HINTERGRUND DER ERFINDUNG
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Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur
kontinuierlichen Messung der Konzentrationsänderung eines Pigments
im Blut in einem lebenden Gewebe.
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Ein Verfahren, welches als Puls-Oximetrie bekannt ist, kann
die Konzentration eines Pigments in dem arteriellen Blut in
einem lebenden Gewebe auf nicht-invasive und kontinuierliche
Weise messen. Allerdings beträgt die Anzahl der Messungen, die
bei diesem Verfahren erreicht werden kann, gewöhnlich nur eine
pro Herzschlag, und maximal nicht mehr als einige wenige
Messungen. Dies rührt daher, daß es, um einen Meßwert durch Puls-
Oximetrie zu erhalten, erforderlich ist, die Lichtmenge, die
durch pulsierendes Blut hindurchgegangen ist, zumindest zu
zwei Zeitpunkten zu messen, die um einen gewissen Betrag
auseinander liegen müssen, um einen korrekten Meßwert
sicherzustellen.
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Das Verfahren der Puls-Oximetrie weist den Nachteil auf, daß
bei einer sehr schnellen Änderung der Sauerstoffsättigung des
Bluts oder in einem solchen Fall, in welchem die
Ausgangsleistung des Herzschlags aus einer Pigmentverdünnungskurve
berechnet werden soll, die durch Injizieren eines Pigments
in ein Blutgefäß erhalten wurde, es unmöglich ist, die
Konzentrationsänderung des Pigments auf wirklich vollständige
Weise zu messen, unabhängig von dem Zyklus der Herzschläge.
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Die vorliegende Erfindung wurde entwickelt, um diesen Nachteil
des Verfahrens beim Stand der Technik zu eliminieren. Daher
liegt ein Vorteil der vorliegenden Erfindung in der
Bereitstellung einer Vorrichtung, welche die Konzentration eines
Pigments im Blut auf nicht-invasive und vollständig
kontinuierliche Weise durchführen kann.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
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Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung umfaßt: eine
Lichtmengendetektoreinrichtung zum kontinuierlichen Messen der
Strahlungsmengen von Licht, welches unterschiedliche
Wellenlängen aufweist, die durch lebendes Gewebe, welches
pulsierendes Blut enthält, durchgelassen oder reflektiert wurden; eine
erste Recheneinrichtung, die dann, wenn die Konzentration oder
der Absorptionskoeffizient einer Licht absorbierenden
Komponente in dem Blut sich in bezug auf Licht ändert, das eine der
genannten Wellenlängen hat, die Strahlungsmengen
durchgelassenen oder reflektierten Lichts mit diesen Wellenlängen
berechnet, wenn sich das lebende Gewebe in einem Zustand der
Ischemie befindet, auf der Grundlage der konstanten und
pulsierenden Komponenten der Menge jeder Lichtstrahlung, die durch die
Lichtdetektoreinrichtung gemessen wurde, sowohl bevor als auch
nachdem die Änderung auftrat; und eine zweite
Recheneinrichtung, welche kontinuierlich die Konzentration eines
interessierenden Pigments in dem Blut dadurch ermittelt, daß sie
Berechnungen auf der Grundlage der Berechnung durch die erste
Recheneinrichtung und der Lichtstrahlungsmengen durchführt,
die von der Lichtmengendetektoreinrichtung gemessen wurden.
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Die Änderung der Konzentration einer Licht absorbierenden
Komponente kann auch als die Änderung des Absorptionsvermögens
von Blut ausgedrückt werden, so daß bei der nachfolgenden
Beschreibung der vorliegenden Erfindung die Diskussion unter
Bezugnahme auf die Änderung des Absorptionskoeffizienten
erfolgt. Die Lichtmengen-Meßeinrichtung, die bei der
erfindungsgemäßen Vorrichtung verwendet wird, mißt die Lichtmenge, die
durch ein lebendes Gewebe hindurchgelassen oder reflektiert
wurde. Der Begriff "durch ein lebendes Gewebe reflektierte
Lichtstrahlung" bezeichnet das auf ein lebendes Gewebe
auftreffende Licht, welches innen gebrochen wird, so daß es
außerhalb des Gewebes gelangt. Die nachstehende Beschreibung
bezieht sich allein auf durchgelassenes Licht, jedoch wird
darauf hingewiesen, daß dieselbe Erläuterung für
reflektiertes Licht gilt.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
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Fig. 1 ist ein schematisches Blockschaltbild einer
Vorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
und
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Fig. 2 und 3 sind Diagramme, welche das Betriebsprinzip der
in Fig. 1 gezeigten Vorrichtung erläutern.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung wird auf
die folgende Weise betrieben. Die Bedienungsperson veranlaßt
zunächst eine Änderung des Absorptionskoeffizienten von Blut
in bezug auf eine Lichtstrahlung, die eine Wellenlänge
aufweist. Die erste Recheneinrichtung ermittelt die konstanten
und pulsierenden Komponenten der Menge jeder der Strahlungen
durchgelassenen Lichts, welche unterschiedliche Wellenlängen
aufweisen, auf der Grundlage ihrer Mengen, die von der
Lichtmengendetektoreinrichtung sowohl vor als auch nach der
Änderung gemessen wurden, und berechnet aus den ermittelten
Werten den ischemischen Pegel, oder die Menge jeder Strahlung
durchgelassenen Lichts, wenn sich ein untersuchtes, lebendes
Gewebe in einem Zustand der Ischemie befindet. Die zweite
Recheneinrichtung berechnet kontinuierlich die Konzentration
eines interessierenden Pigments im Blut auf der Grundlage der
Ischemie-Pegel, die von der ersten Recheneinrichtung
berechnet wurden, und der Lichtstrahlungsmengen, die von der
Lichtmengendetektoreinrichtung gemessen wurden.
