DE102004005086B4

DE102004005086B4 - Vorrichtung zum Messen der Konzentration einer lichtabsorbierenden Substanz in Blut

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Publication number: DE102004005086B4
Application number: DE200410005086
Authority: DE
Inventors: Yoshiaki Takamura; Naoki Kobayashi; Sunao Takeda; Takashi Usuda
Original assignee: Nihon Kohden Corp
Current assignee: Nihon Kohden Corp
Priority date: 2003-01-31
Filing date: 2004-02-02
Publication date: 2013-04-11
Anticipated expiration: 2024-02-03
Also published as: JP2004230000A; US7257433B2; US20040176670A1; DE102004005086A1; JP4284674B2

Abstract

Vorrichtung zum Messen einer Konzentration einer lichtabsorbierenden Subtanz im Blut, wobei die Vorrichtung umfasst: einen Lichtsender (1, 100), der Lichtstrahlen unterschiedlicher Wellenlängen aussendet, um lebendes Gewebe zu bestrahlen, wobei jeder der Lichtstrahlen eine Wellenlänge aufweist, die von dem Blut absorbiert wird; eine erste Einrichtung, die zur Messung erster Intensitäten (Ii) der Lichtstrahlen, die auf das lebende Gewebe einzustrahlen sind, ausgebildet ist; eine zweite Einrichtung, die zur Messung zweiter Intensitäten (It) der Lichtstrahlen, die durch das lebende Gewebe hindurchtreten, ausgebildet ist; eine erste Berechnungseinrichtung, die zur Berechnung eines Abschwächungsvariationsverhältnisses (Φ) auf der Grundlage der zweiten Intensitäten (It) der Lichtstrahlen ausgebildet ist, wobei das Abschwächungsvariationsverhältnis (Φ) definiert ist durch das Verhältnis (AC1/DC1)/(AC2/DC2), und AC1, AC2 AC-Komponenten der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensitäten It1 bzw. It2 sind, und DC1, DC2 DC-Komponenten der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensitäten It1 bzw. It2 sind, und wobei DC den Spitzenwert oder den Minimalwert oder einen Mittelwert zwischen...

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Verbesserung in einer Vorrichtung zum Messen der Konzentration einer lichtabsorbierenden Substanz im Blut, in der die Pulsphotometrie als Funktionsprinzip angewendet ist, etwa in Form einer Messvorrichtung als ein Pulssauerstoffmesser oder als eine Messvorrichtung für eine Kurve einer Pulsfarbstoffverdünnung.
Die Pulsphotometrie geht über einen Pulssauerstoffmesser hinaus und wird gegenwärtig als ein Pulsfarbstoffverdünnungsverfahren angewendet. Dieses Verfahren ist kommerziell verwirklicht in einer Vorrichtung, wobei eine Herzausgangsleistung, das zirkulierende Blutvolumen, die Abnahmegeschwindigkeit von Indocyangrün (ICG) in Blutplasma und das Verschwinden davon durch Zugabe eines Farbstoffes, der ICG genannt wird, in das Blut und das Bestimmen der Konzentration des ICG in Blut gemessen wird. Dieses Verfahren ist detailliert in den folgenden Schriften beschrieben: Takeahiko Iijima et al., Herzausgangsleistung und Blutzirkulationslungenanalyse durch Farbstoff-Dichtemessung; J Clin Monit 1997; 13: 81–89; Takasuke Imai, et al., Messung der Herzausgangsleistung durch Pulsfarbstoff-Dichtemessung unter Verwendung von Indocyangrün, Anästhesiologie 1997; 87: 816–822; und Takasuke Imai et al., Messung der Blutkonzentration des Indocyangrün durch Pulsfarbstoff-Dichtemessung – ein Vergleich mit dem konventionellen spektrophotometrischen Verfahren; J Clin Monit 1998; 14: 477–484.
Des weiteren wird das Pulsfarbstoffverdünnungsverfahren auch für die Messung der Konzentration irrregulärer Hämoglobine verwendet, etwa von Karboxyhämoglobin oder Methämoglobin, für die Konzentration von Hämoglobin oder den Zuckerspiegel (siehe beispielsweise die japanische Patentoffenlegungsschrift 3-71135B , die dem US-Patent 5,127,406 entspricht, und die japanische Patentoffenlegungsschrift 2002-228579A , die dem US-Patent 6,415,236 entspricht).
Wenn die Konzentration einer gewissen Substanz im Blut mittels Anwendung von Lichtstrahlen zweier Wellenlängen gemessen wird, wird für gewöhnlich beispielsweise das Verhältnis Φ12 zwischen der Änderung der Abschwächung einer Wellenlänge und der Änderung der Abschwächung der anderen Wellenlänge bestimmt, wobei diese Fluktuationen der Wellenlängen aus der Pulsierung des Blutes herrührt. Die Konzentration der Substanz wird dann auf der Grundlage des Phänomens berechnet, dass eine gewisse konstante Beziehung zwischen Φ12 und der Konzentration der Substanz besteht (siehe beispielsweise die japanische Patentoffenlegungsschrift 53-26437B ). Insbesondere wird die Konzentration der Substanz ausgedrückt als: C = F(Φ12), wobei C die Konzentration einer Substanz im Blut bezeichnet und F eine Funktion beschreibt, die eine konstante Beziehung repräsentiert.
Wenn allgemein „n” Lichtstrahlen mit ”n” unterschiedlichen Wellenlängen verwendet werden, werden maximal ”n – 1” Abschwächungsänderungsverhältnisse Φ der entsprechenden Wellenlängen benutzt. Wenn beispielsweise Lichtstrahlen drei Wellenlängen aufweisen, wird die Konzentration einer Substanz ausgedrückt durch: C = F(Φ12, Φ13), wobei ein Verhältnis Φ12 zwischen der Änderung in der Abschwächung einer ersten Wellenlänge und die Änderung in der Abschwächung einer zweiten Wellenlänge und ein Verhältnis Φ13 zwischen einer Änderung der Abschwächung der ersten Wellenlänge und eine Änderung der Abschwächung einer dritten Wellenlänge benutzt wird.
Im Falle eines Pulssauerstoffmessers wird die Konzentration C einer Substanz im Blut als arterielle Blutsauerstoffsättigung SpO₂ (ein Verhältnis der Oxyhämoglobinkonzentrationen zu den Hämoglobinkonzentrationen, d. h. O₂Hb/Hb) ausgedrückt. Im Falle eines Messinstruments für eine Pulsfarbstoff/Abschwächungskurve wird die Konzentration C einer Substanz im Blut als ein Verhältnis der Farbstoffkonzentrationen Cd zu den Hämoglobinkonzentrationen Hb ausgedrückt; d. h. durch ein Verhältnis von Cd/Hb.
Jedoch besteht gemäß eines derartigen Messverfahrens eine näherungsweise konstante Abhängigkeit zwischen der Konzentration einer Substanz und dem Verhältnis der Abschwächungsänderung. Die Beziehung enthält jedoch eine personenbezogene Differenz.
Selbst im Falle einer einzelnen Person hängt die Beziehung von dem Zeitpunkt der Messung oder dem Ort einer Messung ab und Variationen führen zu einem Fehler in der Messung. Beispielsweise im Falle eines Pulsoximeters variiert ein berechneter Wert um ungefähr 1% als Folge eines Wechsels von einem Finger zu einem anderen Finger, an welchem die Sonde angebracht wird, oder ändert sich durch das Anheben/Absenken einer Hand, vorausgesetzt, dass die tatsächliche arterielle Blutsauerstoffsättigung SpO₂ konstant ist. Die nachfolgenden Punkte sind als Hauptursachen für die Messfehler anzuführen.

(1) Da das Blut eine lichtstreuende Eigenschaft besitzt, variiert eine Abschwächung, die sich aus dem Streuverhalten herleitet, in Abhängigkeit der Dicke des Blutes.
(2) Es sind zwei Lichtstrahlen vorhanden; d. h., ein Lichtstrahl, der durch das Blut hindurchgeht und ein weiterer Lichtstrahl, der nicht durch das Blut hindurchgeht.

Wenn die Konzentration C einer lichtabsorbierenden Substanz im Blut durch Anwendung der Pulsphotometrie in der zuvor beschriebenen Weise bestimmt wird, wurde bislang eine Funktion verwendet, in der lediglich das Abschwächungsvariationsverhältnis Φ als eine Variable benutzt wurde. Daher wurde der Abhängigkeit einer Abschwächung, die sich aus dem Streuverhalten und damit der Dicke des Blutes herleitet, nicht Rechnung getragen (dabei ist nicht die Dicke entsprechend einer Änderung, sondern die Gesamtdicke des Blutes gemeint). Ferner gibt es einen Lichtstrahl, der durch das Blut hindurchgeht, und einen weiteren Lichtstrahl, der nicht durch das Blut hindurchgeht (d. h., ein Lichtstrahl, der lediglich durch lebendes Gewebe hindurchläuft, das kein Blut ist). Somit wurde dem Lichtstrahl, der nicht durch das Blut hindurchläuft, bislang keine Beachtung geschenkt, was wiederum zu einem Fehler führt.
ÜBERBLICK ÜBER DIE ERFINDUNG
Es ist eine Aufgabe der Erfindung, eine Vorrichtung bereitzustellen, die in genauer Weise die Konzentration einer lichtabsorbierenden Substanz im Blut mittels Messung auf der Grundlage der Pulsphotometrie durchführen kann.
Gemäß der vorliegenden Erfindung werden, wenn die Konzentration einer lichtabsorbierenden Subtanz im Blut C mittels einer Funktion F berechnet wird, Variablen der Funktion F in Form des Abschwächungsvariationsverhältnisses Φ und in Form von DC(Gleichspannung)-Komponenten der Abschwächungen Adc (im Weiteren als die DC-Abschwächungen Adc bezeichnet) in Bezug auf die Gesamtdicke des Blutes und die Dicke lebenden Gewebes, das kein Blut ist, verwendet. Dadurch kann die Konzentration C durch die folgende Funktion F ausgedrückt werden: C = F(Φ, Adc), wenn hierbei die Messung mittels Lichtstrahlen mit ”n” Wellenlängen ausgeführt wird, werden höchstens ”n – 1” Φ-Komponenten und ”n” Adc-Komponenten verwendet. Wenn beispielsweise eine Messung mittels dreier Wellenlängen durchgeführt wird, wird die Funktion F wie folgt durch Verwendung von DC-Abschwächungen Adc1, Adc2, Adc3 für die entsprechenden Wellenlängen ausgedrückt. C = F(Φ12, Φ13, Adc1, Adc2, Adc3).
Die DC-Abschwächung Adc wird in folgender Weise durch die Intensität einfallenden Lichts Ii und durch die Intensität eines durchgelassenen Lichts It ausgedrückt. Adc = log(Ii/It) = log Ii – log It.
Hierbei bezeichnet It die Intensität des Lichts, das durch lebendes Gewebe hindurchgeht und das in konsekutiver Weise gemessen werden kann. Demgegenüber muss die Intensität des einfallenden Lichts Ii im vorhinein mittels Messung festgestellt werden. Ein Verfahren zum Feststellen von Ii ist in der japanischen Patentoffenlegungsschrift 5-212016A beschrieben, die auch dem US-Patent 5,385,143 entspricht. Gemäß diesem Verfahren wird eine Phantomprobe (d. h. ein Probenelement, das einen lebenden Körper nachbildet) mit einer bekannten Lichtabsorptionseigenschaft von einer Sonde umschlossen, und es wird die Intensität des durch die Phantomprobe hindurchlaufenden Lichts gemessen, wodurch die Intensität des einfallenden Lichts bestimmt ist.
