DE2916061C2

DE2916061C2 -

Info

Publication number: DE2916061C2
Application number: DE2916061A
Authority: DE
Inventors: Akio Tondabayashi Osaka Jp Yamanishi
Original assignee: Minolta Co Ltd
Current assignee: Minolta Co Ltd
Priority date: 1978-05-15
Filing date: 1979-04-20
Publication date: 1987-07-16
Also published as: DE2916061A1; GB2022244B; JPS54148586A; GB2022244A; JPS622809B2; US4267844A

Description

Die Erfindung betrifft ein medizinisches Instrument zur Untersuchung auf Gelbsucht sowie zur Messung deren Grades, mit einem Gehäuse und einem Kontaktstück, welches während des Meßvorgangs auf der Haut anliegt, mit einer Lichtquelle, deren Licht durch das Kontaktstück hindurch auf die Haut geworfen wird, mit einer Lichtaufnahmevorrichtung zur Aufnahme des von der Haut reflektierten Lichts durch dieses Kontaktteil hindurch, und mit einer Auswerteinrichtung zur Verarbeitung der von der Lichtaufnahmevorrichtung gelieferten Signale, um daraus das Vorhandensein sowie den Grad einer Gelbsucht zu bestimmen.

Derartige medizinische Instrumente werden insbesondere zur Frühuntersuchung von Neugeborenen auf Gelbsucht verwendet. Gerade bei Neugeborenen ist eine möglichst frühzeitige Erkennung von Gelbsucht von lebenswichtiger Bedeutung. Eine exakte Bestimmung der Intensität einer eventuell vorhandenen Gelbsucht ist nur durch Messung des sogenannten Bilirubinwerts des Blutserums des Neugeborenen möglich. Allerdings ist es ziemlich schwierig und in den meisten Fällen ja auch gar nicht notwendig, von jedem Neugeborenen Blut zu Meßzwecken zu entnehmen. In letzter Zeit gingen deshalb die Ärzte dazu über, zunächst die Haut visuell zu beobachten und daraus eine Entscheidung zu treffen, ob es erforderlich ist, Blut zu entnehmen und den Bilirubinwert des Blutserums zu bestimmen.

Ein medizinisches Instrument zur Untersuchung auf Gelbsucht sowie zur Messung deren Grades der oben erwähnten Art ist bereits aus der US-PS 40 29 085 bekannt. Es enthält eine Lichtquelle, eine Lichtaufnahmevorrichtung zur Aufnahme des von der Haut reflektierten Lichtes sowie eine Auswerteinrichtung zur Verarbeitung der von dieser Lichtaufnahmevorrichtung gelieferten Signale. Als Lichtquelle wird dabei eine kontinuierliches Licht aussendende Halogenlampe verwendet. Die Verwendung einer kontinuierlichen Lichtquelle, deren Licht auf die Haut des zu untersuchenden Patienten geworfen wird, hat jedoch zwei entscheidende Nachteile: Die in der Haut vorhandenen Blutgefäße absorbieren einen großen Teil des auftreffenden Lichtes, was zu Meßfehlern führt; außerdem läßt sich die für eine exakte Messung der Bilirubin-Konzentration erforderliche hohe Lichtintensität nur mit starken und entsprechend großen Lichtquellen erzielen. Solche starken Lichtquellen erfordern aber leistungsfähige und damit schwere Spannungsversorgungseinrichtungen. Der Bau eines kleinen, leichten Meßgeräts für den mobilen Einsatz, das zudem gleichwohl eine hohe Meßgenauigkeit aufweist, ist deshalb mit kontinuierlich lichtaussendenden Lichtquellen nicht möglich.

Ein ähnlicher medizinischer Apparat ist aus der GB-Z, The Lancet, vol. 1, März 1964, S. 535-537, bekannt. Auch dieses vorbekannte Meßgerät besitzt eine gewöhnliche, kontinuierliches Licht aussendende Lichtquelle, deren in zwei monochromatische Lichtstrahlen aufgespaltenes Licht abwechselnd in einer Rotorblende periodisch unterbrochen wird. Der kontinuierliche Betrieb der Lichtquelle erfordert ebenfalls die ununterbrochene Zufuhr elektrischer Energie über längere Zeiträume.

Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein kompaktes, leicht transportables medizinisches Instrument zur Untersuchung auf Gelbsucht mit gleichzeitig verbesserter Meßgenauigkeit zu schaffen.