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Das Betriebsprinzip einer Vorrichtung gemäß einer
Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird nachstehend beschrieben.
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Strahlungen von Licht mit zwei unterschiedlichen Wellenlängen,
λ&sub1; und λ&sub2;, gehen durch ein lebendes Gewebe hindurch, und
der Absorptionskoeffizient von Blut in bezug auf eine
Wellenlänge, λ&sub1;, wird an einem bestimmten Zeitpunkt geändert,
beispielsweise durch Injizieren eines Pigments in ein Blutgefäß.
Fig. 2 zeigt die sich ergebenden Änderungen der Mengen zweier
Strahlungen durchgelassenen Lichts, I&sub1; und I&sub2;. Wie gezeigt
unterliegen die Werte von I&sub1; und I&sub2; einer Änderung in
Reaktion auf Blutpulsationen. In Fig. 2 werden die konstante
und pulsierende Komponente durchgelassenen Lichts mit einer
Wellenlänge λ&sub1; (oder λ&sub2;), bevor der Absorptionskoeffizient
geändert wurde, durch I&sub1;&sub1; (oder I&sub2;&sub1;) bzw. ΔI&sub1;&sub1; (oder
Δλ&sub2;&sub1;) ausgedrückt, und die konstante und pulsierende
Komponente durchgelassenen Lichts mit einer Wellenlänge λ&sub1;
(oder λ&sub2;), nachdem der Absorptionskoeffizient geändert
wurde, werden durch I&sub1;&sub2; (oder I&sub2;&sub2;) bzw. ΔI&sub1;&sub2; (oder ΔI&sub2;&sub2;)
ausgedrückt. Hierbei wird nunmehr angenommen, daß der
Absorptionskoeffizient von Blut in bezug auf Licht mit der
Wellenlänge λ&sub1; vor der Änderung gleich E&sub1;&sub1; war, und E&sub2;&sub1; nach
der Änderung. Andererseits nimmt der Absorptionskoeffizient
von Blut in bezug auf Licht mit der Wellenlänge λ&sub2; einen
konstanten Wert von E&sub2; an.
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Werden die Lichtstrahlungsmengen mit Wellenlängen λ&sub1; und
λ&sub2;, die in einem Zustand der Ischemie durch ein lebendes
Gewebe hindurchgegangen sind, als I&sub1;&sub0; bzw. I&sub2;&sub0; bezeichnet,
so gelten die nachstehenden Gleichungen entsprechend der
allgemeinen Formel zur Ermittlung der Absorption von Licht,
welches ein lebendes Gewebe durchquert hat:
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log {I&sub1;&sub0;/(I&sub1;&sub1; - ΔI&sub1;&sub1;)} = E&sub1;&sub1;C(D&sub1; + ΔD&sub1;) (1)
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log {I&sub1;&sub0;/(I&sub1;&sub2; - ΔI&sub1;&sub2;)} = E&sub1;&sub2;C(D&sub2; + ΔD&sub2;) (2)
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log {I&sub2;&sub0;/(I&sub2;&sub1; - ΔI&sub2;&sub1;)} = E&sub2;C(D&sub1; + ΔD&sub1;) (3)
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log {I&sub2;&sub0;/(I&sub2;&sub2; - ΔI&sub2;&sub2;)} = E&sub2;C(D&sub2; + ΔD&sub2;) (4)
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wobei C die Konzentration des im Blut enthaltenen Pigments
angibt; D&sub1; und ΔD&sub1; die konstante bzw. pulsierende
Komponente der Dicke einer Blutschicht bezeichnen, bevor der
Absorptionskoeffizient geändert wurde; und D&sub2; und ΔD&sub2; die
konstante bzw. pulsierende Komponente der Dicke einer
Blutschicht bezeichnen, nachdem der Absorptionskoeffizient
geändert wurde.
