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Diese
Erfindung bezieht sich auf eine Vorrichtung zur Beobachtung biologischer
Daten, welche biologische Daten, wie zum Beispiel Blutdruck, Puls,
etc, mißt.
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In
einer herkömmlichen
Methode eines kontinuierlichen Messens von Blutdruckwerten wird
eine Manschette verwendet, um einen Blutdruckwert eines Subjekts
bzw. einer Person bei einer Anfangsstufe einer Messung zu messen,
und danach wird ein Blutdruckwert auf der Basis eines Übergangs
einer photoelektrischen Volumenpulswelle berechnet, die von einem
photoelektrischen Sensor erhalten wird. Somit werden sowohl die
Manschette als auch der photoelektrische Sensor gewöhnlich bzw.
gemeinsam in der Anfangsstufe der Messung verwendet. Eine Kalibrierung
wird durchgeführt,
um jede einer photoelektrischen Pulswelle (relativer Wert) und einer
Druckpulswelle (absoluter Wert) mit der anderen zu korrelieren.
Sobald die Kalibrierung ausgeführt
ist, kann anschließend
ein Blutdruckwert des Subjekts bzw. der Person lediglich aus der
Messung durch den photoelektrischen Sensor, ohne Messung durch die Manschette,
berechnet werden.
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Jedoch
verursacht eine mehrmalige Druckanwendung gegen eine Arterie bzw.
Pulsschlagader der Person dieser Schmerzen, wenn die Messung mit der
Manschette nochmals gemacht wird.
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US-A-5
309 916 offenbart eine Vorrichtung zum Messen eines Blutdrucks,
die eine Sensoranordnung enthält,
die an dem Äußeren eines
Körpers abnehmbar
angelegt bzw. festgelegt ist und welche elektrisch leitend bzw.
leitfähig
mit einem elektronischen Schaltkreis verbunden ist. Die Sensoranordnung
und der Schaltkreis bzw. die Schaltung sind konfi guriert, um in
zumindest einer Meßregion
des Körpers
eine Klappe bzw. ein Ventil zu bestimmen, welche(s) ein Maß für eine Variable
ist, die sich periodisch über
die Zeit im Rhythmus des Pulsschlags ändert und die mit dem Blutdruck
korreliert ist. Diese Variable kann zum Beispiel die Durchflußgeschwindigkeit
und/oder Durchflußmenge
und/oder das Volumen des arteriellen Bluts und/oder eine Querschnittsabmessung
und/oder die Durchflußquerschnittsfläche eines
arteriellen Blutgefäßes sein.
Der Sensor und der Schaltkreis bestimmen weiters einen Wert, der
ein Maß für die Pulswellengeschwindigkeit
ist. Durch ein Verknüpfen
der zwei Werte miteinander und Einbeziehen mindestens eines Kalibrierungswerts,
kann zumindest ein Wert, der für
den Blutdruck charakteristisch ist, bestimmt werden. Die Vorrichtung
macht es möglich,
den Blutdruck einer Person mit verhältnismäßig kleiner Belastung bzw.
Belästigung
für die
Person zumindest quasi-kontinuierlich zu messen.
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Daher
ist es ein Ziel bzw. Gegenstand der vorliegenden Erfindung, eine
Vorrichtung zur Beobachtung biologischer Daten zur Verfügung zu
stellen, welche einen Blutdruckwert ohne vorbereitende Messung mit
der Manschette berechnen kann. Das Ziel wird durch eine Vorrichtung
zur Beobachtung biologischer Daten gemäß den Merkmalen des Anspruchs 1
geoffenbart. Bevorzugte Ausführungsformen
der Erfindung sind bzw. werden in den abhängigen Ansprüchen definiert.
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Es
wird eine Vorrichtung zur Beobachtung biologischer Daten bereitgestellt,
umfassend eine Meßeinheit,
beinhaltend wenigstens einen photoelektrischen Sensor, beinhaltend
ein Licht emittierendes Element zum Emittieren von Licht mit einer
vorbestimmten Wellenlänge
auf ein Blutgefäß eines Subjektes
bzw. einer Person und ein Licht detektierendes Element zum Detektieren
als eine photoelektrische Volumenpulswelle einer Änderung
in einer Größe von transmittiertem
oder reflektiertem licht, das aus dem Licht resultiert, das von
dem Licht emittierenden Element emittiert wurde, eine Betätigungs- bzw.
Betriebseinheit, in welche ein Ergebnis einer Messung durch die
Meßeinheit
so zugeführt
wird, daß die
Betriebseinheit ein Betriebsverfahren basierend auf dem zugeführten Meßergebnis
ausführt,
einen Speicherbereich, der Daten des Ergebnisses einer Messung oder
dgl. speichert, und eine Anzeigeeinheit, die ein Ergebnis einer
Berechnung anzeigt, die durch die Betriebseinheit ausgeführt wurde,
dadurch gekennzeichnet, daß der
Speicherbereich Blutdruckumwandlungsdaten speichert, die einen Pulswellenbereich
und einen Blutdruckwert korrelieren, so daß ein Pulswellenbereich in
einen Blutdruckwert als ein Absolutwert umgewandelt werden kann, wobei
der Pulswellenbereich durch ein Integrieren einer Wellenform der
photoelektrischen Volumenpulswelle pro Herzschlag erhalten ist,
und die Betriebseinheit den Pulswellenbereich auf der Basis der
photoelektrischen Volumenpulswelle berechnet, die von dem Subjekt
erhalten ist, und weiters einen Blutdruckwert des Subjekts auf der
Basis des berechneten Pulswellenbereichs und der Blutdruckumwandlungsdaten
berechnet.