Bei der Lösung dieser Aufgabe wird von einem medizinischen Instrument der eingangs erwähnten Art ausgegangen; gelöst wird die Aufgabe dadurch, daß als Lichtquelle eine Blitzlichteinrichtung Verwendung findet, daß die Lichtaufnahmevorrichtung zwei Lichtaufnehmerelemente enthält, welche Signale in Abhängigkeit vom aufgenommenen Licht erzeugen, daß das eine Lichtaufnehmerelement nur Licht der Wellenlänge λ a und das andere Lichtaufnehmerelement nur Licht der Wellenlänge λ b empfängt, sowie dadurch, daß ein Schalter die Blitzlichteinrichtung auslöst, und ferner eine Vorrichtung zur automatischen Betätigung des Schalters diesen betätigt, sobald der Druck des Kontaktstückes auf der Haut einen bestimmten vorgegebenen Wert überschreitet. Das Aufdrucken des Kontaktstücks auf die Haut vor Beginn der eigentlichen Messung bewirkt, daß das Blut aus den in der Haut vorhandenen Blutgefäßen gepreßt wird. Hierdurch wird der störende Einfluß einer Absorption des auftreffenden Lichts durch das Blut während der Messung selbst gering gehalten. Die automatische Auslösung des Blitzlichts bei Erreichen eines bestimmten vorgegebenen Auflagedrucks führt gleichzeitig zu einer automatischen Begrenzung dieses Auflagedrucks, so daß Verletzungen ausgeschlossen sind. Dies erlaubt die Verwendung des erfindungsgemäßen Instruments auch zur Untersuchung empfindlicher Hautpartien, wie beispielsweise Kopf des Patienten oder bei Neugeborenen. Die exakte Synchronisierung des Blitzlichts mit dem definierten Auflagedruck auf der Haut führt zu einer hohen Meßgenauigkeit. Die Verwendung einer kleinen und leichten Blitzlichtquelle erlaubt erstmals den Bau eines wirklich kompakten und damit leicht transportablen Instruments zur Untersuchung auf Gelbsucht. Es leuchtet ein, daß die erzielbare Lichtintensität bei Verwendung einer Blitzlichteinrichtung als Lichtquelle ungleich höher ist als bei herkömmlichen Meßgeräten mit kontinuierlichen Lichtquellen.

Vorteilhafte und zweckmäßige Weiterbildungen des erfindungsgemäßen medizinischen Instruments ergeben sich aus den Unteransprüchen 2 bis 5.

Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung wird nachstehend anhand der Zeichnungen näher erläutert. Es zeigt:

Fig. 1 das medizinische Instrument in einem Blockschaltbild,

Fig. 2 das zu untersuchende Hautgewebe, in einem Querschnitt,

Fig. 3 das medizinische Instrument, in einer perspektivischen Darstellung,

Fig. 4 das optische System des Instruments von Fig. 3, in einer auseinandergezogenen perspektivischen Darstellung,

Fig. 5 das Instrument von Fig. 3, in einem weiteren Blockschaltbild,

Fig. 6 die Betriebsweise des in Fig. 5 dargestellten Instruments, dargestellt anhand einer Zeitfunktion,

Fig. 7 ein Schaltbild des Instruments von Fig. 3,

Fig. 8 einen gegenüber der Schaltung gemäß Fig. 7 abgewandelten Strom-Spannungs-Wandler, ebenfalls in einem Schaltbild,

Fig. 9 die Betriebsweise des abgeänderten Instruments gemäß Fig. 8, in einer Zeitfunktion, und

Fig. 10 eine Verbindung zwischen dem Trigger-Schalter S₃ von Fig. 7 und dem Instrument gemäß Fig. 3, in einem Vertikalschnitt.

In Fig. 1 ist das medizinische Instrument zur Untersuchung auf Gelbsucht sowie zur Messung deren Grades in einem prinzipiellen Blockschaltbild dargestellt.

Anhand von Fig. 2 wird deutlich, wie das ausgesandte Licht 1 das Unterhautgewebe 4 durch Streuung, Reflexion und Absorption an der Oberhaut 2 und Lederhaut 3 erreicht.

