DE19612425A1 - Apparat zur Messung von Hämoglobin - Google Patents

Apparat zur Messung von Hämoglobin

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Description

Hintergrund der Erfindung
Die Erfindung bezieht sich auf einen Apparat zur nicht­ invasiven und kontinuierlichen Messung der Hämoglobinkonzen­ tration im Blut.
Die Bedeutung der Messung der Hämoglobinkonzentration wird beschrieben.
1. Im Fall von chronischer Veränderung
Hämoglobin im Blut ist reversibel mit Sauerstoff verbunden und fließt in einem Blutgefäß, so daß Sauerstoff dem gesamten Körper zugeführt wird. Wenn die Hämoglobinkonzentration im Blut abnormal niedrig ist, oder wenn eine Person anämisch ist, wird die Sauerstoffzufuhr zu dem Gewebe deshalb unzureichend. Hämo­ globin im Blut existiert in den roten Blutkörperzellen. Wenn die Hämoglobinkonzentration im Blut abnormal hoch ist, ist deshalb die Viskosität des Bluts erhöht, so daß das Blut kaum fließt. Da auch eine anscheinend gesunde Person eine Abnormalität der Hämo­ globinkonzentration haben kann, ist es notwendig, eine gesunde Person periodisch einer Messung der Hämoglobinkonzentration aus­ zusetzen. Auch vor einer Operation muß die Hämoglobinkonzentra­ tion gemessen werden. Um diese Anforderungen zu befriedigen, ist ein wichtiger Faktor, daß die Messung der Hämoglobinkonzentra­ tion nicht-invasiv durchgeführt wird und von einem großen Kreis von Personen ohne Widerstand akzeptiert wird.
2. Im Fall von akuten Veränderungen
Während einer Operation treten Blutungen auf, so daß die zir­ kulierende Blutmenge verringert ist. Als Behandlung im Falle dieses Phänomens wird eine Bluttransfusion oder eine Infusion durchgeführt. Das Kriterium bei der Beurteilung für das Ansetzen einer der zwei Gegenmaßnahmen beruht auf der Messung der Hämo­ globinkonzentration. Folglich ist die kontinuierliche Messung der Hämoglobinkonzentration während einer Operation sehr wich­ tig. Wenn ein Patient mit Nierenversagen einer Dialyse ausge­ setzt wird, sind Veränderungen der Hämoglobinkonzentration ein wichtiger Grund für Besorgnis. Auch in solch einem Fall ist die kontinuierliche Messung der Hämoglobinkonzentration sehr wich­ tig.
3. Im Fall der Messung der Konzentration einer optisch absorbierenden Substanz im Blut
In einigen Fällen, wie etwa bei der Berechnung des Herzaus­ stoßvolumens, wird die Konzentration eines in das Blut eingelei­ teten Pigments oder die Konzentration einer optisch absorbieren­ den Substanz im Blut verwendet. In solch einem Fall ist es bequem, das Verhältnis der optischen Absorption der optisch absorbierenden Substanz im Blut zu der des Hämoglobins zu nehmen, und das Verhältnis mit der Hämoglobinkonzentration zu multiplizieren. Folglich ist die Messung der Hämoglobinkonzen­ tration wichtig.
Als nächstes werden die Hämoglobinarten beschrieben. Es gibt viele Arten von Hämoglobin. Jede Hämoglobinart hat spezifische optische Absorptionskennwerte (Wellenlängenkennwerte der opti­ schen Absorption). Der Begriff eines Hämoglobinmeters meint einen Apparat zur Messung der gesamten Hämoglobinkonzentration. Das Cyanmethämoglobinverfahren wird als ein Standardverfahren zur Messung von Hämoglobin angewendet. In diesem Verfahren werden alle Arten von Hämoglobin durch eine chemische Reaktion in Cyanmethämoglobin umgewandelt und das sich ergebende Cyan­ methämoglobin wird optisch gemessen.
In einem Apparat, der CO-Oxymeter genannt wird, werden die unterschiedlichen Arten von Hämoglobin gemessen so wie sie sind, und die Gesamtsumme der Meßwerte wird dann als totale Hämoglo­ binkonzentration genommen. Im Einzelnen wird ein Muster in einer Zelle mit vorbestimmter Dicke plaziert, es werden die optischen Absorptionscharakteristiken für eine Vielzahl von Lichtwellen­ längen gemessen, es werden die Konzentrationen jeder Art von Hämoglobin berechnet und dann wird die Gesamtsumme der Konzen­ trationen ermittelt. In diesem Fall werden gewöhnlich die vier unten beschriebenen Arten von Hämoglobin als Meßziele genommen.
Die Meßziele sind nämlich Oxyhämoglobin, reduziertes Hämo­ globin, Carboxyhämoglobin und Methämoglobin.
In einem Apparat zur Messung von Hämoglobin nach dem Stand der Technik, der solch ein Verfahren benutzt, muß das Blut ent­ nommen werden, und deshalb kann die Messung nicht kontinuierlich durchgeführt werden. Im Gegensatz kann ein Apparat, der das Pulsverfahren verwendet, die Hämoglobinkonzentration nicht-inva­ siv und kontinuierlich messen. Ein Beispiel eines Meßapparats wurde in der japanischen Patentveröffentlichung Nr. 3-71135 offengelegt.
Jedoch wird im Meßapparat angenommen, daß Schichten von lebendem Gewebe außer den Blutschichten (im folgenden werden solche Schichten als Gewebeschichten bezeichnet) nicht durch das Pulsieren des Bluts zum Pulsieren gebracht werden, und daß sie immer eine konstante Dicke haben. In Wirklichkeit verändert sich ihre Dicke jedoch mit dem Pulsieren des Bluts. Folglich hat der Meßwert einen Fehler wegen der Veränderung.
Zusammenfassung der Erfindung
Es ist ein Ziel der Erfindung, einen Apparat vorzusehen, der nicht-invasiv, kontinuierlich und genau die Hämoglobinkonzentra­ tion mit passender Berücksichtigung der Veränderung der Dicke der Gewebeschichten messen kann.
Entsprechend der Erfindung enthält der Apparat: eine Licht­ abstrahlungseinrichtung zur Bestrahlung lebenden Gewebes mit Licht unterschiedlicher Wellenlänge, wobei mindestens eine der Wellenlängen optisch durch Wasser absorbiert wird; photoelektri­ sche Umwandlungseinrichtung zum Umwandeln des Lichts, das von der Lichtabstrahlungseinrichtung ausgestrahlt und durch das lebende Gewebe durchgelassen wurde, in ein elektrisches Signal; optische Dichteveränderungsberechnungseinrichtung zum Ermitteln einer optischen Dichteveränderung für jede der Wellenlängen aus dem Pulsieren der Ausgangswerte der photoelektrischen Umwand­ lungseinrichtung, wobei die optische Dichteveränderung die Dif­ ferenz zwischen dem Pulsieren wegen des Bluts und dem Pulsieren wegen des Gewebes ist; optische Dichteverhältnisberechnungsein­ richtung zum Ermitteln eines Verhältnisses der optischen Dichte­ veränderungen für die Wellenlängen, die durch die optische Dichteverhältnisberechnungseinrichtung ermittelt wurden; und Hämoglobinkonzentrationsberechnungseinrichtung zum Ermitteln einer Gesamthämoglobinkonzentration und/oder jeweiliger Hämoglo­ binkonzentrationen aus der Ausgabe der optischen Dichteverhält­ nisberechnungseinrichtung.