Bei Wellenlängen von 660 nm, 805 nm und 940 nm absorbiert Hämoglobin Licht, während Wasser im Wesentlichen hierbei kein Licht absorbiert. Wenn daher ein lebendes Gewebe in Lichtstrahlen mit diesen Wellenlängen eingebracht wird, sind die DC-Abschwächungen im Wesentlichen auf die Menge des Blutes zurückzuführen, das durch eine zu messende Stelle strömt. Bei einer Wellenlänge von 1300 nm wird lediglich eine kleine Menge an Licht durch Hämoglobin und ein großer Anteil des Lichts durch Wasser absorbiert. Die DC-Abschwächungen hängen im Wesentlichen von der Dicke eines lebenden Gewebes ab (d. h. der Größe des Wasseranteils). Daher kann die Genauigkeit der Messung der Konzentration einer lichtabsorbierenden Substanz im Blut verbessert werden, indem die DC-Abschwächungen bei diesen Wellenlängen gemessen, Ergebnisse dieser Messungen als Variablen in Formeln eingesetzt und Fehler, die den Fehlerursachen (1) und (2) zugeordnet werden können, korrigiert werden.
Ferner wird erfindungsgemäß angesichts der Tatsache, dass eine konstante Abhängigkeit zwischen den DC-Abschwächungen und transmittierten DC-Lichtintensitäten (DC-Komponenten der durchgelassenen Lichtintensitäten) besteht, die Konzentration einer lichtabsorbierenden Subtanz im Blut durch die folgende Gleichung ausgedrückt, wobei die Funktion F1 unter Anwendung von Variablen wie Φ und DC unter Berücksichtigung der transmittierten DC-Lichtintensitäten verwendet wird. C = F1(Φ, DC)
Wenn hierbei die Messung mittels Anwendung von „n” Lichtstrahlen mit ”n” Wellenlängen ausgeführt wird, werden höchstens ”n – 1” für die Φ-Komponenten und ”n” für die DC-Komponenten verwendet. Wenn beispielsweise eine Messung durch Anwendung dreier Wellenlängen durchgeführt wird, wird die Funktion F1 in der folgenden Weise durch Anwenden von durchgelassenen DC-Lichtintensitäten DC1, DC2, DC3 für die entsprechenden Wellenlängen ausgedrückt. C = F1(Φ12, Φ13, DC1, DC2, DC3)
Wie zuvor dargelegt ist, kann die Genauigkeit der Konzentrationsmessung einer lichtabsorbierenden Substanz im Blut in ähnlicher Weise verbessert werden, selbst wenn die Funktion verwendet wird, in der das Abschwächungsvariationsverhältnis Φ und die transmittierten DC-Lichtintensitäten DC als Variablen verwendet werden.
Insbesondere wird zur Lösung der obigen Aufgabe erfindungsgemäß eine Vorrichtung bereitgestellt, um eine Konzentration einer lichtabsorbierenden Substanz in Blut zu messen, wobei die Vorrichtung umfasst:
einen Lichtsender, der Lichtstrahlen unterschiedlicher Wellenlänge aussendet, um lebendes Gewebe zu bestrahlen, wobei jeder der Lichtstrahlen mit einer Wellenlänge verknüpft ist, die von Blut absorbiert wird;
eine erste Einrichtung, die erste Intensitäten (Ii) der Lichtstrahlen misst, die auf das lebende Gewebe einzustrahlen sind;
eine zweite Einrichtung, die zweite Intensitäten (It) der Lichtstrahlen misst, die das lebende Gewebe durchlaufen;
eine erste Berechnungseinheit, die zur Berechnung eines Abschwächungsvariationsverhältnisses (Φ) auf der Grundlage der zweiten Intensitäten (It) der Lichtstrahlen ausgebildet ist, wobei das Abschwächungsvariationsverhältnis (Φ) definiert ist durch das Verhältnis (AC1/DC1)/(AC2/DC2), und AC1, AC2 AC-Komponenten der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensitäten It1 bzw. It2 sind, und DC1, DC2 DC-Komponenten der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensitäten It1 bzw. It2 sind, und wobei DC den Spitzenwert oder den Minimalwert oder einen Mittelwert zwischen dem Spitzenwert und dem Minimalwert der durchgelassenen Lichtintensität bezeichnet, und wobei AC eine Differenz zwischen dem Spitzenwert und dem Minimalwert der durchgelassenen Lichtintensität bezeichnet; und
eine zweite Berechnungseinrichtung, die die Konzentration auf der Grundlage der ersten Intensitäten (Ii1, Ii2), der zweiten Intensitäten (It1, It2) und des Abschwächungsvariationsverhältnisses (Φ) berechnet.
Vorzugsweise berechnet die zweite Berechnungseinrichtung DC-Komponenten der Abschwächungen der Lichtstrahlen auf der Grundlage der ersten Intensitäten und der zweiten Intensitäten. Die zweite Berechnungseinrichtung ermittelt die Konzentration auf der Grundlage der DC-Komponenten und des Abschwächungsvariationsverhältnisses.
Hierbei ist es ferner vorteilhaft, dass die zweite Berechnungseinrichtung ein DC-Abschwächungsverhältnis berechnet, das ein Verhältnis der DC-Komponenten darstellt. Die zweite Berechnungseinrichtung ermittelt die Konzentration auf der Grundlage des DC-Abschwächungsverhältnisses und des Abschwächungsvariationsverhältnisses.
Alternativ ist es vorteilhaft, dass die zweite Berechnungseinrichtung DC-Komponenten der Intensitäten der Lichtstrahlen, die das lebende Gewebe durchlaufen, auf der Grundlage der ersten Intensitäten und der zweiten Intensitäten berechnet. Die zweite Berechnungseinrichtung ermittelt die Konzentration auf der Grundlage der DC-Komponenten und des Abschwächungsvariationsverhältnisses.
Ferner ist es vorteilhaft, dass die zweite Berechnungseinrichtung ein DC-Transmissionsverhältnis berechnet, das ein Verhältnis der DC-Komponenten repräsentiert. Die zweite Berechnungseinrichtung ermittelt die Konzentration auf der Grundlage des DC-Transmissionsverhältnisses und des Abschwächungsvariationsverhältnisses.
Vorzugsweise umfasst der Lichtsender lichtemittierende Elemente und eine Steuerung, die einen Wert eines Stromes oder einer Spannung steuert, die den lichtemittierenden Elementen zugeführt werden. Die zweite Berechnungseinrichtung korrigiert die ersten Intensitäten in Übereinstimmung mit dem Wert für den Strom oder Spannung.
Vorzugsweise misst die zweite Einrichtung dritte Intensitäten der Lichtstrahlen, die durch eine Phantomprobe hindurchlaufen, die zwischen dem Lichtsender und der zweiten Einrichtung angeordnet ist. Die erste Einrichtung ermittelt die ersten Intensitäten auf der Grundlage der dritten Intensitäten.
Des Weiteren ist es vorteilhaft, dass die erste Einrichtung einen Sensor umfasst, der erkennt, ob die Phantomprobe zwischen dem Lichtsender und der zweiten Einrichtung angeordnet ist. Die erste Einrichtung beginnt die Berechnung zur Ermittlung der ersten Intensitäten, wenn der Sensor erkennt, dass die Phantomprobe zwischen dem Lichtsender und der zweiten Einrichtung angeordnet ist.
Erfindungsgemäß wird ferner eine Vorrichtung zum Messen einer Konzentration einer lichtabsorbierenden Substanz in Blut bereitgestellt, wobei die Vorrichtung umfasst:
einen Lichtsender, der n Arten von Lichtstrahlen unterschiedlicher Wellenlängen aussendet, um lebendes Gewebe zu bestrahlen, wobei jeder der Lichtstrahlen mit einer Wellenlänge verknüpft ist, die von Blut absorbiert wird;
eine erste Einrichtung, die n Arten einer ersten Intensitäten (Ii1, Ii2, Ii3) der Lichtstrahlen misst, die auf das lebende Gewebe auftreffen;
eine zweite Einrichtung, die n Arten einer zweiten Intensitäten (It1, It2, It3) der Lichtstrahlen misst, die durch das lebende Gewebe hindurchlaufen;
eine erste Berechnungseinrichtung, die höchstens (n – 1) Abschwächungsvariationsverhältnisse (Φ12, Φ13) auf der Grundlage der zweiten Intensitäten (It1, It2, It3) der Lichtstrahlen zu berechnen, wobei die Abschwächungsvariationsverhältnisse (Φ12, Φ13) definiert sind durch Φ12 = ΔA1/ΔA2 = (AC1/DC1)/(AC2/DC2) und Φ13 = ΔA1/ΔA3 = (AC1/DC1)/(AC3/DC3) und die AC-Komponenten und die DC-Komponenten entsprechend Anspruch 1 definiert sind; und
eine zweite Berechnungseinrichtung, die höchstens n Arten von DC-Komponenten von Abschwächungen der Lichtstrahlen auf der Grundlage der ersten Intensitäten (Ii1, Ii2, Ii3) und der zweiten Intensitäten (It1, It2, It3) berechnet und die Konzentration auf der Grundlage der DC-Komponenten und des Abschwächungsvariationsverhältnisses (Φ12, Φ13) ermittelt,
wobei (n) eine Ganzzahl ist, die gleich drei oder größer ist.
Erfindungsgemäß wird ferner eine Vorrichtung zum Messen einer Konzentration einer lichtabsorbierenden Substanz im Blut bereitgestellt, wobei die Vorrichtung umfasst:
einen Lichtsender, der (n) Lichtstrahlen unterschiedlicher Wellenlängen aussendet, um lebendes Gewebe zu bestrahlen, wobei jeder der Lichtstrahlen eine Wellenlänge aufweist, die von Blut absorbiert wird,
eine erste Einrichtung, die (n) erste Intensitäten (Ii1, Ii2, Ii3) der Lichtstrahlen misst, die auf das lebende Gewebe einzustrahlen sind;
eine zweite Einrichtung, die (n) zweite Intensitäten (It1, It2, It3) der Lichtstrahlen misst, die durch das lebende Gewebe hindurchlaufen;
eine erste Berechnungseinrichtung, die höchstens (n – 1) Abschwächungsvariationsverhältnisse auf der Grundlage der zweiten Intensitäten der Lichtstrahlen zu berechnen, wobei die Abschwächungsvariationsverhältnisse (Φ12, Φ13) definiert sind durch Φ12 = ΔA1/ΔA2 = (AC1/DC1)/(AC2/DC2) und Φ13 = ΔA1/ΔA3 = (AC1/DC1)/(AC3/DC3) und die AC-Komponenten und die DC-Komponenten entsprechend Anspruch 1 definiert sind; und
eine zweite Berechnungseinrichtung, die höchstens (n) DC-Komponenten von Intensitäten der Lichtstrahlen, die durch das lebende Gewebe laufen, auf der Grundlage der ersten Intensitäten (Ii1, Ii2, Ii3) und der zweiten Intensitäten (It1, It2, It3) berechnet und die Konzentration auf der Grundlage der DC-Komponenten und des Abschwächungsvariationsverhältnisses ermittelt,
wobei (n) eine Ganzzahl größer oder gleich drei ist.
Bei den oben genannten Vorrichtungen ist es vorteilhaft, dass der Lichtsender einen Lichtstrahl mit einer Wellenlänge aussendet, die von lebendem Gewebe, das kein Blut ist, absorbiert wird.