Bekanntlich enthält das Unterhautgewebe 4 viel Fett, so daß das Licht 1 im Anteil der kürzeren Wellenlängen infolge des im Unterhautfett enthaltenen Bilirubins eine größere Absorption erfährt. Das Licht 1, welches im Bereich der kürzeren Wellenlängen eine Absorption erfahren hat, kehrt unter weiterer Streuung und Reflexion zur Oberhaut 2 zurück. Das Licht 1 wird, was nicht dargestellt ist, von einem Einlaß gesammelt und über einen Spektralteiler 5 gemäß Fig. 1 in zwei Komponenten unterteilt, wovon eine die Wellenlänge λ _b (Nährungsweise 455 mµ) aufweist, bei welcher der Absorptionskoeffizient von Bilirubin hoch ist, während der andere die Wellenlänge g _g (mehr als 500 mµ) aufweist, bei welcher der Absorptionskoeffizient von Bilirubin niedrig ist. Diese beiden Lichtanteile mit verschiedenen Wellenlängen werden durch fotoelektrische Wandler 6 und 7 erfaßt und durch Verstärker 8 und 9 verstärkt. Die Ausgangssignale E _b und E _g der Verstärker 8 und 9 können entsprechend dem Lambert-Beer'schen Gesetz wie folgt dargestellt werden: wobei A _b und A _g die Koeffizienten der fotoelektrischen Umwandlung bei den Wellenlängen λ _b und g _g darstellen (Produkt aus spektralem Übertragungsfaktor eines Filters, der Empfindlichkeit der fotoelektrischen Wandler, des Verstärkungsfaktors der Verstärker, etc.);

I _{o λ b} und I _{o λ g}:
Intensität des auf die Haut einfallenden Lichtes von einer Wellenlänge λ _b und λ _g;

F _{λ b} und F _{g g}:
Verringerung der Lichtmenge infolge Absorption, Streuung und Reflexion an der Oberhaut, der Lederhaut und dem Unterhautgewebe bei den Wellenlängen λ _b und λ _g:

a _{B λ b} und a _{B λ g} und a _{B λ g}:
Absorptionskoeffizienten von Bilirubin bei den Wellenlängen λ _b und g _g;

C _B:Bilirubindichte undd _B:äquivalente Lichtpfadlänge von Bilirubin.

Die Ausgangssignale E _b und E _g der Verstärker werden anschließend durch die logarithmischen Wandler 10 und 11 einer logarithmischen Umwandlung unterzogen und einer Subtraktion mittels eines Subtraktionskreises 12, um ln(E _b/E _g) zu erhalten. Werden A _b und A _g derart eingestellt, daß A _b · I _{o λ b} · F _{λ b} = A _g · I _{o λ g} · F _{λ g}. (Dies kann erreicht werden, indem die Verstärkung der Verstärker 6 und 7 eingestellt wird), so wird

Da a _{B λ b} und a _{B g g} bereits bekannt sind und d _B einen im wesentlich konstanten Wert entsprechend den Meßstellen, z. B. der Stirn, aufweist, kann der Bilirubinanteil im Unterhautgewebe durch ln(E _b/E _g ) ermittelt werden. Der Bilirubinanteil wird über einen Verstärker 13 an einer Anzeigevorrichtung 14 angezeigt.

Da in der Lederhaut gemäß Fig. 2 Blutgefäße in großem Ausmaß vorhanden sind, kann E _b und E _g mittels Lichtabsorption durch das Blut beeinflußt werden. Um einen derartigen Einfluß zu beseitigen, liegen Lichteinlaß und Auslaß sehr eng nebeneinander und Messungen werden unter solchen Bedingungen durchgeführt, daß das Blut aus den in der Lederhaut vorhandenen Blutgefäßen gedrückt wird, um den Einfluß einer Absorption durch das Blut möglichst gering zu halten, während ein starker Druck auf die Haut ausgeübt wird. Falls die Wellenlängen g _b und λ _g aus Bereichen ausgewählt sind, die jeweils dem blauen und grünen Licht entsprechen, so würden die Absorptionskoeffizienten bezüglich des Hämoglobins näherungsweise einander gleich sein, so daß das Verhältnis von E _b zu E _g und damit der interessierende Wert von ln (E _b/E _g ) frei von jedem Einfluß durch die Menge des vorhandenen Blutes ist, daher ist es möglich, selbst wenn das Blut nur ungenügend weggedrückt wird, den Meßfehler sehr gering zu halten.

Die vorausgehenden Feststellungen gelten bei Verwendung einer Lichtquelle zur Abgabe eines dauernden Lichtes, wie beispielsweise einer Wolframlampe. Jedoch ist die abgegebene Lichtmenge kritisch, da die Wellenlänge für eine maximale Bilirubin- Absorption in der Nachbarschaft von 450 mµ liegt und die von einer Wolframlampe abgegebene Energie im Bereich der kurzen Wellenlängen gering ist, während die Empfindlichkeit einer Silicium-Fotozelle für Licht kurzer Wellenlänge merklich niedrig ist.