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Gemäß der oben
beschriebenen Vorrichtung zur Beobachtung biologischer Daten speichert
der Speicherbereich die Blutdruckumwandlungsdaten, in denen der
Pulswellenbereich der photoelektrischen Volumenpulswelle und der
Blutdruckwert jeweils miteinander korreliert sind. Demgemäß wird,
wenn eine photoelektrische Volumenpulswelle des Subjekts durch den
photoelektrischen Sensor gemessen wird, ein Blutdruckwert des Subjekts
aus dem Pulswellenbereich der photoelektrischen Volumenpulswelle
und den Blutdruckumwandlungsdaten erhalten. Dementsprechend kann
die oben beschriebene Vorrichtung die Messung einer Druckpulswelle
durch eine Manschette in der Anfangsstufe einer Messung und eine resultierende
Kalibrierung eliminieren, woraufhin das Meßverfahren vereinfacht werden
kann.
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Die
Erfindung wird lediglich beispielsweise, unter Bezugnahme auf die
begleitenden bzw. beiliegenden Zeichnungen, beschrieben, in welchen:
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1 ein
Blockdiagramm einer Vorrichtung zur Beobachtung biologischer Daten
in Übereinstimmung
mit einer ersten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist;
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2 eine
Schnittansicht einer Pulswellen-Meßvorrichtung ist;
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3 ein
Blockdiagramm einer Messung eines künstlichen menschlichen Körpermodells
ist;
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4A eine
Wellenformdarstellung einer photoelektrischen Volumenpulswelle ist;
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4B ein
Graph ist, der eine Korrelation zwischen einem Pulswellenbereich
und einem Strömungs-
bzw. Flußgeschwindigkeitswert
zeigt;
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4C ein
Graph ist, der eine Korrelation zwischen dem Pulswellenbereich und
einem Blutdruckwert zeigt;
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5 ein
Flußdiagramm
ist, das ein Verfahren zum Berechnen eines Blutdruckwerts eines
Subjekts zeigt;
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6 ein
Flußdiagramm
ist, das ein anderes Verfahren zum Berechnen eines Blutdruckwerts
eines Subjekts zeigt;
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7 ein
Blockdiagramm eines Messens eines künstlichen menschlichen Körpermodells
ist, einschließlich
eines Tiers, das ein künstliches
menschliches Körperteil
bildet bzw. darstellt;
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8 ein
Konzept eines anderen photoelektrischen Sensors illustriert bzw.
veranschaulicht, das in einer Vorrichtung zur Beobachtung biologischer
in Übereinstimmung
mit einer zweiten Ausführungsform der
Erfindung verwendet wird;
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9A bis 9C Graphen
sind, die einen Übergang
der photoelektrischen Volumenpulswellen zeigen;
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10 ein
Blockdiagramm der Vorrichtung zur Beobachtung biologischer Daten
in Übereinstimmung
mit einer dritten Ausführungsform
der Erfindung ist;
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11 ein
Flußdiagramm
ist, das ein Verfahren zur Berechnung eines Blutdruckwerts zeigt;
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12A und 12B Graphen
sind, die einen Übergang
der photoelektrischen Volumenpulswelle jeweils vor bzw. nach einer
Substitution zeigen;
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13 ein
Flußdiagramm
ist, das ein Verfahren zur Berechnung einer Sauerstoffsättigung
von arteriellem Blut zeigt;
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14 ein
Blockdiagramm der Vorrichtung zur Beobachtung biologischer Daten
in Übereinstimmung
mit einer vierten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist;
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15 eine
teilweise weggebrochene, perspektivische Ansicht einer Kapsel einer
Schweißmengenmeßvorrichtung
ist;
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16A ein Graph ist, der einen Übergang von Spitzenwertdaten
einer photoelektrischen Volumenpulswelle zeigt;
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16B ein Graph ist, der einen Übergang von Schweißmengendaten
zeigt;
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16C ein Graph ist, der einen Übergang von zusammengesetzten
Daten A2 zeigt;
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17 ein
Graph ist, der einen Übergang von
Anästhesie- bzw. Betäubungs-Tiefe
zeigt;
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18A und 18B Graphen
sind, die einen Übergang
von primären,
biologischen Daten zeigen;
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19A und 19B Graphen
sind, die einen Übergang
von anderen biologischen Daten zeigen;
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20 ein
Graph ist, der die Anästhesie- bzw.
Betäubungstiefe
zeigt;
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21 ein
Blockdiagramm der Vorrichtung zur Beobachtung biologischer Daten
ist, der ein Elektrokardiograph und ein Elektroenzephalograph hinzugefügt sind;
und
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22A und 22B Graphen
sind, die Korrelationen zwischen Hauttemperatur und Schweißmenge bzw.
Blutdurchflußmenge
zeigen.
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Eine
erste Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung wird unter Bezugnahme auf 1 bis 7 beschrieben.
Bezugnehmend auf 1 wird eine Vorrichtung zur
Beobachtung biologischer Daten in Übereinstimmung mit der ersten
Ausführungsform
der Erfindung gezeigt. Die Vorrichtung zur Beobachtung biologischer
Daten umfaßt
eine Pulswellen-Meßvorrichtung 20,
eine Datenverarbeitungsvorrichtung 10, die mit einer Ausgangsleitung
der Pulswellen-Meßvorrichtung 20 verbunden
ist, um das Betriebsverfahren durchzuführen, und einen Monitor 30 (welcher
als eine Anzeigeeinheit in der Erfindung dient), der die Ergebnisse
einer Betriebsverarbeitung mittels der Datenverarbeitungsvorrichtung 10 anzeigt.
Die Pulswellen-Meßvorrichtung 20 beinhaltet einen
photoelektrischen Sensor (welcher als eine Meßeinheit in der Erfindung dient),
welcher Licht mit einer vor- bestimmten Wellenlänge auf ein Blutgefäß eines
Subjekts bzw. einer Person 5 strahlt, um dadurch als eine
photoelektrische Volumenpulswelle eine Änderung in einer Größe eines
resultierenden transmittierten bzw. übertragenen oder reflektierten Lichts
zu detektieren.
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Die
Datenverarbeitungsvorrichtung 10 beinhaltet einen A/D Wandler 11,
eine CPU 12 (welche in der Erfindung als eine Betätigungs-
bzw. Betriebseinheit dient) und einen Spei cherbereich 13.