Entsprechend den obigen Ausführungsformen kann die Konzentration einer lichtabsorbierenden Substanz im Blut in genauer Weise auf der Grundlage des Prinzips der Pulsphotometrie gemessen werden.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die zuvor genannten Aufgabe und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden durch die detaillierte Beschreibung bevorzugter beispielhafter Ausführungsformen in Bezug auf die begleitenden Zeichnungen deutlicher, wobei:
1 ein Flussdiagramm zum Erläutern des Prozessablaufes einer Vorrichtung gemäß einer ersten Ausführungsform der Erfindung zeigt;
2 eine Blockansicht der Vorrichtung der ersten Ausführungsform ist;
3a und 3b schematische Ansichten zum Erläutern einer Abhängigkeit zwischen der Intensität einfallenden Lichts und der Intensität durchgelassenen Lichts sind, die erhalten wird, wenn lebendes Gewebe der Einwirkung von Licht ausgesetzt wird;
4a bis 4c Ansichten zum Erläutern sind, wie DC-Komponenten von Intensitäten durchgelassenen Lichts ermittelt wird;
5a und 5b Ansichten sind zum Erläutern der vorteilhaften Wirkung, die durch die Vorrichtung der ersten Ausführungsform erreicht wird;
6 eine Blockansicht einer Vorrichtung gemäß einer zweiten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist;
7 ein Flussdiagramm zum Erläutern eines Prozessablaufes für die Vorrichtung der zweiten Ausführungsform ist;
8a und 8b Ansichten zum Erläutern der vorteilhaften Wirkung sind, die durch die Vorrichtung der zweiten Ausführungsform erreicht wird;
9 ein Flussdiagramm zum Erläutern eines Prozessablaufes einer Vorrichtung der dritten Ausführungsform ist und
10a und 10b Ansichten sind, um die vorteilhaften Wirkungen zu erläutern, die durch die Vorrichtung der dritten Ausführungsform erreicht werden;
11 eine schematische Ansicht eines ersten modifizierten Beispiels der Vorrichtung der ersten Ausführungsform ist; und
12 eine schematische Ansicht eines zweiten modifizierten Beispiels der Vorrichtung der ersten Ausführungsform ist.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
Es wird nunmehr eine erste Ausführungsform der Erfindung beschrieben. Die erste Ausführungsform betrifft eine Vorrichtung zur Bestimmung einer Hämoglobinkonzentration.
2 ist eine Blockansicht, die den Gesamtaufbau der Vorrichtung der Ausführungsform darstellt. Ein Lichtsender 1 umfasst. LED's 2, 3 zum Erzeugen von Lichtstrahlen mit zwei unterschiedlichen Wellenlängen; und eine Ansteuerschaltung 4 zum Ansteuern der LED's 2, 3. Die Wellenlänge eines Lichtstrahls, der von der LED 2 stammt, wird als eine erste Wellenlänge bezeichnet, und die Wellenlänge eines Lichtstrahls, der von der LED 3 stammt, wird als eine zweite Wellenlänge bezeichnet. In dieser Vorrichtung beträgt die erste Wellenlänge 1300 nm und die zweite Wellenlänge 805 nm.
Ein Lichtempfänger 5 umfasst: eine Photodiode 6, die gegenüber den LED's 2, 3 angeordnet ist; einen Strom/Spannungs-Wandler 7 zum Umwandeln eines elektrischen Stromes, der von der Photodiode 6 ausgegeben wird, in ein Spannungssignal; und einen Verstärker 8.
Ein Multiplexer 9 ist eine Schaltung zum Zuführen eines Signals, das von dem Verstärker 8 geliefert wird, abwechselnd zu einem Filter 10 und einem Filter 11. Die Filter 10, 11 sind Schaltungen zur Reduzierung des Rauschens aus Signalen, die den Intensitäten der durchgelassenen Lichtstrahlen mit der entsprechenden Wellenlänge entsprechen. Die Zeitabläufe der Ausgangssignale werden von einem Multiplexer 12 gesteuert, und die Signale werden dann einem A/D-Wandler 13 zugeführt. Der A/D-Wandler 13 ist eine Schaltung, um das von dem Multiplexer 12 ausgegebene Signal in ein digitales Signal umzuwandeln.
Eine CPU 14 stellt eine Schaltung dar, um die Ansteuerschaltung 4, den Multiplexer 9 und den Multiplexer 12 zu steuern und um auf der Grundlage von dem A/D-Wandler 13 ausgegebenen Signals eine Funktion auszuführen.
Ein Speicher 15 speichert ein Programm, das in der CPU 14 abläuft, und speichert Daten, die von der CPU 14 ausgegeben werden.
Eine Anzeige 16 stellt die von der CPU 14 ausgegebenen Daten dar und eine Steuertafel 17 ist mehreren Schaltern (einschließlich eines Kalibrationsschalters und eines Messschalters, die später beschrieben werden) und mehreren Tasten ausgestattet und gibt an die CPU 14 ein der Eingabe eines Bedieners entsprechendes Signal aus.
Eine Sonde dieser Vorrichtung, die an einem lebenden Körper zu befestigen ist, ist mit den LED's 2, 3 und der Photodiode 6 ausgestattet. Ein lebender Körper (z. B. eine Fingerspitze oder ein Ohrläppchen) 30 wird zwischen die LED's 2, 3 und die Photodiode 6 eingespannt. Als nächstes wird die Funktion der Vorrichtung mit Bezug 1 beschrieben.
Im Schritt 1A wird die Intensität des Lichtes, das auf den lebenden Körper eingestrahlt wird, gemessen. Insbesondere wird die Intensität des von den LED's 2, 3 der Sonde auf den lebenden Körper eingestrahlten Lichts bestimmt. In der Ausführungsform wird die Intensität des einfallenden Lichtes unter Anwendung einer Phantomprobe 30A, die eine bekannte lichtabsorbierende Charakteristik besitzt, bestimmt. Beispielsweise ist eine milchig weiße Acrylplatte als die Phantomprobe 30A geeignet.
Zunächst platziert der Bediener die Phantomprobe 30A an einer vorbestimmten Position zwischen den LED's 2, 3 und der Sonde und der Photodiode 6 und instruiert die CPU 14, die Messung der Intensität des einfallenden Lichts zu beginnen, indem der Kalibrationsschalter der Steuertafel 17 betätigt wird. Als Folge davon erzeugen die LED's 2, 3 Lichtstrahlen mit entsprechenden Wellenlängen und die Lichtstrahlen erreichen die Photodiode 6 nach dem Durchlaufen der Phantomprobe 30A und werden dann in elektrische Signale umgewandelt. Die Signale werden in nachfolgenden Stufen von dem Strom/Spannungs-Wandler 7, dem Verstärker 8, dem Multiplexer 9, den Filtern 10, 11, dem Multiplexer 12 und dem A/D-Wandler 13 verarbeitet. Die Signale erreichen dann die CPU 14 und werden dann in dem Speicher 15 als Intensitäten des durchgelassenen Lichts Itcal1, Itcal2 für die entsprechenden Wellenlängen gespeichert. Die CPU 14 führt die Berechnungen aus, indem die auf diese Weise gemessenen Itcal1, Itcal2 in die folgenden Gleichungen (1) und (2) eingesetzt werden, wodurch die Intensitäten des einfallenden Lichts Iical1, iIcal2 in Bezug auf die Phantomprobe 30A bestimmt sind. Iical1 = Itcal1·exp(Af1) (1) Iical2 = itcal2·exp(Af2) (2)
In diesen Gleichungen bezeichnen Af1, Af2 bekannte Abschwächungen in der Phantomprobe 30A, die bei den entsprechenden Wellenlängen erzeugt werden und in dem Speicher 15 im Voraus gespeichert werden. Berechnungsergebnisse werden ebenso in dem Speicher 15 festgehalten. Die Berechnungsergebnisse Iical1, Iical2 werden in einen vorbestimmten Bereich des Speichers 15 geschrieben. Wenn die Werte Iical1, Iical2, die das letzte Mal gemessen wurden, bereits verfügbar sind, so werden diese Werte überschrieben.
Die jüngsten Werte Iical1, Iical2 werden für die Berechnung verwendet, die im Schritt 3A auszuführen ist, der später beschrieben wird. Daher dient der Schritt 1A für die Kalibrierung der Intensität des einfallenden Lichts Iical.
Die Berechnung der Intensität des einfallenden Lichts Iical wird durchgeführt, wenn der Bediener die Sonde an der Phantomprobe 30A anbringt und den Kalibrationsschalter drückt. Es kann jedoch, wie in 11 gezeigt ist, ein beliebiger Sensor (optisch, mechanisch oder magnetisch) 220 an einer Sonde 200 und einer Phantomprobe 30A angebracht und so angeordnet werden, dass, wenn die Sonde 200 an der Phantomprobe 30A angebracht wird, dieser den Vorgang des Anbringen erkennt und die CPU 14 sodann die Verarbeitung in der Weise beginnt, wie dies zuvor dargestellt ist, um damit die Intensität des einfallenden Lichts Iical zu berechnen.
Alternativ kann, wie in 12 gezeigt ist, die Phantomprobe 30A selbst als eine Halterung ausgebildet sein, die eine Sonde 200 trägt. Der zuvor genannte Sensor 220 kann dann an einem derartigen Halter vorgesehen sein. Wenn die Sonde 200 in dem Halter angebracht ist (dabei wird ein Teil der Phantomprobe 30A zwischen die LED's 2, 3 und die Photodiode 6 gebracht), kann der Sensor 220 den Vorgang des Haltens erkennen, woraufhin die CPU 14 die Intensität des einfallenden Lichts Iical berechnen kann.
Bei Verwendung über einen langen Zeitraum hinweg tritt bei dem lichtemittierenden Element, etwa einer LED, eine Abnahme der Leuchtintensität auf. Die Leuchtintensität ändert sich auch durch Flecken auf der Oberfläche der Sonde. Damit ergeben sich Schwierigkeiten bei der kontinuierlichen Anwendung in Hinblick auf die Leuchtintensität der Sonde, wenn diese zum Zeitpunkt der Auslieferung eingestellt wurde. Besser ist es, die Intensität des einfallenden Lichts Iical unmittelbar vor der Messung zu kalibrieren.
Im Schritt 2A wird die Sonde an dem lebenden Körper 30 angebracht und Variationen bei den Abschwächungen bei den entsprechenden Wellenlängen, die durch eine Pulsierung des Blutes hervorgerufen werden, werden gemessen und es wird das Verhältnis Φ zwischen den Variationen bei den Abschwächungen bestimmt.
Der Prozessablauf, der sich auf diesen Schritt bezieht, wird von dem Bediener durch Betätigen des Messschalters auf der Steuertafel 17 gestartet. Dabei bestimmt die CPU 14 das Verhältnis Φ12 zwischen der Variation ΔA1 bei der Abschwächung A1 bei der ersten Wellenlänge und einer Variation ΔA2 bei der Abschwächung A2 bei der zweiten Wellenlänge auf der Grundlage des Signals, das die durchgelassenen Lichtintensitäten It1, It2 kennzeichnet und das von dem A/D-Wandler 13 ausgegeben wird. Insbesondere wird die folgende Gleichung (3) berechnet und das Ergebnis der Berechnung wird in dem Speicher 15 gespeichert. Φ12 = ΔA1/ΔA2 = (AC1/DC1)/(AC2/DC2) (3)
Hierbei bezeichnet DC1 eine DC-Komponente der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensität It1, und DC2 bezeichnete eine DC-Komponente der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensität It2. Sowohl DC1 als auch DC2 werden als durchgelassene DC-Lichtintensitäten bezeichnet. Ferner bezeichnet AC1 eine AC-Komponente der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensität It1, und AC2 bezeichnet eine AC-Komponente der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensität It2. Sowohl It1 als auch It2 werden als durchgelassene AC-Lichtintensitäten bezeichnet.