In der Erfindung wird das von der Lichtabstrahlungseinrich­ tung ausgestrahlte und auf das lebende Gewebe auftreffende Licht durch das lebende Gewebe durchgelassen und dann durch die photo­ elektrische Umwandlungseinrichtung in ein elektrisches Signal umgewandelt. Aus dem Pulsieren des Ausgangs der photoelektri­ schen Umwandlungseinrichtung ermittelt die optische Dichteverän­ derungsberechnungseinrichtung eine optische Dichteveränderung für jede der Wellenlängen, die die Differenz zwischen dem Pulsieren wegen des Bluts und dem Pulsieren wegen des Gewebes ist. Die optische Dichteveränderungsverhältnisberechnungsein­ richtung ermittelt ein Verhältnis der optischen Dichteverän­ derungen für die Wellenlängen, die durch die optische Dichte­ veränderungsberechnungseinrichtung ermittelt wurden. Die Hämo­ globinkonzentrationsberechnungseinrichtung ermittelt die Gesamt­ hämoglobinkonzentration und/oder die jeweiligen Hämoglobinkon­ zentrationen aus der Ausgabe der optischen Dichteverhältnis­ berechnungseinrichtung.
In der Erfindung wird eine Wellenlänge benutzt, die durch Wasser optisch absorbiert wird. Deshalb wird im Blut enthaltenes Wasser als eine der optisch absorbierenden Substanzen behandelt, und dadurch wird die Hämoglobinkonzentration bezüglich Wasser ermittelt. Die Hämoglobinkonzentration bezüglich Wasser ist eine absolute Konzentration.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Fig. 1 ist ein Diagramm, das die Gesamtkonfiguration einer ersten Ausführungsform (A) zeigt;
Fig. 2 ist ein Flußdiagramm, das den Betrieb der ersten Ausführungsform (A) veranschaulicht;
Fig. 3 ist ein Diagramm, das die Gesamtkonfiguration einer ersten Ausführungsform (B) zeigt;
Fig. 4 ist ein Diagramm, das die Gesamtkonfiguration einer zweiten Ausführungsform zeigt;
Fig. 5 ist ein Diagramm, das die Gesamtkonfiguration einer vierten Ausführungsform zeigt;
Fig. 6 ist ein Diagramm, das die Beziehungen zwischen opti­ schen Absorptionsfaktoren verschiedener Hämoglobine und den Wellenlängen zeigt; und
Fig. 7 ist ein Diagramm, das die Beziehungen zwischen den Wellenlängen und den optischen Absorptionen von Hämoglobin und Wasser zeigt.
Genaue Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen
Zuerst wird das allen Ausführungsformen gemeinsame Grundprin­ zip beschrieben. In den Ausführungsformen wird das Pulsverfahren benutzt. In dem Pulsverfahren wird das Phänomen benutzt, in dem die effektive Dicke des Bluts durch Pulsieren des Bluts in lebendem Gewebe zu pulsieren verursacht wird, und die optischen Absorptionscharakteristiken des Bluts im Gewebe gemessen werden, während das lebende Gewebe mit Licht durchstrahlt wird. Da die Arten des Hämoglobins unterschiedliche optische Absorptionscha­ rakteristiken haben, kann das Gesamthämoglobin durch Ermittlung der jeweiligen Hämoglobinkonzentrationen im Blut und darauffol­ gende Berechnung der Gesamtsumme der Konzentrationen ermittelt werden. Deshalb hängt die für die Messung erforderliche Anzahl der Lichtwellenlängen von den im Blut enthaltenen Hämoglobin­ arten ab.
Die Messung eines absoluten Wertes der Hämoglobinkonzentra­ tion erfordert die Kenntnis der Dicke des Gewebemusters. In dem Pulsverfahren ist die Dicke des zu messenden Bluts unbekannt, und daher wird die Dicke durch Messung der optischen Absorption des Wassers im Blut gemessen, während die Dicke des Bluts als Dicke des Wassers angenommen wird. Folglich ist es notwendig, eine Wellenlänge zu benutzen, die optisch von Wasser absorbiert wird. Es ist für die Messung bereits ausreichend, eine Wellen­ länge zu benutzen, bei der die optische Absorption von Wasser hinreichend groß ist.
Entsprechend dem Pulsieren des Bluts in dem Gewebe pulsiert lebendes Gewebe außer dem Blut (im folgenden wird derartiges Gewebe als "reines Gewebe" bezeichnet). Das Pulsieren der opti­ schen Dichte wegen des Pulsierens des reinen Gewebes wird dem der optischen Dichte wegen des Bluts überlagert. Als Folge wird ein großer Fehler eingeführt, wenn die Berechnung auf der Annahme basiert, daß nur die Dicke des Bluts zum Pulsieren bei­ trägt. In der Messung der Gesamthämoglobinkonzentration ist es deshalb ein wichtigen Problem, den Einfluß des Pulsierens des reinen Gewebes auszuschließen. Die Werte des Pulsierungsterms von reinem Gewebe in einem theoretischen Ausdruck verändern sich in Abhängigkeit von der Wellenlänge, haben aber gegenseitig kon­ stante Verhältnisse, so daß es anzunehmen möglich ist, daß es nur eine Unbekannte gibt. Deshalb ist eine Wellenlänge erforder­ lich, um den Gewebeterm zu ermitteln.
Die vier oben erwähnten Arten von Hämoglobin werden durch die Symbole wie folgt angezeigt:
Hier gilt:
Hb = O₂Hb + RHb + OOHb + MetHb = (So + Sr + Sc + Sm)Hb,
und
So + Sr + Sc + Sm = 1.
Fig. 6 zeigt optische Absorptionscharakteristiken verschie­ dener Arten von Hämoglobin, und Fig. 7 zeigt die optische Absorption von Wasser bezüglich der des Oxyhämoglobins für den Fall, daß die Hämoglobinkonzentration 14 [g/dl] ist.
Das Grundprinzip der ersten Ausführungsform wird jetzt beschrieben. Die Ausführungsform ist auf einen Apparat ausge­ richtet, der in dem Fall zu benutzen ist, in dem nur Oxyhämo­ globin und reduziertes Hämoglobin als Hämoglobin im Blut exis­ tiert. In diesem Fall werden vier Wellenlängen benutzt und die folgenden simultanen Gleichungen mit drei Unbekannten werden verwendet:
Φ₁₂ = [{(Eo₁So + Er₁Sr + Ew₁Cw/Hb) (Eo₁So + Er₁Sr + Ew₁Cw/Hb + F)}½ - Ex₁]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (1)
Φ₃₂ = [{(Eo₃So + Er₃Sr + Ew₃Cw/Hb) (Eo₃So + Er₃Sr + Ew₃Cw/Hb + F)}½ - Ex₃]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (2)
Φ₄₂ = [{(Eo₄So + Er₄Sr + Ew₄Cw/Hb) (Eo₄So + Er₄Sr + Ew₄Cw/Hb + F)}½ - Ex₄]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (3)
Als nächstes wird der Grund für die Gleichungen beschrieben.
