインターフェイスは、ＳＤカードの形態で実施することもできる。ＳＤカードは、持ち運び型メモリモジュールとして、装置の対応するスロットに挿入して、測定データをロードすることができる。前記データは、後にコンピュータで読み出される。

もちろん、これらの構成要素は、全てハウジング内に収容して小型化することができる。この構成では、体の一部に身に着けて持ち運べる装置、例えば、ブレスレットとして実現することは容易に可能である。セントラルユニットに存在する要素は、この場合、十分に小型化され、センサユニット４の回路基板上に適切に配置すらされる。

この場合、マイクロコントローラを用いたハードウェアアーキテクチャの使用が適切である。ハードウェアアーキテクチャは、具体的には、１０又は１２ビットの処理幅でＡＤ変換を実行する。１０ビットの処理幅を有するＡＤ変換器、及び約４０００ｍＷの最大電圧を有するアナログ入力信号が使用されると、この場合、約３．９ｍＶ／単位の分解能が達成される。このとき、実際に供給される測定信号のレベルが事前に知られていないため、入力信号に対する電圧範囲を可能な限り大きく確保することが有利である。この場合、ＡＤ変換器のオーバーフローが回避される。しかしながら、この場合、ＡＤ変換の分解能は低下する。

処理データのバッファリングにはＥＥＰＲＯＭが有利である。クロック周波数として、１ＭＨｚ〜８ＭＨｚ以上の周波数間隔を、マイクロコントローラの特定の構成によって使用することができる。マイクロプロセッサは、一連のポートを有し、これらのポートにより、センサユニット及び別のセンサの測定信号を読み込むことができ、且つマイクロプロセッサのプログラミングを実行することができる。プログラミングは、具体的には、ＪＴＡＧ集積回路によって実行される。更に、特に測定データをＳＤカードに保存し、外部データ処理ユニットへの測定データを転送するためのポートが設けられている。ポートは、最終的に、レーザー源及び／又はセンサユニット及び他の測定センサを作動及び停止するために、制御ユニット及びレーザー動作ユニットに制御信号を出力する役割を果たす。

本明細書に示されていない別の適切な装置は、セントラルユニットに配置される無線データ送信用の手段とすることができ、この手段により、確定した測定データを外部受信機、例えば、医療機器又は中央監視ユニットに送ることが可能である。この場合、装置全体は、携帯電話の外形を有することができる。

装置全体は、本明細書に示されていないディスプレイを適切に備えている。ディスプレイとして、小型装置用の小さくて単純な液晶ディスプレイ及び固定式として利用できる構成用の大きめのディスプレイを使用することができる。ディスプレイは、対応するドライバライブラリと組み合わせた標準的なハードウェアとして実現することができる。

一連のキーが、利用者案内用に設けられている。利用者案内用のインターフェイスと一連のキーにより、測定データ及びそのような同様のデータの保存及び読み出しのために装置のパラメータを設定及びキャンセルすることができる。最小の構成では、４つのキーが設けられている。４つのキーにより、対応するポートを介してマイクロコントローラにアクセスする。キーが押されると、対応するポートが接地に接続されるため、デジタル入力が生成される。キーを読むための内部プログラムコードが、適用されたバイトをカウントし、その変化をチェックする。この場合、得られた結果に従って、ディスプレイ上の対応するメニューが、起動され、停止され、又はメニュー内で実行される機能をスクロールする。

図２は、検査される組織に向けられた例示的なセンサユニット４の表面の原理の図を示している。ここに示されている例では、センサユニットは、単一測定センサ４ａからなる平面的なセンサアレイ９を含む。測定センサの数は、基本的に任意である。この例では、センサアレイ９は、４つの測定センサからなる内部サブアレイ１０を有する第１のセンサ部分と８つの測定センサからなる外部サブアレイ１１を有する第２のセンサ部分に細分される。外部サブアレイは、この場合、内部サブアレイを完全に取り囲んでいる。既に述べたように、レーザー源３又は対応するビーム素子が、センサアレイに隣接してセンサユニット本体に組み込まれている。測定工学の点では、単一測定センサを２つのサブアレイのそれぞれから排除する、又は任意に組み合わせることも可能である。これにより、サブアレイの様々な構成を実現することができる。具体的には、レーザー源に最も近い測定センサのスイッチを切る、又はそれらの信号の重みを測定工学の点で残りの測定センサの重みよりも軽くすることが可能である。

図３に示されているように、内部サブアレイ１０は、この場合、第１の偏光子１２によって覆われ、外部サブアレイ１１は、第２の偏光子１３によって覆われている。これらの偏光子は、互いに直交する偏光方向Ａ及びＢを有する。レーザー源３から放出される光は、偏光カバーによる影響を受けない。このために、偏光子１３は、レーザー光が通過できる開口１４を有する。この開口の直径は、１〜３ｍｍの範囲とすることができる。もちろん、代替として、ここでは可変開口断面を有するシャッターを配置することも可能である。センサユニットのサブアレイ又は表面を覆うために、ガラス基板に固定された偏光ホイルが適切に使用され、従ってセンサ表面に平面的なカバーが形成されている。

図２及び図３に示されているセンサユニットの構造は、別の構成要素によって完成することができる。図４は、これに関係する一実施形態の側面図を示し、図５は、センサ領域の図である。追加的に加えられる構成要素は、センサ領域と組織の表面との間に十分な間隔を確保する一方、他方で円滑な測定プロセスに必要なパラメータを検出することを目的とする。