Gleichung (3) wird in der folgenden Weise erhalten. Wie in 3a gezeigt ist, kann man sich einen lebenden Körper als aus arteriellem Blut, venösem Blut und Gewebe, das kein Blut ist, aufgebaut denken. Wenn der lebende Körper der Einwirkung von Licht ausgesetzt wird, das die Intensität des einfallenden Lichts Ii aufweist, wird Licht gemessen, das die Intensität des durchgelassenen Lichts It besitzt. Dabei wird eine Abschwächung A, die von dem lebenden Körper hervorgerufen wird, durch die folgende Gleichung (4) auf der Grundlage des Lambert-Beer-Gesetzes ausgedrückt. A = log(Ii/It) = log Ii – log It (4)
Als nächstes, wie in 3b gezeigt ist, wird eine entsprechende Variation der Intensität des durchgelassenen Lichtes als It – ΔIt ausgedrückt, wenn angenommen wird, dass eine Variation, die durch eine Änderung in der Dicke einer Schicht des arteriellen Blutes hervorgerufen wird, als ΔIt bezeichnet wird. Zu diesem Zeitpunkt addiert sich eine Variation ΔA zu der Abschwächung, die durch den lebenden Körper hervorgerufen wird und wird in folgende Gleichung (5) ausgedrückt: A + ΔA = log[Ii/(It – ΔIt)] = log Ii – log(It – ΔIt) (5)
A wird in den Gleichungen (4) und (5) eliminiert, wodurch ΔA bestimmt ist. Dabei lässt sich ΔA in folgender Weise durch eine Gleichung ausdrücken, in der die einfallende Lichtintensität Ii nicht verwendet ist. ΔA = log It – log(It – ΔIt) = log[It/(It – ΔIt)] (6)
Gleichung (6) wird in folgender Weise umgestellt: ΔA = log{1/[1 – (ΔIt/It)]} (7)
Hierbei nimmt (ΔIt/It) einen Wert an, der wesentlich kleiner als 1 ist (weil die Variation ΔIt der durchgelassenen Lichtintensität It, die sich aus dem Pulsieren einer arteriellen Blutschicht eines lebenden Körpers ableitet, wesentlich kleiner als die durchgelassene Lichtintensität It ist). Die Gleichung (7) kann durch die folgende Gleichung (8) angenähert werden. ΔA = ΔIt/It (8)
Daher kann die folgende Gleichung (9) aus einer Definitionsgleichung von Φ12 und der Gleichung (8) erhalten werden. Φ12 = ΔA1/ΔA2 = (ΔIt1/It1)/(ΔIt2/It2) (9)
Als Folge davon lässt sich die Logarithmusbildung vermeiden. Man kann sich Gleichung (9) entstanden denken, wenn die durchgelassene Lichtintensitäten um ΔIt1, ItΔ2 in Bezug auf It1, It2 geändert werden.
Wie in 4a gezeigt ist, wird unter der Annahme, dass ein Spitzenwert der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensität It als durchgelassene DC-Lichtintensität DC genommen wird und dass eine Differenz zwischen dem Spitzenwert und einem minimalen Wert (d. h. einer maximalen Variation) als eine durchgelassene AC-Lichtintensität AC genommen wird, die durchgelassene Lichtintensität so betrachtet, dass diese sich um AC in Bezug auf DC geändert hat. Daher erhält man ΔIt/It = AC/DC und die Gleichung (9) lässt sich in der folgenden Weise umformen. Φ12 = ΔA1/ΔA2 = (AC1/DC1)/(AC2/DC2)
Kurz gesagt, man erhält Gleichung (3).
Hierbei wird der Spitzenwert der durchgelassenen Lichtintensität als die durchgelassene DC-Lichtintensität DC genommen. Jedoch ist AC wesentlich kleiner als DC. Wie in 4 gezeigt ist, gilt Gleichung (3) auch, wenn die durchgelassene DC-Lichtintensität DC als der Minimalwert der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensität It genommen wird. Wie in 4c gezeigt ist, gilt Gleichung (3) auch, wenn die durchgelassene DC-Lichtintensität DC als ein Mittelwert zwischen dem Spitzenwert und dem minimalen Wert genommen wird (d. h. als ein Zwischenwert zwischen dem Spitzenwert und dem minimalen Wert).
Wie zuvor dargelegt ist, kann die durchgelassene DC-Lichtintensität DC auf einen beliebigen Wert festgelegt werden, der zwischen dem Spitzenwert und dem minimalen Wert liegt. Daher kann die durchgelassene Lichtintensität It, die zu einem Zeitpunkt erreicht wird, an dem die durchgelassene AC-Lichtintensität erreicht wird, oder unmittelbar davor oder danach, benutzt werden.
In diesem Schritt wird die Berechnung von Φ12 für jeden Puls der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensität in It1, It2, d. h. für jeden Herzschlag, ausgeführt.
Im nachfolgenden Schritt 3A werden die DC-Abschwächungen Adc1, Adc2 der entsprechenden Wellenlängen bestimmt. Hierbei berechnet die CPU 14 die DC-Abschwächungen Adc1, Adc2 der entsprechenden Wellenlängen, indem in den folgenden Gleichungen (10) und (11) die einfallenden Lichtintensitäten Iical1, Iical2, im Schritt A1 bestimmt wurden, und die durchgelassene DC-Lichtintensitäten DC1, DC2, die im Schritt 2a bestimmt wurden, eingesetzt werden. Adc1 = log(Iical1/DC1) = log Iical1 – log DC1 (10) Adc2 = log(Iical2/DC2) = log Iical2 – log DC2 (11)
Wenn die Vorrichtung einen Schaltungsaufbau besitzt, der keine Änderung des Stromes bewirkt, der durch die lichtemittierenden Elemente (LED's 2, 3) fließt, werden die einfallenden Lichtintensitäten Iical1, Iical2, die im Schritt 2A bestimmt wurden, in der unmodifizierten Form benutzt.
In Hinblick auf die Tatsache, dass lebendes Gewebe einen individuellen Unterschied aufweist, kann sich jedoch ein Unterschied zwischen den elektrischen Strömen Ccal1, Ccal2, die zu den lichtemittierenden Elementen fließen, wenn die Messung für die Intensität des einfallenden Lichts (d. h. z. Z. der Kalibrierung) unter Anwendung der Phantomprobe 30A durchgeführt wird, und den elektrischen Strömen Cmeas1, Cmeas2, die zu den lichtemittierenden Elementen fließen, wenn eine Abschwächung durch den lebenden Körper gemessen wird (zum Zeitpunkt der Messung), ergeben. Wenn die Vorrichtung mit einer Schaltungskonfiguration versehen ist, die eine Einstellung zulässt, um damit eine optimale durchgelassene Lichtintensität zu erreichen, indem eben der elektrische Strom der lichtemittierenden Elemente geändert wird, verwendet die CPU 14 als die Intensität des einfallenden Lichts die Werte IiA1, IiA2, die entsprechend dem elektrischen Strom korrigiert sind, der durch die lichtemittierenden Elemente fließt. IiA1 und IiA2 werden wie folgt ausgedrückt: IiA1 = Ical1·Cmeas1/Ccal1 (12) IiA2 = Ical2·Cmeas2/Ccal2 (13)
In diesem Schritt wird die Berechnung der DC-Abschwächungen Adc1, Adc2 für jeden Puls der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensitäten It1, It2, d. h. für jeden Herzschlag, ausgeführt.
Im Schritt 4A berechnet die CPU 14 die Konzentration des Hämoglobins Hbdc durch Anwenden der folgenden Gleichung (14), in der Φ12, das im Schritt 2A bestimmt wurde, und die DC-Abschwächungen Adc1, Adc2, die im Schritt 3A bestimmt wurden, als Variablen verwendet sind. Hbdc = a1·Φ12 + b1 + c1·Adc2/Adc1 (14)
Die Koeffizienten a1, b1, c1 der Gleichung (14) sind Werte, die zuvor durch das Verfahren der kleinsten Quadrate bestimmt wurden, um damit eine Differenz zwischen den Hämoglobinkonzentration Hbdc, die durch Berechnen für eine gewisse Bevölkerungsschicht (z. B. aus Daten, die sich auf 10 ausgewählte Personen beziehen) bestimmt wurde mittels der Gleichung (14) und der genauen Konzentration des Hämoglobins Hbs, das durch eine Blutprobe und das Zyanmethämoglobinverfahren gemessen wurde.
Um hierbei die vorteilhafte Wirkung der Vorrichtung zu zeigen, wird die Konzentration des Hämoglobins, die lediglich durch Verwendung des Abschwächungsvariationsverhältnisses Φ12 des Pulssignals berechnet wurde, mit der Konzentration des Hämoglobins verglichen, das durch die Blutprobe bestimmt wurde. Ferner wird die Konzentration des Hämoglobins, die durch die Vorrichtung unter Anwendung von Φ12 und den DC-Abschwächungen Adc1, Adc2 berechnet wird, mit der Konzentration des Hämoglobins verglichen, die durch die Blutprobe bestimmt wurde.
Wenn lediglich das Abschwächungsvariationsverhältnis Φ12 verwendet wird, wird die Konzentration des Hämoglobins durch die Gleichung (15) berechnet. Hbp = a2·Φ12 + b2 (15)
Die Koeffizienten a2, b2, die in diesem Falle verwendet werden, werden ebenso im Voraus auf der Grundlage der Daten, die sich auf die Bevölkerungsschicht beziehen, mittels des Verfahrens der kleinsten Quadrate bestimmt. 5a zeigt eine Korrelation zwischen der Hämoglobinkonzentration Hpbp, die durch Anwenden der Gleichung (15) berechnet wurde und der Hämoglobinkonzentration Hbs, die durch die Blutprobe bestimmt wurde.
5b zeigt eine Korrelation zwischen der Hämoglobinkonzentration Hbdc, die mittels der Vorrichtung der Ausführungsform auf der Grundlage der Gleichung (14) durch die Anwendung der DC-Abschwächungen bestimmt wurde, und der Hämoglobinkonzentration Hbs, die mittels der Blutprobe gemessen wurde. Wie aus einem Vergleich zwischen den Zeichnungen hervorgeht, wird eine Verbesserung in der Übereinstimmung zwischen der Hämoglobinkonzentration, die durch die Vorrichtung bestimmt wird, und jener Konzentration, die durch die Blutprobe bestimmt ist, erreicht, indem die DC-Abschwächungen in die Formel eingefügt werden.
Es kann die folgende Gleichung anstelle der Gleichung (14) verwendet werden. Hbdc = a3·Φ12 + b3 + c3·Adc2 + d3·Adc1 (16)
Die Koeffizienten a3 bis d3 dieser Gleichung wurden im Voraus in der gleichen Weise bestimmt, wie dies zuvor dargestellt ist.