Die photoelektrische Volumenpulswelle, die durch die Pulswellen-Meßvorrichtung 20 detektiert
wird, wird kontinuierlich über
einen A/D Wandler 11 in die CPU 12 geliefert bzw.
zugeführt.
Die CPU 12 führt
eine betriebliche Verarbeitung auf der Basis der digitalisierten photoelektrischen
Volumenpulswellendaten, Blutdruckumwandlungsdaten, die im Speicherbereich 13 geschrieben
sind, Strömungsraten-
bzw. Flußgeschwindigkeits-Umwandlungsdaten
etc. durch, wodurch ein Blutdruckwert des Subjekts pro Herzschlag berechnet
wird. Der Monitor 30 zeigt eine Blutdruckwellenform und
photoelektrische Volumenpulswelle jeweils in der Einheit eines Herzschlags
an.
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Bezugnehmend
auf 2 umfaßt
die Pulswellen-Meßvorrichtung 20 eine
Manschette bzw. ein Handgelenkband 21 und einen Körper 22.
Die Manschette 21 weist beide Enden so adaptiert auf, daß sie miteinander
verbunden sind, so daß die
Pulswellen-Meßvorrichtung 20 rund
um ein Handgelenk des Subjekts 5 fixiert ist. Der Körper 22 beinhaltet
ein Gehäuse 23,
das eine offene Seite aufweist, die auf einen Arm des Subjekts 5 aufgebracht
wird, und eine Platte 24, die die offene Seite verschließt. Die
Platte 24 wird durch eine Schraubenfeder 25 elastisch
getragen bzw. abgestützt,
die zwischen dem Gehäuse 23 und
der Platte angeordnet ist, so daß die Platte gewöhnlich gegen
eine Haut des Subjekts 5 gedrückt wird.
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Die
Platte 24 weist eine Mehrzahl von Durchtritts- bzw. Durchgangslöchern auf,
in die eine Mehrzahl von Licht emittierenden Elementen 26A und Licht
detektierenden Elementen 26B von der Innenseite des Gehäuses 23 eingeführt bzw.
eingesetzt sind, welche zu fixieren sind. Die Licht emittierenden Elemente 26A und
die Licht detektierenden Elemente 26B stellen einen photoelektrischen
Sensor 26 dar, um eine relative Änderung im Blutfluß bzw. -strom des
Subjekts 5 als eine Änderung
in einer Menge von Licht zu detektieren. Jedes Licht emittierende
Element umfaßt
eine Licht emittierende Diode (LED), wohingegen jedes Licht detektierende
Element einen Phototransistor umfaßt. Jede LED erhält einen
Output bzw. eine Ausgabe gemäß einer
Menge eines Blutflusses von dem Phototransistor. Beispielsweise gehört Licht,
das für
diesen Zweck verwendet wird, einem Wellenlängenbereich an, der zuläßt, daß das Licht
sowohl in Oxyhämoglobin
als auch Desoxyhämoglobin
im Blut absorbiert und reflektiert wird, oder es wird Licht mit
einer Wellenlänge
von etwa 640 nm verwendet. In diesem Fall entspricht, da sich eine Ausgabe
des Phototransistors mit einer Änderung
im Gehalt an Hämoglobin
im Blut ändert,
die erhaltene Ausgabe einer relativen Änderung in einer Größe bzw.
Menge eines Blutflusses. Die Pulswellen-Meßvorrichtung 20 beinhaltet
einen Antriebs- bzw. Treiber-Schaltkreis (nicht gezeigt) zum Antreiben
bzw. Steuern der Licht emittierenden Elemente 26A und einen
empfangenden bzw. Empfänger-Schaltkreis (nicht
gezeigt) zur Verarbeitung eines Ausgangssignals, das von dem Licht
detektierenden Element 26B geliefert wird. Daten einer
erhaltenen photoelektrischen Volumenpulswelle werden über eine
Ausgabe- bzw. Ausgangsleitung zur Datenverarbeitungsvorrichtung 10 übermittelt.
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Ein
Blutdruckwert Pt des Subjekts wird hauptsächlich durch eine betriebliche
Be- bzw. Verarbeitung in der Ausführungsform berechnet, wie dies später beschrieben
wird. Die betriebliche Verarbeitung erfordert Referenz- bzw. Bezugsdaten
eines Blutdruckwerts Po und eines Strömungs- bzw. Flußgeschwindigkeitswerts
Vo. Zu diesem Zweck speichert der Speicherbereich 13 Blutdruck-Umwandlungsdaten
für eine
Be rechnung des Blutdruckwerts Po und Flußgeschwindigkeits-Umwandlungsdaten für eine Berechnung
des Flußgeschwindigkeitswerts Vo.
Beide Daten werden aus Versuchen unter Verwendung einer Messung
eines künstlichen
menschlichen Körpermodells 40 erhalten,
wie dies später
im Detail beschrieben werden wird.
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Die
Messung eines künstlichen
menschlichen Körpermodells 40 gibt
einen Ruhezustand eines Probengegenstands bzw. -objekts mit einer Standardform
wieder. Das Modell 40 umfaßt einen Behälter 41,
der ein Äquivalent 49 zu
Menschenblut speichert (im folgenden "Blutäquivalent"), ein Rohr 42,
durch welches das Blutäquivalent 49 wiederholt zirkuliert
und weitergeleitet bzw. übertragen
wird, und eine Pumpe 43, die das Blutäquivalent 49 für jede Standard-Herzschlagzeitdauer
unter Druck zuführt, welche
eine der Probenperson im Ruhezustand ist, zum Beispiel 0,75 sec.
Das Blutäquivalent
weist vorzugsweise eine ähnliche
Zusammensetzung wie das menschliche bzw. Menschenblut auf und Blut
jeglichen Tieres kann zum Beispiel verwendet werden. Das Rohr 42 dient
als Rohrleitung in der Erfindung und entspricht einem Blutgefäß. Der Druck
der Pumpe 43 ist einstellbar. Ein Flußratensensor 44 ist
in der Mitte des Rohres 42 vorgesehen, um eine Strömungs- bzw.
