CN101686803A - 用于连续无创确定血液成分浓度的方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于无创确定血液成分浓度的方法，其中，辐射源(12)发射若干测量辐射光束(14)，每个具有不同的波长。第一光检测器(18)接收由待检查的身体部位(16)所反射的每一波长的测量射线(14)。第二光检测器(22)接收由待检查的身体部位(16)所透射的每一波长的测量射线(24)。然后基于由第一光接收器(18)测量的反射射线(20)的测量值以及由第二光接收器(22)测量的透射射线(24)的测量值，确定由待检查的身体部位(16)所吸收的每一波长的测量射线(14)。根据关于每一波长确定的测量射线(14)的吸收计算出不同成分的浓度。

Description

用于连续无创确定血液成分浓度的方法
技术领域
本发明涉及一种用于连续无创确定血液成分浓度的方法。
背景技术
人类血液例如包括干物质重量(即，抽干所有未结合水)多达38.5％的血红蛋白以及湿物质(即，在正常生理条件下)15％的ca.。而血红蛋白包括以下成分：
-不饱和氧血红蛋白(RHb)
-饱和氧血红蛋白(O2Hb)
-碳氧血红蛋白(COHb)
-高铁血红蛋白(MetHb)。
图1例举出人类血液的组分。出于医疗目的，通常需要确定血红蛋白的浓度，尤其是上述四种血红蛋白衍生物的浓度。然而，本发明也可以用于确定血液的其它成分的浓度。因此，结合血红蛋白所述的所有特征也可以用于测量其它血液成分的浓度。
为了确定血液中血红蛋白含量，已知是使用Hb光度计。Hb光度计包括填充有化学试剂的毛细管缝隙。少量血液(例如一滴血液)被提供给所述毛细管缝隙，并且会因为已经出现的化学降解而改变该缝隙的透光性。透光性变化可以通过光度测定方式来检测。
上述类型的装置具有的缺点在于，为了检查Hb值，必须对病患进行血液采样。
此外，根据US 2005/267346 A1，已知的是基于不同波长范围内的吸收测量来确定血液成分浓度。然而，所述公开涉及的方案是：n≥2个频段内的电磁辐射被用于确定血液成分浓度。在这种方案中，必须将待检测的每一物质分配给所述多个频段之一。然而，实际上，因为在要检测大量血液成分时，几乎不可能找到具有适当吸收结构的相应数量的不同频段，所以这种方式带来巨大限制。
US 6,104,938描述了一种用于在不同波长的基础上基于身体部位的透射光或反射光的强度的估计来检测血液成分浓度的方法。这种计算方法仅可应用于光的透射部分或反射部分，而无法用于这些部分的结合估计。
发明内容
本发明目的在于提供一种方法，用于无创确定多种血液成分的浓度，尤其是相对大量的血液成分的浓度。
根据本发明，通过权利要求1的特征来实现上述目的。
用于确定血液成分浓度的方法包括以下步骤：
a.通过辐射源发射各自具有不同波长的多个测量射线，
b.通过第一光接收器接收由待检查的身体部位所反射的多个所述波长的测量射线。
c.通过第二光接收器接收透射通过待检查的身体部位的多个所述波长的测量射线，
d.通过所述第一光接收器测量的反射的射线的测量值和所述第二光接收器测量的透射的射线的测量值确定由待检查的身体部位所引起的对每一波长的测量射线的吸收，
e.基于所确定的每一波长的测量射线的吸收来确定血液成分浓度。
本发明的方法的出发点是一种装置，其适用于发射各自具有不同波长的多个测量射线。所述装置还包括：第一光接收器，用于接收由待检查的身体部位所反射的测量射线。此外，设置第二光接收器，用于接收投射通过待检查的身体部位的测量射线。所述待检查的身体部位可以是例如人的手指。作为测量射线，可以使用例如电磁辐射，比如可见范围中的光和/或近红外范围中的红外辐射。尤其优选的是，使用申请人所提交的专利申请“Apparatus for detection ofconcentrations of blood constituents”中所描述的装置。
本发明基于这样的构思：血液的各种成分(例如血红蛋白以及水)将不同程度地吸收辐射。具体地说，存在特定波长的辐射(例如光)，其中，各种血液成分的吸收程度将显著不同。通过选择辐射源以使其发射这样的波长，可以改进本发明的装置所获得的结果。
本发明的理论基础在于Lambert-Beer定律
(1)I/I0＝10-ECd
I为出射强度/透射强度
I0为入射强度
E为血液成分的吸收系数(摩尔消光)(对于特定波长)
C为浓度
d为层厚
Lambert-Beer定律描述了当辐射强度穿过吸收物质时，辐射强度根据物质浓度表现如何。在这点上，根据透射光与入射光之间的比率可以算出消光量。
因此，根据本发明，所述第一光接收器可用于测量由待检查的身体部位所反射的射线。此外，所述第二辐射接收器可用于测量透射通过待检查的身体部位的射线。
如前所述，由于特定波长的辐射将被不同程度地吸收，因此通过合适地选择待使用的波长，有可能借助于进一步的计算而基于所测量的吸收程度来确定各种血液成分的浓度。作为该处理中的参考点，也可以使用所谓的等吸收点的波长，在等吸收点处，血液成分具有相同的吸收程度。
因此，因为可以在将产生尤其明显的吸收差异的这些波长处确切地执行测量，所以使用发射不同波长的辐射源尤其特别精确地测量不同血液成分的浓度。例如，对于测量血红蛋白衍生物，已经发现以下波长特别有利：
·540nm±5nm、562nm±5nm、573±5nm，用于对碳氧血红蛋白与氧合血红蛋白进行区分
·623±5nm，用于对高铁血红蛋白与氧合血红蛋白进行区分
·660nm±10nm，用于对所有血红蛋白衍生物彼此进行区分，原因在于，在该波长处，所有成分具有不同的吸收程度
·805nm±10nm，用于对总血红蛋白与水进行区分，原因在于，在该波长处，将仅吸收血红蛋白，而不吸收水。
·950nm±10nm，作为参考点，这是因为，在此，所有成分具有相同的吸收程度(等吸收点)
·1200nm±50nm，用于对水与总血红蛋白进行区分，原因在于，在该波长处，将仅吸收水，而不吸收血红蛋白。