Es besteht eine konstante Umkehrkorrelation zwischen den DC-Abschwächungen Adc1, Adc2 und den durchgelassenen DC-Lichtintensitäten DC1, DC2. Somit ergibt sich die gleiche Wirkung, wie sie erreicht wird, indem eine Berechnung unter Anwendung der durchgelassenen DC-Lichtintensitäten in ihrer nicht modifizierten Form ohne Anwendung der DC-Abschwächungen ausgeführt wird. In diesem Falle ist die durchgelassene DC-Lichtintensität proportional zu der Intensität des auf die Sonde einfallenden Lichts. Daher müssen die einfallenden Lichtintensitäten Iical1, Iical2 korrigiert werden, wobei diese durch einen spezifizierten Stromwert, der in die lichtemittierenden Elemente fließt (die LED's 2, 3) normiert werden. Die korrigierten durchgelassenen DC-Lichtintensitäten Itcomp1, Itcomp2 der entsprechenden Wellenlängen werden durch die folgenden Gleichungen (17) und (18) berechnet. Itcomp1 = DC1(Iical1/Istd1)(Cmeas1/Ccal1) (17) Itcomp2 = DC2(Iical2/Istd2)(Cmeas2/Ccal2) (18)
Wobei DC1, DC2 gemessene durchgelassene DC-Lichtintensitäten bezeichnen; Iical1, Iical2 einfallende Lichtintensitäten bezeichnen, die zum Zeitpunkt der Kalibrierung berechnet werden; Istd1, Istd2 standardmäßige Lichtintensitäten bezeichnen; Cmeas1, Cmeas2, Stromwerte bezeichnen, die in die lichtemittierende Elemente eingeprägt und erhalten werden, wenn ein lebender Körper gemessen wird; und Ccal1, Ccal2 Stromwerte bezeichnen, die in die lichtemittierenden Elemente eingeprägt und zum Zeitpunkt der Kalibrierung der einfallenden Lichtintensitäten erhalten werden.
Daher können die folgenden Gleichungen (19) und (20) anstelle der Gleichungen (14) und (16) verwendet werden. Hbdc = a4·Φ12 + b4 + c4·Itcomp1/Itcomp2 (19) Hbdc = a5·Φ12 + b5 + c5·Itcomp1 + d5·Itcomp2 (20)
Dabei werden die Koeffizienten a4 bis c4 in Gleichung (19) und die Koeffizienten a5 bis d5 in Gleichung (20) im Voraus durch das gleiche Verfahren bestimmt, wie es zum Bestimmen der Koeffizienten der Gleichung (14) angewendet wird.
Selbst in diesem Schritt wird die Berechnung von Hbdc für jeden Pulsschlag der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensitäten It1, It2, d. h. für jeden Herzschlag, durchgeführt. Die CPU 14 speichert das auf diese Weise bestimmte Hbdc in dem Speicher 15 und zeigt diesen Wert auf der Anzeige 16 an.
Gemäß der Vorrichtung der Ausführungsform wird die Konzentration des Hämoglobins durch Anwenden der DC-Abschwächung oder der durchgelassenen DC-Lichtintensität berechnet, die bei der ersten Wellenlänge von 1300 nm erreicht wird, bei der Licht von einem lebenden Gewebe, das nicht Blut ist, absorbiert wird, und durch die Anwendung der DC-Abschwächung oder der durchgelassenen DC-Lichtintensität, die bei der zweiten Wellenlänge von 805 nm erhalten wird, bei der Licht von Blut absorbiert wird. Als Folge davon ist das Blut, das in einem zu messendem Bereich strömt, und die Dicke des gesamten lebenden Gewebes, das sich aus Gewebe zusammensetzt, das kein Blut ist, berücksichtigt, wodurch die Konzentration des Hämoglobins in genauer Weise gemessen werden kann.
In der Ausführungsform kann die erste Wellenlänge auf rotes Licht (mit einer Wellenlänge von z. B. 660 nm) festgelegt werden, und die zweite Wellenlänge kann auf Infrarotlicht (mit einer Wellenlänge von z. B. 940 nm) festgelegt werden, um somit die Konzentration von Oxyhämoglobin zu bestimmen. Somit kann die Vorrichtung auf die Messung der arteriellen Blutsauerstoffsättigung angewendet werden.
Es wird nunmehr eine zweite Ausführungsform der Erfindung beschrieben. Die zweite Ausführungsform betrifft eine Vorrichtung zur Messung der Carboxyhämoglobinkonzentration.
6 ist eine Blockansicht, die die Gesamtkonfiguration der Vorrichtung der Ausführungsform darstellt. Ein Lichtsender 100 umfasst: LED's 20a, 20b und 20c zum Erzeugen von Lichtstrahlen dreier unterschiedlicher Wellenlängen; und eine Ansteuerschaltung 40 zum Ansteuern der LED's 20a, 20b und 20c.
Die Wellenlänge eines Lichtstrahls, der von der LED 20a erzeugt wird, wird als eine erste Wellenlänge bezeichnet; die Wellenlänge eines Lichtstrahls, der von der LED 20b erzeugt wird, wird als eine zweite Wellenlänge bezeichnet; und die Wellenlänge eines Lichtstrahls, der von der LED 20c erzeugt wird, als eine dritte Wellenlänge bezeichnet. In dieser Vorrichtung trägt die erste Wellenlänge 940 nm, die zweite Wellenlänge 660 nm und dritte Wellenlänge 620 nm.
Ein Lichtempfänger 50 umfasst: eine Photodiode 60, die gegenüber den LED's 20a, 20b und 20c angeordnet ist; einen Strom/Spannungs-Wandler 70 zum Umwandeln eines elektrischen Stromes, der von der Photodiode 60 ausgegeben wird, in ein Spannungssignal; und einen Verstärker 80.
Ein Multiplexer 90 ist eine Schaltung, um ein Signal, das von dem Verstärker 80 ausgegeben wird, selektiv auf drei Filter zu verteilen; d. h. einen Filter 10a, einen Filter 10b und einen Filter 10c. Die Filter 10a, 10b und 10c sind Schaltungen, um ein Rauschen von den Signalen, die den Intensitäten der durchgelassenen Lichtstahlen mit den entsprechenden Wellenlängen entsprechen, zu reduzieren. Das Ausgabezeitverhalten der Ausgangssignale werden von einem Multiplexer 120 gesteuert, und die Signale werden dann einem A/D-Wandler 130 zugeführt. Der A/D-Wandler 130 ist eine Schaltung, um das von dem Multiplexer 120 ausgegebene Signal in ein digitales Signal umzuwandeln.
Eine CPU 140 repräsentiert eine Schaltung, die Steuersignale an die Ansteuerschaltung 40, den Multiplexer 90 und den Multiplexer 120 ausgibt, um damit diese Schaltungen zu steuern, wobei die CPU 140 ferner Operationen auf der Grundlage eines Signals ausführt, das von A/D-Wandler 130 ausgegeben wird.
Ein Speicher 150 speichert ein Programm, das zur Abarbeitung durch die CPU 140 dient, und Daten, die von der CPU 140 ausgegeben werden.
Eine Anzeige 160 stellt die von der CPU 140 ausgegebenen Daten dar, und eine Steuertafel 170 ist mit mehreren Schaltern (einschließlich eines Kalibrationsschalters und eines Messschalters, die später beschrieben werden) und mehreren Tasten ausgestattet und gibt ein Signal an die CPU 140 aus, das durch Betätigung eines Bedieners erzeugt wird. Eine Sonde dieser Vorrichtung ist mit den LED's 20a, 20b und 20c und der Photodiode 60 ausgestattet. Der lebende Körper 30 wird zwischen die LED's 20a, 20b und 20c und die Photodiode 60 eingespannt. Als nächstes wird die Funktionsweise der Vorrichtung mit Bezug zu 7 beschrieben.
Im Schritt 1B wird die Intensität des Lichtes, das den lebenden Körper 30 bestrahlt, gemessen. Insbesondere wird die Intensität des von den drei Leuchtdioden 20a, 20b und 20c der Sonde auf den lebenden Körper 30 eingestrahlten Lichts bestimmt. Wie im Falle des Schrittes 1A, der in der Vorrichtung der ersten Ausführungsform auszuführen ist, setzt der Bediener die Phantomprobe 30A an eine vorbestimmte Stelle zwischen den LED's 20a, 20b und 20c der Sonde und der Photodiode 60 und instruiert die CPU 140 durch Betätigen des Kalibrierschalters, die Messung der Intensität des einfallenden Licht zu beginnen. Die CPU 140 führt die Berechnung der folgenden Gleichungen durch Substitution der Lichtintensitäten Itcal1, Itcal2 und Itcal3 der Wellenlängen der Lichtstrahlen, die durch die Phantomprobe 30A gelaufen sind, wodurch die einfallenden Lichtintensitäten Iical1, Iical2 und Iical3 der drei Wellenlängen bestimmt werden, wobei diese in dem Speicher 150 abgelegt werden. Iical1 = Itcal1·exp(Af1) Iical2 = Itcal2·exp(Af2) Iical3 = Itcal3·exp(Af3)
Hierbei bezeichnen Af1, Af2 und Af3 bekannte Abschwächungen der Phantomprobe 30A, die bei den entsprechenden Wellenlängen erreicht werden und in dem Speicher 150 im Voraus gespeichert sind.
Im Schritt 2B bringt der Bediener die Sonde an den lebenden Körper 30 an, und betätigt den Messschalter. Als Folge davon misst die CPU 140 Variationen in den Abschwächungen bei den entsprechenden Wellenlängen, die durch die Pulsierung des Blutes in dem lebenden Körper 30 hervorgerufen werden, und das Verhältnis Φ zwischen den Variationen in den Abschwächungen.
In diesem Schritt bestimmt die CPU 140 die durchgelassenen DC-Lichtintensitäten und die durchgelassen AC-Lichtintensitäten der entsprechenden Wellenlängen in der gleichen Weise wie im Schritt 2a der ersten Ausführungsform und bestimmt die Abschwächungsvariationsverhältnisse der entsprechenden Wellenlängen mittels der Anwendung der Intensitäten. Hierbei werden die Lichtstrahlen dreier Wellenlängen verwendet und somit werden Φ12 und Φ13 bestimmt, indem die folgenden Gleichungen (21) und (22) berechnet werden und die Berechnungsergebnisse werden dann in dem Speicher 150 abgelegt. Φ12 = ΔA1/ΔA2 = (AC1/DC1)/(AC2/DC2) (21) Φ13 = ΔA1/ΔA3 = (AC1/DC1)/(AC3/DC3) (22)
Hierbei bezeichnet Φ12 ein Verhältnis zwischen einer Variation ΔA1 für eine Abschwächung A1 der ersten Wellenlänge und einer Variation ΔA2 für in eine Abschwächung A2 bei der zweiten Wellenlänge; Φ13 bezeichnet ein Verhältnis zwischen einer Variation ΔA1 für die Abschwächung A1 bei der ersten Wellenlänge und einer Variation ΔA3 bei einer Abschwächung A3 bei der dritten Wellenlänge; DC1, DC2, DC3 bezeichnen jeweils durchgelassene DC-Lichtintensitäten, die bei durchgelassenen Lichtintensitäten It1, It2 und It3 der ersten, zweiten und dritten Wellenlänge erhalten werden; und AC1, AC2, AC3 bezeichnen jeweils durchgelassene AC-Lichtintensitäten, die bei den durchgelassenen Lichtintensitäten It1, It2 und It3 bei der ersten, zweiten und dritten Wellenlänge erhalten werden.
In diesem Schritt wird die Berechnung von Φ12, Φ13 für jeden Puls der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensitäten It1, It2 und It3, d. h. für jeden Herzschlag, ausgeführt.