Würde daher eine Lichtquelle, wie beispielsweise eine Wolframlampe oder dergleichen verwendet, so müßte diese eine ausreichende Lichtmenge abgeben. Dies würde unvermeidlich zu einer großen Lampenanordnung und zu einer schlechten Handhabbarkeit des Instruments bei der Untersuchung von Neugeborenen am Bett bzw. auf der Säuglingsstation führen. Erfindungsgemäß wird daher eine Blitzlichteinrichtung, wie beispielsweise eine Xenon-Blitzlichtröhre, verwendet, die klein ausgebildet werden kann und trotzdem je Zeiteinheit eine ausreichende Lichtmenge abgibt.

Die Blitzlichteinrichtung erfordert Integrationskreise und Sample-Hold-Kreise zwischen den fotoelektrischen Wandlern 6 und 7 und den Verstärkern 8 und 9 gemäß Fig. 1.

In den Fig. 3 bis 6 ist eine weitere Ausführungsform der Erfindung dargestellt. Fig. 3 zeigt in perspektivischer Darstellung ein Instrument, das mit einem Gehäuse 15 solcher Größe ausgestattet ist, daß es in einer Jackentasche Platz finden kann und welches einen Leistungsschalter 16, eine Anzeige 17 und einen Rückstellknopf 18 aufweist. Ein Halteteil 19 erstreckt sich an beiden Seiten des Gehäuses 15 nach außen und ist aufwärts und abwärts beweglich und normalerweise nach aufwärts belastet. Ferner sind ein Lichtauslaß 20 und ein Lichteinlaß 21 vorgesehen.

Fig. 4 stellt eine auseinandergezogene perspektivische Darstellung eines optischen Systems dar, das vom Gehäuse 15 der vorausgehend beschriebenen Ausführungsform aufgenommen wird. Das von der Xenon-Blitzlichtröhre 22 abgegebene Licht wird über ein Wärmeabsorptionsfilter 23 und eine Lichtleitkabelanordnung 24 derart zum Lichtauslaß 20 geleitet, daß es auf die Haut an der Meßstelle auftrifft. Somit erreicht das zerstreute Licht den Lichteinlaß 21, nachdem es im blauen Lichtwellenbereich als Folge des im Unterhautgewebe-Fett enthaltenen Bilirubins eine intensive Absorption erfahren hat, worauf das Licht über eine aufnehmende Lichtleitkabelanordnung 25 einer Kondensorlinse 26 zugeführt wird. Das erhaltene Licht wird über einen dichromatischen Spiegel 27 in einen blauen und grünen Lichtanteil aufgeteilt und diese Anteile werden nach Durchtritt durch ein Blaufilter 28 bzw. ein Grünfilter 29 von dem Lichtaufnahmeelement 30 bzw. 31 aufgenommen.

Vor der Messung wird der Leistungsschalter 16 gemäß Fig. 3 eingeschaltet, der Rückstellknopf 18 gedrückt und Lichtauslaß 20 sowie Lichteinlaß 21 werden mittels des Halteteils 19 gegen die Stirn eines Neugeborenen gedrückt. Dabei wird das Halteteil 19 bezüglich des Gehäuses 15 gegen eine Belastungskraft nach unten gedrückt. Dabei entspricht die Belastungskraft dem Anpreßdruck, mit welchem Lichtauslaß 20 und Lichteinlaß 21 gegen die Haut gedrückt werden. Ist ein vorgegebener Druckwert erreicht, wobei das Halteteil 19 um einen vorgegebenen Betrag gegenüber dem Gehäuse 15 verschoben wurde, so wird ein Träger-Schalter selbsttätig zur Betätigung der Xenon-Blitzlichtröhre 22 geschlossen, so daß die Blitzlichtröhre 22 für die Messung Blitzlicht abgibt. Somit ist die Anpreßkraft beim Zünden des Blitzlichts bestimmt. Damit ist sichergestellt, daß die Kraft, mit welcher das Blut bei jeder Messung aus dem Meßbereich weggedrückt wird, gleichbleibt, und ferner, daß kein zu starker Druck auf die Neugeborenen ausgeübt wird. Daher eignet sich die Anordnung für zügig aufeinanderfolgende Messungen. Da Lichtauslaß 20 und Lichteinlaß 21 gegen die Haut gedrückt werden, wird Umgebungslicht daran gehindert, in den Lichteinlaß zu gelangen.

Falls es erwünscht ist, Messungen am Ohrläppchen oder dergleichen vorzunehmen, so kann das Ohrläppchen an beiden Seiten zwischen Lichtauslaß und Lichteinlaß angeordnet werden. In diesem Falle arbeitet die Meßanordnung mit Lichtdurchtritt.