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Da ΔlogI = logI - log(I - ΔI) ist, läßt sich Gleichung (1) wie
nachstehend angegeben umschreiben:
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logI&sub1;&sub0; - logI&sub1;&sub1; + ΔlogI&sub1;&sub1; = E&sub1;&sub1;CD&sub1; + E&sub1;&sub1;CΔD&sub1;.
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Die Gleichungen (2) bis (4) lassen sich auf entsprechende
Weise umschreiben. Wenn die pulsierende und konstante
Komponente getrennt aus jeder der umgeschriebenen Gleichungen
herausgezogen werden, gelten die nachstehend angegebenen
Beziehungen:
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pulsierende Komponenten:
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ΔlogI&sub1;&sub1; = E&sub1;&sub1; CΔD&sub1; (5)
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ΔlogI&sub1;&sub2; = E&sub1;&sub2; CΔD&sub2; (6)
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ΔlogI&sub2;&sub1; = E&sub2; CΔD&sub1; (7)
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ΔlogI&sub2;&sub2; = E&sub2; CΔD&sub2; (8)
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konstante Komponenten:
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log(I&sub1;&sub0;/I&sub1;&sub1;) = E&sub1;&sub1;CD&sub1; (9)
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log(I&sub1;&sub0;/I&sub2;&sub1;) = E&sub2;&sub1;CD&sub2; (10)
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log(I&sub2;&sub0;/I&sub2;&sub1;) = E&sub2;CD&sub1; (11)
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log(I&sub2;&sub0;/I&sub2;&sub2;) = E&sub2;CD&sub2; (12)
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Gleichung (5) wird durch Gleichung (7) geteilt, und der
Quotient als Φ&sub2; bezeichnet. Auf entsprechende Weise wird
Gleichung (6) durch Gleichung (8) geteilt, und der Quotient als
2 bezeichnet. Dies ergibt die folgenden Ergebnisse:
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Φ&sub1; = E&sub1;&sub1;/E&sub2; = ΔlogI&sub1;&sub1;/ΔlogI&sub2;&sub1; (13)
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Φ&sub2; = E&sub2;&sub1;/E&sub2; = ΔlogI&sub1;&sub2;/ΔlogI&sub2;&sub2; (14)
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Durch Messung der Werte für ΔlogI&sub1;&sub1;, ΔlogI&sub2;&sub1;, ΔlogI&sub1;&sub2;
und ΔlogI&sub2;&sub2; lassen sich Φ&sub1; und Φ&sub2; aus den Gleichungen
(13) und (14) bestimmen.
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Aus den Gleichungen (9) und (11) wird die folgende Beziehung
erhalten:
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log(I&sub1;&sub0;/I&sub1;&sub1;)/log(I&sub2;&sub0;/I&sub2;&sub1;) = E&sub1;&sub1;E&sub2;
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Da E&sub1;&sub1;E&sub2; = Φ&sub1; ist (vergl. Gleichung (13)), so gilt
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Φ&sub1; = log(I&sub1;&sub0;/I&sub1;&sub1;)/log(I&sub2;&sub0;/I&sub2;&sub1;) (15).
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Auf entsprechende Weise wird aus den Gleichungen (10) und (12)
die nachstehende Gleichung abgeleitet:
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Φ&sub2; = log(I&sub1;&sub0;/I&sub1;&sub2;)/log(I&sub2;&sub0;/I&sub2;&sub2;) (16)
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Aus den Gleichungen (15) und (16) folgt
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logI&sub1;&sub0; = {Φ&sub1;Φ&sub2;log(I&sub2;&sub2;/I&sub2;&sub1;) -
Φ&sub1;logI&sub1;&sub2; + Φ&sub2;logI&sub1;&sub1;)}/(Φ&sub2; - Φ&sub1;) (17)
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logI&sub2;&sub0; = {Φ&sub2;logI&sub2;&sub2; - Φ&sub1;logI&sub2;&sub1; +
log(I&sub1;&sub1;/I&sub1;&sub2;)}/(Φ&sub2; - Φ&sub1;) (18)
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Durch Ermittlung der Werte von Φ&sub1;, Φ&sub2;, I&sub1;&sub1;, I&sub1;&sub2;, I&sub2;&sub1;
und I&sub2;&sub2; lassen sich zwei ischemische Pegel I&sub1;&sub0; und I&sub2;&sub0;
aus Gleichung (17) bzw. (18) berechnen.