Die optische Dichte des Bluts im Gewebe ist ähnlich der, die sich ergibt, wenn Streuung in eine dünne Blutschicht eindringt. Es wurde theoretisch und experimentell nachgewiesen, daß bei Messung der optischen Dichte unter Benutzung eines Spektrophoto­ meters mit einer integrierten Kugel die folgende Gleichung gilt:
ΔAb = {(EhHb + EwCw) (EhHb + EwCw + FHb)}½ · ΔDb (4)
wobei
Eh: optischer Absorptionskoeffizient von Hämoglobin,
ΔDb: Veränderung der effektiven Dicke des Bluts, und
ΔAb: Veränderung der effektiven Dichte wegen ΔDb.
Die Beziehung der Gleichung (4) wurde beschrieben in "THEO- RETICAL AND EXPERIMENTAL STUDY ON OPTICAL DENSITY OF BLOOD" von Takuo Aoyagi, Japanese Journal of Medical Electronics and Biological Engineering, 30 (1), 1-7 (1992).
Die Intensität des durchgelassenen Lichts pulsiert entspre­ chend dem Pulsieren des Bluts im Gewebe. Dies scheint nicht nur durch das Pulsieren der effektiven Dicke des Bluts im Gewebe verursacht zu werden, sondern auch durch andere Phänomene, die hauptsächlich das Pulsieren der effektiven Dicke des Gewebes außer dem Blut oder dem reinen Gewebe einschließen. Das letzt­ genannte Pulsieren wird in einer Phase entgegengesetzt der des Pulsierens des Bluts erzeugt. Dementsprechend kann die Verän­ derung ΔA der optischen Dichte des lebenden Gewebes wie folgt ausgedrückt werden:
ΔA = ΔAb - ΔAt = {(EhHb + EwCw) (EhHb + EwCw + FHb)}½ · ΔDb - ZtΔDt (5)
wobei
ΔAt: Veränderung der optischen Dichte des reinen Gewebes,
ΔDt: Veränderung der effektiven Dicke des reinen Gewebes, und
Zt: optische Reduktionsrate des reinen Gewebes.
Unter Benutzung der Intensität des durchgelassenen Lichts I kann ΔA ausgedrückt werden als:
ΔA = log{I/(I - ΔI)} (5A).
Dieser Ausdruck kann wie folgt angenähert werden:
ΔA = ΔI/I (5B).
Wenn ΔA unter Benutzung von Licht zweier Wellenlängen λ₁ und λ₂ gemessen wird, wird das Verhältnis Φ₁₂ wie folgt ermittelt:
Φ₁₂ = ΔA₁/ΔA₂ = [{(Eo₁So + Er₁Sr + Ew₁Cw/Hb) (Eo₁So + Er₁Sr + Ew₁Cw/Hb + F)}½ - Ex₁]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (6A)
wobei Ex₁ und Ex₂ sich ergeben zu:
Ex₁ = (Zt₁/Hb) (ΔDt/ΔDb) und Ex₂ = (Zt₂/Hb) (ΔDt/ΔDb) (6B).
In Wirklichkeit enthalten die Werte für Ex₁ und Ex₂ einen Fehlerfaktor, aber es existiert ein Verhältnis zwischen Ex₁ und Ex₂, das von einem praktischen Standpunkt heraus als konstant angesehen werden kann, einschließlich der Fehlerfaktoren. Wenn deshalb das Verhältnis einmal gemessen wurde, kann es deshalb in der Berechnung benutzt werden.
In der Spezifikation wird ein Term einer Gleichung, wie etwa (Eo₁So + Er₁Sr + Ew₁Cw/Hb) (Eo₁So + Er₁Sr + Ew₁Cw/Hb + F)}½ von Gleichung (6), der sich auf das Blut bezieht, als Blutterm bezeichnet, und ein Term, wie etwa Ex₁, der sich auf das reine Gewebe bezieht, als Gewebeterm bezeichnet.
Oben ist Φ₁₂ aus Gleichung (1) beschrieben worden. Diese Beschreibung ist ebenso auf Φ₃₂ und Φ₄₂ aus Gleichung (2) und (3) anwendbar.
Die Gewebeterme Ex₁, Ex₂, Ex₃ und Ex₄ haben in Abhängigkeit von den Meßbedingungen unterschiedliche Werte. Wenn z. B. Ex₂ einmal ermittelt worden ist, können die anderen Gewebewerte aus Ex₂ auf der Basis konstanter gegenseitiger Verhältnisse zwischen Ex₁, Ex₂, Ex₃ und Ex₄ ermittelt werden. Generell können die Terme wie folgt geschrieben werden:
Ex₁ = f₁(Ex₂) (7)
Ex₃ = f₃(Ex₂) (8)
Ex₄ = f₄ (Ex₂) (9).
Praktisch kann das Verhältnis der Gleichungen ersten Grades in folgender Weise benutzt werden:
Ex₁ = A₁Ex₂ + B (10)
Ex₃ = A₃Ex₂ + B₃ (11)
Ex₄ = A₄Ex₂ + B₄ (12)
In den Gleichungen sind A₁, A₃, A₄, B₁, B₃ und B₄ bekannt.
Wie oben beschrieben, wird angenommen, daß nur Hämoglobin und reduziertes Hämoglobin als Hämoglobin existiert. Deshalb gilt die folgende Gleichung:
Sr = 1 - So (13).
Durch Einsetzen der Gleichungen (10) bis (13) in die Glei­ chungen (1) bis (3) erhält man simultane Gleichungen mit den drei Unbekannten So, Ex₂ und Hb. Wenn die simultanen Gleichungen gelöst werden, erhält man die Werte von So, Ex₂ und Hb. Dies wird als erste Ausführungsform (A) gesetzt.
In der Ausführungsform kann So bzw. Sr zu 1 bzw. 0 durch geeignete Auswahl der Lichtwellenlänge gemacht werden, bei der die Wirkung der Sauerstoffsättigung vernachlässigt werden kann. Folglich bleiben zwei Unbekannte Ex₂ und Hb. Als Ergebnis kann Hb aus simultanen Gleichungen mit zwei Unbekannten ermittelt wer­ den, die drei Wellenlängen verwenden.
In diesem Fall gelten die folgenden Gleichungen:
Φ₁₂ = [{(Eo₁ + Ew₁Cw/Hb) (Eo₁ + Ew₁Cw/Hb + F)}½ - Ex₁]/[{(Eo₂ + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂ + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (1A)
Φ₃₂ = [{(Eo₃ + Ew₃Cw/Hb) (Eo₃ + Ew₃Cw/Hb + F)}½ - Ex₃]/[{(Eo₂ + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂ + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (2A).
Dies wird als eine erste Ausführungsform (B) gesetzt.