Flußrate
des Blutäquivalents 49 pro Standard-Herzschlagzeitdauer
zu messen. Der Flußratensensor 44 dient
als Flußraten-Meßabschnitt
in der Erfindung. Ein photoelektrischer Sensor 45 ist vorgesehen,
um als eine Änderung
in einer Menge von Licht eine Änderung
in der Flußrate
des Blutäquivalents 49 im
Rohr zu detektieren. Ein Druckmeßabschnitt 46 beinhaltet
einen Behälter 47,
der durch ein Gummidruckventil 47A in eine obere und untere Kammer
unterteilt ist, und einen Drucksensor 48, der mit der unteren
Kammerseite des Behälters 47 verbunden
ist. Das Rohr 42 ist mit der oberen Kammer verbunden, so
daß das
Blutäquivalent
darin rezirkuliert werden kann.
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Das
Rohr 42 hat einen Innendurchmesser annähernd gleich jenem eines Blutgefässes in
einem Handgelenk der Probenperson im ruhenden bzw. Ruhezustand.
Der Innendurchmesser des Rohrs 42 ist auf einen Durchmesser
bzw. ϕ2,5 mm in der Ausführungsform festgesetzt. Der
vorhergehende „Ruhezustand" ist festgesetzt,
weil das künstliche
Modell 40 den Ruhezustand der Probenperson wiedergibt.
Das Blutgefäß im Handgelenk
ist bzw. wird ausgewählt, weil
ein Teil des Subjekts, wo die Messung tatsächlich durchgeführt wird,
ein Handgelenk ist. Es ist wünschenswert,
daß der
photoelektrische Sensor 26 der Pulswellen-Meßvorrichtung 20 und
der photoelektrische Sensor 45 des künstlichen Modells 40 vom
gleichen Typ sein sollten.
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Das
Druckventil 47A wird bei einer Druckzufuhr des Blutäquivalents 49 nach
unten verschoben bzw. verlagert, wodurch der Druck an der unteren Kammerseite
verändert
wird, um maximal zu werden. Der Druck, der einem systolischen Blutdruck
des menschlichen Körpers
im Ruhezustand entspricht, wird durch den Drucksensor 48 gemessen.
Anderseits wird das Druckventil 47A nach einer Druckzuführung des
Blutäquivalents 49 zur
oberen Kammerseite bewegt, wodurch der Druck an der unteren Kammerseite
verändert
wird, um minimal zu werden. Der Druck, der einem diastolischen Blutdruck
des menschlichen Körpers
im Ruhezustand entspricht, wird durch den Drucksensor 48 gemessen.
Weiters werden Ausgangsleitungen des photoelektrischen Sensors 45,
des Flußratensensors 44,
des Drucksensors 48 an den A/D-Wandler bzw. -Konverter 11 angeschlossen.
In dem künstlichen
Modell 40, das wie oben beschrieben aufgebaut ist, wird
der Druck, bei dem das Blutäquivalent 49 durch
die Pumpe 43 unter Druck zugeführt wird, zu verschiedenen
Werten verändert,
so daß die
photoelektrische Volumenpulswelle und der Druckwert des Blutäquivalents 49 jeweils
durch den photoelektrischen Sensor 45 und den Drucksensor 48 jedes
Mal bei einer Einstellung gemessen werden, woraufhin die folgenden
Blutdruck-Umwandlungsdaten und Flußraten-Umwandlungsdaten berechnet
werden. Siehe 4A bis 4C.
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In
den Blutdruck-Umwandlungsdaten wird ein Pulswellenbereich, der durch
ein Integrieren der photoelektrischen Volumenpulswelle betreffend
das Rohr 42 pro Herzschlag erhalten wird, und der Blutdruckwert
des Blutäquivalents,
der vom Drucksensor 48 erhalten wird, miteinander korreliert.
Die Blutdruck-Umwandlungsdaten werden bei jedem systolischen Blutdruck
und jedem diastolischen Blutdruck berechnet. Siehe 4C.
Andererseits werden der Pulswellenbereich und der Flußgeschwindigkeitswert miteinander
in den Flußgeschwindigkeits-Umwandlungsdaten
korreliert. Siehe 4B. Der Flußgeschwindigkeitswert wird
durch ein Dividieren einer Flußrate,
die mittels durch den Flußratensensor 44 gemessen
wird, durch einen Querschnittsbereich des Rohrs 42 erhalten.
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Eine
Art eines Berechnens eines Blutdruckwerts Pt in irgendeiner Periode
wird unter Bezugnahme auf 5 beschrieben.
Zunächst
wird eine Manschette 21 um einen Arm des Subjekts 5 festgelegt, und
die Pulswellen-Meßvorrichtung 20 wird
so eingestellt, daß der
photoelektrische Sensor 26 oberhalb eines Blutgefäßes des
Subjekts 5 angeordnet ist. Wenn der photoelektrische Sensor 26 gesetzt
bzw. eingestellt wurde, wird eine photoelektrische Volumenpulswelle
durch den Sensor 26 gemessen, während das Subjekt 5 in einem
temporären
Ruhezustand oder Messungsbezugszustand (Messungsbezugszeit) ist.
Die gemessene photoelektrische Volumenpulswelle wird über den
A/D-Wandler 11 der CPU 12 zugeführt (Schritt
a).
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Das
Subjekt 5 wird unter dem oben beschriebenen bzw. angemerkten
Zustand gehalten. Demgemäß nimmt
ein Mittelwert des Innendurchmessers des Blutgefäßes des Subjekts ungefähr den gleichen Wert
an wie den Innendurchmesser des Rohrs 42, obwohl der Wert
des Innendurchmessers des Blutgefäßes des Subjekts in einem gewissen
Ausmaß schwankt.
Deshalb können
ein Bezugsblutdruck- und Flußgeschwindigkeitswert
Po und Vo jeweils auf der Basis der Blutdruckdaten bzw. Flußgeschwindigkeits-Umwandlungsdaten
berechnet werden. Beide Daten können
jedoch nicht verwendet werden, wenn das Subjekt von einem Ruhezustand
zu einem Nicht-Ruhezustand wechselt, so daß der Innendurchmesser des
Blutgefäßes sich
vom Innendurchmesser des Rohrs 42 als Folge einer Expansion
und Kontraktion des Blutgefäßes unterscheidet.