図４及び図５に示されている例では、センサ表面の周りに均等に分布されたスペーサ１５が、センサ領域と組織との間に設けられている。スペーサは、組織表面１６に接触する。必要であれば、スペーサは、配列全体が滑るのを防止し、且つ組織上の割り当てられた位置にセンサを固定する粘着性の接触面を有する。

スペーサは、センサ領域を取り囲んでいる圧力センサ１７及び温度センサ１８の配列内に位置している。圧力センサ１７は、組織表面における圧力ユニットの接触圧を示し、セントラルユニット内の上記の制御ユニットに接続されている。温度センサは、組織表面の直接の温度を示す一方、他方で測定部位の直接の外部環境における温度を示す。温度センサは、組織表面とセンサ本体との間の良好な熱接触を確実にする接触面を有する。

スペーサ１５、並びに中間に配置された圧力センサ１７及び温度センサ１８は、通気スロット１９によって互いに離隔されている。これらのスロットは、センサ領域と組織表面との間の測定値を歪める負圧、及び結果として起こる血液循環の増加又は別の種類の組織の変化の歪みを防止する。

図６は、上記のセンサユニット４における例示的な光路を示している。レーザー源３から放出されるレーザー光は、必要であれば光ファイバーケーブル２０によって導入し、有限サイズのビームスポット内の有限角度αで組織表面１６に入射し、最も上の組織層に浸透する。組織内で生成される散乱光は、散乱円錐内のビームスポットから伝播し、組織表面に対して垂直に向いた検出方向で検出される。このプロセスでは、散乱光は、偏光子１２及び１３を透過し、これらの後側に配列されたサブアレイ１０及び１１によって受け取られる。入射角αは、約４５度であり、センサユニット内に配置された角度調節機構２１によって概ねこの角度に調節することができる。このようなセンサユニットを使用することにより、両方のサブアレイにおける強度を相対測定において決定することができる。

図７は、図６に示されている配置の更なる発展型を示し、２つのサブアレイに入射する強度の相対測定とは別に、組織表面に向かって最初に放出されたレーザー光の強度の絶対測定が可能である。このために、２組の測定センサが設けられている。測定センサの少なくとも１つは、この場合、絶対強度測定専用である。ここに示されている例では、これは、測定センサ２２である。その検出方向は、偏向ミラー２３の表面に向けられ、この偏向ミラー２３を、任意選択で、レーザー源３の放射方向に回転させて、放出されたレーザー光を測定センサ２２に直接偏向することができる。偏向ミラーの切替え機構は、同様にセントラルユニット、具体的にはセントラルユニット内の制御ユニットによって制御される。

図７に示されているセンサの配列は、組織表面で散乱した光に対して感受性のある通常の測定センサを更に含む。図７に示されている例では、単一測定センサ２４が、このために例として示されている。もちろん、この単一測定センサの代わりに、前の図面に示されているサブアレイ１０及び１１を同様に設けることもできる。外部サブアレイ１１の測定センサの１つは、この場合、測定センサ２２としてこの例示的な実施形態に従って利用することができ、対応するように下向きに傾けられる。

図８は、既に上記されたサブアレイ１０及び１１のアレイ配列９と組み合わせられた２つのレーザー光源２５及び２６を有する別のセンサ領域を示している。レーザー光源２５及び２６は、互いに直交した向きのビーム方向を有し、組織表面に対して４５度の角度で傾斜している。従って、アレイ配列９は、レーザー光源２５によって組織で生成される散乱光を測定する一方、他方では同じアレイ配列によって、レーザー光源２６によって組織で生成される散乱光が検出される。

図８に示されている装置は、パルスモードで適切に動作される。このとき、先ず、レーザー光源２５が、セントラルユニット内のレーザー作動ユニット２によって起動され、次いでアレイ配列が、組織で散乱された光を検出する。レーザー作動ユニット２は、次のレーザー光源２６を起動し、このアレイ配列において測定手順が繰り返されるため、この測定サイクルで合計４つの測定値が得られる。

図９は、センサ配列の別の例を示している。このセンサ配列は、組織表面１６に当てられる配列からなり、この配列は、環状検出器２７、吸収測定用の光検出器２８、屈折測定用の光検出器２９、波長依存性吸収を決定するためのスペクトル分解能を有する光センサ３０、及び組織で散乱された光の偏光状態を決定するための光センサ３１からなる。約４５度の入射角αを有するレーザー源３２は、光源の役割を果たす。セントラルユニット１は、既に述べられたように、レーザー源及びセンサ配列の動作を制御する。

環状検出器２７は、組織で生成される散乱光を受け取り、必要であれば、入射する可能性のある望ましくない光の一部に対して横方向に遮蔽される。光検出器２８及び光検出器２９の位置及び動作のために、組織内に含まれる平均光路を考慮する必要がある。各検出器で生成される信号が最適となるように、配列内の距離ａ〜ｄを選択しなければならない。組織内に達する照射レーザー光の透過深さは、光の出力及び波長によって異なり得る。生体組織における光の浸透深さが波長と共に変化するため、距離ａ〜ｄは、結果として相応に変化させる必要がある。

