DE2916061C2 - - Google Patents
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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 ;
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 :
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 ;
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 (5)
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.
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---|---|---|---|
JP5786778A JPS54148586A (en) | 1978-05-15 | 1978-05-15 | Jaundice meter |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE2916061A1 DE2916061A1 (de) | 1979-11-22 |
DE2916061C2 true DE2916061C2 (de) | 1987-07-16 |
Family
ID=13067929
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19792916061 Granted DE2916061A1 (de) | 1978-05-15 | 1979-04-20 | Medizinisches instrument zur untersuchung auf gelbsucht |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4267844A (de) |
JP (1) | JPS54148586A (de) |
DE (1) | DE2916061A1 (de) |
GB (1) | GB2022244B (de) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6271920B1 (en) | 1997-12-19 | 2001-08-07 | Chromatics Color Sciences International, Inc. | Methods and apparatus for color calibration and verification |
Families Citing this family (82)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
FR2480461B1 (fr) * | 1980-04-09 | 1986-09-26 | Oreal | Appareil destine au reperage par classes de la quantite de produits gras se trouvant a la surface d'une peau |
US4651743A (en) * | 1982-07-19 | 1987-03-24 | Spectrascan, Inc. | Diaphanoscopy method |
US4616657A (en) * | 1982-07-19 | 1986-10-14 | The First National Bank Of Boston | Diaphanoscopy apparatus |
AU1687983A (en) * | 1982-07-19 | 1984-01-26 | Spectrascan Inc. | Diaphanoscopy method and apparatus |
US4600011A (en) * | 1982-11-03 | 1986-07-15 | The University Court Of The University Of Aberdeen | Tele-diaphanography apparatus |
US4672973A (en) * | 1983-03-03 | 1987-06-16 | Revlon, Inc. | Device and method for determining skin type |
US6067504A (en) * | 1983-07-18 | 2000-05-23 | Chromatics Color Sciences International, Inc. | Method for correctly identifying hair color |
US5671735A (en) * | 1983-07-18 | 1997-09-30 | Chromatics Color Sciences International, Inc. | Method and apparatus for detecting and measuring conditions affecting color |
US6128516A (en) * | 1994-05-09 | 2000-10-03 | Chromatics Color Sciences International Inc. | Method and apparatus for detecting and measuring conditions affecting color |
US5139025A (en) * | 1983-10-14 | 1992-08-18 | Somanetics Corporation | Method and apparatus for in vivo optical spectroscopic examination |
US5140989A (en) * | 1983-10-14 | 1992-08-25 | Somanetics Corporation | Examination instrument for optical-response diagnostic apparatus |
US4570638A (en) * | 1983-10-14 | 1986-02-18 | Somanetics Corporation | Method and apparatus for spectral transmissibility examination and analysis |
US4817623A (en) | 1983-10-14 | 1989-04-04 | Somanetics Corporation | Method and apparatus for interpreting optical response data |
US5318024A (en) * | 1985-03-22 | 1994-06-07 | Massachusetts Institute Of Technology | Laser endoscope for spectroscopic imaging |
US4913142A (en) * | 1985-03-22 | 1990-04-03 | Massachusetts Institute Of Technology | Catheter for laser angiosurgery |
US5104392A (en) * | 1985-03-22 | 1992-04-14 | Massachusetts Institute Of Technology | Laser spectro-optic imaging for diagnosis and treatment of diseased tissue |