为了能关于血红蛋白确定血液组分的不同参数，必须将多个离散波长按准平行方式发射进入组织。如已经部分地描述的那样，将基于以下相关性(dependence)执行波长的选择操作：
1.血红蛋白衍生物的吸收特性
2.水的吸收特性
3.皮肤对于分别特定波长的穿透深度和透过性
4.不同衍生物的吸收谱中的等吸收点
5.辐射源的技术可能性
特别优选地，当选择待使用的波长时，考虑皮肤的光学窗口。在人皮肤中，光学窗口处于ca.350nm至1650nm的波长范围中。
具体地说，所述方法优选地包括：存储所确定的每一波长的吸收值；重复上述方法步骤，其中，将对于每一重复周期存储所确定的每一波长的吸收值。此后，将每一波长的所发射的射线的各个吸收值组合，从而生成每一波长的吸收的时间演进的表示。可以例如以曲线的形式或以表格的形式来呈现出这样的表示。
按计算单元与待检查的身体部位或病患身体之间没有任何相互关联的方式，在计算单元中执行以下操作：对于每一重复周期，存储检测到的每一波长的吸收值；组合每一波长的吸收值，以用于表示吸收的时间演进；表示所述演进。
优选地，至少使用与待确定的血液成分的数量同样多的波长。例如，如果期望确定四种开始提及的血红蛋白衍生物以及血液中的水的浓度，则需要至少使用五种不同的波长。为了能获得更精确的测量，在更多波长(即总共八个波长)的情况下，对强度进行测量可能是合适的。用于确定血液成分的浓度比率的可能方法是，例如，通过线性方程组进行确定；借助于启发式算法进行确定；基于校正操作进行确定。将结合该申请的实施例更详细地解释这些方法。在所有方法中，使用不同特性的波长，从而随后，可以确定多个单独血液成分的容积脉搏演进。实际上，为了确定单独血液成分的浓度，并非将对于每一血液成分而确定整个容积脉搏演进，而是仅确定在所使用的波长的吸收演进的决定点处的各个吸收值。这些决定点可以是例如吸收演进的最大值。
尤其优选的是，不仅执行快照(即单独测量)，其中，确定在不同波长处的吸收值，而是执行在容积脉搏演进中在不同时间点的多个测量。尤其是为了检测吸收演进的脉动部分，还需要例如演进曲线的最低点(收缩期)，从而然后能够确定与演进曲线的最大值(舒张期)的差，这是因为反之则无法考虑DC分量。此外，有可能通过非常大量的测量来确定脉搏容积演进的完整曲线，因此还允许根据该曲线来推导其它信息。例如，并非使用最大值，我们可以在它们的彼此关系中使用面积积分作为输入数据，以用于计算算法。
在多数所使用的波长中，将从所有血液成分的吸收获得混合信号(总的容积脉搏)。基于检测到的相对于彼此的吸收幅度比率，借助于离散物质和波长特定消光系数，有可能通过使用上述计算方法来确定多种血液成分相对于彼此的浓度比率。所述消光系数可以既与每容积的物质数量有关，又与每容积的质量有关。因此，待确定的比率要么与每容积的单独血液成分的质量比率对应，要么与每容积的单独血液成分的容积比率对应。
下文中将描述用于确定血液成分浓度的装置的其它细节。
所述装置优选地包括计算设备，其连接到第一辐射接收器和第二辐射接收器，用于计算由待检查的身体部位引起的对所发射的射线的吸收，所述计算操作是基于所测量的射线的反射部分和透射部分而执行的。所述计算设备可以是例如计算机。优选地，可以按将不需要在计算设备与待检查的身体部位之间存在关联性的方式在计算设备中执行由待检查的身体部位对所发射的辐射的吸收的计算。例如，计算设备可以被设计为其中运行特定软件程序的设备。
尤其优选的是，辐射源以及用于接收待检查的身体部位所反射的射线的第一辐射接收器布置在待检查的身体部位的相同侧。用于接收透射射线的第二辐射接收器可以被布置在待检查的身体部位的与第一辐射接收器相对的第二侧。
为了更精确地测量血液中血红蛋白浓度，并且/或者允许测量血红蛋白衍生物浓度，进一步优选的是，辐射源包括不同波长的多个单独辐射源。所述单独辐射源可以形成为例如LED、激光二极管或带有滤波器的白光LED。该特征是尤其有利的，因为在特定波长处，不同血红蛋白衍生物关于所发射的射线的吸收程度将具有特定显著差异。特别有利的是，分别使用对于不同的血红蛋白衍生物和其它血液成分(例如水)来说吸收程度的差异特别大的那些波长来执行测量。
下文中将描述本发明的装置的其它优选特征。
特别优选地，所述装置被配置为使得：第一辐射接收器和第二辐射接收器被布置为彼此相对，从而在第一辐射接收器与第二辐射接收器之间形成容纳室，用于容纳待检查的身体部位。在这种布置方式中，辐射源和第一辐射接收器可以位于一个平面中。
尤其优选的是，将辐射源设计为光源(例如LED的形式)，并且将第一辐射接收器和第二辐射接收器设计为光接收器(例如光电二极管的形式)。
优选地在第一光接收器周围的圆形配置中，LED可以位于所述容纳室的第一侧。
待检查的身体部位的特别均匀的照明可以实现，因为辐射源分别包括相同波长的至少两个单独光源，它们是按直径方式而被布置的。在因使用大量的波长，由于结构原因不可能按彼此直径的方式布置两个相同波长的单独光源的情况下，也可以每个波长分别使用一个单独光源。在此情况下，尤其优选的是，单独光源的背离第一光接收器的一侧优选地抬起15°角，从而各个光源所发射的射线将在布置有待检查的身体部位(例如手指)的点处汇聚。
为了避免检测差异，第一光接收器和第二光接收器优选的是相同类型的，并且可以形成为例如光电检测器。为了覆盖相对较宽的波长范围(例如400nm至1650nm)，优选地使用双色检测器。这种检测器包括例如具有400nm至1100nm的波长范围的硅接收器表面，例如具有1000nm至1700nm的波长范围的铟镓砷接收器表面。然而，还有可能使用具有例如不同材料的三个接收器表面的检测器。重要的是，可以检测350nm至1650nm的总范围。
为了防止直接杂散光(分流光)在第一光接收器上入射，通过分离装置——优选地通过不透光内壳和外壳——将光源与第一光接收器分离。外壳的内壁设置有白色涂层，用于使得待发射的光均匀。所述壳可以具有圆锥形状，从而射线可以辐射到所限定的表面(基本上与指肚的表面对应)上。此外，可以特别设置使得反射传感器包括彼此紧密接近的两个接收器，以便考虑可以根据两个接收到的信号(组织、散射等)之间的差而推导出的干扰因子。