Als nächstes wird das Prinzip einer zweiten Ausführungsform beschrieben. Die Ausführungsform ist auf einen Apparat ausge­ richtet, der in dem Fall zu benutzen ist, in dem Oxyhämoglobin, reduziertes Hämoglobin und Carboxyhämoglobin als Hämoglobin im Blut existiert. In diesem Fall werden fünf Wellenlängen benutzt und die folgenden simultanen Gleichungen mit vier Unbekannten werden verwendet:
Φ₁₂ = [{(Eo₁So + Er₁Sr + Ec₁Sc + Ew₁Cw/Hb) (Eo₁So + Er₁Sr + Ec₁Sc + Ew₁Cw/Hb + F)}½ - Ex₁]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (14)
Φ₃₂ = [{(Eo₃So + Er₃Sr + Ec₃Sc + Ew₃Cw/Hb) (Eo₃So + Er₃Sr + Ec₃Sc + Ew₃Cw/Hb + F) )½ - Ex₃]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (15)
Φ₄₂ = [{(Eo₄So + Er₄Sr + Ec₄Sc + Ew₄Cw/Hb) (Eo₄So + Er₄Sr + Ec₄Sc + Ew₄Cw/Hb + F)}½ - Ex₄]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (16)
Φ₅₂ = [{(Eo₅So + Er₅Sr + Ec₅Sc + Ew₅Cw/Hb) (Eo₅So + Er₅Sr + Ec₅Sc + Ew₅Cw/Hb + F)}½ - Ex₅]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (17).
In der Ausführungsform wird zusätzlich zu den Gleichungen (10) bis (12) die folgende Beziehung zwischen den Gewebetermen Exi (i = 1, 2, 3, 4 und 5) eingerichtet:
Exi = A₅Ex₂ + B5 (18)
wobei A₅ und B₅ bekannt sind.
In diesem Fall gilt die folgende Gleichung:
Sr = 1 - So - Sc (19).
Durch Einsetzen der Gleichungen (10) bis (12), (18) und (19) in die Gleichungen (14) bis (17) erhält man simultane Gleichun­ gen mit den vier Unbekannten So, Sc, Ex₂ und Hb. Wenn die simul­ tanen Gleichungen gelöst werden, erhält man die Werte von So, Sc, Ex₂ und Hb.
Als nächstes wird eine dritte Ausführungsform beschrieben. Wenn statt Carboxyhämoglobin, wie in der zweiten Ausführungs­ form, Methämoglobin existiert, sind die zu Gleichungen (14) bis (17) korrespondierenden Gleichungen wie folgt:
Φ₁₂ = [{(Eo₁So + Er₁Sr + Em₁Sm + Ew₁Cw/Hb) (Eo₁So + Er₁Sr + Em₁Sm + Ew₁Cw/Hb + F)}½ - Ex₁]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (14A)
Φ₃₂ = [{(Eo₃So + Er₃Sr + Em₃Sm + Ew₃Cw/Hb) (Eo₃So + Er₃Sr + Em₃Sm + Ew₃Cw/Hb + F)}½ - Ex₃]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (15A)
Φ₄₂ = [{(Eo₄So + Er₄Sr + Em₄Sm + Ew₄Cw/Hb) (Eo₄So + Er₄Sr + Em₄Sm + Ew₄Cw/Hb + F)}½ - Ex₄]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (16A)
Φ₅₂ = [{(Eo₅So + Er₅Sr + Em₅Sm + Ew₅Cw/Hb) (Eo₅So + Er₅Sr + Em₅Sm + Ew₅Cw/Hb + F)}½ - Ex₅]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (17A).
In der Ausführungsform wird dieselbe Beziehung wie im Fall von Carboxyhämoglobin zwischen den Gewebetermen Exi (i = 1, 2, 3, 4 und 5) eingerichtet.
In diesem Fall gilt die folgende Gleichung:
Sr = 1 - So - Sm (19A).
Durch Einsetzen der Gleichungen (10) bis (12), (18) und (19A) in die Gleichungen (14A) bis (17A) erhält man simultane Glei­ chungen mit den vier Unbekannten So, Sm, Ex₂ und Hb. Wenn die simultanen Gleichungen gelöst werden, erhält man die Werte von So, Sm, Ex₂ und Hb.
Als nächstes wird das Grundprinzip einer vierten Ausführungs­ form beschrieben.
Die Ausführungsform ist auf einen Apparat ausgerichtet, der in dem Fall zu benutzen ist, in dem Oxyhämoglobin, reduziertes Hämoglobin, Carboxyhämoglobin und Methämoglobin als Hämoglobin im Blut existiert. In diesem Fall werden sechs Wellenlängen benutzt und die folgenden simultanen Gleichungen mit fünf Unbe­ kannten werden verwendet:
Φ₁₂ = [{(Eo₁So + Er₁Sr + Ec₁Sc + Em₁Sm + Ew₁Cw/Hb) (Eo₁So + Er₁Sr + Ec₁Sc + Em₁Sm + Ew₁Cw/Hb + F)}½ - Ex₁]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (20)
Φ₃₂ = [{(Eo₃So + Er₃Sr + Ec₃Sc + Em₃Sm + Ew₃Cw/Hb) (Eo₃So + Er₃Sr + Ec₃Sc + Em₃Sm + Ew₃Cw/Hb + F)}½ - Ex₃]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (21)
Φ₄₂ = [{(Eo₄So + Er₄Sr + Ec₄Sc + Em₄Sm + Ew₄Cw/Hb) (Eo₄So + Er₄Sr + Ec₄Sc + Em₄Sm + Ew₄Cw/Hb + F)}½ - Ex₄]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (22)
Φ₅₂ = [{(Eo₅So + Er₅Sr + Ec₅Sc + Em₅Sm + Ew₅Cw/Hb) (Eo₅So + Er₅Sr + Ec₅Sc + Em₅Sm + Ew₅Cw/Hb + F)}½ - Ex₅]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (23)
Φ₆2 = [{(Eo₆So + Er₆Sr + Ec₆Sc + Em₆Sm + Ew₆Cw/Hb) (Eo₆So + Er₆Sr + Ec₆Sc + Em₆Sm + Ew₆Cw/Hb + F)}½ - Ex₆]/[{(Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb) (Eo₂So + Er₂Sr + Ec₂Sc + Em₂Sm + Ew₂Cw/Hb + F)}½ - Ex₂] (24).
In der Ausführungsform wird zusätzlich zu den Gleichungen (10) bis (12) und (18) die folgende Beziehung zwischen den Gewebetermen Exi (i = 1, 2, 3, 4, 5 und 6) eingerichtet:
Ex₆ = A₆Ex₂ + B₆ (25)
wobei A₆ und B₆ bekannt sind.
In diesem Fall gilt die folgende Gleichung:
Sr = 1 - So - Sc - Sm (26).
Durch Einsetzen der Gleichungen (10) bis (12), (18) und (25) in die Gleichungen (20) bis (24) erhält man simultane Gleichun­ gen mit den fünf Unbekannten So, Sc, Sm, Ex₂ und Hb. Wenn die simultanen Gleichungen gelöst werden, erhält man die Werte von So, Sc, Sm, Ex₂ und Hb.
Fig. 6 zeigt die optischen Absorptionscharakteristiken der verschiedenen Arten von Hämoglobin. Z.B. sind die in den Ausfüh­ rungsformen benutzten Wellenlängen wie folgt:
In der ersten Ausführungsform, die zwei Arten von Hämoglobin (O₂Hb und RHb) mißt:
  • (A) im Fall, in dem nur die Sauerstoffsättigung ermittelt wird und vier Wellenlängen benutzt werden
    Benutzte Wellenlängen: λ₁ = 700 nm, λ₂ = 805 nm, λ₃ = 890 nm und λ₄ = 1250 nm.