４５度の入射角以外に、他の角度又はかすめ入射も可能である。光検出器３０における散乱光のスペクトル検出により、検査される組織の化学分析が可能となる。

図１０は、組み合わせられたセンサと光源の構成の別の実施形態を示している。この構成は、光源３３、特にレーザー光源が配置されたハウジング、並びに内部の任意選択の反射面３４及び３５からなる。反射面は、レーザー光を何回も反射させて、構成の下側に位置する開口３６から放出させる。この開口は、偏光ホイル３７で覆われている。開口３６の周りには、環状検出器３８及び３９が同心円状に配置され、構成全体は、好ましくは黒いラッカーがコーティングされたハウジング４０内に収容されている。

回折効果を測定するために、環状検出器は、例えば、光層及び／又は太陽光層を含み、ユニットとして実現することもできる。検出器に存在する場合がある、測定信号と照射光の強度との間の非線形性を、照射出力を変更することによってバランスさせることができる。圧力センサ及び／又は温度センサも存在し得る。図１０の例示的な実施形態又はその前に示された例示的な実施形態の１つ以上のセンサを、センサ配列が繰り返し接触するときに誤差を検出して補正する基準検出器として使用することもできる。

上記のレーザー源は、組織内への光の浸透深さが最大である波長範囲で適切に放射する。レーザー源は、このために有用であり、レーザー源から放出された光は、約６５０ｎｍ〜１０００ｎｍの波長、従って近赤外線の波長を有する。このような波長の光は、例えば、ヒトの皮膚内に４ｃｍの深さまで浸透し、その深さでは、初期値の２５％に相当する強度に達する。赤色及び赤外スペクトル範囲のレーザーダイオード、特に半導体レーザー又は色中心レーザーは、この場合、検査に合格したものである。このとき、約２００ｍｓの比較的短いレーザーパルスで十分である。

もちろん、様々な組織層に対する精度の高いステートメントを得るために他の波長の電磁スペクトルを使用することも可能である。従って、例えば、真皮組織層のみを選択的に検査するために、４００ｎｍの波長のＵＶ範囲の光を照射して最大１ｃｍの浸透深さに到達させることも可能である。

しかしながら、使用される光の波長は、検査される組織に存在する組織液によっても異なる。血液が多く供給される組織、例えば、粘膜が検査される場合、又は静脈部分が直接測定される場合は、光の波長は、血液中で生じる酸素飽和度が問題とならないように選択するべきである。

特に、体腔が、測定方法の好ましい位置として可能である。従って、臍領域で測定を行うことが可能である。

測定プログラムを構成するための正確なパラメータは、この場合、セントラルユニット内に存在する入力手段、具体的にはボタン、タッチスクリーンを介して、又は外部インターフェイスを介してセントラルユニットに入力して調節することができる。第１の実施形態は、特に、大きい固定設備に適しており、後者の実施形態は、小型持ち運び装置及び小型測定装置に適している。

この文脈では、例えば、信号トーン、声出力、表示される文字又は記号表現、メニュー配列、及び同様の別の信号伝達手段の形態で実現される測定装置の使用者に使用者案内の手段を提供することが有利である。これは、セントラルユニットでの構成の実行及び測定の実行の両方、又は使用者の一連のデータ及び測定の管理に関してである。

このような測定は、好ましくは、同じ組織又は体の部位における清潔な脱毛された組織表面で、一定の温度条件下で行われるべきである。また、強い周辺光、特に太陽光が測定ゾーンに入射して、この場合、測定を歪め得る影響は抑制されるべきである。

前述のセンサ配列によって検出される測定値から未知の組織パラメータを決定するために行われる例示的な方法ステップを以下に説明する。その際に、血糖濃度の決定について、以下の説明で述べる。血統濃度の代わりに、実質的にあらゆるパラメータを考慮に入れることができることは明らかである。

この方法の基本的な考えは、経験的に自己学習する測定装置によって、一連の異なる基本的に任意の数の測定データと組織で測定されるパラメータと組織で測定されるパラメータとの間の相関を最初に決定して、これに関する十分な数のデータを先ず蓄積し、測定データと測定パラメータとの間の確定された経験的相関を最終的に使用して、光学的にのみ決定されるパラメータを最終的に決定することである。このとき、組織内の照射光の挙動を決定する物理的相関、及び結果として生じる、センサ配列によって最終的に測定される強度及び偏光効果は、詳細を知る必要がなく、しばしば、詳細が明らかになり得ないこともあることに留意されたい。

この方法は、２つの重要な方法の段階に分けられる。第１の方法の段階、校正段階では、一連のいわゆる測定値ベクトルが決定され、別の方法で決定されたパラメータと相互に関連付けられる。この場合、いわゆる基準ベクトルが生成される。以降、補間段階と呼ぶ第２の方法の段階では、校正段階で決定された測定値基準ベクトルの全てを使用して、ここで、補間によって新たに確定された測定値ベクトルから必要な組織パラメータを確定する。

このような測定値ベクトルの次元、すなわち測定値ベクトルの成分の数は、任意の数とすることができる。この数は、本質的に、センサ配列から供給される測定値の数によって決まる。従って、例えば、図２に示されているセンサ配列は、第１の偏光方向に組織で散乱された光の第１の測定強度値、及び第２の偏光方向に散乱された光の第２の測定強度値を供給する。従って、１つ１つの測定値ベクトルは、２次元である。従って、複数の測定値ベクトルは、測定値にそれぞれ割り当てられた組織パラメータと共に、３次元空間における２次元の表面を表す。