为了卫生，并且为了更好地进行处理，所述壳可以紧密结合到光源和第一光接收器。此外，位于各个壳之间的腔体可以优选地填充有透明的防刮擦硬性和/或生物相容性粘接剂。所述粘接剂可以连同稍微向内弯曲(凹入)结构的壳一起终止。在该布置对面，设置有透射射线接收器。
所述装置可以包括第一容纳元件和第二容纳元件，其分别在其第一侧和第二侧界定容纳室。第一容纳元件以及第二容纳元件可以按允许装置紧固到待检查的身体部位(例如手指)的方式而通过箝位机构彼此连接。
特别优选地，第一辐射接收器和第二辐射接收器浮动地支撑，从而确保与待检查的身体部位的最佳接触，并且允许一致的可复制接触压力。特别是，必须注意第一辐射接收器和第二辐射接收器分别在待检查的身体部位以及耦合介质上直接相邻。
尤其优选使用玻璃纤维缆线，分别用于LED与皮肤之间以及皮肤与接收器表面之间的光学耦合，从而光将聚焦在尽可能小的测量区域上。
为了改进信号质量，本发明的装置可以被配置为对于所使用的每一缆线，实现辐射源(例如透射性LED)的辐射强度的自动连续跟踪。在太小或太大输出信号的情况下，透射功率将分别被自动放大和减小。这种因子必须是大小可再现的，从而允许被包括在信号的估计中。相同原则也可以应用于辐射接收器(尤其是双色检测器)的强度。因此，可以对于所使用的八个LED(八个波长)执行例如八个跟踪处理，并且对于所使用的检测器(透射性的以及反射性的，分别用于两个接收器表面)执行四个跟踪处理。
本发明的装置可以用于大量应用。例如，可以使用所描述的装置连续无创确定血红蛋白浓度。还可使用所述装置检测微血管疾病。还可用于连续无创检测血压。本发明的装置也可以用于其它方法，尤其还用于诊断或医疗方法。
本发明的装置特别适用于确定一种或多种血液成分的容积脉搏演进。根据所确定的容积脉搏演进，尤其是根据容积脉搏演进的形状，可以推导进一步的医疗结果(例如比如病患的血压或关于微血管疾病存在性的信息)。例如，可以通过使用单个波长来检测单独血液成分的容积脉搏演进。在此情况下，在所使用的波长处所测量的吸收的演进与待确定的血液成分的容积脉搏演进对应。为了精确测量容积脉搏演进，必须根据已经描述的准则来执行所使用的波长的选择操作。
本发明涉及用于操作装置的方法，以确定不同血液成分的浓度。在此情况下，可以使用如在该申请中所描述的装置。一个必要特征是，所述装置包括至少一个辐射源，其适用于发射不同波长的多种测量射线。通过本发明的方法，辐射源优选地依次打开，用于分别发射一个波长的测量射线。也就是说，这样驱动辐射源，使得：其将每次依次地发射特定波长的测量射线。具体地说，在此情况下，可以通过多个单独辐射源(例如LED)来形成所述辐射源，用于分别发射一个波长的测量射线。通过分别交替地依次发射一个波长的测量射线，可以提供适用于同时发射不同波长的测量射线的辐射源。在此使用的第一辐射接收器和第二辐射接收器必须被配置为适用于分离地接收单独所发射的波长的测量射线。可以通过例如提供多个单独辐射接收器来实现这种效果，其中，每一单独辐射接收器例如借助于频率滤波器而接收所发射的辐射的特定频段。然而，优选的是，依次发射每一波长。
此外，通过本发明的方法，由待检查的身体部位所反射的每一波长的测量射线将由第一辐射接收器接收。此外，通过待检查的身体部位所透射的每一波长的测量射线将由第二辐射接收器接收。此后，将对于每一波长而确定由待检查的身体部位而产生的所发射的射线的吸收。基于第一辐射接收器测量反射射线以及第二辐射接收器测量透射射线来执行这种确定操作。
另外，本发明的方法可以包括结合本发明的装置而描述的所有特征。
具体地说，所述方法优选地包括：存储检测到的每一波长的吸收值；重复上述方法步骤，其中，将对于每一重复周期存储检测到的每一波长的吸收值。此后，对于每一波长，组合所发射的辐射的单独吸收值，从而获得在每一波长处的吸收的时间演进的表示。这种表示可以例如以曲线或表格的形式呈现，并且称为容积脉搏演进。
优选地，按计算设备与待检查的身体部位或病患身体无任何关联的方式，在所述计算设备中执行以下操作：对于每一重复周期，存储所确定的在每一波长处的吸收值；组合每一波长的吸收值，以用于表示吸收的时间演进；表示所述演进。
总之，本发明的方法可以包括以下步骤：
a.依次发射各自具有不同波长的多个测量射线，
b.通过第一光接收器接收由待检查的身体部位所反射的每一波长的测量射线，
b.通过第二光接收器接收透射通过待检查的身体部位的每一波长的测量射线，
d.通过所述第一光接收器测量的反射射线的测量值和所述第二光接收器测量的透射射线的测量值，确定由待检查的身体部位所引起的对射线的吸收，
e.多次重复所述方法步骤a至d，其中，对于每一重复周期，存储测量射线的每一波长的各个吸收值(容积脉搏演进)，
f.对于测量射线的每一所使用的波长，将所存储的吸收值与吸收的时间演进(容积脉搏演进)的表示相结合。
具体地说，按计算设备与待检查的身体部位无任何关联的方式，在所述计算设备中执行所述方法步骤a至f。
附图说明
下文中将参照附图解释本发明的优选实施例。
附图示出如下：
图1是人类血液组分的调查；
图2是用于确定血液成分浓度的合适的装置的示意性表示；
图3是光辐射进入人类皮肤的穿透深度的图形表示；
图4是在正常血红蛋白浓度(150gr/l)时人类血液中吸收谱的图形表示；
图5是正常吸收谱与在碳氧或血红蛋白浓度增加时的吸收谱之间的比较的图形表示；
图6是血红蛋白和水的吸收谱的图形表示；
图7是各种血红蛋白衍生物的取决于波长的吸收系数的图形表示；
图8是控制多个单独辐射源和辐射接收器的图形表示；
图9是辐射接收器的读出行为的示意性表示；
图10是在不同波长处的吸收演进的图形表示；
图11是反射射线接收器的校准设备的示意性表示；
图12是透射射线接收器的校准设备的示意性表示；
图13是光强度的图形表示，所述光强度用于计算用于对容积脉搏曲线进行归一化的因子；
图14是计算出的用于对容积脉搏曲线进行归一化的因子的图形表示；
图15是用于根据线性方程组确定浓度的处理流程图；
图16是反射测量的示意性表示；