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Unter Verwendung der so ermittelten ischemischen Pegel I&sub1;&sub0;
und I&sub2;&sub0; wird eine Pigmentverdünnungskurve auf die
nachstehend angegebene Weise konstruiert.
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Zunächst wird angenommen, daß ein Pigment, welches in ein
Blutgefäß injiziert werden soll, einen
Absorptionskoeffizienten Eg in bezug auf Licht mit einer Wellenlänge λ&sub1;
aufweist, und einen Wert von Null (keine Lichtabsorption) in
bezug auf Licht mit einer Wellenlänge λ&sub2;. Weiter wird
angenommen, daß dieses Pigment im Blut in einer Konzentration
Cg vorliegt. Das Hämoglobin im Blut soll einen
Absorptionskoeffizienten Eb1 in bezug auf Licht mit einer Wellenlänge
λ&sub1; und Eb2 in bezug auf Licht mit einer Wellenlänge λ&sub2;
haben.
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Die Lichtmenge mit der Wellenlänge λ&sub1;, die durch ein
lebendes Gewebe hindurchgegangen ist, ist eine Funktion der Zeit
und kann als I&sub1;(t) geschrieben werden. Auf entsprechende
Weise kann die Lichtmenge mit der Wellenlänge λ&sub2;, die durch
das lebende Gewebe hindurchgegangen ist, als I&sub2;(t)
geschrieben werden. D ist eine Funktion der Zeit und kann daher als
D(t) ausgedrückt werden. Fig. 3 zeigt die zeitlichen
Änderungen von I&sub1;(t) und I&sub2;(t), die vor und nach der Injektion
eines Pigments gemessen wurden. Unter Verwendung der
ischemischen Pegel I&sub1;&sub0; und I&sub2;&sub0; kann die Absorption von Licht,
welches eine Blutschicht durchquert hat, die eine Dicke D
aufweist, wie nachstehend angegeben ausgedrückt werden:
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log {I&sub1;&sub0;/I&sub1;(t)} = Eb1CbD(t) + EgCgD(t) (19)
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log {I&sub2;&sub0;/I&sub2;(t)} = Eb2CbD(t) (20)
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Nunmehr wird Gleichung (19) durch Gleichung (20) geteilt und
der Quotient wie nachstehend angegeben geschrieben:
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Ψ(t) = log {I&sub1;&sub0;/I&sub1;(t)}/logI&sub2;&sub0;/I&sub2;(t) (21)
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Dann erhält man die folgende Beziehung:
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Ψ(t) = (Eb1 Cb + EgCg)/Eb2Cb (22)
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Gleichung (22) kann wie folgt umgeschrieben werden:
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Cg = {Ψ(t) - (Eb1/Eb2)}·(Eb2/Eg)·Cb (23)
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Da Eb1/Eb2 gleich E&sub1;&sub1;/E&sub2; ist (beide Werte geben das
Verhältnis des Absorptionskoeffizienten von Hämoglobin im
Blut für Licht mit einer Wellenlänge λ&sub1; zu dem von
Hämoglobin im Blut für Licht mit einer Wellenlänge λ&sub2; an)
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Eb1/Eb2 = ΔlogI&sub1;&sub1;/ΔlogI&sub2;&sub1; = Φ&sub1; (24)
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Daher kann Gleichung (23) umgeschrieben werden, entweder als:
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Cg = {Ψ(t) - Φ&sub1;)·(Eb2/Eg)·Cb (25)
-
oder als:
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Cg = {log(I&sub1;&sub0;/I&sub1;(t))/log(I&sub2;&sub0;/I&sub2;(t)
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- Φ&sub1;} (Eb2/Eg)Cb (26)
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In diesen Gleichungen ist Eb2/Eg bekannt, Cb kann durch
tatsächliche Messung von gesammeltem Blut ermittelt werden,
und Φ&sub1;, I&sub1;&sub0; und I&sub2;&sub0; können auf die bereits beschriebene
Weise berechnet werden. Daher kann die zeitabhängige Änderung
der Konzentration eines interessierenden Pigments im Blut über
einen ausreichend kontinuierlichen Zeitraum bestimmt werden.
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Ein Beispiel für die Vorrichtung, die ausgelegt ist, daß sie
nach dem voranstehend beschriebenen Prinzip arbeitet, wird
nachstehend beschrieben.
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Fig. 10 ist ein schematisches Blockschaltbild der Vorrichtung.