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Das
Verfahren für
eine Berechnung des Blutdruckwerts Po und Flußgeschwindigkeitswerts Vo wird
konkreter beschrieben. Ein Pulswellenbereich pro Herzschlag wird
auf der Basis der photoelektrischen Volumenpulswelle (relativer
Wert) des Subjekts 5 berechnet. Der Pulswellenbereich pro
Herzschlag wird zu einem Wert pro oben erwähnter Standard-Herzschlagzeit
umgewandelt (Schritt b). Zum Beispiel wird ein Pulswellenbereich
s2 zu einem Wert pro Standard-Herzschlagzeitdauer t2 wie folgt umgewandelt: s2 = s1 × t2/t1wo
t1 eine Herzschlagzeitdauer des Subjekts ist, t2 eine Standard-Herzschlagzeitdauer
und s1 ein Pulswellenbereich des Subjekts 5 pro Herzschlag
ist. Das Bezugssymbol "S" wird nachfolgend
den umgewandelten Pulswellenbereich s2 bezeichnen.
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Ein
Flußgeschwindigkeitswert
(absoluter Wert) in dem Meß-Bezugszustand wird
aus dem umgewandelten Pulswellenbereich S und den Flußgeschwindigkeits-Umwandlungsdaten
berechnet, wie dies in 4B gezeigt ist (Schritt c).
Beispielsweise wird der Flußgeschwindigkeitswert
durch Vo repräsentiert,
wenn der umgewandelte Pulswellenbereich S durch So repräsentiert
wird. Weiters wird der Blutdruckwert (absoluter Wert) des Subjekts 5 in
dem Meß-Bezugszustands
aus dem umgewandelten Pulswellenbereich S und den Blutdruck-Umwandlungsdaten
berechnet, wie dies in 4C dargestellt gezeigt ist (Schritt
c). Wenn der konvertierte bzw. umgewandelte Pulswellenbereich durch
So repräsentiert
wird, wird der Blutdruckwert Po als ein systolischer Blutdruckwert
Pho und ein diastolischer Blutdruckwert PLo repräsentiert.
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Wenn
der Bezugsblutdruckwert Po und die Flußgeschwindigkeit Vo in der
oben beschriebenen Art und Weise erhalten werden, wird der Blutdruckwert
Pt danach durch die folgende betriebliche Verarbeitung in einer
geeigneten Zeitdauer bzw. Periode berechnet. Die Erfinder haben
gefunden bzw. festgestellt, daß es
eine Korrelation zwischen einem Innendurchmesser eines Blutgefäßes und
einem Spitzenwert einer photoelektrischen Volumenpulswelle gibt. Zum
Beispiel gilt die folgende Gleichung: Do/Dt = k × ϕo/φt (1)wo Do ein
Peak- bzw. Spitzenwert der photoelektrischen Volumenpulswelle bei
der Meßbezugszeit
ist, ϕo ein Innendurchmesser eines Blutgefäßes ist,
Dt ein Spitzenwert der photoelektrischen Volumenpulswelle in irgendeiner
Periode nach der Meßbezugszeit ist,
und ϕt ein Innendurchmesser eines Blutgefäßes ist.
Demgemäß kann der
Innendurchmesser ϕt des Blutgefäßes des Subjekts auf der Basis
der Spitzenwerte Do und Dt der photoelektrischen Volumenpulswelle
berechnet werden. Da das Produkt aus einem Querschnittsbereich bzw.
einer Querschnittsfläche eines
Rohrs und einer Flußgeschwindigkeit
einer Flüssigkeit,
die durch das Rohr fließt,
konstant ist, besteht weiters die folgende Gleichung zwischen einem Flußgeschwindigkeitswert
Vo des Bluts bei einer Meßbezugszeit
und einer Flußgeschwindigkeit
Vt des Bluts in jeder beliebigen Zeitdauer bzw. Periode: π(ϕo/2)2 × Vo = π(ϕt/2
)2 × Vt (2)
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Demgemäß wird die
folgende Gleichung (3) auf der Basis der Gleichungen (1) und (2)
erhalten, so daß der
Flußgeschwindigkeitswert
Vt des Subjekts 5 in jeder beliebigen Periode berechnet
werden kann: Vt =
(Do/kDt)2 × Vo (3)
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Eine
Blutdruckschwankung bzw. -variation ΔP bezieht sich auf eine Änderung
im Blutdruckwert in einer beliebigen Periode relativ zum Wert an
einer Meßbezugszeit.
Die Blutdruckschwankung ΔP
wird auf der Basis des berechneten Flußgeschwindigkeitswerts Vt in
einer beliebigen Zeitdauer, des Flußgeschwindigkeitswerts Vo bei
der Meßbezugszeit und
des Blutdruckwerts Po bei der Meßbezugszeit (Schritt d) berechnet.
Spezifischer besteht eine Beziehung, die durch die folgende Gleichung
(4) ausgedrückt
wird, zwischen dem Flußgeschwindigkeits- und
Blutdruckwert Vo und Po bei der Meßbezugszeit und dem Flußgeschwindigkeits-
und Blutdruckwert Vt und Pt zu einer beliebigen Zeitdauer. Gleichung
(5) wird aus der Gleichung (4) erhalten. Das Bezugssymbol bzw. -zeichen ρ bezeichnet
eine Dichte von Blut. Po
+ pVo2/2 = Pt + ρVo2/2 (4) ΔP = Pt – Po = ρ/2(Vo2 – Vt2) (5) Pt = Po + ΔP (6)
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Demzufolge
kann die Blutdruckschwankungsgröße ΔP auf der
Basis von Gleichung (5) berechnet werden. Als ein Ergebnis wird
der systolische Blutdruckwert Pho im Messungsbezugszustand für "Po" in Gleichung (6)
eingesetzt bzw. substituiert, um einen systolischen Blutdruckwert
Pht pro Herzschlag in einer beliebigen Zeitdauer berechnen zu können. Um
einen diastolischen Blutdruckwert PLt pro Herzschlag in einer beliebigen
Zeitdauer berechnen zu können,
wird der diastolische Blutdruckwert PLo in im Meßbezugszustand für "Po" in Gleichung (6)
eingesetzt (Schritt e).