图17是透射测量的示意性表示；
图18是本发明装置的第一容纳元件的示意性表示；
图19是第一辐射接收器的截面图；
图20和图21是辐射接收器的检测范围的图形表示；
图22是两种物质在两个不同波长λ处的示例性消光曲线，其中示出由小的厚度变化Δd(血液脉动)而产生的强度差ΔI。
具体实施方式
根据图2，用于执行本发明方法的合适装置包括：辐射源12，用于向待检查的身体部位16发射测量射线14。优选地，待检查的身体部位16是人类手指。然而，或者也可以对例如人的耳垂以及其它合适的身体部位进行测量。
此外，所述装置10包括第一辐射接收器18，其被布置成接收由待检查的身体部位16所反射的射线20。在所示实施例中，第一辐射接收器被布置在第一容纳元件28中。在所述第一容纳元件28中，还布置辐射源12。
所述装置10还包括第二辐射接收器22，其被布置成接收透射通过待检查的身体部位16的射线24。在所示实施例中，第二辐射接收器22被布置在第二容纳元件30中，第二容纳元件30与第一容纳元件28相对。在此情况下，“相对”表示两个容纳元件28、30、第一辐射接收器18和第二辐射接收器22以允许例如手指16位于它们之间方式布置。
所发射的测量射线14将至少部分地由待检查的身体部位16所反射，从而测量射线14的一部分将作为反射射线20被朝向第一辐射接收器18反射。
所述射线14的至少一部分将穿过待检查的身体部位16，并且将作为透射射线24入射到第二辐射接收器22上。第一辐射接收器18以及第二辐射接收器22优选地被设计为光电二极管。
所述装置还包括：计算设备26，其连接到第一辐射接收器18和第二辐射接收器22。所述辐射的所测得的反射部分20和透射部分24被提供给所述计算设备26，从而计算设备26可以基于测量射线部分确定由待检查的身体部位16引起的对所发射的射线14的吸收。
计算设备26可以被设计为例如通过特定软件程序操作的PC，以用于执行所述计算操作。具体地说，也可以在与测量透射射线和反射线射不同的时间在PC上执行所述计算操作。因此，本发明所需的计算步骤可以与以上所描述的病患特征的身体检测独立地执行。
本发明的方法尤其可以受控于控制设备41(例如计算机或微处理器)。所述控制设备41可以是装置10的一部分。
为了执行本发明的方法，也可以使用其它合适的装置。在此，需要这样的装置包括至少一个辐射源，用于发射具有不同波长的测量射线。
所发射的波长处于例如人类皮肤可透射的范围。该范围称为光学窗口，并且处于大约350nm至1650nm的波长范围中(见图7)。在所述范围之外，皮肤的吸收太高，以至于几乎没有辐射可以进入皮肤下的组织。
如图6所示，在这些决定性波长处，例如人类血液中的血红蛋白衍生物以及水在吸收程度方面会显示出相当大的差异。
尤其优选的是，例如，光源12包括多个LED，用于发射不同的波长。在此情况下，LED可以以LED例如以1.2kHz的频率相继开启和关闭的方式被进行控制，从而不会出现彼此不同的两个波长同时发射。如果提供有多个辐射接收器，所述辐射接收器例如通过频率滤波器能够仅接收一个特定频段的辐射，则也可以在时间上并行发射不同波长的测量射线。然而，优选的是，依次激活各个辐射源，其中，除了1.2kHz的频率之外，也可以使用其它合适的频率范围。
可以在所谓的正常操作中或者在锁定操作中执行所接收信号的表示。锁定操作将使得提高信号质量。为了允许采用锁定方法，锁定放大器需要在各LED处于开启状态时检测一次信号，并且在LED处于关闭状态时检测一次信号。因此，LED的时钟脉冲速率在正常操作和锁定操作中可以不同。在锁定操作中，LED的控制频率可以适于锁定放大器的所需频率。
锁定原理是用于过滤和放大非常小的信号的方法。通过该方法，已知频率和相位的参考信号得以调制到测量信号上，从而其它频率的直流电压以及噪声将得以消除。
在正常操作和锁定操作两者中，确定常数分量(常数部分/偏移)以及脉冲形状的交流分量(交流部分)。常数分量以受照射的组织的生理特性为条件。其受各种因素的影响，例如受组织的特性、无脉动部分的血管(微静脉等)的影响。在该偏移上，放置由血液容积变化引起的脉冲形状的交流分量(交流部分)。
DC分量可以看作是校正部分。另一选择在于使用模拟滤波器或数字滤波器，用于分离AC分量与常数分量。原则上，这在两种模式下都是有可能的，但是在另一方面由于也放大了所有干扰，因此应至少在正常操作期间执行以实现足够的信号质量。
图8和图9所示的是数个LED的时钟行为以及接收反射光的光电二极管18和接收透射光的光电二极管22的时钟行为。在这点上，图9示出仅仅五个所使用的波长。相应地，根据图9的读出行为的原理也可以应用于更多或更少的波长。优选是使用八个不同的波长，如图8中举例所示。
所示的是所谓的采样保持操作，其中，该图的下半部分示出分别关于一个波长范围的两个所用检测器表面的两个检测器信号。在此，硅接收器表面将覆盖从400nm至1100nm的波长范围，而铟镓砷接收器表面将覆盖从1000nm至1700nm的波长范围。在开启具有540nm、562nm、573nm、623nm、660nm、805nm和950nm的LED时，每次都通过硅接收器表面来检测反射测量射线20和透射测量射线24。关于每个波长将提取在每一时间点施加到检测器的信号的值(采样)、保留(保持)和存储该值，直到波长被再次激活。在将1250nm的LED和铟镓砷传感器包括到同一时钟制度中的情况下执行对应的处理。这种顺序将重复，从而可以进一步处理各个采样(值)。如图9所示，这关于每一波长相继执行。
因此，在第一周期中，例如，发射八个波长，测量它们的反射光部分20以及它们的透射光部分24并将其存储。借助于来自后续重复周期的更多读出值，每一波长的所发射的射线14的各吸收值被组合，从而获得在每一波长处的吸收的时间演进的表示。
用于确定浓度比率的第一可选项在于使用线性方程组。
从方程(1)开始，以下近似地(泰勒级数)应用于具有被辐射所穿透的厚度d0的层的小的偏差(d-d0)：
(2)I/I0＝10-ECd0-2.3EC(d-d0)+..