US5125404A (en) * | 1985-03-22 | 1992-06-30 | Massachusetts Institute Of Technology | Apparatus and method for obtaining spectrally resolved spatial images of tissue |
US4718417A (en) * | 1985-03-22 | 1988-01-12 | Massachusetts Institute Of Technology | Visible fluorescence spectral diagnostic for laser angiosurgery |
US5199431A (en) * | 1985-03-22 | 1993-04-06 | Massachusetts Institute Of Technology | Optical needle for spectroscopic diagnosis |
FR2579884B1 (de) * | 1985-04-09 | 1988-12-02 | Sanofi Sa | |
US4695697A (en) * | 1985-12-13 | 1987-09-22 | Gv Medical, Inc. | Fiber tip monitoring and protection assembly |
JP2643941B2 (ja) * | 1987-06-11 | 1997-08-25 | オリンパス光学工業株式会社 | 内視鏡用画像処理装置 |
US4906100A (en) * | 1988-05-13 | 1990-03-06 | University Of Cincinnati | Method of detecting adriamycin (doxorubicin) or daunomycin in the environment |
US5361758A (en) * | 1988-06-09 | 1994-11-08 | Cme Telemetrix Inc. | Method and device for measuring concentration levels of blood constituents non-invasively |
DE3844651A1 (de) * | 1988-07-26 | 1990-08-30 | Kessler Manfred | Vorrichtung zum ermitteln von groessenveraenderungen an gewebepartikeln |
US5112124A (en) * | 1990-04-19 | 1992-05-12 | Worcester Polytechnic Institute | Method and apparatus for measuring the concentration of absorbing substances |
US5178142A (en) * | 1989-05-23 | 1993-01-12 | Vivascan Corporation | Electromagnetic method and apparatus to measure constituents of human or animal tissue |
US5183042A (en) * | 1989-05-23 | 1993-02-02 | Vivascan Corporation | Electromagnetic method and apparatus to measure constituents of human or animal tissue |
ATE80225T1 (de) * | 1989-05-23 | 1992-09-15 | Biosensors Technology Inc | Verfahren zur bestimmung mittels strahlungsabsorption von substanzen in absorbierenden und streuenden matrixmaterialien. |
US5137023A (en) * | 1990-04-19 | 1992-08-11 | Worcester Polytechnic Institute | Method and apparatus for monitoring blood analytes noninvasively by pulsatile photoplethysmography |
US5040538A (en) * | 1989-09-05 | 1991-08-20 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Pulsed light blood oxygen content sensor system and method of using same |
US5172693A (en) * | 1990-01-16 | 1992-12-22 | Doody Michael C | Prenatal non-invasive detection of meconium stained amniotic fluid |
US5259382A (en) * | 1991-03-04 | 1993-11-09 | Kronberg James W | Optical transcutaneous bilirubin detector |
DE4120688A1 (de) * | 1991-06-22 | 1993-01-14 | Wienert Volker | Messvorrichtung zur quantitativen erfassung eines fluoreszierenden stoffes im menschlichen hautgewebe |
US5277181A (en) * | 1991-12-12 | 1994-01-11 | Vivascan Corporation | Noninvasive measurement of hematocrit and hemoglobin content by differential optical analysis |
WO1993012712A1 (en) * | 1991-12-31 | 1993-07-08 | Vivascan Corporation | Blood constituent determination based on differential spectral analysis |
US6157445A (en) | 1992-01-07 | 2000-12-05 | Chromatics Color Sciences International, Inc. | Method and apparatus for detecting and measuring conditions affecting color |
US6308088B1 (en) | 1992-01-07 | 2001-10-23 | Chromatics Color Sciences International, Inc. | Method and apparatus for detecting and measuring conditions affecting color |