  • (B) im Fall, in dem drei Wellenlängen benutzt werden, die wenig durch die Sauerstoffsättigung beeinflußt werden
    Benutzte Wellenlängen: λ₁ = 805 nm, λ₂ = 890 nm und λ₃ = 1250 nm.
In der zweiten Ausführungsform, die drei Arten von Hämoglobin (O₂Hb, RHb und COHb) mißt und fünf Wellenlängen benutzt
Benutzte Wellenlängen: λ₁ = 660 nm, λ₂ = 700 nm, λ₃ = 805 nm, λ₄ = 890 nm und λ₅ = 1250 nm.
In der dritten Ausführungsform, die drei Arten von Hämoglobin (O₂Hb, RHb und MetHb) mißt und fünf Wellenlängen benutzt.
Benutzte Wellenlängen: λ₁ = 700 nm, λ₂ = 750 nm, λ₃ = 805 nm, λ₄ = 890 nm und λ₅ = 1250 nm.
In der vierten Ausführungsform, die vier Arten von Hämoglobin (O₂Hb, RHb, COHb und MetHb) mißt und sechs Wellenlängen benutzt.
Benutzte Wellenlängen: λ₁ = 660 nm, λ₂ = 700 nm, λ₃ = 850 nm, λ₄ = 805 nm, λ₅ = 890 nm und λ₆ = 1250 nm.
Als nächstes werden spezifische Apparate beschrieben, die jeweils auf den Prinzipien der drei Ausführungsformen beruhen.
Zuerst wird ein spezifischer Apparat der ersten Ausführungs­ form (A) beschrieben. Fig. 1 zeigt die gesamte Konfiguration des Apparats. In der Ausführungsform enthält der Apparat vier Licht­ quellen 31 bis 34. Die Lichtquellen 31 bis 34 sind LED, die Licht der Wellenlängen λ₁ = 700 nm, λ₂ = 805 nm, λ₃ = 890 nm bzw. λ₄ = 1250 nm ausstrahlen. Bei der Wellenlänge λ₁ = 700 nm haben Oxyhämoglobin und reduziertes Hämoglobin Absorptionskoeffizien­ ten, die sich stark voneinander unterscheiden. Die Intensität des durchgelassenen Lichts der Wellenlänge hängt von der Sauer­ stoffsättigung ab. Bei der Wellenlänge λ₄ = 1250 nm ist der Grad der optischen Absorption von Wasser sehr hoch. Ein Treiber­ schaltkreis 4 treibt die vier Lichtquellen 31 bis 34. Die Licht­ sensoren 6 und 7 sind so plaziert, daß sie den Lichtquellen 31 bis 34 gegenüberstehen, und sie wandeln das Licht, das von dem zwischen den Lichtquellen und den Sensoren zwischengelegten, lebenden Gewebe durchgelassen wird, in ein elektrisches Signal um. Der Lichtsensor 6 ist eine Siliziumphotodiode, die das von den Lichtquellen 31 bis 33 ausgestrahlte Licht in ein elektri­ sches Signal umwandelt, und der Lichtsensor 7 ist eine Germa­ niumphotodiode, die das von der Lichtquelle 34 ausgestrahlte Licht in ein elektrisches Signal umwandelt. Die Strom/Spannungs­ meßwandler 8 und 9 sind Verstärker, die die durch die Licht­ sensoren 6 bzw. 7 fließenden Ströme in mit den Strömen korres­ pondierende Spannungen umwandeln. Jeder der Meßwandler besteht aus einem Operationsverstärker und einem Widerstand. Ein Multi­ plexer 20 wählt eins der von den Strom/Spannungsmeßwandler 8 und 9 abgegebenen Signale aus und gibt das ausgewählte Signal ab.
Ein A/D-Wandler 10 wandelt den Pegel der Ausgangsspannung der Strom/Spannungsmeßwandler 8 und 9 in einen digitalen Wert um. Ein Computer 11 führt die Verarbeitung der von dem A/D-Wandler 10 zugeführten Daten durch und gibt ein Steuerungssignal zur Steuerung des Betriebsablaufs an den Treiberschaltkreis 4 und den Multiplexer 20 aus.
Der Computer 11 enthält: eine CPU (Central Processing Unit) 12; eine Ausgabesteuerung 13, ein ROM 14, ein RAM 15, eine Tas­ tatursteuerung 16 und eine Anzeigensteuerung 18, die mit der CPU 12 verbunden sind; eine Tastatur 17, die mit der Tastatursteue­ rung 16 verbunden ist; und eine Anzeigevorrichtung 19, die mit der Anzeigensteuerung 18 verbunden ist. Die Ausgabesteuerung 13 steuert die Signale, die von dem Computer 11 an externe Vorrich­ tungen ausgegeben werden. Das ROM 14 ist ein Nur-Lese-Speicher, der ein Programm wie das in dem Flußdiagramm 2 gezeigte spei­ chert. Das RAM 15 ist ein Schreib-/Lesespeicher, der in der Aus­ führung des Programms durch die CPU 12 benutzt wird. Die Tasta­ tur 17 hat eine Vielzahl von Tasten. Wenn eine der Tasten gedrückt wird, gibt die Tastatur 17 ein mit der gedrückten Taste korrespondierendes Signal aus. Die Tastatursteuerung 16 führt eine Steuerung aus, so daß ein von der Tastatur 17 ausgegebenes Signal der CPU 12 zugeführt und in dem RAM 15 gespeichert wird. Die Anzeigevorrichtung 19 ist eine Vorrichtung, die z. B. eine Kathodenstrahlröhre ist, und sie zeigt die der Vorrichtung zuge­ führten Daten auf einem Bildschirm an. Die Anzeigensteuerung 18 erzeugt aus Daten, die in dem RAM 15 gespeichert sind, Daten zur Anzeige und führt die erzeugten Daten der Anzeigevorrichtung 19 zu. Die CPU 12 führt das in dem ROM 14 gespeicherte Programm aus, führt Signalübertragung und -empfang zwischen der CPU und den Komponenten aus, um sie so zu steuern, und verarbeitet Daten.
In der Ausführungsform bilden die Lichtquellen 31 bis 34 und der Treiberschaltkreis 4 die Lichtabstrahlungseinrichtung. Die Lichtsensoren 6 und 7, die Strom-/Spannungsmeßwandler 8 und 9, der Multiplexer 20 und der A/D-Wandler 10 bilden die photoelek­ trische Umwandlungseinrichtung. In den Funktionen des Computers 11 korrespondieren die in Fig. 2 gezeigten Schritte 101 bis 105, 109 und 110 mit der Dichteveränderungsberechnungseinrichtung, Schritt 106 korrespondiert mit der Dichteverhältnisberechnungs­ einrichtung und Schritt 107 korrespondiert mit der Hämoglobin­ berechnungseinrichtung.