d为(总的)层厚
d0为特定时间点处(例如在舒张期期间)的(总的)层厚
在层厚d的改变仅由组织中血液脉动引起的情况下，(d-d0)的值太低，以至于即使在仅仅使用级数展开的线性部分时，出现的误差也非常小。根据方程(2)，透射强度来自常数值10-ECd0以及由被辐射穿透的组织的直径的脉动改变引起的通常非常小的部分。
优选地，根据本发明，透射光波的强度在收缩期(Is)和舒张期(Id)期间被测量，并且会得到强度差。假设光电晶体管的信号与入射强度成比例。
基于方程(2)，得到以下：
(3)(Is-Id)/I0＝10-ECd0-2.3EC(ds-d0)-{10-ECd0-2.3EC(dd-d0)}
(4)(Is-Id)＝-2.3EC(ds-dd)I0
这说明，所确定的在收缩期与舒张期之间的强度差与血液成分的摩尔消光E和浓度C成比例并且与路径差(ds-dd)成比例。
因子EC是对透射光的吸收A的度量。
(5)A-EC
在特定光波长处的吸收与所观测的血液成分的物质浓度成正比，并且与给定波长处的血液成分的吸收系数成比例，即，每个给定容积的物质浓度越高，或者吸收系数的值越高，吸收就越强。
对于特定的波长λ和血液成分的浓度Cbn，具有如下关系：
(6)Abn＝E(λ.bn)*Cbn
基于方程(4)，可以获得在吸收A与测得的强度差ΔI＝(Is-Id)之间的相互关系。此外，已假设减去组织中的吸收之后的整个照射强度将到达接收器。实际上情况并非如此。此外，厚度差(ds-dd)也总是未知的。为此，仅仅除了未知因子KT(透射测量的常数)之外，可以精确地确定吸收。
(7)ΔI＝KTA
ΔI为收缩期与舒张期之间关于从身体部位出射的光的强度差
KT为关于所测得的强度与在透射测量时的吸收之间的相互关系的常数
重要的是，对于所有波长处的所有测量，该因子(实际上)是常数。
到目前为止，已关于透射的测量给出了计算示例。实际上，容易知道，在特定波长处，吸收非常高并且信噪比不良。在此情况下，对反射的测量更好。
在对反射的测量中，该因子将不同于透射测量的因子。对于反射测量，使用如下关系：
(8)ΔI＝KRA
KR为关于测得的强度与在反射测量时的吸收之间的相互关系的常数
假设吸收将加合到各血液成分b1...bn。该规则在浓度C太高的情况下不存在。
因此，在给定波长λ处，总吸收Ag适用如下：
(9)Ag＝Ab1+Ab2+...+Abn
Ag为总吸收
Ab1为血液成分1的吸收
Ab2为血液成分2的吸收
Abn为血液成分n的吸收
结合方程(6)，得到如下：
(10)Ag(λ)＝E(λ，b1)*Cb1+E(λ，b2)*Cb2+...+E(λ，bn)*Cbn
E(λ，bn)为在光波长λ处血液成分n的吸收系数
Cbn为血液成分n的浓度
在每一情况下，已知的是关于每一个使用的光波长的测得的总吸收Ag(除了因子KT和resp.KR之外)，以及所使用的光波长处的属于血液成分的各吸收系数。物质浓度的相应部分是未知的，并且必须进行计算。
现在，与方程(10)对应，可以建立n*n方程组，用于相对于总容积确定血液成分的各个部分。
例如，在需要确定5个不同浓度的情况下，需要利用5个不同的光波长执行测量，从而能够求解该方程。这将产生可以精确求解的线性5x5方程组。然而，如果测量要部分在透射方面执行并且部分在反射方面执行，则需要又一方程用于确定因子(KT/KR)，该因子表示透射测量和反射测量的不同条件。
例如，如果在透射中必须执行波长λ1至λ3处的测量，并且在反射中必须执行在波长λ3至λ5处的测量，则这将产生以下方程(11)系统。其中，在透射和反射两者中执行在波长λ3处的测量：
(11)
AgT(λ1)＝E(λ1，b1)*Cb1+E(λ1，b2)*Cb2+E(λ1，b3)*Cb3+E(λ1，b4)*Cb4+E(λ1，b5)*Cb5
AgT(λ2)＝E(λ2，b1)*Cb1+E(λ2，b2)*Cb2+E(λ2，b3)*Cb3+E(λ2，b4)*Cb4+E(λ2，b5)*Cb5
AgT(λ3)＝E(λ3，b1)*Cb1+E(λ3，b2)*Cb2+E(λ3，b3)*Cb3+E(λ3，b4)*Cb4+E(λ3，b5)*Cb5
AgR(λ3)＝(KT/KR)*{E(λ3，b1)*Cb1+E(λ3，b2)*Cb2+E(λ3，b3)*Cb3+E(λ3，b4)*Cb4+E(λ3，b5)*Cb5}
AgR(λ4)＝(KT/KR)*{E(λ4，b1)*Cb1+E(λ4，b2)*Cb2+E(λ4，b3)*Cb3+E(λ4，b4)*Cb4+E(λ4，b5)*Cb5}
AgR(λ5)＝(KT/KR)*{E(λ5，b1)*Cb1+E(λ5，b2)*Cb2+E(λ5，b3)*Cb3+E(λ5，b4)*Cb4+E(λ5，b5)*Cb5}
AgT(λn)为在波长λn处的透射的总吸收
AgR(λn)为在波长λn处的反射的总吸收
方程组(11)包括5个浓度Cbn以及作为未知值的因子(KT/KR)，因此可以清楚地求解。如果测量仅仅在透射或反射中执行，则方程的数量减少为波长的数量n。另一方面，也可以存在确定方面的冗余(其中，方程比未知值多)，用于增加结果的精度。通过经由矩阵或代入以及插入各个系数和吸收测量的结果来求解方程组(11)，将直接获得离散的物质浓度Cb1至Cb5。
应理解，方程组(11)基于这样的前提：照射到身体部位的强度I0以及光电检测器的灵敏度对于所有波长是相同的，或者已经执行了相应的归一化。关于这点，请参照图14以及相应说明。
由于仅仅除了未知常数KT和KR之外，可以基于强度差ΔI精确地测量所述吸收Ag(λ)，因此缺少用于确定浓度绝对值的参数。因此，赞同将度量100％分配给物质浓度的最高浓度。然而，通过确定包括水在内的主要血液成分，血液的组分将变为已知，只是有百分之几的误差。
图15示出用于计算血液成分浓度的示例性处理流程图。
应注意的是，对于反射操作中的测量，因为条件比透射操作更复杂，所以一般需要执行校正。具体而言，需要考虑在各血液成分处关于不同波长的光的不同散射。