Im nachfolgenden Schritt 3B werden die DC-Abschwächungen Adc1, Adc2, Adc3 der entsprechenden Wellenlängen bestimmt. Hierbei berechnet die CPU 140 die DC-Abschwächungen Adc1, Adc2 der entsprechenden Wellenlängen, indem in die folgenden Gleichungen (23) bis (25) die einfallenden Lichtintensitäten Iical1, Iical2 und Iical3, die im Schritt 1B bestimmt wurden, und die durchgelassenen DC-Lichtintensitäten DC1, DC2 und DC3, die im Schritt 2B bestimmt wurden, eingesetzt werden. Adc1 = log(Iical1/DC1) = log Iical1 – log DC1 (23) Adc2 = log(Iical2/DC2) = log Iical2 – log DC2 (24) Adc3 = log(Iical3/DC3) = log Iical3 – log DC3 (25)
Wenn die Vorrichtung eine Schaltungskonfiguration aufweist, die keine Änderung des Stromes bewirkt, der durch die lichtemittierenden Elemente fließt (LED's 20a, 20b und 20c), werden die einfallenden Lichtintensitäten Iical1, Iical2, Iical3, die im Schritt 1B bestimmt wurden, in nicht modifizierter Form verwendet.
Angesichts der Tatsache, dass lebendes Gewebe einen individuellen Unterschied aufweist, kann jedoch eine Differenz zwischen den elektrischen Strömen Ccal1, Ccal2, Ccal3, die zu den lichtemittierenden Elementen fließen, wenn die Messung für die einfallende Lichtintensität bei Verwendung der Phantomprobe 30A (d. h. zum Zeitpunkt der Kalibrierung) durchgeführt wird, und den elektrischen Strömen Cmeas1, Cmeas2, Cmeas3, die zu den lichtemittierenden Elementen fließen, wenn die Abschwächung des lebenden Körpers gemessen wird (d. h. zum Zeitpunkt der Messung), auftreten. Wenn die Vorrichtung eine Schaltungskonfiguration aufweist, die ein Einstellen durch Ändern des elektrischen Stromes der lichtemittierenden Elemente ermöglicht, um damit eine optimale durchgelassene Lichtintensität zu erreichen, werden für die einfallenden Lichtintensitäten IiA1, IiA2, IiA3 Werte verwendet, die entsprechend den elektrischen Stromwerten, die den lichtemittierenden Elementen eingeprägt werden, korrigiert wurden. Hierbei werden IiA1, IiA2 und IiA3 durch die folgenden Gleichungen ausgedrückt. IiA1 = Ical1·Cmeas1/Ccal1 (26) IiA2 = Ical2·Cmeas2/Ccal2 (27) IiA3 = Ical3·Cmeas3/Ccal3 (28)
Selbst in diesem Schritt wird die Berechnung der DC-Abschwächungen Adc1, Adc2 und Adc3 für jeden Puls der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensitäten It1, It2, It3, d. h. für jeden Herzschlag, ausgeführt.
Im nachfolgenden Schritt 4B berechnet die CPU 140 die Konzentration von Karboxyhämoglobin COHbdc unter Anwendung der folgenden Gleichung (29), in der Φ12 und Φ13, die Schritt 2B bestimmt wurden, und die DC-Abschwächungen Adc1, Adc2, Adc3, die Schritt 3B bestimmt wurden, als Variablen verwendet sind. COHbdc = a6·Φ12 + b6·Φ13 + c6 + d6·Adc2/Adc1 + e6·Adc3/Adc1 (29)
Die Koeffizienten aus a6, b6, c6, d6 und e6 der Gleichung (29) sind Werte, die zuvor mittels des Verfahrens der kleinsten Quadrate bestimmt wurden, um eine Differenz zwischen der Karboxyhämoglobinkonzentration COHbdc, die durch Berechnen einer gewissen Bevölkerungsschicht (z. B. mittels Daten, die sich auf 10 ausgewählte Personen beziehen) unter Anwendung der Gleichung (29) bestimmt wurden, und der genauen Konzentration von Karboxyhämoglobin COHbs, das durch eine Blutprobe gemessen wurde, zu minimieren.
Um hierbei die vorteilhafte Wirkung der Vorrichtung zu zeigen, wird die Konzentration des Karboxyhämoglobins, das unter Anwendung lediglich der Abschwächungsvariationsverhältnisse Φ12 und Φ13 des Pulssignals berechnet wurde, mit der Konzentration des Karboxyhämoglobins verglichen, das durch die Blutprobe bestimmt wurde. Ferner wird die Konzentration des Karboxyhämoglobins, das mittels der Vorrichtung unter Anwendung von Φ12, Φ13 und der Abschwächungen Adc1, Adc2, Adc3 berechnet wurde, mit der Konzentration des Hämoglobins verglichen, die durch die Blutprobe bestimmt wurde.
Wenn lediglich die Abschwächungsvariationsverhältnisse Φ12, Φ13 verwendet werden, wird die Konzentration des Karboxyhämoglobins mit der Gleichung (30) berechnet. COHbp = a7·Φ12 + b7·Φ13 + c7 (30)
Die in diesem Falle verwendeten Koeffizienten a7, b7, c7 werden ebenso im Voraus auf der Grundlage der Daten, die sich auf die Bevölkerungsschicht beziehen, in der gleichen Weise bestimmt, wie dies zuvor dargestellt ist. 8a zeigt eine Korrelation zwischen der Karboxyhämoglobinkonzentration COHbp, die unter Anwendung der Gleichung (30) berechnet ist, und der Karboxyhämoglobinkonzentration CHOHbs, die mittels der Blutprobe gemessen wird.
8b zeigt eine Korrelation zwischen der Karboxyhämoglobinkonzentration COHbc, die mit der Vorrichtung auf der Grundlage der Gleichung (29) bei Anwendung der DC-Abschwächungen bestimmt wird, und der Karboxyhämoglobinkonzentration COHbs, die durch die Blutprobe gemessen wird.
Wie aus dem Vergleich zwischen den Zeichnungen deutlich wird, wird eine Verbesserung in der Anpassung zwischen der Karboxyhämoglobinkonzentration, die durch die Vorrichtung bestimmt wird, und jener, die durch die Blutprobe bestimmt wird, erreicht, indem die DC-Abschwächungen in die Gleichungen eingeführt werden.
Anstelle der Gleichung (29) kann die folgende Gleichung verwendet werden. COHbdc = a8·Φ12 + b8·Φ13 + c8 + d8·Adc1 + e8·Adc2 + f8·Adc3 (31)
Die Koeffizienten a8, b8, c8, d8, e8, f8 dieser Gleichung wurden in Voraus in der gleichen Weise bestimmt, wie dies zuvor dargestellt ist.
Es besteht eine konstante Umkehrkorrelation zwischen den DC-Abschwächungen, Adc1, Adc2, Adc3 und den durchgelassenen DC-Lichtintensitäten DC1, DC2, DC3. Somit wird die gleiche Wirkung erzielt, wie sie auch erreicht wird, indem die Berechnung durch Anwendung der durchgelassenen DC-Lichtintensitäten in der nicht modifizierten Form ohne Berechnung der Abschwächungen durchgeführt wird. In diesem Falle ist die durchgelassene DC-Lichtintensität proportional zu der Intensität des auf die Sonde einfallenden Lichts. Daher müssen die einfallenden Lichtintensitäten korrigiert werden, wobei diese entsprechend einem spezifischen Stromwert, der in die lichtemittierenden Elemente (LED's 20a, 20b und 20c) eingeprägt wird, normiert werden. Die korrigierten durchgelassenen DC-Lichtintensitäten Itcomp1, Itcomp2, Itcomp3 der entsprechenden Wellenlängen werden durch die folgenden Gleichungen (32) bis (34) berechnet. Itcomp1 = DC1(Iical1/Istd1)(Cmeas1/Ccal1) (32) Itcomp2 = DC2(Iical2/Istd2)(Cmeas1/Ccal2) (33) Itcomp3 = DC3(Iical3/Istd3)(Cmeas3/Ccal3) (34)
Hierbei bezeichnen DC1, DC2, DC3 die entsprechenden gemessenen durchgelassenen DC-Lichtintensitäten; Iical1, Iical2, Iical3 die einfallenden Lichtintensitäten, die zum Zeitpunkt der Kalibrierung berechnet werden; Istd1, Istd2, Istd3 jeweils die standardmäßigen einfallenden Lichtintensitäten; Cmeas1, Cmeas2, Cmeas3 entsprechend die Stromwerte, die den lichtemittierenden Elementen eingeprägt werden, wenn eine Messung an einem lebenden Körper durchgeführt wird; und Ccal1, Ccal2, Ccal3 bezeichnen entsprechende Stromwerte, die in die lichtemittierenden Elemente z. Z. der Kalibrierung der einfallenden Lichtintensitäten eingeprägt werden.
Daher können die folgenden Gleichungen (35) und (36) anstelle der Gleichungen (29) und (31) verwendet werden. COHbdc = a9·Φ12 + b9·Φ13 + c9 + d9·Itcomp1/Itcomp2 + e9·Itcomp1/Itcomp3 (35) COHbdc = a10·Φ12 + b10·Φ13 + c10 + d10·Itcomp1 + e10·Itcomp2 + f10·Itcomp3 (36)
Hierbei werden die Koeffizienten a9 bis e9 in Gleichung (35) und die Koeffizienten a10 bis f10 in Gleichung (36) im Voraus in der gleichen Weise und durch die Anwendung der Daten, die sich auf die Bevölkerung beziehen, analog zu den Daten, die zuvor erwähnt sind, bestimmt.
Selbst in diesem Schritt wird die Berechnung von COHbdc für jedes Signal der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensitäten It1, It2, It3, d. h. für jeden Herzschlag, ausgeführt. Die CPU 140 speichert die auf diese Weise bestimmte COHbdc in dem Speicher 150 und zeigt den Wert auf dem Anzeigeabschnitt 160 an.
Gemäß der Vorrichtung dieser Ausführungsform wird die Konzentration des Karboxyhämoglobins unter Anwendung der DC-Abschwächung oder der durchgelassenen DC-Lichtintensität, die bei der ersten Wellenlänge von 940 nm auftritt, bei der Licht von Blut absorbiert wird, durch die DC-Abschwächung oder die durchgelassene DC-Lichtintensität, die bei der zweiten Wellenlänge von 660 nm auftritt, bei der Licht von Blut absorbiert wird, und durch die DC-Abschwächung oder die durchgelassene DC-Lichtintensität, die bei der dritten Wellenlänge von 620 nm auftritt, bei der Licht von Blut absorbiert wird, berechnet. Folglich wird die Dicke der gesamten Blutschicht, die in einem zu messenden Bereich vorhanden ist, berücksichtigt, wobei die Konzentration des Karboxyhämoglobins in genauer Weise gemessen werden kann.
Es wird nunmehr eine dritte Ausführungsform der Erfindung beschrieben. Die dritte Ausführungsform betrifft eine Farbstoffkonzentrationsmessvorrichtung. Dieser Vorrichtung verwendet Lichtstrahlen dreier Wellenlängen, wie im Falle der zweiten Ausführungsform, wobei die gesamte Ausbildung der Vorrichtung so ist, wie dies in 6 gezeigt ist, und somit werden wiederholende Erläuterugen weggelassen.
Wie jedoch in 9 gezeigt ist, unterscheidet sich ein Bearbeitungsprogramm, das von der CPU 140 ausgeführt wird, von jenem das in Bezug auf die zweite Ausführungsform beschrieben ist. Ferner nimmt die erste Wellenlänge einen Wert von 940 nm, die zweite Weh lenlänge einen Wert von 660 nm und die dritte Wellenlängen einen Wert von 805 nm an. Die Funktionsweise der Vorrichtung wird nunmehr mit Bezug zu 9 beschrieben.