Fig. 5 zeigt ein Blockschaltbild einer Signalverarbeitungsanordnung, ausgehend von den Lichtaufnehmerelementen 30 und 31 bis zur Anzeigevorrichtung 40 gemäß der Ausführungsform nach Fig. 3. Die Lichtquelle ist eine Blitzlichteinrichtung, wie beispielsweise eine elektronische Blitzlichtröhre, deren Lichtmengenabgabe sich abhängig von der Zeit als logarithmische Funktion verringert. Ein dem Logarithmus des Verhältnisses der Ausgangssignale der Lichtaufnehmerelemente 30 und 31 proportionaler Wert wird durch Messung einer Zeitspanne zwischen zwei verschiedenen Zeitpunkten erfaßt, nämlich einem Zeitpunkt, bei dem das Ausgangssignal des Lichtaufnehmerelements 30 infolge der Lichtabnahme einen vorgegebenen Pegel erreicht und einem weiteren Zeitpunkt, bei dem das Ausgangssignal des Lichtaufnehmerelements 31 den vorgegebenen Pegel erreicht. Der Ausgangsstrom des Lichtaufnehmerelements 30 wird mittels eines Strom-Spannungs-Wandlers 32 in eine Ausgangsspannung umgewandelt, die ihrerseits über einen Verstärkungseinstellkreis 34 am Punkt der Fig. 5 eingestellt wird. Andererseits wird der Ausgangsstrom des Lichtaufnehmerelements 31 über einen Strom-Spannungs-Wandler 33 am Punkt in eine entsprechende Ausgangsspannung umgewandelt.

Da der Abfall der Lichtmengenabgabe von der Blitzlichtröhre entsprechend einer logarithmischen Funktion erfolgt, nehmen die Ausgangsspannungen an den Punkten und die folgenden Werte zum Zeitpunkt t an, solang ein zeitlicher Bezugspunkt entsprechend der Anstiegsflanke der Lichtabgabe gewählt wird und die Menge der Lichtabgabe bei t _o als logarithmische Funktion abzufallen beginnt, wobei τ die Zeitkonstante darstellt:

In obigen Formeln bedeuten

Durch Einstellung der Verstärkung wird folgende Beziehung erhalten:

A _{g λ} · I _{o λ g} · F _{λ g} = A _b · I _{o λ b} · F _{λ b}

Die Ausgangssignale an den Punkten und werden den Komparatoren 35 und 36 zum Vergleich mit einer von einem Bezugsspannungsgenerator 37 erhaltenen Bezugsspannung zugeführt. Die Ausgangsspannung des Komparators 35 (oder 36) am Punkt (oder ) ist hoch, wenn die Spannung am Punkt (oder ) höher ist als die Bezugsspannung und ist anderenfalls jeweils niedrig. Die Wellenformen der Spannung, die an den Punkten , , und erscheint, sind im Diagramm der Fig. 9 dargestellt. Ist V _c die Bezugsspannung und sind t _b und t _g die Zeitpunkte, bei denen die Spannungen an den Punkten und gleich groß wie V _c werden, dann gilt

Aus den Formeln (5) und (6) ergibt sich, Somit gilt Unter Berücksichtigung der Formel (3) und (4) kann die Formel (8) wie folgt lauten:

t _g - t _b = τ · (a _{B λ b} - a _{B λ g} ) C _B · d _B (9)

Gemäß Fig. 5 beginnt ein Zähler 38 das Zählen der vom Taktgenerator 39 kommenden Impulse zum Zeitpunkt t _b und beendet die Zählung zum Zeitpunkt t _g.

Daher ist die Anzahl der gezählten Impulse proportional zu (t _g - t _b ) und es wird ein Wert ermittelt, der proportional dem durch die Gleichung 9 gegebenen Wert ist. Da τ, a _{B λ b} und a _{B λ g} bereits bekannt sind und d _B im wesentlichen identisch ist, falls die Meßpunkte, beispielsweise die Stirn, identisch sind, ist es möglich, einen Wert zu ermitteln, der proportional dem Bilirubinanteil C _B des Unterhautgewebes ist. Zwecks unmittelbarer Angabe von C _B sollte die Periode der Taktimpulse entsprechend ausgewählt werden. Eine Zählerrückstellvorrichtung 41 ermöglicht die Rückstellung des Zählers auf null.