図８のセンサ配列では、１つ１つの測定値ベクトルは、４つの成分からなる。第１の２つの成分は、第１の活性レーザー光源における相互に直交する偏光方向の光強度から得られ、測定値ベクトルの第３及び第４の成分は、第２の活性レーザー光源の場合、偏光依存性光強度によって生成される。従って、このように確定された測定値ベクトルの全てで、５次元空間に４次元の超曲面を形成する。

従って、図９に示されているセンサ配列から確定された測定値ベクトルは、６次元空間に５次元の超曲面を形成する。それぞれの場合に、圧力及び／又は温度が、追加の測定値として各センサ配列に追加できると仮定すると、それぞれの超曲面の次元が、１つ又は２つ増えることになる。

以下に説明される方法は、２成分測定値ベクトルの全てに基づいて示される。しかしながら、この場合、この方法の進められるステップは、決定される組織パラメータが唯１つであれば、より高い次元の測定値ベクトルに容易に変換することができる。

以下に説明される方法の基本的な考えでは、先ず、十分に正確に校正するプロセスに基づいた測定値ベクトルのｎ次元の超曲面を決定し、続いてこの超曲面に対して補間を行う。

この方法は、校正段階から始まる。この例示的なフローチャートが図１１に例示されている。図２に示されている上述のセンサ配列が、この方法を実施するために使用されるものとする。サブアレイ１０によって供給される測定値は、続いて、変数Ｐ及びインデックスによって示され、サブアレイ１１によって供給される測定値は、変数Ｓ及びインデックスによって示される。これらのインデックスは、この場合、それぞれ行われた測定の回数を示す。従って、測定値ベクトルＭは、成分（Ｐ；Ｓ）からなる。記号Ｍ_ｉ又はＭ_ｋはそれぞれ、この場合、ｉ回目の測定値ベクトル及びｋ回目の測定値ベクトルを表し、関連する成分Ｐ_ｉ及びＳ_ｉはそれぞれ、ｉ回目の測定値Ｐ及びＳを表し、Ｐ_ｋ及びＳ_ｋはそれぞれ、ｋ回目の測定値Ｐ及びＳを表す。インデックスｉは、この場合、測定値及び測定値ベクトルを示し、この測定値ベクトルは、校正段階で生成され、この測定値ベクトルのために組織パラメータが独立して決定され、対照的にインデクッスｋは、補間段階で生成される測定値ベクトルを示し、この測定値ベクトルのために組織パラメータが補間される。

この文脈において、以降、変数ＢＺが、決定される組織パラメータに使用される。記号ＢＺ_ｉ及びＢＺ_ｋはそれぞれ、この場合、ｉ回目及びｋ回目の測定で独立して決定される、又は後に補間される組織パラメータを表す。

校正段階は、組織パラメータＢＺ_ｉを独立して確定する方法ステップ４１から始まる。測定が血糖測定であるとすると、このために血液が採取され、明確な測定血糖値が得られる対応する血液分析が行われる。同時に、図２に示されているセンサ配列を用いた非侵襲的な測定が、方法ステップ４２で行われる。従って、確定された測定値Ｓ_ｉ及びＰ_ｉは、測定値ベクトルＭ_ｉを構成し、基準ベクトルＲ_ｉに対する独立して確定された組織パラメータＢＺ_ｉと組み合わせられ、方法ステップ４３でデータベース又はメモリ４４に保存される。このデータベース又はメモリに保存されたこの基準ベクトルは、方法の基準セットＲを構成する。

決定ステップ４５において、既に検出された基準ベクトルＲ_ｉの数が十分であるか否かがチェックされる。十分な場合は、この方法は、補間段階４６に進む。基準セットＲに必要な基準ベクトルＲ_ｉの数は、基準セットＲによって表される超曲面の構成及びその個性の程度によって決まる。血糖測定では、約２０の基準ベクトルにより、後の十分に良好な補間が可能となることが分かった。一般に、基準ベクトルの数は、もちろん可能な限り多いほど有利であるが、正当な努力に対して合理的に重み付けされる必要がある。

図１２は、補間段階４６の例示的なフローチャートを示している。この補間段階は、ステップ４７から始まり、測定値ベクトルＭ_ｋが、上記のセンサ配列の１つを使用して決定される。図２に示されているセンサ配列が使用される場合、前記測定値ベクトルは、２つの成分Ｓ_ｋ及びＰ_ｋからなる。次のステップ４８において、メモリ４４に保存された基準セットＲが検索される。ステップ４９において、メモリに保存された基準ベクトルＲ_ｉに含まれる測定値ベクトルＭ_ｉが、測定値ベクトルＭ_ｋと比較される。こうすることにより、所与の測定値ベクトルＭ_ｋに最も近い所定数の測定値ベクトルＭ’_ｉが選択される。これらの測定値ベクトルに割り当てられた基準ベクトルＲ’_ｉは、続く補間ステップ５０の基礎となる。補間ステップ５０において、補間パラメータＢＺ_ｋが、選択された基準ベクトルＲ’_Ｉ及び実際の測定値ベクトルＭ_ｋから確定され、ステップ５１において、純粋に光学的且つ非侵襲的に測定された組織パラメータとして出力される。