US5353790A (en) * | 1992-01-17 | 1994-10-11 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Method and apparatus for optical measurement of bilirubin in tissue |
EP0690692A4 (de) * | 1992-12-01 | 1999-02-10 | Somanetics Corp | Fühler für optische oximetrie am grosshirn eines patienten |
JPH09501074A (ja) * | 1993-05-20 | 1997-02-04 | ソマネテイツクス コーポレイシヨン | 分光測光医療器用の改良電子光学センサー |
WO1994027493A1 (en) * | 1993-05-28 | 1994-12-08 | Somanetics Corporation | Method and apparatus for spectrophotometric cerebral oximetry |
FR2708735B1 (fr) * | 1993-07-29 | 1995-10-20 | Routier Jean Denis Leon | Dispositif permettant l'évaluation des effets de la lumière sur la peau et son application à la détection de pathologies de la peau. |
FR2712985B1 (fr) * | 1993-11-26 | 1996-01-26 | Oreal | Tête de mesure colorimétrique, et procédé pour déterminer la couleur interne d'un matériau non opaque. |
US5575284A (en) * | 1994-04-01 | 1996-11-19 | University Of South Florida | Portable pulse oximeter |
US5697367A (en) * | 1994-10-14 | 1997-12-16 | Somanetics Corporation | Specially grounded sensor for clinical spectrophotometric procedures |
CA2175178A1 (en) * | 1995-06-06 | 1996-12-07 | Anthony D. Buttitta | Non-invasive bilirubin monitor |
GB2307295B (en) * | 1995-11-17 | 1997-10-29 | Pierre Robert Graves | Transcutaneous measurement of substance in body tissues or fluid |
US5769784A (en) * | 1995-11-27 | 1998-06-23 | Hill-Rom, Inc. | Skin perfusion evaluation apparatus and method |
US5792049A (en) * | 1996-01-17 | 1998-08-11 | Spectrx, Inc. | Spectroscopic system with disposable calibration device |
US6226541B1 (en) | 1996-01-17 | 2001-05-01 | Spectrx, Inc. | Apparatus and method for calibrating measurement systems |
US5924981A (en) | 1996-01-17 | 1999-07-20 | Spectrx, Inc. | Disposable calibration target |
US6882873B2 (en) | 1996-01-17 | 2005-04-19 | Respironics, Inc. | Method and system for determining bilirubin concentration |
US6002482A (en) * | 1996-01-17 | 1999-12-14 | Spectrx, Inc. | Disposable calibration device |
JPH09308624A (ja) * | 1996-05-23 | 1997-12-02 | Minolta Co Ltd | 濃度測定装置用アタッチメントおよび濃度測定システム |
US5830137A (en) * | 1996-11-18 | 1998-11-03 | University Of South Florida | Green light pulse oximeter |
EP0981393B1 (de) * | 1996-11-21 | 2008-07-09 | Boston Scientific Limited | Gerät zur ablation der mukosa mittels licht |
GB2329015B (en) * | 1997-09-05 | 2002-02-13 | Samsung Electronics Co Ltd | Method and device for noninvasive measurement of concentrations of blood components |
JP3303831B2 (ja) | 1999-03-31 | 2002-07-22 | ミノルタ株式会社 | 経皮的ビリルビン濃度測定装置およびこの測定装置に用いる測定データ検査板 |
JP2003532461A (ja) * | 2000-04-14 | 2003-11-05 | フォヴィオプティックス インコーポレイテッド | 網膜像を用いた非観血的測定方法 |
US6488623B1 (en) | 2000-11-09 | 2002-12-03 | Hill-Rom Services, Inc. | Skin perfusion evaluation apparatus |
US8493370B2 (en) * | 2001-08-29 | 2013-07-23 | Palm, Inc. | Dynamic brightness range for portable computer displays based on ambient conditions |
US7003337B2 (en) * | 2002-04-26 | 2006-02-21 | Vivascan Corporation | Non-invasive substance concentration measurement using and optical bridge |
US8175666B2 (en) * | 2002-04-26 | 2012-05-08 | Grove Instruments, Inc. | Three diode optical bridge system |
ATE521278T1 (de) * | 2004-05-06 | 2011-09-15 | Koninkl Philips Electronics Nv | Schutzmechanismus für die spektroskopische analyse von biologischem gewebe |
EP1863380B1 (de) | 2005-03-01 | 2019-10-02 | Masimo Laboratories, Inc. | Mehrwellenlängen-sensoranbringung |