Im Schritt 1C wird die Intensität des auf den lebenden Körper 30 einfallenden Lichts gemessen. Wie im Falle des Schritts 1B, der von der Vorrichtung der zweiten Ausführungsform auszuführen ist, werden die einfallenden Lichtintensitäten Iical1, Iical2, Iical3 der Lichtstrahlen mit den drei Wellenlängen durch die Verwendung der Phantomprobe 30A bestimmt und die auf diese Weise ermittelten einfallenden Lichtintensitäten werden in dem Speicher 150 abgelegt.
Im anschließenden Schritt 2C führt nach dem Anbringen der Sonde an dem lebenden Körper 30 der Bediener einen Farbstoff in das Blut des lebenden Körpers 30 ein. Beispielsweise wird Indocyaningrün als Farbstoff verwendet. Es wird ein Verhältnis zwischen Änderungen der Abschwächungen der entsprechenden Wellenlängen in der gleichen Weise bestimmt, wie dies im Schritt 2B der zweiten Ausführungsform der Fall ist. Insbesondere werden Φ12 und Φ13 durch die Gleichungen (21) und (22) ermittelt und die Berechnungsergebnisse werden in dem Speicher 150 abgelegt.
In diesem Schritt wird die Berechnung von Φ12 und Φ13 für jedes Pulssignal der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensitäten It1, It2, It3, d. h. für jeden Herzschlag, durchgeführt.
Im anschließenden Schritt 3C werden die DC-Abschwächungen Adc1, Adc2, Adc3 der entsprechenden Wellenlängen bestimmt. Hierbei berechnet die CPU 140 die DC-Abschwächungen Adc1, Adc2 der entsprechenden Wellenlängen, in dem in die Gleichungen (23) bis (25) in der gleichen Weise ersetzt wird, wie dies im Schritt 3B der zweiten Ausführungsform der Fall ist.
Wenn die Vorrichtung einen Schaltungsaufbau aufweist, der keine Änderungen in dem Strom bewirkt, der durch die lichtemittierenden Element fließt (die LED's 20a, 20b und 20c), werden die einfallenden Lichtintensitäten Iical1, Iical2, Iical3, die im Schritt 1C bestimmt wurden, in nicht modifizierter Form verwendet, wie dies zuvor dargelegt ist.
Angesichts der Tatsache jedoch, dass das lebende Gewebe individuell Unterschiede aufweist, kann sich eine Differenz zwischen den elektrischen Strömen Ccal1, Ccal2, Ccal3, die den lichtemittierenden Elementen eingeprägt werden, wenn die Messung für die einfallende Lichtintensität unter Anwendung der Phantomprobe 30A (d. h. zum Zeitpunkt der Kalibrierung) ausgeführt wird, und den elektrischen Strömen Cmeas1, Cmeas2, Cmeas3, die lichtemittierenden Elementen eingeprägt werden, wenn die Abschwächung des lebenden Körpers gemessen wird, d. h. zum Zeitpunkt der Messung), auftreten. Wenn die Vorrichtung eine Schaltungskonfiguration aufweist, die ein Einstellen durch Änderung des elektrischen Stromes für das lichtemittierende Element ermöglicht, um eine optimale durchgelassene Lichtintensität zu erreichen, nehmen die einfallenden Lichtintensitäten IiA1, IiA2, IiA3 Werte an, die in Übereinstimmung mit den elektrischen Stromwerten, die den lichtemittierenden Elementen eingeprägt werden, korrigiert worden sind. Hierbei werden IiA1, IiA2 und IiA3 durch die Gleichungen (26) bis (28) ausgedrückt.
Selbst in diesem Schritt wird die Berechnung der DC-Abschwächungen Adc1, Adc2, Adc3 für jedes Pulssignal der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensitäten It1, It2, It3, d. h. für jeden Herzschlag, ausgeführt.
Im nachfolgenden Schritt 4C berechnet die CPU 140 die Konzentration eines Farbstoffs Cddc unter Verwendung der folgenden Gleichung (37), in der Φ12 und Φ13, die im Schritt 2C bestimmt werden, und die DC-Abschwächungen Adc1, Adc2, Adc3, die im Schritt 3C bestimmt werden, als Variablen verwendet werden. Cddc = a11·Φ12 + b11·Φ13 + c11 + d11·Adc2/Adc1 + e11·Adc3/Adc1 (37)
Die Koeffizienten a11 bis e11 der Gleichung (37) sind Werte, die zuvor durch das Verfahren der kleinsten Quadrate zur Minimierung einer Differenz zwischen der Konzentration eines Farbstoffes Cddc bestimmt wurden, indem eine gewisse Bevölkerung (z. B. mittels Daten, die sich auf 10 ausgewählte Personen beziehen) unter Anwendung der Gleichung (37) und der genauen Konzentration eines Farbstoffs Cds, die durch eine Blutprobe gemessen wird, berechnet wird.
Um hierbei die vorteilhafte Wirkung der vorliegenden Vorrichtung zu zeigen, werden die Farbstoffkonzentration, die durch lediglich Anwendung der Abschwächungsvariationsverhältnisse Φ12 und Φ13 des Pulssignals berechnet wird, und die Farbstoffkonzentration, die durch die Anwendung der Abschwächungsvariationsverhältnisse Φ12 und Φ13 und die DC-Abschwächungen Adc1, Adc2, Adc3 der vorliegenden Vorrichtung berechnet wird, mit der Farbstoffkonzentration verglichen, die durch eine Blutprobe ermittelt wird.
Wenn lediglich die Abschwächungsvariationsverhältnisse Φ12 und Φ13 verwendet werden, wird die Farbstoffkonzentration durch Gleichung (38) berechnet. Cdp = a12·Φ12 + b12·Φ13 + c12 (38)
Die Koeffizienten a12, b12, c12, die in diesem Falle verwendet werden, werden ebenso im Voraus auf der Grundlage der Daten, die sich auf die Bevölkerung beziehen, in der gleichen Weise bestimmt, wie dies zuvor dargelegt ist. 10a zeigt eine Korrelation zwischen der Farbstoffkonzentration Cdp, die unter Anwendung der Gleichung (38) berechnet ist, und der Farbstoffkonzentration Cds, die durch die Blutprobe gemessen wird. 10b zeigt eine Korrelation zwischen der Farbstoffkonzentration Cddc, die durch die Vorrichtung mittels der Gleichung (37) bestimmt wird, und der Farbstoffkonzentration Cds, die mittels der Blutprobe gemessen wird.
Wie aus einem Vergleich zwischen den Zeichnungen hervorgeht, wird eine Verbesserung in der Übereinstimmung zwischen der Farbstoffkonzentration, die durch die Vorrichtung bestimmt wird, und der Konzentration, die mittels der Blutprobe ermittelt wird, erreicht, indem die DC-Abschwächungen in die Gleichung mit aufgenommen werden.
Ferner kann die folgende Gleichung (39) anstelle der Gleichung (37) benutzt werden. Cddc = a13·Φ12 + b13·Φ13 + c13 + d13·Adc1 + e13·Adc2 + f13·Adc3 (39)
Die Koeffizienten a13 bis f13 dieser Gleichung wurden im Voraus in der gleichen Weise bestimmt, wie dies zuvor dargestellt ist.
Es besteht eine konstante Umkehrkorrelation zwischen den DC-Abschwächungen Adc1, Adc2, Adc3 und den durchgelassenen DC-Lichtintensitäten DC1, DC2, DC3. Hierbei wird die gleiche Wirkung erzielt, wie sie durch Ausführen der Berechnung unter Verwendung der durchgelassenen DC-Lichtintensitäten in ihren nicht modifizierten Formen ohne Berechnung der Abschwächungen erreicht wird. In diesem Falle ist die durchgelassene DC-Lichtintensität proportional zu der Intensität des auf die Sonde einfallenden Lichts. Daher müssen die einfallenden Lichtintensitäten korrigiert werden, wobei diese entsprechend einem spezifischen Stromwert, der in die lichtemittierenden Elemente (LED's 20a, 20b und 20c) eingeprägt wird, normiert werden. Die korrigierten durchgelassenen DC-Lichtintensitäten Itcomp für die Wellenlängen werden durch die folgenden Gleichungen (40) bis (42) berechnet. Itcomp1 = DC1(Iical1/Istd1)(Cmeas1/Ccal1) (40) Itcomp2 = DC2(Iical2/Istd2)(Cmeas2/Ccal2) (41) Itcomp3 = DC3(Iical3/Istd3)(Cmeas3/Ccal3) (42)
Hierbei bezeichnen DC1, DC2, DC3 jeweils die gemessenen durchgelassenen DC-Lichtintensitäten; Iical1, Iical2, Iical3 bezeichnen die einfallenden Lichtintensitäten, die zum Zeitpunkt der Kalibrierung berechnet werden; Istd1, Istd2, Istd3 bezeichnen jeweils die standardmäßigen einfallenden Lichtintensitäten; Cmeas1, Cmeas2, Cmeas3 bezeichnen Stromwerte für die lichtemittierenden Elemente, die erhalten werden, wenn eine Messung an einen lebenden Körper durchgeführt wird; und Ccal1, Ccal2, Ccal3 bezeichnen entsprechende Stromwerte für die lichtemittierenden Elemente, die zum Zeitpunkt der Kalibrierung der einfallenden Lichtintensitäten auftreten.
Daher können die folgenden Gleichungen (43) und (44) anstelle der Gleichungen (37) und (39) verwendet werden. Cddc = a14·Φ12 + b14·Φ13 + c14 + d14·Itcomp1/Itcomp2 + e14·Itcomp1/Itcomp3 (43) Cddc = a15·Φ12 + b15·Φ13 + c15 + d15·Itcomp1 + e15·Itcomp2 + f15·Itcomp3 (44)
Hierbei werden die Koeffizienten a14 bis e14 in Gleichung (43) und die Koeffizienten a15 bis f15 in Gleichung (44) im Voraus in der gleichen Weise und durch Anwendung von Daten, die sich auf die Bevölkerung beziehen, analog zu den zuvor erwähnten Daten, in der gleichen Weise bestimmt.
Selbst in diesem Schritt wird die Berechnung von Cddc für jedes Pulssignal der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensitäten It1, It2, It3, d. h. für jeden Herzschlag, ausgeführt. Die CPU 140 speichert das auf diese Weise bestimmte Cddc in dem Speicher 150 und zeigt das Ergebnis auf dem Anzeigeabschnitt 160 an.
Gemäß der Vorrichtung dieser Ausführungsform wird eine Farbstoffkonzentration durch Anwendung der DC-Abschwächung oder durchgelassenen DC-Lichtintensität, die bei der ersten Wellenlänge von 940 nm, bei der Licht durch Blut absorbiert wird, auftritt, durch die Anwendung der DC-Abschwächung oder der durchgelassenen DC-Lichtintensität, die bei der zweiten Wellenlänge von 805 nm auftritt, bei der Licht von Blut absorbiert wird, und durch die Anwendung der DC-Abschwächung und der durchgelassenen DC-Lichtintensität, die bei der dritten Wellenlänge von 660 nm auftritt, bei der Licht von Blut absorbiert wird, berechnet. Folglich wird die Dicke der gesamten Blutschicht, in einem zu messenden Bereich vorhanden ist, berücksichtigt, wobei die Farbstoffkonzentration in genauer Weise gemessen werden kann.
In den obigen Ausführungsformen sind die Fälle beschrieben, in denen die Intensität des auf den lebenden Körper eingestrahlten Lichts geändert werden, indem die elektrischen Ströme, die den lichtemittierenden Elementen eingeprägt werden, gesteuert werden. Die einfallenden Lichtintensitäten und die durchgelassenen DC-Lichtintensitäten, die zu messen sind, können jedoch in Übereinstimmung mit dem Wert einer Spannung korrigiert werden, indem die an die lichtemittierenden Elemente angelegte Spannung gesteuert wird, um damit die Intensität der Lichtstrahlen der lichtemittierenden Elemente zu ändern.