启发式泛洪算法提供了用于确定浓度比率的第二种可能性。
使用八个不同波长，其中，每次将测量相关的总吸收。在此，重要的不是绝对测量值，而是在泛洪算法中所使用的测量值的相互关系。所述测量值以使得最高吸收与100％对应的方式进行定标。因此，其余7个波长的每一其它吸收的值将小于100％。
现在，将假设在理论上存在的第一随机血液组分。
在知道所涉及的血液成分的关于特定物质和关于特定波长的吸收系数的基础上，对于每一波长计算出理论上期望的总吸收。恰如真实测量那样，理论上的吸收也将被定标为100％。首先计算出的吸收谱将与真实测量的吸收谱相关。由此得到的相关系数是算法的起点。
现在，在每一轮中，前一理论上假设的血液组分将稍作改变，且得到的吸收谱将再次与测得的吸收谱相关。这个新的相关系数将与阈值进行比较，所述阈值每轮稍有增加。
如果阈值超过当前相关系数，则丢弃新确定的理论血液组分，并且基于前一相关系数确定新的血液组分。
如果阈值未超过当前相关系数，则阈值稍微增加，并且新确定的血液组分将用作下一轮的起点。
如果血液组分不再变化，这不会导致超越当前阈值，则算法停止。
可以假设当前血液组分对应于真实测量的血液组分的良好近似。
该算法可以以不同的裕量参数以及不同的起点而执行多次，从而更好地验证启发式结果。
根据该泛洪方法并且通过使用稍作变化的参数，进行邻近解搜索，在对测量值适应更差的情况下，当所述邻近解恰好超过被称为“水位”的阈值时，所述邻近解仍可接受。在该方法的过程中，该阈值从零开始连续增加，直到当前解不再改进为止。该方法以相对较小的计算代价得到良好的近似。
通过相关可以进一步确定浓度比。
在知道关于特定物质且关于特定波长的吸收系数的基础上，并且在理论上可能的血液组分的假设下，可以计算在各光波长处期望的相应的总吸收。在这点上，所述吸收相对于彼此的关系又是决定性的。
计算出一组此类理论上可信的吸收谱，其中，每一待确定的物质浓度从最小可能部分到最大可能部分分别以小步长表示。在此情况下，如下：
-水44-54％
-氧合血红蛋白50-100％
-非氧合血红蛋白1-50％
-碳氧血红蛋白1-60％
-高铁血红蛋白1-70％
所测得的吸收谱现在将与已经以此方式预先计算出的所有谱相关。与测得的谱最佳相关的谱的、理论上确定的血液成分的浓度比与良好近似情况下的真实浓度比对应。
该方法的精度主要取决于硬件的可用计算幂。可用的计算幂越多，就可以越精细地选择浓度等级，并且期望的结果将越精确。
该方法相比泛洪算法的优点在于结果将是明确的并且不具有启发式特性，这意味着，考虑到参数分布中因步长宽度大于零而不可避免的结果的特定不精确性，当然将不会有比已确定的结果更好的结果。
在泛洪算法中，无法想当然地假设检测出的结果与最佳结果对应。为了对此进行补偿，将以不同的起点点多次实施该算法。
该方法的优点在于，通过主要在算法结束之前减少参数的步长宽度，所确定的结果可以表示比校正方法相对更精确的结果。
所述计算方法的起点在关于每一波长检测出的容积脉搏曲线上(图10)。所述曲线将细分为各个心脏时段，并且对于每一时段，将在每一波长处确定最大值。对于每一波长，将计算多个最大值(幅度)的平均值。因此，取决于所用波长的数量，获得五个或六个平均吸收值，其必须被看作彼此的关系。借助于上述计算方法，可以计算出血液成分的按比例的浓度。根据这些浓度，可以确定其它参数，例如氧饱和度、总血红蛋白浓度或红细胞比容值。
为了实现对测量结果的一般改进，可以以不同的时间间隔来校准装置。为此，可以使用根据图11的第一校准设备48，其被配置为例如反射接收器的校准壳。为了确定LED的真实光强度，首先在没有待检查的身体部位的情况下执行所述装置的校准。
为了校准反射射线接收器18，可以将半球形校准壳48放置在反射传感器18上，从而发射表面也被包括。所述校准壳48包括白色内表面50，其受激于光的漫反射，从而可以检测各LED的光强度。
此外，根据图12，对透射光部分的传感器22的校准，可以在透射光部分的接收器22与反射接收器18之间使用优选是截头圆锥形的校准壳52。所述校准壳也包括白色内表面54，并且还包括白色膜56，其被放置在两个检测器表面之间的中心。所述白色膜56防止从LED直接辐射到用于透射光部分的接收器，并且同时生成无方向的漫射光辐射。借助于这种测量，结合在透射中起作用的接收器22来确定各个LED的光强度。
图13c示出每一LED的总的测得的光强度。这种测量被称为零测量，并且可以通过上述校准壳来执行。为了使得可以采用均匀的辐射，以用于进一步的计算，强度将被归一化到100％。在该处理中，关于每一LED获得用于光强度的归一化因子(图14c)。这种校准测量对于每一传感器头执行一次，并且按限定的时间间隔(例如每两年或三年)执行。该方法对于减少所用光源(例如LED)的光功率降低是必须的。
在上述校准之后，可以对身体部位执行测量。现在，以下方法步骤可以单独地或全部属于本发明的方法。优选地，将检测DC分量和AC分量。为了使得可以对检测到的脉动光吸收进行比较，必须根据每一波长的DC分量而对它们进行归一化。为此，每次测量至少确定每一波长的DC分量一次。
举例而言，图14b示出透射光部分。如图所示，光的目前最大的部分已经被组织(骨头、皮肤及其构成，例如黑色素、血红蛋白的分解产物，z.B.胆红素、微静脉等)所吸收。
对于在没有手指的情况下在校准期间测得的光强度(图13c)，将检测出光强度因子(1.33；1.25；1.00等)，如图14所示。进一步检测出的是用于将DC分量归一化为100％的因子(在图14中：20.00；33.33；12.5等)。
如下表中所表示的那样执行计算：
  波长   542nm   560nm   577nm   660nm   805nm   950nm   1200nm
  按百分比根据脉搏曲线通过峰值检测来测量AC部分   3   2   5   7   4   11   10