In der Figur wird eine Lichtquelle durch die Bezugsziffer 1
bezeichnet. Von dieser Lichtquelle 1 ausgehendes Licht wird
an Lichtempfangselemente 4 und 5 über eine optische Faser 2
bzw. 3 übertragen. Das Filter 2 überträgt Licht mit einer
Wellenlänge λ&sub1;, und das Filter 3 überträgt Licht mit einer
Wellenlänge λ&sub2;. Verstärkerschaltungen 6 und 7 verstärken die
Ausgangssignale von den Lichtempfangselementen 4 bzw. 5. Die
optischen Fasern 2 und 3, die Lichtempfangselemente 4 und 5,
und die Verstärkerschaltungen 6 und 7 wirken zusammen, um
eine Lichtmengendetektoreinrichtung auszubilden.
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Die Ausgangssignale von der Verstärkerschaltung 6 bzw. 7
werden einer Logarithmus-Berechnungsschaltung 8 bzw. 9 zugeführt.
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Jede der Schaltungen 8 und 9 wandelt den Wert des
zugeführten Signals in einen logarithmischen Wert um, und gibt ein
Signal aus, welches diesen logarithmischen Wert anzeigt. Das
Ausgangssignal von der Schaltung 8 wird sowohl einer
Pulsationskomponenten-Herausziehschaltung 10, als auch
Konstantkomponenten-Herausziehschaltungen 11 und 12 sowie einer
Subtraktionsschaltung 13 zugeführt. Das Ausgangssignal von der
Schaltung 9 wird sowohl einer
Pulsationskomponenten-Herausziehschaltung 14, als auch
Konstantkomponenten-Herausziehschaltungen 15 und 16 sowie einer Subtraktionsschaltung 17
zugeführt. Die Schaltungen 10 und 14 ziehen die
Pulsationskomponenten der Ausgangssignale von den
Logarithmusberechnungsschaltungen 8 und 9 heraus und geben die
herausgezogenen Pulsationskomponenten an eine Teilerschaltung 20 aus.
Die Teilerschaltung 20 teilt den Wert des Ausgangssignals
von der Pulsationskomponenten-Herausziehschaltung 10 durch
den Wert des Ausgangssignals von der Pulsationskomponenten
Herausziehschaltung 14, und liefert ein entsprechende Signal
sowohl an eine Φ&sub1;-Speicherschaltung 21 als auch eine Φ&sub2;
Speicherschaltung 22. Die Ausgangssignale von den
Konstantkomponenten-Herausziehschaltungen 11 und 12 und von der Φ&sub1;-
Speicherschaltung 21 werden einer
Ischemiepegel-Berechnungsschaltung 23 zugeführt, und die Ausgangssignale von den
Konstantkomponenten-Herausziehschaltungen 15 und 16 und von der
Φ&sub2;-Speicherschaltung 22 werden einer
Ischemiepegel-Berechnungsschaltung 24 zugeführt. Sämtliche voranstehend
angegebenen Schaltungen werden auf solche Weise gesteuert, daß sie
mit einem Takt betrieben werden, dessen Werte durch eine
Steuerschaltung (nicht gezeigt) vorbestimmt sind.
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Die Konstantkomponenten-Herausziehschaltungen 11 und 12
ziehen, in Reaktion auf ein Taktsignal von der
Steuerschaltung, die Konstantkomponenten des Ausgangssignals von der
Logarithmus-Berechnungsschaltung 8 heraus, und speichern die
herausgezogenen Komponenten. Die
Konstantkomponenten-Herausziehschaltungen 15 und 16 ziehen, in Reaktion auf ein
Taktsignal von der Steuerschaltung, die Konstantenkomponenten
des Ausgangssignals von der Logarithmus-Berechnungsschaltung
9 heraus, und speichern die herausgezogenen Komponenten.
Jede der Φ&sub1;- und Φ&sub2;-Speicherschaltungen 21 und 22 speichert
die Werte des Ausgangssignals von der Teilerschaltung 20 in
Reaktion auf ein Taktsignal von der Steuerschaltung. Die
Ischemiepegel-Berechnungsschaltung 23 (oder 24) führt
erforderliche Berechnungen auf der Grundlage der Werte durch, die
in den Konstantkomponenten-Herausziehschaltungen 11 und 12
(oder 15 und 16) und in der Φ&sub1;-Speicherschaltung 21 (oder
der Φ&sub2;-Speicherschaltung 22) gespeicherten Werte, bestimmt
den Logarithmus des Ischemiepegels für Licht mit einer
Wellenlänge λ&sub1; (oder λ&sub2;), und speichert den ermittelten
logarithmischen Wert. Die Logarithmus-Berechnungsschaltung 8
und 9, die Pulsationskomponenten-Herausziehschaltungen 10 und
14, die Teilerschaltung 20, die
Konstantkomponenten-Herausziehschaltungen 11, 12, 15 und 16, die Φ&sub1;-Speicherschaltung
21, die Φ&sub2;-Speicherschaltung 22, und die Ischemiepegel-
Berechnungsschaltungen 23 und 24 wirken zusammen, um die
erste Recheneinrichtung auszubilden.