Der Betrieb des so konfigurierten Apparats wird mit Bezug auf das Flußdiagramm von Fig. 2 beschrieben. Zuerst führt die Test­ person einen Finger zwischen die Lichtquellen 31 bis 34 und die Lichtsensoren 6 und 7 ein. Die Fingerspitze wird als das in Fig. 1 gezeigte lebende Gewebe 5 benutzt. Dann bedient der Betreiber die Tastatur 17, so daß ein Signal zum Start des Betriebs des Computers 11 eingegeben wird. Wenn der Betrieb gestartet ist, gibt die CPU 12 in Schritt 101 das Steuersignal 4 an den Trei­ berschaltkreis 4 und den A/D-Wandler 10 ab. Als Reaktion auf das Signal bewirkt der Treiberschaltkreis 4, daß die Lichtquellen 31 und 34 sequentiell Licht ausstrahlen. Das von den Lichtquellen 31 bis 34 ausgestrahlte Licht durchstrahlt das lebende Gewebe 5 und erreicht die Lichtsensoren 6 und 7, die wiederum das Licht in einen Strom umwandelt. Der sich ergebende Strom wird durch die Strom-/Spannungsmeßwandler 8 oder 9 in eine Spannung umge­ wandelt, die mit dem Pegel des Stroms korrespondiert. Da ande­ rerseits der Multiplexer 20 das Steuerungssignal empfängt, das daßelbe wie das von der CPU 12 dem Treiberschaltkreis 4 zuge­ führte ist, wählt der Multiplexer eine der von den Strom-/Span­ nungsmeßwandlern 8 oder 9 aus gegebene Spannung in Synchronisa­ tion mit der Lichtabstrahlungszeitsteuerung der Lichtquellen 31 bis 34 aus, und gibt die ausgewählte Spannung an den A/D-Wandler 10 ab. Der Lichtsensor 6 ist eine Vorrichtung, in der die Empfindlichkeit auf Licht der Wellenlängen λ₁ = 700 nm, λ₂ = 805 nm und λ₃ = 890 nm viel größer ist als die Empfindlichkeit auf Licht der Wellenlänge λ₄ = 1250 nm. Der Lichtsensor 7 ist eine Vorrichtung, in der die Empfindlichkeit auf Licht der Wellen­ länge λ₄ = 1250 nm viel größer ist als die Empfindlichkeit auf Licht der Wellenlängen λ₁ = 700 nm, λ₂ = 805 nm und λ₃ = 890 nm. Während eines Zeitraums, in dem die Lichtquellen 31 bis 33 Licht ausstrahlen, gibt der Multiplexer 20 nur die Ausgangsspannung des Strom-/Spannungsmeßwandlers 8 an den A/D-Wandler 10 ab, und während eines Zeitraums, in dem die Lichtquelle 34 Licht aus­ strahlt, gibt der Multiplexer 20 nur die Ausgangsspannung des Strom-/Spannungsmeßwandlers 9 an den A/D-Wandler 10 ab.
Danach verzweigt der Betrieb der CPU 12 zu Schritt 102, in dem der Ausgang des A/D-Wandlers 10 aufgenommen wird und der aufgenommene Ausgang in das RAM 15 geschrieben wird.
Der Betrieb der CPU 12 verzweigt dann zu Schritt 103. Die Daten des durchgelassenen Lichts, die bisher aufgenommen wurden, werden geprüft, ob der Pegel jeder Wellenlänge seinen letzten Spitzenwert passiert hat oder nicht. Falls der Pegel jeder Wel­ lenlänge seinen Spitzenwert passiert hat, verzweigt der Betrieb zu Schritt 104, in dem die Werte der Spitzen ermittelt und dann im RAM 15 gespeichert werden. Der Betrieb verzweigt dann zu Schritt 105, so daß die Differenz ΔI zwischen dem zuletzt erkannten Spitzenwert und dem zuletzt erkannten Talwert für jede Wellenlänge ermittelt wird. Danach verzweigt die CPU 12 zu Schritt 106, um so Φ₁₂, Φ₃₂ und Φ₄₂ zu ermitteln. Der Betrieb der CPU 12 verzweigt dann zu Schritt 107 und die simultanen Glei­ chungen (1) bis (3), in die die in Schritt 106 ermittelten Werte Φ₁₂, Φ₃₂ und Φ₄₂ und die Gleichungen (10) bis (13) eingesetzt wurden, werden berechnet, um so die Hämoglobinkonzentration Hb zu ermitteln. Danach verzweigt der Betrieb der CPU 12 zu Schritt 108, in dem die ermittelte Hämoglobinkonzentration Hb auf der Anzeigevorrichtung 19 angezeigt wird, und kehrt dann zu Schritt 101 zurück.
Falls in Schritt 103 erkannt wird, daß der Pegel noch nicht seinen Spitzenwert überschritten hat, verzweigt die CPU 12 zu Schritt 109. Die Daten des durchgelassenen Lichts, die bisher aufgenommen wurden, werden geprüft, um zu erkennen, ob der Pegel jeder Wellenlänge seinen letzten Talwert passiert hat oder nicht. Falls erkannt wurde, daß der Pegel den Talwert passiert hat, verzweigt der Betrieb der CPU 12 zu Schritt 110, in dem der Talwert ermittelt und im RAM 15 gespeichert wird, und verzweigt dann zu Schritt 105. Falls in Schritt 109 erkannt wurde, daß der Pegel den Talwert noch nicht passiert hat, kehrt der Betrieb der CPU 12 zu Schritt 101 zurück.
Nach der Ausführungsform kann die Sauerstoffsättigung So zusammen mit der Hämoglobinkonzentration Hb ermittelt werden.
Als nächstes wird ein spezifischer Apparat der ersten Ausfüh­ rungsform (B) beschrieben. Fig. 3 zeigt die gesamte Konfigura­ tion des Apparats. In der Ausführungsform enthält der Apparat drei Lichtquellen 41 bis 43.
Die Lichtquellen 41 bis 43 sind LED, die Licht der Wellen­ längen λ₁ = 805 nm, λ₂ = 890 nm bzw. λ₃ = 1250 nm ausstrahlen. Bei den Wellenlängen λ₁, λ₂ und λ₃ ist die optische Absorption von Oxyhämoglobin im wesentlichen gleich der von reduziertem Hämo­ globin. Bei der Wellenlänge λ₃ = 1250 nm ist der Grad der opti­ sche Absorption von Wasser sehr groß. Ein Treiberschaltkreis 4A treibt die Lichtquellen 41 bis 43. Die Lichtsensoren 6 und 7 sind so plaziert, daß sie den Lichtquellen 41 bis 43 gegenüber­ stehen, und sie wandeln das Licht, das von dem zwischen den Lichtquellen und den Sensoren zwischengelegten, lebenden Gewebe durchgelassen wird, in ein elektrisches Signal um. Der Licht­ sensor 6 ist eine Siliziumphotodiode, die das von den Lichtquel­ len 41 und 42 ausgestrahlte Licht in ein elektrisches Signal umwandelt, und der Lichtsensor 7 ist eine Germaniumphotodiode, die das von der Lichtquelle 43 ausgestrahlte Licht in ein elek­ trisches Signal umwandelt. Ein Multiplexer 20 und ein A/D-Wand­ ler 10 wandelt den Pegel der Ausgangsspannung der Strom/Span­ nungsmeßwandler 8 und 9 in einen digitalen Wert um. Ein Computer 11A führt die Verarbeitung der von dem A/D-Wandler 10 zugeführ­ ten Daten durch und gibt ein Steuerungssignal zur Steuerung des Betriebsablaufs an den Treiberschaltkreis 4A und den Multiplexer 20 aus.