  乘以光强度因子   4.00   2.50   5.00   5.83   3.81   12.22   6.67
  乘以DC部分因子   80.00   83.33   62.50   58.33   54.42   81.48   55.56
  除以模拟放大倍数   80.00   83.33   62.50   5.83   10.88   4.07   2.78
  脉动交流分量的绝对强度   80.00   83.33   62.50   5.83   10.88   4.07   2.78
例如，在542nm波长处，测得峰值3AU(随机单位)。该峰值将乘以光强度因子(这里为1.33)，从而获得结果4AU。此后，该结果将乘以常数分量因子(这里为20)。所获得的80AU然后将除以模拟放大倍数1，其中，每一波长有自身的放大倍数(根据图14：542nm∶1；560nm∶1；577nm∶1；660nm∶10；805nm∶5；950nm∶20；1200nm∶20)。
因此，在542nm处的脉动AC分量的绝对强度将是80.00AU。对于其余波长，根据相同原理计算AC分量，从而归一化后的值可以相互比较。通过该方法，DC分量得以消除，并且将仅考虑经历脉动变化的部分。DC分量对于每个人具有特有的值，这是由于他/她的肤色、他/她的皮肤状况(角质化)、他/她的骨骼结构以及取决于测量部位的其它特性的原因。
然而，如上所述，其它计算方法也可以应用于本发明的方法。
下文中将参照图16至图21描述用于确定不同血液成分的浓度的合适的装置的各个实施例的进一步的细节。
图16示出借助于本发明装置的实施例执行的反射测量的示意性表示。在该处理中，辐射源12发射测量射线14。所述辐射源12优选地可以被形成为多个LED 12a至12h。所发射的测量射线14至少部分地由待检查的身体部位16反射，从而测量射线14的一部分将作为反射射线20向第一辐射接收器18反射。
图17示意性示出测量被待检查的身体部位16透射的射线24。在此情况下，辐射源12也向待检查的身体部位16发射测量射线14。射线14的至少一部分将穿过待检查的身体部位16，并且将作为透射射线24而入射在第二辐射接收器22上。第一辐射接收器18以及第二辐射接收器22优选地被设计为光电二极管。
此外，如图2所示，所述装置还包括：计算设备26，其连接到第一辐射接收器18和第二辐射接收器22。所测得的辐射反射部分20和透射部分24被提供给所述计算设备26，从而该设备可以基于测量射线部分确定由待检查的身体部位16引起的对所发出的射线14的吸收。
计算设备26可以被设计为例如运行特定软件程序以执行上述计算操作的PC。具体地说，在PC上，这些计算可以在与测量透射射线和反射射线的时间不同的时间执行。因此，本发明所需的计算步骤与上述病患特征的身体检测独立地执行。
根据特定的偏好，根据图18的装置10被设计为具有以下效果：辐射源12包括多个单独辐射源12a至12h。这些单独辐射源可以被形成为LED，并且以圆形结构被布置在第一辐射接收器18周围。
如图18和图19所示，第一光接收器18被布置在优选为圆形的分离装置32内，该分离装置32可以包括内部透光壳32a以及内壁带有白色涂层的外部透光壳32b。在这种结构中，LED 12a至12h被布置在内壳32a与外壳32b之间的中间空间33中。在它们的背离第一光接收器18的一侧，LED被抬升15°角。由此，所发射的测量射线将在布置待检查的身体部位16的点处成束。
优选地，在下部分34中，内壳32a和外壳32b从基板36(例如电路板)开始垂直向上延伸，然后在上部分35中以角度β向内弯曲，即，朝向第一辐射接收器18。通过与以例如15度抬升的LED方位相结合的这种结构，保证了只有窄的缝隙37，通过缝隙37，所发射的测量射线14可以朝向待检查的身体部位16辐射。由此，可以有效地避免杂散光(分流光)从光源12直接朝向第一辐射接收器18辐射。这种措施的目的在于，第一辐射接收器18将仅接收由待检查的身体部位16所反射的射线20。
在内壳32a与外壳32b之间，形成腔体33，在该腔体内，LED 12a至12h被布置在例如所述电路板36上。例如，所述腔体33可以填充有透明粘接剂。
由于血液中不同的血红蛋白衍生物以及水将不同程度地吸收不同波长，各光源12a至12h可以被配置成发射以下波长：
·540nm±5nm，562nm±5nm，573±5nm
·623±5nm
·660nm±10nm
·805nm±10nm
·950nm±10nm
·1200nm±50nm
图20和图21中示出所用接收器表面的可检测的波长范围的图形表示。图21所示的特征线表示两个不同的铟化镓检测器。根据特定的偏好，使用左边的检测器(L 1713-05/-09)。
硅检测器将检测八个波长中的七个。1100nm以上的波长相应地由铟镓砷光电二极管检测。
根据图2，优选的是，待检查的身体部位16得以容纳在被布置在第一容纳元件28与第二容纳元件30之间的容纳室38中。
所述装置还可以包括箝位机构40(例如弹簧机构)，该机构以使得设备10可以应用于待检查的身体部位16的方式与第一容纳元件28和第二容纳元件30互连。为了易于将装置10放置在手指16上，可以设置两个致动凸出42。
根据特定的偏好，装置10包括控制设备41，用于依次开启各光源12a至12h。
图22通过借助于方程组的简单示例的方式示意性示出计算血液成分浓度的处理。优选地，将执行以下方法步骤：
1.不同波长λ的光发射进入身体组织
2.确定透射光部分或反射光部分的强度曲线I
3.确定收缩期与舒张期之间的强度差Is-Id
4.将身体组织中的期望血液成分的已知消光系数E插入方程组(11)
5.求解方程组(11)
6.将具有最高浓度的血液成分设置为100％
7.确定其它血液成分的浓度
下文中，将通过简单的示例来解释所需的计算：
根据Lambert-Beer定律
I/I0＝10-ECd
I为透射强度
I0为入射强度
E为血液成分(对于特定波长)的吸收系数(摩尔消光)