Es wird nunmehr ein Fall betrachtet, in welchem die Bezugsspannungen V _cg und V _cb der Komparatoren 35 und 36 verschieden sind, wobei

In gleicher Weise wie die Gleichung 9 erhalten wurde, ergibt sich die anschließende Gleichung aus den Gleichungen (10) und (11):

Falls in obiger Gleichung die folgende Beziehung gilt

A _g · I _{o λ g} · E _{λ g} · V _cb = A _b · I _{o λ b} · E _{λ b} · V _cg (13)

dann gilt

t _g - t _b = τ · (a _{B λ b} - a _{B λ g}) · C _B · d _B (14)

Die Gleichung (14) ist identisch mit der vorausgehend aufgeführten Gleichung (9). Falls die durch die Gleichung (13) angegebene Beziehung in der Gleichung (12) vorhanden ist, sollte (t _g - t _b ) den Wert null aufweisen, wobei C _B = 0. Daraus folgt andererseits, daß die Beziehung gemäß der Gleichung (13) erfüllt werden kann, indem der Verstärkungsfaktor derart eingestellt wird, daß (t _g - t _b ) = 0 wird wenn C _B = 0.

Es ist daher unbedingt erforderlich, daß ein diskreter Bezugsspannungsgenerator vorgesehen wird, um V _C als Bezugsspannung zu liefern. Die Komparatoren 35 und 36 können aus Gründen der einfachen Schaltungsanordnung aus einem Paar Schmitt-Triggerkreisen bestehen, wobei V _cg und V _cb unterschiedliche Bezugspegel aufweisen.

Fig. 7 zeigt eine Ausführungsform der Erfindung, die entsprechend den Ausführungen nach den Fig. 3 bis 6 aufgebaut ist. Sie enthält einen Hauptschalter S₁, um die Meß- und Anzeigevorrichtung mit Leistung von V _DD zu versorgen und das Lichtquellensystem für eine Leistungsaufnahme bereit zu stellen, sowie einen Lichtquellenschalter S₂. Wird der Schalter S₂ geschlossen, so wird ein Hauptkondensator C innerhalb eines Ladekreises 43 durch einen Hochspannungsgenerator 42, der in bekannter Weise als Gleichstromwandler (D-D) ausgebildet ist, geladen. Wird ein Trigger- Schalter S₃ in einem Triggerkreis 44 bei Beginn der Messungen geschlossen, so verbraucht die Xenon-Blitzlichtröhre T in einem Lichtquellenabschnitt 45 die im Hauptkondensator C gespeicherte Ladung zur Lichtabgabe. Ein Widerstand R ist im Lichtquellenabschnitt zur Erhöhung der Zeitkonstante für den Abfall der Lichtmenge vorgesehen.

Durch die Reflexion von Hautgewebe eines Neugeborenen fällt das Licht der Xenon-Blitzlichtröhre T auf eine auf blaues Licht ansprechende Siliciumfotozelle P₁ und eine auf grünes Licht ansprechende Siliciumfotozelle P₂ innerhalb eines Lichtaufnahmeabschnitts 46.

Die Siliciumfotozellen P₁ und P₂ sind jeweils innerhalb der Strom-Spannungs-Wandler 47 mit Verstärkern verbunden. Jeder der Verstärker kann mit einem bekannten Operationsverstärker OP₁ und OP₂ ausgestattet sein. Ein Potentiometer R _v ist zur Einstellung der Verstärkung vorgesehen. Ein Paar Schmitt-Triggerkreise im Block 48 sind mit den Ausgängen der Verstärker verbunden, die entsprechend den Ausgangspegeln der Verstärker negiert werden.

Zwei 4-Bit-Zähler 49 sind für Einer und Zehner vorgesehen, wobei der Zählerinhalt über eine Anzeigeschaltung 50 angezeigt wird, die einen Dekodertreiber und ein Sieben-Segment-Anzeigeelement aufweist. Die Ausgangsimpulse eines Taktgenerators 53 sind mit dem Eingang E des Zählers 49 für die Einer-Einheiten während der Zeitspanne verbunden, in welcher sich seine Torklemme a auf niedrigem Pegel befindet.

Eine Zeitschaltung 51 enthält eine Kombination üblicher logischer Schaltungen und Verzögerungsschaltungen und steuert den Steueranschluß a des Zählers 49, wobei die Ausgangsklemme a des Zählers während der Spanne zwischen zwei Zeitpunkten einen niedrigen Pegel aufweist, nämlich einen ersten Zeitpunkt, bei welchem der Ausgang eines der Schmitt-Triggerkreise infolge der Verringerung des Ausgangs der auf blaues Licht ansprechenden Silicium-Fotozelle P₁ von einem hohen auf einen niedrigen Wert abfällt, und einem zweiten Zeitpunkt, bei welchem der Ausgang des anderen Schmitt-Triggerkreises sich infolge des Abfalls des Ausgangssignals der auf grünes Licht ansprechenden Silicium-Fotozelle P₂ von einem hohen auf einen niedrigen Pegel ändert.