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Durch 13 und 17 in Fig. 1 sind Subtraktionsschaltungen
bezeichnet. Der Subtrahierer 13 (oder 17) bestimmt die
Differenz zwischen dem Wert des Ausgangssignals von den
Ischemiepegel-Berechnungsschaltungen 23 (oder 24) und dem Wert des
Ausgangssignals von den Logarithmus-Berechnungsschaltungen
8 (oder 9), und gibt die Differenz an eine Teilerschaltung
25 aus. Die Teilerschaltung 25 teilt den Wert des
Ausgangssignals von den Subtraktionsschaltungen 13 durch den Wert
des Ausgangssignals von dem Subtrahierer 17, und gibt die
Ergebnisse an eine Subtraktionsschaltung 26 aus. Die
Subtraktionsschaltung 26 bestimmt die Differenz zwischen dem Wert
des Ausgangssignals von der Teilerschaltung 25 und dem Wert
des Ausgangssignals von der Φ&sub1;-Speicherschaltung 21, und
gibt das Ergebnis an eine Multiplizierschaltung 27 ab. Die
Multiplizierschaltung 27 multipliziert den Wert des
Ausgangssignals von der Subtraktionsschaltung 26 mit einem Wert, der
dem in einer Speicherschaltung 28 gespeicherten Wert
zugeordnet ist, und gibt das Ergebnis an eine Aufzeichnungseinheit
29 aus. Die Speicherschaltung 28 speichert einen extern
eingestellten Wert der Hämoglobinkonzentration im Blut. Die
Logarithmus-Berechnungsschaltungen 8 und 9, die
Subtraktionsschaltungen 13 und 17, die Teilerschaltung 25, die
Subtraktionsschaltung 26, die Multiplizierschaltung 27, und die
Speicherschaltung 28 wirken zusammen, zur Ausbildung einer
zweiten Recheneinrichtung.
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Die Vorrichtung mit dem voranstehend beschriebenen Aufbau
wird auf die nachstehend angegebene Weise betrieben.
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Im ersten Schritt präpariert die Bedienungsperson eine Probe
des zu analysierenden lebenden Gewebes und setzt die Probe
30 zwischen die Lichtquelle 1 und jedes der optischen Filter
2 und 3. Dies führt dazu, daß die
Logarithmus-Berechnungsschaltungen 8 und 9 Signale ausgeben, die logI&sub1; (t) bzw. log
I&sub2;(t) repräsentieren, also die Logarithmen von I&sub1;(t) und
I&sub2;(t), welche die Lichtstrahlungsmengen mit Wellenlängen von
λ&sub1; und λ&sub2; anzeigen, die durch die Probe 30 hindurchgelangt
sind. Die voranstehend erwähnte Steuerschaltung (nicht
gezeigt) gibt ein vorbestimmtes Taktsignal sowohl an die
Konstantkomponenten-Herausziehschaltungen 11 und 15 als auch an
die Φ&sub1;-Speicherschaltung 21 ab. In Reaktion auf dieses
Taktsignal zieht die Schaltung 11 (oder 15) die konstante
Komponente pro Herzschlag des Signalwertes heraus, der von der
Logarithmus-Berechnungsschaltung 8 (oder 9) geliefert wird,
über einen vorgegebenen Zeitraum, berechnet durch Durchschnitt
der herausgezogenen konstanten Komponenten, und speichert
den berechneten Mittelwert. Der in der
Konstantkomponentenschaltung 11 gespeicherte Wert ist logI&sub1;&sub1;, gezeigt in Fig.
2, der den Logarithmus von I&sub1;&sub1; angibt, oder die Menge des
hindurchgelassenen Lichts mit der Wellenlänge λ&sub1;, und der
in der Konstantkomponentenschaltung 15 gespeicherte Wert ist
logI&sub2;&sub1;, ebenfalls in Fig. 2 gezeigt, der der Logarithmus
von I&sub2;&sub1; ist, oder die Menge durchgelassenen Lichts mit der
Wellenlänge λ&sub2;. Die Φ&sub1;-Speicherschaltung 21 ermittelt
ebenfalls den Mittelwert der Signalwerte, die pro Herzschlag
von der Teilerschaltung 20 geliefert werden, über dieselbe
Zeitdauer, und speichert diesen Mittelwert. Der in der Φ&sub1;-
Speicherschaltung 21 gespeicherte Wert ist Φ&sub1;, der durch
Gleichung (13) gegeben ist.