C为血液成分的浓度
d为层厚
通过进行近似，关于被辐射透过的厚度为d的层的小的变化Δd具有如下：
(Is-Id)/I0＝-2.3EC(ds-dd)
ds为在收缩期期间的(总)层厚
dd为在舒张期期间的(总)层厚
血液成分的摩尔消光E与浓度C的乘积被定义为总吸收Ag：
Ag＝E*C
通过比较以上两个方程，可以看出，如果照射强度I0以及路径差Δd＝ds-dd对于所有的测量都相同，则总吸收与可测量的强度差ΔI＝(Is-Id)成比例：
ΔI～Ag
图22示出在两个不同波长λ处的两种不同物质的消光曲线。根据该图，可以看出，在距离变化Δd很小的情况下的强度变化ΔI每次都很小，以致于上述推导出的线性近似变得似真。
对于两种物质1和2(血液成分b1和b2)，两个波长λ1和λ2的消光系数是已知的：
E(λ1，b1)，E(λ2，b1)，E(λ1，b2)和E(λ2，b2)
还已知的是，在血液成分的浓度C不太高的情况下，可以加合各个分量的吸收。据此，得到如下：
Ag(λ)＝E(λ，b1)*C1+E(λ，b2)*C2
Ag(λ)＝总吸收(对于特定波长)
E(λ，bn)＝在光波长λ(已知)处的血液组分的吸收系数
Cn＝血液成分n的浓度
对于两个不同的波长λ1和λ2，获得如下方程组：
Ag(λ1)＝E(λ1，b1)*C1+E(λ1，b2)*C2
Ag(λ2)＝E(λ2，b1)*C1+E(λ2，b2)*C2
通过使用以下假设值(举例而言)
E(λ1，b1)＝1
E(λ2，b1)＝2
E(λ1，b2)＝0.25
E(λ2，b2)＝1.5
C1＝1
C2＝2
则得到如下：
Ag(λ1)＝1*1+0.25*2＝1.5
Ag(λ2)＝2*1+1.5*2＝3
然而，实际上，仅摩尔消光E和总吸收Ag是已知的(对于不同波长)。但是必须计算浓度C(其在所构建的示例中假设为已知的)。下文中执行这种计算操作。
在包括未知浓度C1和C2的情况下，方程组如下：
Ag(λ1)＝1*C1+0.25*C2＝1.5K0
Ag(λ2)＝2*C1+1.5*C2＝5K0
K0为常数，由照射强度I0以及路径差Δd(血液脉动)来确定
根据第一方程，得到如下：
C1＝1.5K0-0.25*C2
根据第二方程，得到如下：
2*(1.5K0-0.25C2)+1.5C2＝5K0
C2＝2K0
通过将C2插入该方程组的第一方程中，得到如下：
1C1+0.25*2K0＝1.5K0
C1＝1K0
根据约定，具有最高浓度(即C2)的血液成分被设置为100％。
这将得到如下：
C2＝100％
C1＝50％
因此，已通过非常简单并且容易观察的示例计算出血液成分的浓度。

Claims (16)

1.一种用于无创确定血液成分浓度的方法，包括以下步骤：
a.通过辐射源(12)发射各自具有不同波长的多个测量射线(14)，
b.通过第一光接收器(18)接收由待检查的身体部位(16)所反射的多个所述波长的测量射线(14)，
c.通过第二光接收器(22)接收透射通过待检查的身体部位(16)的多个所述波长的测量射线(24)，
d.根据所述第一光接收器(18)测量的反射的射线(20)的测量值和所述第二光接收器(22)测量的透射的射线(24)的测量值确定由待检查的身体部位(16)所引起的对每一波长的测量射线(14)的吸收，
e.基于所确定的每一波长的测量射线(14)的吸收来确定血液成分浓度。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述方法步骤a至d重复多次，并且对于每一重复周期，存储测量射线的每一波长的各个吸收值。
3.根据权利要求2所述的方法，其中，所存储的每一波长的吸收值被组合为所述测量射线(14)的每一波长的吸收的时间演进的表示。
4.根据权利要求1至3中的任意一项所述的方法，其中，所使用的波长的数量至少与待确定的血液成分的数量同样大。
5.根据权利要求1至4中的任意一项所述的方法，其中，借助于线性方程组来执行所述基于在每一波长处的所确定的测量射线(14)的吸收而确定血液成分浓度的步骤。
6.根据权利要求1至4中的任意一项所述的方法，其中，借助于启发式泛洪算法来执行所述基于在每一波长处的所确定的测量射线(14)的吸收而确定血液成分浓度的步骤。
7.根据权利要求1至4中的任意一项所述的方法，其中，通过相关来执行所述基于在每一波长处的所确定的测量射线(14)的吸收而确定血液成分浓度的步骤。
8.根据权利要求1至7中的任意一项所述的方法，其特征在于前导步骤：
确定所述辐射源(12)的光强度的归一化因子。
9.根据权利要求1至8中的任意一项所述的方法，其中，每测量一次，至少要对每一波长确定一次所获得的吸收的演进的常数分量。
10.根据权利要求9所述的方法，其中，根据对于每一波长所确定的常数分量对所确定的每一波长的吸收的演进的交流分量进行归一化。
11.根据权利要求1至10中的任意一项所述的方法，其中，模拟滤波器和/或数字滤波器用于分离检测到的在每一波长处的吸收的演进的DC分量与交流分量。
12.根据权利要求1至11中的任意一项所述的方法，其中，检测到的吸收的演进的常数分量被包括作为校正部分。
13.根据权利要求1至12中的任意一项所述的方法，其中，所述通过辐射源(12)发射各自具有不同波长的多个测量射线(14)的步骤是依次执行的。
14.一种装置的用途，该装置用于测量所发射的射线(14)中被待检查的身体部位(16)所吸收的辐射部分，该用途用于执行血液成分浓度的无创的，优选是连续的确定。
15.一种装置的用途，该装置用于测量所发射的射线(14)中被待检查的身体部位(16)所吸收的辐射部分，该用途用于确定微血管疾病。
16.一种装置的用途，该装置用于测量所发射的射线(14)中被待检查的身体部位(16)所吸收的辐射部分，该用途用于确定血液路径中一种或多种血液成分的容积脉搏演进。
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