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Wie
aus dem Vorhergehenden deutlich bzw. ersichtlich wird, speichert
der Speicherbereich 13 die Blutdruck-Umwandlungsdaten und
die Flußraten-Umwandlungsdaten.
Wenn das Subjekt im Messungsbezugszustand (Ruhezustand) ist, werden
der Bezugs-Flußgeschwinkeits-
und -Blutdruckwert Vo und Po jeweils aus beiden Umwandlungsdaten
berechnet. Weiters kann in einer beliebigen Periode nach einer Berechnung
des Bezugs-Flußgeschwindigkeits-
und -Blutdruckwerts Vo und Po die Blutdruckschwankungsgröße ΔP, welche
eine Schwankung im Blutdruckwert in einer beliebigen Zeit relativ zum
Wert an einer Meßbezugszeit
ist, durch eine Betätigung
aus den Spitzenwerten Do und Dt der photoelektrischen Volumenpulswelle
und dem Flußgeschwindigkeitswert
Vo bei der Meßbezugszeit
erhalten werden. Der Blutdruckwert Pt in irgendeiner Periode wird
auf der Basis der erhaltenen Blutdruckschwankungsgröße ΔP berechnet.
Sobald der Bezugs-Flußgeschwindigkeits-
und -Blutdruckwert Vo und Po berechnet sind, kann dementsprechend
der Blutdruckwert Pt durch einen Arbeitsgang bzw. eine Betätigung erhalten
werden, ob das Subjekt 5 in einem Ruhezustand ist oder
nicht. Daher kann der Blutdruckwert Pt in einer beliebigen Zeit
bzw. Periode auf der Basis von lediglich der Messung der photoelektrischen
Volumenpulswelle durch den photoelektrischen Sensor 26 ohne
eine Messung einer Druckpulswelle durch die Manschette, etc. berechnet
werden. Folglich bzw. daraus resultierend kann das Blutdruckmeßverfahren
vereinfacht werden.
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Der „Nicht-Ruhezustand" betrifft einen Fall, wo
sich physikalische Zustände
des Subjekts 5 im Verlauf einer Messung verändern, so
daß der
Innendurchmesser eines Blutgefäßes des
Subjekts im Vergleich zum Ruhezustand kontrahiert oder expandiert ist.
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Das
künstliche
Modell 40 beinhaltet ein Laser-Verschiebungs-Meßgerät 95,
das darin eingebaut ist, wie dies in 3 gezeigt
ist. Das Laser-Verschiebungs-Meßgerät 95 strahlt
Laserstrahlen auf das Rohr 42 ab. An dem Rohr 42 reflektiertes
Licht wird durch eine Linse auf eine Licht empfangende Ebene gebündelt, um
darauf fokussiert zu werden. Das Laser-Verschiebungs-Meßgerät 95 mißt weiters eine
Verschiebungsgröße eines
Brennpunkts auf der Licht empfangenden Oberfläche, um dadurch eine Änderung
des Innendurchmessers des Rohrs 42 zu messen. Obwohl der
Innendurchmesser des Rohrs 42 vor dem Versuch im Durchmesser
bzw. ϕ2,5 ist, wird spezifischer das Rohr 42 mit Änderungen
im Druck expandiert und kontrahiert, da in dem Versuch bzw. Experiment
das Blutäquivalent 49 zwangsweise durch
das Rohr zugeführt
bzw. gespeist ist bzw. wird. Dementsprechend gibt es, selbst wenn
der Innendurchmesser des Rohrs 42 im Durchmesser bzw. ϕ2,5
in dem natürlichen
Zustand ist, eine Möglichkeit, daß ein Mittelwert
des Innendurchmessers des Rohrs in dem Versuch nicht ϕ2,5
ist. In Anbetracht des Problems wird der Innendurchmesser des Rohrs 42 durch
das Laser-Verschiebungs-Meßgerät 95 während des
Versuchs gemessen, und ein Mittelwert des Innendurchmessers erhalten.
Wenn der erhaltene Mittelwert nicht ϕ2,5 ist, werden die
Blutdruck- und die Flußgeschwindigkeits-Umwandlungsdaten, die
unter Verwendung des Rohrs 42 gemessen wurden, abgeändert oder
umgewandelt, so daß die
Daten dem Innendurchmesser von ϕ2,5 entsprechen. Als Folge
kann ein Fehler im Innendurchmesser des Rohrs aufgrund von Änderungen
des an das Rohr 42 angelegten Drucks beseitigt bzw. eliminiert
werden, woraufhin ein genauer Blutdruckwert erhalten werden kann.
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Weiters
kann das Laser-Verschiebungs-Meßgerät 95 verwendet
werden, um den in einer beliebigen Periode (insbesondere in einem Nicht-Ruhezustand)
aus Gleichung (6) erhaltenen Blutdruckwert zu überprüfen bzw. zu verifizieren. Im Spezielleren
ist bzw. wird das Blutgefäß im Nicht-Ruhezustand
im Vergleich zum Ruhezustand ausgedehnt bzw. aufgeweitet oder zusammengezogen bzw.
kontrahiert. Es wird beispielsweise der Fall betrachtet, wo ein
Mittelwert des Innendurchmessers des Blutgefäßes des Subjekts ϕ2,5
im Ruhezustand ist. In diesem Fall ist, wenn sich der Mittelwert
von ϕ2,5 auf ϕ4,0 mit der Änderung des Subjekts von dem
Ruhezustand in den Nicht-Ruhezustand ändert, ein Rohr 42,
das einen Innendurchmesser von ϕ2,5 aufweist, im künstlichen
Modell 40 vorgesehen und ein Druck wird durch eine Pumpe
so eingestellt, daß der
Mittelwert des Innnendurchmessers des Rohrs ϕ4,0 wird.