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In dem nächsten Schritt verursacht die Bedienungsperson eine
Änderung des Absorptionskoeffizienten des Bluts in der Probe
30 in bezug auf Licht mit der Wellenlänge λ&sub1;. Dies kann
dadurch erfolgen, daß die Sauerstoffsättigung des Bluts
geändert wird, oder ein Pigment in eine Vene injiziert wird. Nach
dem Auftreten einer Änderung des Absorptionskoeffizienten des
Bluts liefert die (nicht gezeigte) Steuerschaltung ein
vorbestimmtes Taktsignal sowohl an die
Konstantkomponenten-Herausziehschaltungen 12 und 16 als auch an die
Φ&sub2;-Speicherschaltung 22. In Reaktion auf dieses Taktsignal zieht die
Konstantkomponenten-Herausziehschaltung 12 (oder 16) die konstante
Komponente pro Herzschlag des Signalwertes heraus, der von
der Logarithmus-Berechnungsschaltung 8 (oder 9) zugeführt
wird, über einen vorgegebenen Zeitraum, berechnet den
Mittelwert dieser konstanten Komponenten, und speichert den
berechneten Mittelwert. Der in der
Konstantkomponenten-Herausziehschaltung 12 gespeicherte Wert ist logI&sub1;&sub2;, gezeigt in Fig.
2, also der Logarithmus von I&sub1;&sub2;, oder die Menge
durchgelassenen Lichts mit der Wellenlänge λ&sub1;, und der in der
Konstantkomponenten-Herausziehschaltung 16 gespeicherte Wert
ist logI&sub2;&sub2;, ebenfalls in Fig. 2 gezeigt, also der
Logarithmus von I&sub2;&sub2; oder die Menge hindurchgelassenen Lichts mit der
Wellenlänge λ&sub2;. Die Φ&sub2;-Speicherschaltung 22 ermittelt
ebenfalls den Mittelwert der Signalwerte, die pro Herzschlag
von der Teilerschaltung 20 zugeführt werden, über einen
zweiten Zeitraum, der dieselbe vorbestimmte Länge aufweist, und
speichert diesen Mittelwert. Der in der Φ&sub2;-Speicherschaltung
22 gespeicherte Wert ist Φ&sub2;, das durch Gleichung (14)
gegeben ist.
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Die (nicht gezeigte) Steuerschaltung liefert dann ein
vorbestimmtes Taktsignal an beide
Ischemiepegel-Berechnungsschaltungen 23 und 24. In Reaktion auf dieses Signal berechnet die
Ischemiepegel-Berechnungsschaltung 23 (oder 24) logI&sub1;&sub0; (oder
logI&sub2;&sub0;), also den Logarithmus des Ischemiepegels I&sub1;&sub0; (oder
I&sub2;&sub0;), entsprechend Gleichung (17) (oder 18)).
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In einem darauffolgenden Schritt injiziert die
Bedienungsperson in die Probe 30 ein Pigment, dessen Konzentration
gemessen werden soll. Die Subtraktionsschaltung 13 (oder 17)
berechnet die Differenz zwischen logI&sub1;&sub0; (oder logI&sub2;&sub0;), der
in der Ischemiepegel-Berechnungsschaltung 23 (oder 24)
gespeichert ist, und logI&sub1;(t) (oder logI&sub2;(t)), der von der
Logarithmus-Berechnungsschaltung 8 (oder 9) geliefert wird, und
gibt die Differenz an die Teilerschaltung 25 aus. Daher gibt
die Teilerschaltung 25 Ψ(t) aus, das durch Gleichung (21)
gegeben ist. Dann berechnet die Subtraktionsschaltung 26 die
Differenz zwischen Ψ(t) und dem Wert von Φ&sub1;, der in der
Φ&sub1;-Speicherschaltung 21 gespeichert ist, und gibt die
Differenz an die Multiplizierschaltung 27 aus. Die
Multiplizierschaltung 27 hält einen vorher geladenen Wert von (Eb2/
Eg)·Cb, wobei die Komponente Cb von der
Speicherschaltung 28 geliefert wird, und in dem diskutierten Fall die
Konzentration von Hämoglobin in dem Blut angibt, das vorher
aus der Probe des lebenden Gewebes 30 gesammelt wurde. Die
Multiplizierschaltung 27 multipliziert den Wert von (Ψ(t) -
Φ&sub1;) von der Subtraktionsschaltung 26 mit Eb2/Eg)·Cb,
und gibt das Produkt an die Aufzeichnungseinheit 29 aus. Auf
diese Weise ermittelt die Multiplizierschaltung 27 Cg(t)
mittels Durchführung von Berechnungen entsprechend Gleichung
(25) oder (26). Die Werte von Cg(t) werden durch die
Einheit 29 auf vollständig kontinuierliche Weise aufgezeichnet.