上述の方法手順により、この方法を、自己学習的に実施することが可能となる。すなわち、補間パラメータＢＺ_ｋは、測定値ベクトルＭ_ｋと共に、ここで、後の測定のための基準ベクトルＲ_ｉを構成する。新たな基準ベクトルＲ_ｉが、データベース４４及びこのデータベースに含まれる基準セットに加えられる。

補間段階で行われる計算ステップを、以下に詳細に説明することにする。図１３は、３次元区間で具現された表面の形態である基準ベクトルＲ_１〜Ｒ_１０のセットの第１の例示的な基準セットＲを示している。３次元空間の基底ベクトルは、上述のパラメータＰ、Ｓ、及びＢＺを構成している。従って、基準セットは、測定パラメータＳ及びＰの関数としての組織パラメータＢＺの従属性を示している。この関数は、通常は明確には知られていないし、点ごとにのみ存在するだけであるが、以下に示す計算ステップでは、基準ベクトルによって形成される表面が、基本的に平滑、すなわち少なくともどの点も連続していると思われる。

上記の基準セットＲは、十分に大きい数であるＮ個の基準ベクトルＲ_ｉ＝（Ｓ_ｉ、Ｐ_ｉ、ＢＺ_ｉ）からなる。基準ベクトルＲ_ｉを、行列の列ベクトルと解釈すると、基準セットは、以下のように示すことができる：

Ｍ_１〜Ｍ_Ｎは、この場合、上記の測定値ベクトルを構成する。

２つのベクトルａ＝（ｘ_１、ｙ_１）とｂ＝（ｘ_２、ｙ_２）との間の距離ｄは、標準の確立によってユークリッド空間におけるピタゴラスの定理によって定義される：

距離ｄ_ｋｉは、所与の測定値ベクトルＭ_ｋ＝（Ｓ_ｋ、Ｐ_ｋ）によって決定することができ、各測定値ベクトルＭ_ｉは、以下に示すように既に基準セットに含まれている：

このセットから、補間に必要な３つの最小値ｄ’_ｋｉ、従って最も近い測定値ベクトルＭ’_ｉ、従って基準ベクトルＲ’_ｉ（ｉ＝１．．．３）が、基準セットから選択される。この補間セットＩは、以下のように行列の形態で示すことができる：

これらの３つのベクトルは、補間に必要な空間における表面を定義する。表面は、空間座標ｘ、ｙ、及びｚとパラメータのセットａ’、ｂ’、ｃ’、及びｄ’の線形結合によって一意的に数学的に定義することができる：

新たなパラメータａ＝−ａ’／ｃ’、ｂ＝−ｂ’／ｃ’、及びｃ＝ｄ’／ｃ’を代入することにより、このパラメータの式は、以下のように変換することができる。

この場合、ｚ＝ＢＺ、ｘ＝Ｓ、及びｙ＝Ｐである。従って、以下の式が成り立つ。

従って、補間表面を決定するためには、パラメータＡ、Ｂ、及びＣを、ここで決定する必要がある。このために、パラメータセットＩが使用されて、３つの式と３つの未知の量を伴う一次方程式系となる：

この方程式系の解は、次の通りである。

従って、測定値ベクトルＭ_ｋに割り当てられた生体組織パラメータＢＺ_ｋの補間値は、以下の関係から得られる：

式（９）又は（１０）の分母に時々現れる０の値は、相互交換、すなわち式（３）の列を並べ替えることによって排除することができる。

上述の補間段階を例示する図１３及び図１４を参照されたい。図１３は、３次元（Ｓ；Ｐ；ＢＺ）空間における基準ベクトルＲ_１〜Ｒ_１０の端点によって形成された基準セットの断面を示している。基準セットは、この場合、２次元の超曲面である。図１４は、関連する補間組織パラメータＢＺ_ｋが３つの最も近い基準ベクトルＲ’_１〜Ｒ’_３の周囲にある測定値ベクトルＭ_ｋを示している。基準ベクトルＲ’_１〜Ｒ’_３は、この場合に選択された補間セットＩを構成する。基準ベクトルＲ’_１〜Ｒ’_３は、補間表面Ｆを形成している。図面から分かるように、補間パラメータＢＺ_ｋは、補間表面Ｆの領域において測定値ベクトルＭ_ｋに割り当てられた値と解釈できる。

図１４の図面から２つのことを読み取ることができる。第１に、補間は、超曲面が可能な限り平坦で曲線がない場合に特に正確になり、その正確さは、基準セットの測定値ベクトルが、パラメータＢＺ_ｋを補間する必要がある測定値ベクトルに可能な限り近い場合は更に向上する。第２に、基準ベクトルは、他の方法では知られていない超曲面を支持する不変の点を構成する。これは、小さい領域における新たな補間表面によるそれぞれの新たな補間手順で概算され、補間組織パラメータは、実際の超曲面よりもやや上又は下である。これは、補間組織パラメータＢＺ_ｋ及び関連する測定値ベクトルＭ_ｋが再び使用される次の補間手順に重要である。厳密に言えば、もはや、明確に定義された表面に沿った補間の問題ではないが、点群の中の１つが、一定の領域にほぼ限定される。従って、基本的な方法ステップは、変更されないが、補間が、一層正確、より顕著、且つ明確になることは明白であり、光学的に決定される測定パラメータは、決定される組織パラメータＢＺに依存する。