Eine Strömungs-
bzw. Flußrate
und ein Druck des Blutäquivalents 49 werden
durch den Flußratensensor 44 bzw.
den Drucksensor 48 gemessen. Die Ergebnisse der Messung
werden mit dem Blutdruckwert verglichen, der auf Basis der Gleichung
(6) berechnet wird, wodurch experimentell verifiziert werden kann,
ob der Blutdruckwert korrekt ist. Weiters kann ein Korrekturfaktor
oder dgl. erhalten werden, wenn der auf der Basis von Gleichung
(6) berechnete Blutdruckwert mit einem tatsächlich in dem Experiment gemessenen
Blutdruckwert verglichen wird.
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Die
Blutdruck- und Flußgeschwindigkeits-Umwandlungsdaten
basieren auf Daten, die erhalten werden, wenn das Rohr einen Innendurchmesser
von ϕ2,5 hat. In Anbetracht von Unterschieden in den Körpern der
Subjekte 5 können
Blutdruck- und Flußgeschwindigkeits-Umwandlungsdaten
jedoch so bereitgestellt werden, daß sie verschiedenen Innendurchmessern
von Rohren entsprechen. Beispielsweise kann der Speicherbereich 13 eine
Mehrzahl von Datentabellen speichern und Rohre 42 für die jeweiligen
Größen von ϕ2,0, ϕ2,5, ϕ3,0
werden für
das künstliche
Modell 40 vorbereitet. Eine Messung wird ausgeführt, wobei
das Rohr 42 von einer zur anderen geändert wird. Die Blutdruckdaten
und die Flußgeschwindigkeitsdaten
werden für
jedes Rohr 42 berechnet, die auf die jeweilige Datentabelle zu
schreiben sind. Weiters kann ein Blutgefäßdurchmesser-Meßabschnitt,
der als eine Meßeinheit
dient, zum Messen eines Innendurchmessers des Blutgefäßes des
Subjekts 5 vorgesehen bzw. zur Verfügung gestellt werden. In diesem
Fall wird eine Datentabelle des Rohrdurchmessers, der dem Innendurchmesser des
Blutgefäßes des
Subjekts entspricht, auf der Basis der Berechnungsergebnisse ausgewählt. Siehe Schritt
g in 6. Deshalb können
die Unterschiede in den Körpern
der Subjekte 5 eliminiert bzw. beseitigt werden, und demgemäß kann ein
genauerer Blutdruckwert erhalten werden.
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Betreffend
den oben erwähnten
Blutgefäßdurchmesser-Meßabschnitt
kann der photoelektrische Sensor 26 an einer Fingerspitze
festgelegt werden, so daß Licht
mit einer vorbestimmten Wellenlänge
auf einen regelmäßigen Puls
in der Fingerspitze abgestrahlt wird. Der Blutgefäßdurchmesser-Meßabschnitt
detektiert das resultierende transmittierte Licht. In diesem Fall
entspricht die Ausgabe, die zu bekommen ist, den Änderungen
im Blutgefäßdurchmesser,
wenn das transmittierte Licht zu einem Wellenlängenbereich gehört, in welchem
das Licht in eine Komponente im Blutgefäß, wie zum Beispiel Hämoglobin
absorbiert wird. Weiters kann der Innendurchmesser des Blutgefäßes auf
der Basis der Änderungen
in der Flußgeschwindigkeit
Vt gemessen werden. Spezifischer variiert der Flußgeschwindigkeitswert
Vt mit Änderungen
in dem Innendurchmesser des Blutgefäßes. Die Flußgeschwindigkeit
wird in einem Teil des Blutgefäßes erhöht, wo der
Innendurchmesser davon verringert ist. Die Flußgeschwindigkeit wird in einem
Teil des Blutgefäßes verringert, wo
der Innendurchmesser davon erhöht
ist. Dementsprechend kann, wenn die Flußgeschwindigkeit bei einer
Mehrzahl von Teilen eines einzelnen Blutgefäßes gemessen wird, der Innendurchmesser
des Blutgefäßes auf
der Basis der Unterschiede in der Flußgeschwindigkeit Vt zwischen
den Teilen erhalten werden.
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Die
oben beschriebene Vorrichtung zur Beobachtung biologischer Daten
kann auf die folgende Art verwendet werden. Der photoelektrische
Sensor 26 wird an verschiedenen Teilen eines einzigen Blutgefäßes des
Subjekts 5 angeordnet. Eine photoelektrische Volumenpulswelle
wird an jedem Teil durch das Licht emittierende Element 26A und
das Licht detektierende Element 26B gemessen. Eine Blutflußrate wird
dann für
jedes gemessene Teil durch die CPU 12 berechnet. Wenn das
Blutgefäß durch
Arteriosklerose verengt ist, wird die Flußrate des Bluts in einem hohen
Ausmaß an
dem verengten Teil des Gefäßes verringert.
Demgemäß kann Arteriosklerose
detektiert bzw. festgestellt werden, wenn die durch die CPU 12 berechneten
Flußraten
des Bluts miteinander verglichen werden. Damit eine Flußrate von
Blut durch Berechnung erhalten werden kann, wird die Flußgeschwindigkeit
zunächst
auf der Basis der photoelektrischen Volumenpulswelle- und der Flußgeschwindigkeits-Umwandlungsdaten
berechnet. Die erhaltene Flußgeschwindigkeit
wird mit einer Querschnittsfläche
des Blutgefäßes multipliziert.
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Weiters
wird die Manschette 21 der Pulswellen-Meßvorrichtung 20 so
modifiziert, um um den Kopf herum befestigt zu werden, und so gesetzt,
daß der
photoelektrische Sensor 26 zu dem Schädel gerichtet ist. In diesem
Fall wird, wenn Licht, das zu einem vorbestimmten Wellenlängenbereich
gehört, vom
Licht emittierenden Element 26A des photoelektrischen Sensors 26 abgestrahlt
wird, das ab- bzw. ausgestrahlte Licht durch den Schädel transmittiert, so
daß die
photoelektrische Volumenpulswelle entsprechend der Blutflußrate im
Blutgefäß auf eine nicht
invasive Weise gemessen werden kann. Zusätzlich kann, wenn der photoelektrische
Sensor 26 zum Ausstrahlen von Licht auf eine andere Arterie, wie
zum Beispiel Radialarterie oder Antebrachia larterie, eine photoelektrische
Volumenpulswelle gemäß einer Änderung
in der Blutflußrate
in der Arterie gemessen werden.