Ein ROM 14A des Computers 11A speichert ein Programm, das geringfügig unterschiedlich von dem im ROM 14 des Computers 11 gespeicherten der in Fig. 1 gezeigten, ersten Ausführungsform (A) ist. Das in ROM 14A des Computers 11A gespeicherte Programm ist unterschiedlich von dem im Flußdiagramm von Fig. 2 gezeig­ ten, indem die Prozesse für die vier Wellenlängen in den Schrit­ ten 101 bis 105, 109 und 110 ersetzt wurden durch jene für die drei Wellenlängen, indem der Prozeß in Schritt 106 durchgeführt wird zur Ermittlung von Φ₁₂ und Φ₃₂, und indem der Prozeß in Schritt 107 durchgeführt wird zur Berechnung der simultanen Gleichungen (1A) und (2A), in die die in dem vorhergehenden Schritt ermittelten Werte von Φ₁₂ und Φ₃₂ und die Gleichungen (10) und (11) eingesetzt werden, um damit die Hämoglobinkon­ zentration Hb zu ermitteln. Die anderen Komponenten der Compu­ ters 11A sind dieselben wie die des Computers 11.
In der Ausführungsform bilden die Lichtquellen 41 bis 43 und der Treiberschaltkreis 4A die Lichtabstrahlungseinrichtung. Die Lichtsensoren 6 und 7, die Strom-/Spannungsmeßwandler 8 und 9, der Multiplexer 20 und der A/D-Wandler 10 bilden die photoelek­ trische Umwandlungseinrichtung. In den Funktionen des Computers 11A korrespondieren die in Fig. 2 gezeigten Schritte 101 bis 105, 109 und 110 mit der Dichteveränderungsberechnungseinrich­ tung, ein mit Schritt 106 korrespondierender Schritt korrespon­ diert mit der Dichteverhältnisberechnungseinrichtung und ein mit Schritt 107 korrespondierender Schritt korrespondiert mit der Hämoglobinberechnungseinrichtung.
Der Betrieb des so konfigurierten Apparats ist näherungsweise ähnlich dem der ersten Ausführungsform (A), und daher wird seine Beschreibung weggelassen.
Da nach der Ausführungsform Wellenlängen benutzt werden, die nicht von der Sauerstoffsättigung betroffen sind, kann die gesamte Hämoglobinkonzentration unter Benutzung einer verringer­ ten Anzahl von Wellenlängen ermittelt werden.
Als nächstes wird ein spezifischer Apparat der zweiten Aus­ führungsform beschrieben. Fig. 4 zeigt die gesamte Konfiguration des Apparats. Die Komponenten, die mit denen des Apparats der in Fig. 1 gezeigten, ersten Ausführungsform (A) identisch sind, werden durch dieselben Bezugszeichen bezeichnet und ihre Beschreibung wird weggelassen. In der Ausführungsform enthält der Apparat fünf Lichtquellen 51 bis 55. Die Lichtquellen 51 bis 55 strahlen Licht der Wellenlängen λ₁ = 660 nm, λ₂ = 700 nm, λ₃ = 805 nm, λ₄ = 890 nm bzw. λ₅ = 1250 nm aus. Diese Wellenlängen wurden ausgewählt, damit die Messung des Carboxyhämoglobins leicht durchgeführt werden kann. Der Treiberschaltkreis 4B treibt die fünf Lichtquellen 51 bis 55. Die Lichtsensoren 6 und 7 sind so plaziert, daß sie den Lichtquellen 51 bis 55 gegen­ überstehen, und sie wandeln das Licht, das von dem zwischen den Lichtquellen und den Sensoren zwischengelegten, lebenden Gewebe durchgelassen wird, in ein elektrisches Signal um. Ein Computer 11B führt die Verarbeitung auf der Basis der von dem A/D-Wandler 10 zugeführten Daten durch und gibt ein Steuerungssignal zur Steuerung des Betriebsablaufs an den Treiberschaltkreis 4B und den Multiplexer 20 aus. Ein ROM 14B des Computers 11B speichert ein Programm, das geringfügig unterschiedlich von dem im ROM 14 des Computers 11 gespeicherten der in Fig. 1 gezeigten, ersten Ausführungsform (A) ist. Die anderen Komponenten des Computers 11B sind dieselben wie die des Computers 11A.
In der Ausführungsform bilden die Lichtquellen 51 bis 55 und der Treiberschaltkreis 4B die Lichtabstrahlungseinrichtung. Die Lichtsensoren 6 und 7, die Strom-/Spannungsmeßwandler 8 und 9, der Multiplexer 20 und der A/D-Wandler 10 bilden die photoelek­ trische Umwandlungseinrichtung.
Der Betrieb des so konfigurierten Apparats ist näherungsweise ähnlich dem auf dem Flußdiagramm von Fig. 2 basierenden, der in Verbindung mit der ersten Ausführungsform (A) beschrieben wurde, aber unterscheidet sich von ihm in dem folgenden Punkt. In der ersten Ausführungsform (A) werden die Daten des durchgelassenen Lichts der vier Wellenlängen verarbeitet. Im Kontrast dazu werden in der Ausführungsform die Daten des durchgelassenen Lichts von fünf Wellenlängen verarbeitet. In dem mit Schritt 106 von Fig. 2 korrespondierenden Schritt werden vier Arten von Φ, d. h. Φ₁₂, Φ₃₂, Φ₄₂ und Φ₅₂ ermittelt, und in dem mit Schritt 107 von Fig. 2 korrespondierenden Schritt werden die simultanen Gleichungen (14) bis (17), in die die ermittelten Werte von Φ₁₂, Φ₃₂, Φ₄₂ und Φ₅₂ und die Gleichungen (10) bis (12), (18) und (19) eingesetzt wurden, berechnet. Deshalb sind die Lösungen der simultanen Gleichungen So, Sc, Ex₂ und Hb. In dem mit Schritt 108 von Fig. 2 korrespondierenden Schritt führt die CPU 12 eine Steuerung durch, so daß die Berechnungsergebnisse auf der Anzei­ gevorrichtung 19 angezeigt werden.
Nach der Ausführungsform kann zusätzlich zur Gesamthämoglo­ binkonzentration Hb die Oxyhämoglobinkonzentration So, die Carboxyhämoglobinkonzentration Sc und die reduzierte Hämoglobin­ konzentration Sr (aus Sr = 1 - So - Sc) im Gesamthämoglobin ermittelt werden.
Als nächstes wird ein spezifischer Apparat der dritten Aus­ führungsform beschrieben. In der Ausführungsform enthält der Apparat ebenfalls fünf Lichtquellen, so wie in Fig. 4 gezeigt. Die Lichtquellen jedoch strahlen Licht der Wellenlängen λ₁ = 700 nm, λ₂ = 750 nm, λ₃ = 805 nm, λ₄ = 890 nm bzw. λ₅ = 1250 nm aus. Diese Wellenlängen wurden ausgewählt, damit die Messung des Met­ hämoglobins leicht durchgeführt werden kann. Die anderen Kompo­ nenten sind dieselben wie jene des Apparats der ersten Ausfüh­ rungsform (A), und daher wird ihre Beschreibung hier weggelas­ sen.