US8265723B1 (en) | 2006-10-12 | 2012-09-11 | Cercacor Laboratories, Inc. | Oximeter probe off indicator defining probe off space |
US8781544B2 (en) | 2007-03-27 | 2014-07-15 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multiple wavelength optical sensor |
CN101023863B (zh) * | 2007-04-20 | 2010-12-15 | 中山大学 | 经皮测新生儿黄疸报警仪 |
US8374665B2 (en) | 2007-04-21 | 2013-02-12 | Cercacor Laboratories, Inc. | Tissue profile wellness monitor |
US8577431B2 (en) | 2008-07-03 | 2013-11-05 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noise shielding for a noninvasive device |
US8630691B2 (en) | 2008-08-04 | 2014-01-14 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multi-stream sensor front ends for noninvasive measurement of blood constituents |
JP5401978B2 (ja) * | 2008-12-25 | 2014-01-29 | 栗田工業株式会社 | 溶解物濃度の測定方法及び測定装置 |
US8670810B2 (en) * | 2009-06-05 | 2014-03-11 | Nonin Medical, Inc. | Regional oximetry analog front end |
US8688183B2 (en) | 2009-09-03 | 2014-04-01 | Ceracor Laboratories, Inc. | Emitter driver for noninvasive patient monitor |
US9839381B1 (en) | 2009-11-24 | 2017-12-12 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment |
US8801613B2 (en) | 2009-12-04 | 2014-08-12 | Masimo Corporation | Calibration for multi-stage physiological monitors |
BR112012030429A2 (pt) | 2010-06-03 | 2016-09-13 | Koninkl Philips Electronics Nv | aparelho de medição de bilirrubina, método de medição de bilirrubina em uma amostra e método para fabricação de um aparelho de medição de bilirrubina |
US9173603B2 (en) * | 2011-07-20 | 2015-11-03 | Jonathan Molcho | Non-invasive device and method for measuring bilirubin levels |
JP5423932B1 (ja) * | 2012-07-02 | 2014-02-19 | コニカミノルタ株式会社 | 黄疸計および黄疸計の出力方法 |
CN112485206B (zh) * | 2020-11-26 | 2024-04-16 | 深圳市莱康宁医用科技股份有限公司 | 一种接触式测量装置的校正方法及经皮黄疸仪 |
CN116746917B (zh) * | 2023-05-24 | 2024-02-23 | 深圳京柏医疗科技股份有限公司 | 黄疸测试仪校准装置 |
Family Cites Families (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS49100884A (de) * | 1973-01-29 | 1974-09-24 | ||
JPS5142870A (ja) * | 1974-10-09 | 1976-04-12 | Hitachi Ltd | Furaihoiirunokidohoho |
US4029085A (en) * | 1976-03-26 | 1977-06-14 | Purdue Research Foundation | Method for determining bilirubin concentration from skin reflectance |
-
1978
- 1978-05-15 JP JP5786778A patent/JPS54148586A/ja active Granted
-
1979
- 1979-04-20 DE DE19792916061 patent/DE2916061A1/de active Granted
- 1979-05-02 US US06/035,230 patent/US4267844A/en not_active Expired - Lifetime
- 1979-05-15 GB GB7916866A patent/GB2022244B/en not_active Expired
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6271920B1 (en) | 1997-12-19 | 2001-08-07 | Chromatics Color Sciences International, Inc. | Methods and apparatus for color calibration and verification |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
GB2022244A (en) | 1979-12-12 |
US4267844A (en) | 1981-05-19 |
JPS54148586A (en) | 1979-11-20 |
GB2022244B (en) | 1982-10-06 |
JPS622809B2 (de) | 1987-01-21 |
DE2916061A1 (de) | 1979-11-22 |
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DE2916061C2 (de) | ||
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DE69033104T2 (de) | Verfahren und Gerät zur nichtinvasiven Messung des Gehaltes eines chemischen Stoffes im Blut | |
DE3034544C2 (de) | ||
DE2907382C2 (de) | ||
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