Bezugszeichenliste
Fig. 1

Start
1A: Ermitteln von Intensitäten des Lichtes, das auf einen lebenden Körper einfällt, wobei eine Phantomprobe mit bekannten Abschwächungen für entsprechende Wellenlänge verwendet wird
2A: Messen der Abschwächungsvariationen, die auf Grund der Blutpulsierung auftreten, für entsprechende Wellenlängen und Ermitteln von deren Abschwächungsvariationsverhältnissen
3A: Ermitteln der DC-Abschwächungen für entsprechende Wellenlängen
4A: Ermitteln der Hämoglobinkonzentration auf der Grundlage eines Abschwächungsvariationsverhältnisses und den DC-Abschwächungen
Ende

Start
1A: Ermitteln von Intensitäten des Lichtes, das auf einen lebenden Körper einfällt, wobei eine Phantomprobe mit bekannten Abschwächungen für entsprechende Wellenlänge verwendet wird
2A: Messen der Abschwächungsvariationen, die auf Grund der Blutpulsierung auftreten, für entsprechende Wellenlängen und Ermitteln von deren Abschwächungsvariationsverhältnissen
3A: Ermitteln der DC-Abschwächungen für entsprechende Wellenlängen
4A: Ermitteln der Karboxyhämoglobinkonzentration auf der Grundlage eines Abschwächungsvariationsverhältnisses und den DC-Abschwächungen
Ende

Start
1A: Ermitteln von Intensitäten des Lichtes, das auf einen lebenden Körper einfällt, wobei eine Phantomprobe mit bekannten Abschwächungen für entsprechende Wellenlänge verwendet wird
2A: Messen der Abschwächungsvariationen, die auf Grund der Blutpulsierung auftreten, für entsprechende Wellenlängen und Ermitteln von deren Abschwächungsvariationsverhältnissen
3A: Ermitteln der DC-Abschwächungen für entsprechende Wellenlängen
4A: Ermitteln der Farbstoffkonzentration auf der Grundlage eines Abschwächungsvariationsverhältnisses und den DC-Abschwächungen
Ende

Claims

Vorrichtung zum Messen einer Konzentration einer lichtabsorbierenden Subtanz im Blut, wobei die Vorrichtung umfasst: einen Lichtsender (1, 100), der Lichtstrahlen unterschiedlicher Wellenlängen aussendet, um lebendes Gewebe zu bestrahlen, wobei jeder der Lichtstrahlen eine Wellenlänge aufweist, die von dem Blut absorbiert wird; eine erste Einrichtung, die zur Messung erster Intensitäten (Ii) der Lichtstrahlen, die auf das lebende Gewebe einzustrahlen sind, ausgebildet ist; eine zweite Einrichtung, die zur Messung zweiter Intensitäten (It) der Lichtstrahlen, die durch das lebende Gewebe hindurchtreten, ausgebildet ist; eine erste Berechnungseinrichtung, die zur Berechnung eines Abschwächungsvariationsverhältnisses (Φ) auf der Grundlage der zweiten Intensitäten (It) der Lichtstrahlen ausgebildet ist, wobei das Abschwächungsvariationsverhältnis (Φ) definiert ist durch das Verhältnis (AC1/DC1)/(AC2/DC2), und AC1, AC2 AC-Komponenten der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensitäten It1 bzw. It2 sind, und DC1, DC2 DC-Komponenten der pulsierenden durchgelassenen Lichtintensitäten It1 bzw. It2 sind, und wobei DC den Spitzenwert oder den Minimalwert oder einen Mittelwert zwischen dem Spitzenwert und dem Minimalwert der durchgelassenen Lichtintensität bezeichnet, und wobei AC eine Differenz zwischen dem Spitzenwert und dem Minimalwert der durchgelassenen Lichtintensität bezeichnet; und eine zweite Berechnungseinrichtung, die zur Berechnung der Konzentration auf der Grundlage der ersten Intensitäten (Ii1, Ii2), der zweiten Intensitäten (It1, It2) und des Abschwächungsvariationsverhältnisses (Φ) ausgebildet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei: die zweite Berechnungseinrichtung zur Berechnung von DC-Komponenten von Abschwächungen der Lichtstrahlen auf der Grundlage der ersten Intensitäten und der zweiten Intensitäten ausgebildet ist; und die zweite Berechnungseinrichtung zur Ermittlung der Konzentration auf der Grundlage der DC-Komponenten und des Abschwächungsvariationsverhältnisses ausgebildet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei: die zweite Berechnungseinrichtung zur Berechnung eines DC-Abschwächungsverhältnisses, das ein Verhältnis der DC-Komponenten ist, ausgebildet ist; und die zweite Berechnungseinrichtung zur Ermittlung der Konzentration auf der Grundlage des DC-Abschwächungsverhältnisses und des Abschwächungsvariationsverhältnisses ausgebildet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei: die zweite Berechnungseinrichtung zur Berechnung von DC-Komponenten der Lichtstrahlen, die durch das lebende Gewebe laufen, auf der Grundlage der ersten Intensitäten und der zweiten Intensitäten ausgebildet ist; und die zweite Berechnungseinrichtung zur Ermittlung der Konzentration auf der Grundlage der DC-Komponenten des Abschwächungsvariationsverhältnisses ausgebildet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei: die zweite Berechnungseinrichtung zur Berechnung eines DC-Transmissionsverhältnisses, das ein Verhältnis der DC-Komponenten ist, ausgebildet; und die zweite Berechnungseinrichtung zur Ermittlung der Konzentration auf der Grundlage des DC-Transmissionsverhältnisses und des Abschwächungsvariationsverhältnisses ausgebildet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei: der Lichtsender lichtemittierende Elemente und eine Steuerung umfasst, die einen Wert eines Stromes oder einer Spannung, die den lichtemittierenden Elementen zugeführt werden, steuert; und die zweite Berechnungseinrichtung ausgebildet ist, die ersten Intensitäten in Übereinstimmung mit dem Wert des Stromes oder der Spannung zu korrigieren.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei: die zweite Einrichtung zur Messung dritter Intensitäten der Lichtstrahlen, die durch eine Phantomprobe geleitet werden, die zwischen dem Lichtsender und der zweiten Einrichtung angeordnet ist, ausgebildet ist; und die erste Einrichtung zur Ermittlung der ersten Intensitäten auf der Grundlage der dritten Intensitäten ausgebildet ist.
Vorrichtung nach Anspruch 7, wobei: die erste Einrichtung einen Sensor aufweist, der erfasst, ob die Phantomprobe zwischen dem Lichtsender und der zweiten Einrichtung angeordnet ist; und die erste Einrichtung ausgebildet ist, die Berechnung zum Ermitteln der ersten Intensitäten zu beginnen, wenn der Sensor erkennt, dass die Phantomprobe zwischen dem Lichtsender und der zweiten Einrichtung angeordnet ist.
Vorrichtung zum Messen einer Konzentration einer lichtabsorbierenden Substanz im Blut, wobei die Vorrichtung umfasst: einen Lichtsender, der ausgebildet ist, n Lichtstrahlen unterschiedlicher Wellenlängen zur Bestrahlung eines lebenden Gewebes auszusenden, wobei jeder Lichtstrahl eine Wellenlänge aufweist, die von dem Blut absorbiert wird; eine erste Einrichtung, die ausgebildet ist, n erste Intensitäten (Ii1, Ii2, Ii3) der Lichtstrahlen zu messen, die auf das lebende Gewebe einzustrahlen sind; eine zweite Einrichtung, die ausgebildet ist, n zweite Intensitäten (It1, It2, It3) der Lichtstrahlen, die das lebende Gewebe durchlaufen, zu messen; eine erste Berechnungseinrichtung, die ausgebildet ist, höchstens n – 1 Abschwächungsvariationsverhältnisse (Φ12, Φ13) auf der Grundlage der zweiten Intensitäten (It1, It2, It3) der Lichtstrahlen zu berechnen, wobei die Abschwächungsvariationsverhältnisse definiert sind durch Φ12 = ΔA1/ΔA2 = (AC1/DC1)/(AC2/DC2) und Φ13 = ΔA1/ΔA3 = (AC1/DC1)/(AC3/DC3) und die AC-Komponenten und die DC-Komponenten entsprechend Anspruch 1 definiert sind; und eine zweite Berechnungseinrichtung, die ausgebildet ist, höchstens n DC-Komponenten von Abschwächungen der Lichtstrahlen auf der Grundlage der ersten Intensitäten (Ii1, Ii2, Ii3) und der zweiten Intensitäten (It1, It2, It3) zu berechnen und um die Konzentration auf der Grundlage der DC-Komponenten und der Abschwächungsvariationsverhältnisse (Φ12, Φ13) zu ermitteln, wobei n eine Ganzzahl größer gleich 3 ist.
Vorrichtung zum Messen einer Konzentration einer lichtabsorbierenden Substanz im Blut, wobei die Vorrichtung umfasst: einen Lichtsender, der ausgebildet ist, n Lichtstrahlen unterschiedlicher Wellenlänge zur Bestrahlung lebenden Gewebes auszusenden, wobei jeder der Lichtstrahlen eine Wellenlänge aufweist, die von dem Blut absorbiert wird; eine erste Einrichtung, die ausgebildet ist, n erste Intensitäten (Ii1, Ii2, Ii3) der Lichtstrahlen, die auf das lebende Gewebe einzustrahlen sind, zu messen; eine zweite Einrichtung, die ausgebildet ist, n zweite Intensitäten (It1, It2, It3) der Lichtstrahlen, die durch das lebende Gewebe durchlaufen, zu messen; eine erste Berechnungseinrichtung, die ausgebildet ist, höchstens n – 1 Abschwächungsvariationsverhältnisse (Φ12, Φ13) auf der Grundlage der zweiten Intensitäten (It1, It2, It3) der Lichtstrahlen zu berechnen, wobei die Abschwächungsvariationsverhältnisse (Φ12, Φ13) definiert sind durch Φ12 = ΔA1/ΔA2 = (AC1/DC1)/(AC2/DC2) und Φ13 = ΔA1/ΔA3 = (AC1/DC1)/(AC3/DC3) und die AC-Komponenten und die DC-Komponenten entsprechend Anspruch 1 definiert sind; und eine zweite Berechnungseinrichtung, die ausgebildet ist, höchstens n DC-Komponenten von Intensitäten der Lichtstrahlen, die durch das lebende Gewebe laufen, auf der Grundlage der ersten Intensitäten (Ii1, Ii2, Ii3) und der zweiten Intensitäten (It1, It2, It3) zu berechnen und die Konzentration auf der Grundlage der DC-Komponenten und der Abschwächungsvariationsverhältnisse (Φ12, Φ13) zu ermitteln, wobei n eine Ganzzahl größer gleich 3 ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei der Lichtsender ausgebildet ist, zusätzlich einen Lichtstrahl mit einer Wellenlänge auszusenden, die von lebendem Gewebe, das kein Blut ist, absorbiert wird.
Vorrichtung nach Anspruch 9, wobei der Lichtsender ausgebildet ist, zusätzlich einen Lichtstrahl mit einer Wellenlänge auszusenden, der von lebendem Gewebe, das kein Blut ist, absorbiert wird.
Vorrichtung nach Anspruch 10, wobei der Lichtsender ausgebildet ist, zusätzlich einen Lichtstrahl mit einer Wellenlänge auszusenden, der von lebendem Gewebe, das kein Blut ist, absorbiert wird.