補間は、基準セットＲから形成される補間メッシュによって行うこともできる。この場合、測定値Ｓ及びＰの値の範囲が、例えば、１２×１２の点のメッシュに細分され、基準ベクトルＲ_ｉ、すなわち基準値ＢＺ_ｉが、第１の補間ステップで３つの点で確定される。補間メッシュにより、各測定値ベクトルＭ_ｋの近くに位置する基準測定値ベクトルＭ_ｉを、補間段階で確定することができ、従って、より確実に補間を行うことができる。

基準セット、すなわち基準ベクトルによって形成される超曲面は、かなり複雑な形状を有し得る。図１５は、これを受けて、実際の校正測定から得られた例を示している。この略図では、血糖濃度ＢＺは、任意の単位で測定値Ｓ及びＰに対してプロットされている。基準セットは、それ自体を、この例では、最大、最小、及び鞍点によって形成された表面として表しているが、これは、組織によって、又は被験者によって大きく異なり得るため、個々の「フィンガープリント」として被験者又は検査組織を評価することもできる。

操作側では、これらの評価手順は、使いやすいメニューナビゲーションのバックグラウンドプロセスとして実行される。このメニューナビゲーションは、１人の被験者に個別に行われるように意図された一連の測定の収集に特に有利である。この場合、使用者は、第１のメニューから被験者の指名を最初に選択して確認することができる。校正段階中に測定が行われ、使用者は、個人的に決定された組織パラメータの値ＢＺ_ｉを入力するように測定時に直接求められる。この入力は、装置によって確認され、個人化データベースに保存される。ＢＺ_ｉに対するそれぞれの数値の入力は、この場合、数字キーパッドによって、又はそれぞれの値が十分なサイズの選択領域内でスクロールされるＵＰ／ＤＯＷＮメニューによって行うことができる。

こうすることにより、既に存在する参照データ内を閲覧してこのデータを編集又は取り消すことも可能である。この閲覧機能は、上述のインターフェイスを介して、より広範囲且つ便利な編集オプション、例えば、対応する評価プログラム及びテキストエディタを使用して、装置自体及び外部データ処理ユニットの両方で行うことができる。

参照データが一定量に達すると、装置は、ディスプレイによって対応する表示を出力し、補間段階を開始できることをディスプレイに示す。補間段階中に、測定が、校正段階と全く同じように行われる。しかしながら、測定を行った後、装置は、基準値の入力を要求するのではなく、ディスプレイの画面に上記の補間手順の実行を表示する。この際に補間された組織パラメータＢＺ_ｋが表示され、内部に保存される。この場合もまた、測定プロセス中に得られたデータを、インターフェイスを介して外部データ処理ユニットに送信して、そこで更なる処理作業が行われるようにすることが可能である。

境界条件を変更して、この基準で補間を行うべきであること、及びこの基準で補間を省くべきであることを示すことが基本的に可能である。このため、使用者は、メニューを介して、例えば、上述の距離ｄ_ｋｉの一定の最大値を指定することができる。基準セットの測定値ベクトルＭ_ｋと測定値ベクトルＫ_ｉとの間の距離ｄ_ｋｉが、この所定の範囲外である場合は、対応する表示が出力され、組織パラメータの決定に誤りがある可能性が高いときには補間が停止され、又は続けられる。

外部データ処理ユニットに含まれるソフトウェアコンポーネントは、装置内のソフトウェアに一致する。ソフトウェアコンポーネントは、データ分析用のプログラムツールのセットからなる。ソフトウェアコンポーネントは、測定値ベクトル及び組織パラメータから形成される超曲面を表すことができ、従って任意選択の補間の質を判定することができる。

このソフトウェアは、光学的測定に基づいて正確且つ独立して決定された組織パラメータＢＺ_ｉを計算値ＢＺ_ｋと比較するためのコンポーネントを更に含み、光学的測定の質をグラフに示す。従って、測定の光学的な追加の品質チェックを行うことが可能である。

このソフトウェアは、独立して決定された組織パラメータＢＺ_ｉと補間値ＢＺ_ｋとの間の相関関数を計算する手段を更に含む。

これらのプログラムツールを実行するために、それぞれの測定データが、外部データ処理ユニットに送られる。プログラム手段の実行の後、それぞれの結果を含むファイルが作成され、出力される。これらの手順を実施するために、例えば、データ処理ソフトウェアとデータ及びその出力を表すための既に述べた手段との組み合わせが使用される。例えば、測定値は、ＡＳＣＩＩ形式のファイルの形態で存在し、第１のソフトウェア手段によって対応するデータ分析にかけられる。この際に計算された結果が、プロットプログラム、例えば、ニュープロットによってアクセスされるファイルに送られる。この場合に計算されたデータは、特に補間又は相関関数の超曲面は、ここでニュープロットによって表され、続いてＬａＴｅＸ互換ファイル形式に変換される。最後に、ＬａＴｅＸファイルは、対応するテキスト情報によって完成され、コンパイラによってＤＶＩ、ＰＳ、又はＰＤＦファイルに移され、表示される。この代替として、それぞれの値さえもグラフ表示プログラムに送信して、ディスプレイ上で見ることができる。