Ein Rückstellkreis 52 nimmt das Ausgangssignal des Schnitt- Driggerkreises auf, das sich abhängig vom Ausgangssignal der auf grünes Licht ansprechenden Silicium-Fotozelle P₂ ändert, wobei ein Signal abgegeben wird, wenn der Hauptschalter S₁ geschlossen ist. Beim Schließen des Hauptschalters S₁ empfängt der Rückstellkreis 52 das Signal bei V _DD und liefert an der Ausgangsklemme b ein Rückstellsignal. Das Rückstellsignal wird an der Rückstellklemme b des Zählers 49 zur Rückstellung des Zählers auf null empfangen. Gibt andererseits die Xenon- Blitzlichtröhre Licht ab, und überschreitet das Ausgangssignal der auf grünes Licht ansprechenden Siliciumfotozelle das Bezugspotential, so ändert sich das Ausgangssignal des Schmitt-Triggerkreises von einem niedrigen auf einen hohen Wert, so daß der Rückstellkreis das Rückstellsignal an der Ausgangsklemme b zur Verfügung stellt, wodurch die Zählung des Zählers 49 auf null zurückgestellt wird. Bevor daher das Ausgangssignal des Schmitt-Triggerkreises sich von einem hohen auf einen niedrigen Wert ändert, um den Zählvorgang infolge des Abfalls des Ausgangssignals der auf ein blaues Licht ansprechenden Siliciumfotozelle einzuleiten, wird die vorausgehende Zählung des Zählers 49 selbsttätig auf null zurückgestellt, damit der Zähler für eine neue Messung bereit ist. Die vorausgehend beschriebene Ausführungsform eignet sich für zügig aufeinanderfolgende Messungen, da die Ergebnisse einer vorausgehenden Messung zu Beginn einer neuen Messung ohne besondere Rückstellbetätigung selbsttätig zurückgestellt werden.

In Fig. 8 ist eine Verbesserung bezüglich des im Strom- Spannungs-Wandler 47 nach Fig. 7 enthaltenen Verstärkers dargestellt, wobei eine Diode D mit der Eingangsklemme des Operationsverstärkers OP verbunden ist, die parallel zur Silicium-Fotozelle P liegt.

Die Ausführungsform nach Fig. 7, welche vom Abfall des Ausgangssignals des Verstärkers Gebrauch macht, arbeitet im Prinzip zufriedenstellend, selbst wenn der Scheitelwert des Ausgangssignals der Silicium-Fotozelle P einen so beträchtlichen Wert aufweist, daß der Verstärker gesättigt wird und das Ausgangssignal des Verstärkers in einem begrenzten Teil nicht den Übergängen im Ausgangssignal der Silicium-Fotozelle folgt. Dies ist darin begründet, daß der Verstärker den Übergängen im Ausgangssignal der Siliciumfotozelle in dem für die Messungen unentbehrlichen Abfallbereich folgt. Falls sich der Verstärker im gesättigten Zustand befindet, so ist der Verbindungspunkt gemäß Fig. 8 tatsächlich außerhalb des angenommenen Erdungszustands, so daß das Potential abfällt und eine sehr große Ladung an dem phasenkompensierenden Kondensator Cf innerhalb des Verstärkers gespeichert wird. Die Kurve gemäß Fig. 9 zeigt Änderungen im Ausgangssignal des Verstärkers, wenn die Versorgungsspannung für den Verstärker nicht zur Sättigung derselben ausreicht, während die Kurve Änderungen im Ausgangssignal des Verstärkers angibt, die durch den Einfluß der im Kondensator Cf gespeicherten Ladungen entstehen. Infolgedessen wird der Punkt t _g, an dem das Bezugspotential F _cg erreicht wird, nach t′ _g verschoben. Ist jedoch die Diode D gemäß Fig. 8 geschaltet, so wird der in Vorwärtsrichtung fließende Strom im Nebenschluß durch die Diode fließen, nachdem die Ausgangsspannung gesättigt ist, so daß das Potential am Verbindungspunkt langsamer abfällt und die Wellenform des Verstärkerausgangs sich der Kurve nähert, wie aus der Kurve gemäß Fig. 9 hervorgeht. Auf diese Weise wird eine hohe Genauigkeit erhalten, selbst wenn die Ausgangsspannung gesättigt ist.