Der Betrieb des so konfigurierten Apparats ist näherungsweise ähnlich dem der ersten Ausführungsform (A), aber unterscheidet sich von ihm in dem folgenden Punkt. In der ersten Ausführungs­ form (A) werden die simultanen Gleichungen (14) bis (17) in dem mit Schritt 107 von Fig. 2 korrespondierenden Schritt berechnet. Im Kontrast dazu werden in der Ausführungsform die die simulta­ nen Gleichungen (14A) bis (17A) berechnet. Wenn die Gleichungen (10) bis (12), (18) und (19A) benutzt werden, erhält man simul­ tane Gleichungen mit den vier Unbekannten So, Sm, Ex₂ und Hb. Folglich sind die Lösungen der simultanen Gleichungen So, Sm, Ex₂ und Hb.
Nach der Ausführungsform kann zusätzlich zur Gesamthämoglo­ binkonzentration Hb die Oxyhämoglobinkonzentration So, die Met­ hämoglobinkonzentration Sm und die reduzierte Hämoglobinkonzen­ tration Sr (aus Sr = 1 - So - Sm) im Gesamthämoglobin ermittelt werden.
Als nächstes wird ein spezifischer Apparat der vierten Aus­ führungsform beschrieben. Fig. 5 zeigt die gesamte Konfiguration des Apparats. Die Komponenten, die mit denen des Apparats der in Fig. 1 gezeigten, ersten Ausführungsform (A) identisch sind, werden durch dieselben Bezugszeichen bezeichnet und ihre Beschreibung wird weggelassen. In der Ausführungsform enthält der Apparat sechs Lichtquellen 61 bis 66. Die Lichtquellen 61 bis 66 strahlen Licht der Wellenlängen λ₁ = 660 nm, λ₂ = 700 nm, λ₃ = 850 nm, λ₄ = 805 nm, λ₅ = 890 nm bzw. λ₆ = 1250 nm aus. Die Wellenlängen haben die oben beschriebenen Merkmale. Ein Trei­ berschaltkreis 4C treibt die sechs Lichtquellen 61 bis 66. Die Lichtsensoren 6 und 7 sind so plaziert, daß sie den Lichtquellen 61 bis 66 gegenüberstehen, und sie wandeln das Licht, das von dem zwischen den Lichtquellen und den Sensoren zwischengelegten, lebenden Gewebe durchgelassen wird, in ein elektrisches Signal um. Ein Computer 11C führt die Verarbeitung auf der Basis der von dem A/D-Wandler 10 zugeführten Daten durch und gibt ein Steuerungssignal zur Steuerung des Betriebsablaufs an den Trei­ berschaltkreis 4C und den Multiplexer 20 aus. Ein ROM 14C des Computers 11C speichert ein Programm, das geringfügig unter­ schiedlich von dem im ROM 14 des Computers 11 gespeicherten der in Fig. 1 gezeigten, ersten Ausführungsform (A) ist. Die anderen Komponenten des Computers 11C sind dieselben wie die des Compu­ ters 11A.
In der Ausführungsform bilden die Lichtquellen 61 bis 66 und der Treiberschaltkreis 4C die Lichtabstrahlungseinrichtung. Die Lichtsensoren 6 und 7, die Strom-/Spannungsmeßwandler 8 und 9, der Multiplexer 20 und der A/D-Wandler 10 bilden die photoelek­ trische Umwandlungseinrichtung.
Der Betrieb des so konfigurierten Apparats ist näherungsweise ähnlich dem auf dem Flußdiagramm von Fig. 2 basierenden, der in Verbindung mit der ersten Ausführungsform (A) beschrieben wurde, aber unterscheidet sich von ihm in dem folgenden Punkt. In der ersten Ausführungsform (A) werden die Daten des durchgelassenen Lichts der vier Wellenlängen verarbeitet. Im Kontrast dazu werden in der Ausführungsform die Daten des durchgelassenen Lichts von sechs Wellenlängen verarbeitet. In dem mit Schritt 106 von Fig. 2 korrespondierenden Schritt werden fünf Arten von Φ, d. h. Φ₁₂, Φ₃₂, Φ₄₂, Φ₅₂ und Φ₆₂ ermittelt, und in dem mit Schritt 107 von Fig. 2 korrespondierenden Schritt werden die simultanen Gleichungen (20) bis (24), in die die ermittelten Werte von Φ₁₂, Φ₃₂, Φ₄₂, Φ₅₂ und Φ₆₂ und die Gleichungen (10) bis (12), (18), (25) und (26) eingesetzt wurden, berechnet. Deshalb sind die Lösungen der simultanen Gleichungen So, Sc, Sm, Ex₂ und Hb. In dem mit Schritt 108 von Fig. 2 korrespondierenden Schritt führt die CPU 12 eine Steuerung durch, so daß die Berechnungs­ ergebnisse auf der Anzeigevorrichtung 19 angezeigt werden.
Nach der Ausführungsform kann zusätzlich zur Gesamthämoglo­ binkonzentration Hb die Oxyhämoglobinkonzentration So, die Carboxyhämoglobinkonzentration Sc, die Methämoglobinkonzen­ tration Sm und die reduzierte Hämoglobinkonzentration Sr (aus Sr = 1 - So - Sc - Sm) im Gesamthämoglobin ermittelt werden.
Wie oben beschrieben kann in der Erfindung der absolute Wert der Hämoglobinkonzentration nicht-invasiv und kontinuierlich gemessen werden, da die optische Dichte von Licht einer Wellen­ länge, die durch Wasser optisch absorbiert werden kann, und Gleichungen, in denen die Veränderung der Dicke der Gewebe­ schicht berücksichtigt wird, benutzt werden.

Claims (1)

  1. Apparat zur Messung von Hämoglobin, der enthält:
    eine Lichtabstrahlungseinrichtung zur Durchstrahlung lebenden Gewebes mit Licht von unterschiedlichen Wellenlängen, wobei mindestens eine der Wellenlängen optisch durch Wasser absorbiert wird;
    eine photoelektrische Umwandlungseinrichtung zum Umwandeln des Lichts, das von der Lichtabstrahlungseinrichtung ausge­ strahlt und durch das lebende Gewebe durchgelassen wurde, in ein elektrisches Signal;
    eine optische Dichteveränderungsberechnungseinrichtung zum Ermitteln einer optischen Dichteveränderung für jede der Wellen­ längen aus dem Pulsieren der Ausgangswerte der photoelektrischen Umwandlungseinrichtung, wobei die optische Dichteveränderung die Differenz zwischen dem Pulsieren wegen des Bluts und dem Pulsie­ ren wegen des Gewebes ist;
    eine optische Dichteverhältnisberechnungseinrichtung zum Ermitteln eines Verhältnisses der optischen Dichteveränderungen für die Wellenlängen, die durch die optische Dichteverhältnis­ berechnungseinrichtung ermittelt wurden; und
    eine Hämoglobinkonzentrationsberechnungseinrichtung zum Ermitteln einer Gesamthämoglobinkonzentration und/oder jeweilige Hämoglobinkonzentrationen aus der Ausgabe der optischen Dichte­ verhältnisberechnungseinrichtung.
DE19612425A 1995-03-31 1996-03-28 Apparat zur Messung von Hämoglobinkonzentration Expired - Lifetime DE19612425C2 (de)

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