関連コードは、例えば、５つのセクションを含む。第１のセクションでは、プログラムの実行に必要な変数が定義される。第２のセクションでは、構成データが読み込まれる。このデータは、続いて第３のセクションでデータフィルから読み出され、計算されたデータが、第４のセクションで出力ファイルに書き込まれる。第５のセクションは、コードの実際のコアを構成し、相関値を計算するように設計されている。

構成データの読み込みの前に既に保存された構成ファイルが適切に使用される。次いで、プログラムが、読み取られたデータファイルを情報として出力し、出力値のファイル名を決定する。従って、出力データの保存スペースが確保される。

次のステップでは、入力ファイルが、その正しい形式かどうかチェックされる。続いて、正しい値ＢＺ_ｉと値ＢＺ_ｋとの間の百分率差ｘが、それぞれの値ＢＺに対して確定される：

相関関数を計算するために、例えば、ピアソンの積率相関係数を使用することができる。ピアソンの積率相関係数は、２つの少なくとも間隔尺度特徴（ｉｎｔｅｒｖａｌ−ｓｃａｌｅｄ ｆｅａｔｕｒｅｓ）間の直線的相関の程度についての無次元指標である。ピアソンの積率相関係数は、−１と＋１との間の値をとることができる。値が＋１又は１の場合には、考慮される特徴間に完全に正（又は負）の直線的相関が存在する。相関係数が、０の値を有する場合は、２つの特徴間に線形の依存性が全く存在しない。ピアソン係数は、以下に示すようにＮ個の値ＢＺ_ｉ及びＮ個の値ＢＺ_ｋについて算出される：

本発明による装置及び本発明による方法を、例示的な実施形態に基づいて詳細に説明してきた。当業者には、更なる可能な実施形態も明らかであろう。このような実施形態は、特に添付の請求項から得られる。

１ セントラルユニット
１ａ エネルギー供給ユニット
２ レーザー作動ユニット
３ レーザー源
４ センサユニット
４ａ 測定センサ
５ 制御ユニット
５ａ 追加のセンサ
６ 保存及び処理ユニット
７ インターフェイス
８ 外部データ処理ユニット
９ センサアレイ
１０ 第１のサブアレイ
１１ 第２のサブアレイ
１２ 第１の偏光子
１３ 第２の偏光子
１４ 光源の開口
１５ スペーサ
１６ 組織表面
１７ 圧力センサ
１８ 温度センサ
１９ スロット
２０ 光ファイバーケーブル
２１ 角度調節機構
２２ 測定センサ、絶対測定
２３ 偏向ミラー
２４ 測定センサ、散乱測定
２５ 第１のレーザー光源
２６ 第２のレーザー光源
２７ 環状検出器
２８ 光検出器、絶対測定
２９ 光検出器、屈折測定
３０ 光センサ、スペクトル分解能
３１ 偏光状態用の光センサ
３２ レーザー源
３３ 内部光源
３４ 第１の反射面
３５ 第２の反射面
３６ 開口
３７ 偏光ホイル
３８ 第１の環状検出器
３９ 第２の環状検出器
４１ 組織パラメータを独立して確定する
４２ 非侵襲的な光学的測定
４３ 基準ベクトルを生成する
４４ メモリに保存する
４５ 完全性チェック
４６ 補間段階への移行
４７ 測定値ベクトルを決定する
４８ 基準セットを呼び出す
４９ 測定値ベクトルと基準ベクトルを比較する
５０ 補間
５１ 補間組織パラメータを出力する

Claims (18)