Fig. 10 zeigt eine Verbindung zwischen dem Trigger-Schalter S₃ nach Fig. 7 und der Anordnung nach Fig. 3. Der Halter 19, der gegenüber dem Gehäuse 15 aufwärts und abwärts beweglich ist, wird normalerweise durch eine Feder S _p gegen die Oberseite des Gehäuses belastet. Wird das am Halteteil 19 gehaltene Gehäuse 15 gegen die Haut eines Neugeborenen gepreßt, so wird das Halteteil 19 gegen die Wirkung der Feder S _p in Pfeilrichtung relativ zum Gehäuse 15 bewegt, wobei die Unterseite des Gehäuses 15 in Berührung mit der Haut gehalten wird.

Wird das Halteteil 19 gegenüber dem Gehäuse 15 um einen vorgegebenen Betrag bewegt, so betätigt ein Vorsprung 19 a ein Kontaktpaar des Schalters S₃ in die Schließstellung. Somit ist der Schalter S₃ immer geschlossen, wenn der Druck auf die Unterseite des Gehäuses 15 auf die Haut einen vorgegebenen Wert zur Betätigung der Blitzlichtröhre T nach Fig. 7 zwecks Abgabe eines Blitzlichts erreicht.

Claims

1. Medizinisches Instrument zur Untersuchung auf Gelbsucht sowie zur Messung deren Grades, mit einem Gehäuse und einem Kontaktstück, welches während des Meßvorgangs auf der Haut anliegt, mit einer Lichtquelle, deren Licht durch das Kontaktstück hindurch auf die Haut geworfen wird, mit einer Lichtaufnahmevorrichtung zur Aufnahme des von der Haut reflektierten Lichts durch dieses Kontaktteil hindurch, und mit einer Auswerteinrichtung zur Verarbeitung der von der Lichtaufnahmevorrichtung gelieferten Signale, um daraus das Vorhandensein sowie den Grad einer Gelbsucht zu bestimmen, dadurch gekennzeichnet, daß als Lichtquelle eine Blitzlichteinrichtung (22) Verwendung findet, daß die Lichtaufnahmevorrichtung zwei Lichtaufnehmerelemente (30, 31) enthält, welche Signale in Abhängigkeit vom aufgenommenen Licht erzeugen, daß das eine Lichtaufnehmerelement (30) nur Licht der Wellenlänge λ a und das andere Lichtaufnehmerelement (31) nur Licht der Wellenlänge λ b empfängt, sowie dadurch, daß ein Schalter (S₃) die Blitzlichteinrichtung (22) auslöst, und ferner eine Vorrichtung zur automatischen Betätigung des Schalters (S₃) diesen betätigt, sobald der Druck des Kontaktstückes auf der Haut einen bestimmten vorgegebenen Wert überschreitet.

2. Medizinisches Instrument nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung zur automatischen Betätigung ein Halteteil (19) umfaßt, das gegenüber dem Kontaktstück gegen die Kraft einer Feder (Sp) verschiebbar ist, und daß der Schalter (S₃) automatisch betätigt wird, sobald die Verschiebung des Halteteils (19) relativ zum Gehäuse (15) einen vorbestimmten Wert erreicht.

3. Medizinisches Instrument nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß das Kontaktstück einen Lichtauslaß (20) für die Blitzlichteinrichtung (22) sowie einen Lichteinlaß (21) für die Lichtaufnahmevorrichtung aufweist.

4. Medizinisches Instrument nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Blitzlichteinrichtung (22) ein in der Intensität nach einer Exponentialfunktion abnehmendes Blitzlicht aussendet und die Lichtaufnehmerelemente (30, 31) ein Paar daraus abgeleiteter Signale in Abhängigkeit von dieser Intensitätsänderung des aufgenommenen Lichtes erzeugen, und daß die Auswerteinrichtung eine Einrichtung zum Messen der Zeitspanne zwischen einem Zeitpunkt, der dem durch die Intensitätsänderung des aufgenommenen Lichts bewirkten Pegelabfall des einen Signals entspricht, sowie einem zweiten Zeitpunkt, der durch den Abfall des Pegels des zweiten Signals in Abhängigkeit von der Abnahme der Intensität des aufgenommenen Lichtes auf einen vorgegebenen Wert definiert ist, enthält.

5. Medizinisches Instrument nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Auswerteinrichtung einen Zähler (38) enthält, der von einer Zählerrückstellvorrichtung (41) in Abhängigkeit der durch den Intensitätsanstieg des aufgenommenen Lichts bewirkten Pegelerhöhung des einen Signals zurückgestellt wird.