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Bei der beschriebenen Ausführungsform werden Φ&sub2;, logI&sub1;&sub2;
und logI&sub2;&sub2;, die bei der Berechnung ischemischer Pegel
verwendet werden sollen, dadurch bestimmt, daß nur ein einziger
Wert jedes Parameters pro Herzschlag erhalten und die
Einzelwerte gemittelt werden, wie im Falle der Ermittlung ziemlich
stabiler Werte von Φ&sub1;, logI&sub1;&sub1; und logI&sub2;&sub1; (also der
Werte vor der Injektion des Pigments). Allerdings kann dieses
Verfahren nicht die korrekten Werte zur Verfügung stellen,
da Φ&sub2;, logI&sub1;&sub2; und logl&sub2;&sub2;, welche die Werte darstellen,
die entweder nach der Pigmentinjektion oder nach der Änderung
der Sauerstoffsättigung des Bluts erhalten wurden, deutliche
Änderungen erfahren haben. Zur Eliminierung dieser
Schwierigkeit werden Φ&sub2;, logI&sub1;&sub2; und logI&sub2;&sub2; so berechnet, daß
zunächst mehrere Werte für jeden Parameter aus den Daten für
einen Herzschlag erhalten werden, und dann diese Werte
gemittelt werden. Dann werden die so ermittelten Werte für jeden
Herzschlag unverändert gespeichert. Bei der Ermittlung
ischemischer Pegel werden die Werte von Φ&sub2;, logI&sub1;&sub2; und logI&sub2;&sub2;
für jeden Herzschlag mit denen für Φ&sub1;, logI&sub1;&sub1; und logI&sub2;&sub1;
für jeden Herzschlag kombiniert (der Wert jedes Parameters
in der zweiten Gruppe ist stabil und kann dadurch bestimmt
werden, daß die Werte für mehrere Herzschläge gemittelt
werden, wie voranstehend angegeben ist), um so logI&sub1;&sub0; und
logI&sub2;&sub0; für jeden Herzschlag zu berechnen. Nach Berechnung
dieser Werte von logI&sub1;&sub0; und logI&sub2;&sub0; werden die Werte
innerhalb des Bereichs, in welchem die Pigmentkonzentration
genügend hoch ist, so daß sie ziemlich stabil ist, ausgewählt und
gemittelt. Die so erhaltenen Werte für logI&sub1;&sub0; und logI&sub2;&sub0;
sind äußerst verläßlich und lassen die korrekte Messung der
Änderung der Pigmentkonzentration zu.
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Beim Arbeiten mit der in Fig. 1 gezeigten Vorrichtung muß die
Bedienungsperson eine vorgeschriebene Abfolge von
Bedienungsschritten durchführen, jeweils für den Fall der Ermittlung
ischemischer Pegel und für den Fall der Konstruktion einer
Pigmentverdünnungskurve Cg(t) auf der Grundlage der so
ermittelten ischemischen Pegel. Falls gewünscht kann die
Bedienungsperson ein Pigment zu einem bestimmten Zeitpunkt
injizieren, sämtliche Werte von logI&sub1;(t) und logI&sub2;(t) in
kontinuierlicher Weise über einen Zeitraum einschließlich
dieses Zeitpunkts aufzeichnen, ischemische Pegel durch
nachfolgende Analyse der aufgezeichneten Daten ermitteln, und eine
Pigmentverdünnungskurve auf der Basis der so ermittelten
Ischemiepegel konstruieren. Dieses Verfahren weist den
Vorteil auf, daß die Bedienungsperson nur einmal ein Pigment in
die Probe lebenden Gewebes einspritzen muß, die analysiert
werden soll.
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Die in Fig. 1 gezeigte Vorrichtung besteht aus
Analogschaltungen. Allerdings lassen sich schnellere und genauere
Messungen dadurch erhalten, daß eine A/D-Wandlung der Signale
durchgeführt wird, die von der Lichtmengendetektoreinrichtung
produziert werden, und dann die nachfolgende Bearbeitung mit
einem elektronischen Computer durchgeführt wird.
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Zwar werden bei der voranstehenden Ausführungsform eine
einzige Lichtquelle und zwei lichtempfangende Elemente
verwendet, jedoch ist es offensichtlich, daß die Erfindung nicht
hierdurch und hierauf beschränkt ist. Es ist beispielsweise
möglich, ein einziges lichtempfangendes Element für zwei
alternierend leuchtende Lichtquellen in zeitunterteilter Weise
zu verwenden.
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Wie auf den voranstehenden Seiten beschrieben wurde, kann
die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung die Änderung
der Konzentration eines Pigments im Blut auf ziemlich
nichtinvasive und vollständig kontinuierliche Weise durchführen.