1. 生体組織における生物学的、化学的、及び／又は生理学的パラメータを決定するための装置であって、
   セントラルユニット（１）、エネルギー供給ユニット（１ａ）、前記生体組織に向けられた少なくとも１つのレーザー源（３）を作動させるためのレーザー作動ユニット（２）、前記生体組織によって散乱される光及び／又は吸収される光を検出するための少なくとも１つのセンサユニット（４）、制御ユニット（５）、保存及び処理ユニット（６）、並びに外部データ処理ユニット（８）用のインターフェイス（７）を備えている、装置。
2. 前記センサユニット（４）が、平面的なセンサアレイ（９）を含み、前記センサアレイが、内部サブアレイ（１０）としての第１のセンサ部分、及び前記内部サブアレイを取り囲んでいる外部サブアレイ（１１）としての第２のセンサ部分を備えていることを特徴とする、請求項１に記載の装置。
3. 前記内部サブアレイ（１０）が、第１の偏光方向に向いた第１の偏光子（１２）を有するアタッチメントを備え、前記外部サブアレイ（１１）が、第２の偏光方向に向いた第２の偏光子（１３）を有するアタッチメントを備え、前記第１の偏光子の前記偏光方向が、前記第２の偏光子の前記偏光方向に対して垂直に向いていることを特徴とする、請求項１又は２に記載の装置。
4. 前記センサ（４）が、前記レーザー源（３）からの光の絶対強度を決定するための第１の光度計（２２）、及び前記組織によって散乱された光を測定するための第２の光度計（２４）を含む高度計ユニットを備えていることを特徴とする、請求項１〜３のいずれか１項に記載の装置。
5. 前記センサユニット（４）が、必要に応じて前記レーザー源からの光を前記第１の光度計（２２）に再配向するための偏向機構（２３）を備えていることを特徴とする、請求項４に記載の装置。
6. 互いに直交するビーム方向を有する２つのレーザー源（２５）、（２６）が設けられていることを特徴とする、請求項１〜５のいずれか１項に記載の装置。
7. 前記レーザー源（３）、（２５）、（２６）が、前記センサユニットに配置された出口開口を備え、前記出口開口が、前記センサアレイの検出方向に対して傾斜角（α）を成したビーム方向を有することを特徴とする、請求項１〜６のいずれか１項に記載の装置。
8. 前記傾斜角（α）が、約４５度に調節可能な値を有することを特徴とする、請求項７に記載の装置。
9. 前記第１のサブアレイ（１０）が、少なくとも１つの第１の単一ダイオードからなり、前記第２のサブアレイ（１１）が、前記第１の単一ダイオードの周りに均一に分布された少なくとも４つの単一ダイオードからなることを特徴とする、請求項１〜８のいずれか１項に記載の装置。
10. 前記センサユニットが、前記センサユニットと前記組織との間の接触圧を測定するための少なくとも１つの圧力センサ（１７）、及び／又は組織の温度を測定するための少なくとも１つの温度センサ（１８）を含むことを特徴とする、請求項１〜９のいずれか１項に記載の装置。
11. 前記レーザー作動ユニット（２）が、レーザーパルスを発生させるためのパルスユニット、及びレーザーパルス列をプログラミングして実行し、且つ／又は光強度を変更するためのプログラムユニットを含むことを特徴とする、請求項１〜１０のいずれか１項に記載の装置。
12. 前記圧力センサ（１７）及び／又は前記温度センサ（１８）が、適切な接触圧及び／又は適切な温度値を調節するために前記制御ユニット（５）と協働する制御ループを形成することを特徴とする、請求項１〜１１のいずれか１項に記載の装置。
13. 自己学習プロセスフローの形態である、生体組織における生物学的、化学的、及び／又は生理学的パラメータ（ＢＺ）を決定するための方法であって：
    前記パラメータの少なくとも１つの従来の決定、及び光学的測定値を確定するために前記組織に対して行われる少なくとも１つの光散乱測定を含む校正段階を実行するプロセスステップ、
    前記少なくとも１つの従来通りに決定されたパラメータを前記各光学的測定値に割り当てて、校正基準セットを保存するプロセスステップ、
    光学的測定値を確定するために前記組織に対して行われる少なくとも１つの光散乱測定を含む補間段階を実行するプロセスステップ、
    前記光散乱測定の測定値及び前記基準セットのデータから前記パラメータを補間し、前記補間パラメータを前記基準セットに保存するプロセスステップを含む、方法。
14. 前記校正段階を実行するときに、基準セット（Ｒ）の確定が、基準ベクトル（Ｒ_ｉ）の形態で行われ、前記各基準ベクトルが、従来通りに確定されたパラメータ（ＢＺ_ｉ）及び前記光学的測定値を含む測定値ベクトル（Ｍ_ｉ）からなり、
    前記補間段階を実行するときに、測定値ベクトル（Ｍ_ｋ）を光学的測定値で決定し、関連する補間パラメータ（ＢＺ_ｋ）を、前記測定値ベクトル（Ｍ_ｋ）と共に、新たな基準ベクトル（Ｒ_ｋ）として前記基準セットに移すことを特徴とする、請求項１３に記載の方法。
15. 前記校正段階を実行するときに確定される前記測定値ベクトル（Ｍ_ｉ）が、第１の偏光方向（Ｓ_ｉ）において前記組織による影響を受けた光強度、及び第２の偏光方向（Ｐ_ｉ）において前記組織による影響を受けた光強度を含み、前記測定値ベクトル（Ｍ_ｉ）を、前記独立して確定されたパラメータ（ＢＺ_ｉ）と組み合わせて前記基準ベクトル（Ｒ_ｉ）を得ることを特徴とする、請求項１３又は１４に記載の方法。
16. 前記補間段階を実行するときに確定された前記測定値ベクトル（Ｍ_ｋ）が、第１の偏光方向（Ｓ_ｋ）において前記組織による影響を受けた光強度、及び第２の偏光方向（Ｐ_ｋ）において前記組織による影響を受けた光強度を含むことを特徴とする、請求項１〜１５のいずれか１項に記載の方法。
17. 前記補間パラメータ（ＢＺ_ｋ）を、次のステップ：
    前記測定値ベクトル（Ｍ_ｋ）を記録し、前記基準セット（Ｒ）から前記測定値ベクトル（Ｍ_ｋ）に対して最小の距離を有する最も近い測定値ベクトル（Ｍ’_ｉ）を確定するステップ、
    前記測定値ベクトル（Ｍ_ｋ）に割り当てられた前記パラメータ（ＢＺ_ｋ）を前記最も近い測定値ベクトル（Ｍ’_ｉ）及びそれぞれ関連する基準パラメータ（ＢＺ_ｉ）から補間するステップ、を用いて確定することを特徴とする、請求項１〜１６のいずれか１項に記載の方法。
18. 前記補間パラメータ（ＢＺ_ｋ）を、前記補間を実行した後に前記測定値ベクトル（Ｍ_ｋ）と共に前記基準セット（Ｒ）に加えることを特徴とする、請求項１〜１７のいずれか１項に記載の方法。