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Der
photoelektrische Sensor 26 bildet eine Meßeinheit
in der vorhergehenden Ausführungsform. In
einer zweiten Ausführungsform
ist ein zweiter photoelektrischer Sensor 96 weiters zusätzlich zum
photoelektrischen Sensor 26 vorgesehen bzw. zur Verfügung gestellt.
Weiters werden die Flußgeschwindigkeitswerte
Vo und Vt des Subjekts 5 auf der Basis der Flußgeschwindigkeits-Umwandlungsdaten
in der vorhergehenden Ausführungsform
berechnet. In der zweiten Ausführungsform
detektiert jedoch der zweite photoelektrische Sensor 96 eine
Mehrzahl von photoelektrischen Volumenpulswellen, und die Flußgeschwindigkeitswerte
Vo Vt werden auf der Basis einer Phasendifferenz zwischen den detektierten
photoelektrischen Volumenpulswellen berechnet. Die andere Anordnung
in der zweiten Ausführungsform
ist ähnlich
derjenigen in der vorhergehenden Ausführungsform und demgemäß wird eine
detaillierte Beschreibung der anderen Anordnung weggelassen. Der
photoelektrische Sensor 26 dient als ein erster photoelektrischer
Sensor in der Erfindung.
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Der
zweite photoelektrische Sensor 96 wird beispielsweise um
das Handgelenk des Subjekts 5 herum angelegt, und umfaßt ein einziges
Licht emittierendes Element 97 und eine Mehrzahl von Licht detektierenden
Elementen 98A, 98B und 98C. Die Licht
detektierenden Elemente 98A–98C werden in regelmäßigen Intervallen
bzw. Abständen
L entlang des Blutgefäßes angeordnet
und detektieren gleichzeitig Licht, das durch das Licht emittierende
Element 97 abgestrahlt wird, und reflektiert zu werden
(ein transmittiertes Licht zur Bequemlichkeit in einer Erklärung in 8).
Der Abstand L zwischen den Licht detektierenden Elementen ist bzw.
wird auf einen Wert festgesetzt, der von mehreren mm bis zu einigen
zehn mm reicht. Somit kann, wenn der Abstand zwischen den Licht
detektierenden Elementen auf einen so kleinen Wert wie oben erwähnt gesetzt
bzw. eingestellt wurde, eine Bewegungszeit, die erforderlich ist,
damit sich der Blutfluß bzw.
-strom vom Element 98A zum Element 98C bewegt,
auf einen zu einer Zeitdauer der photoelektrischen Volumenpulswelle
gleichen Wert festgesetzt bzw. eingestellt werden. Wenn die Bewegungszeit
des Blutflusses auf diese Weise festgesetzt wird, kann eine für den Blutfluß erforderliche
Bewegungszeitdauer, um sich zwischen den Licht detektierenden Elementen
zu bewegen, aus einer Phasendifferenz an den Graphen erhalten werden. 9A bis 9C illustrieren
einen Übergang
von photoelektrischen Volumenpulswellen, die jeweils von den Licht
detektierenden Elementen 98A bis 98C erhalten
werden. Beispielsweise bezeichnen Bezugssymbole ta, tb, und tc jeweils
Spitzenwerte der photoelektrischen Volumenpulswellen. Eine Zeit,
die für
den Blutfluß erforderlich
ist, um sich vom Licht detektierenden Element 98A bis zum
Licht detektierenden Element 98B zu bewegen, wird als "ta – tb" ausgedrückt, und
der Abstand zwischen den Elementen 98A und 98B ist
L. Demgemäß kann ein Flußgeschwindigkeitswert
Vt aus der folgenden Gleichung (7) erhalten werden: V = (ta – tb)/L (7)
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Die
Werte Vo und Vt können
erhalten werden, wenn die Phasendifferenz zwischen den photoelektrischen
Volumenpulswellen bei der Meßbezugszeit
und in irgendeiner Periode für
(ta – tb)
in Gleichung (7) substituiert wird. Zusätzlich sind drei Licht detektierende
Elemente 98A bis 98C in der zweiten Ausführungsform
vorgesehen. Ein Flußgeschwindigkeitswert
zwischen den Elementen 98A und 98B wird erhalten,
und eine Flußgeschwindigkeit
zwischen den Elementen 98B und 98C wird auch erhalten.
Ein Mittelwert von beiden Flußgeschwindigkeitswerten dient
als ein Flußgeschwindigkeitswert
in der zweiten Ausführungsform.
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Andererseits
kann der Blutdruckwert Po bei der Meßbezugszeit erhalten werden
wie in der vorhergehenden Ausführungsform,
auf der Basis von sowohl dem umgewandelten Pulswellenbereich So, der
aus der photoelektrischen Volumenpulswellen erhalten wird, als auch
den Blutdruck-Umwandlungsdaten. Demgemäß können, wenn die Werte Po, Vo und
Vt erhalten werden, eine Blutdruckänderungsgröße ΔP und demgemäß ein Blutdruckwert Pt in einer
beliebigen Periode auf der Basis der Gleichung (5) erhalten werden: ΔP = Pt – Po = ρ/2(Vo2 – Vt2) (5)
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Außerdem haben
die Erfinder gefunden, daß es
eine Korrelation zwischen dem Flußgeschwindigkeitswert Vt und
einer Zeitdauer bzw. Periode der photoelektrischen Volumenpulswelle
gibt, die durch jeden der photoelektrischen Sensoren 26 und 96 detektiert
werden. Demgemäß kann,
wenn wir unsere Aufmerksamkeit auf die Zeitdauer der photoelektrischen
Volumenpulswelle zuwenden (beispielsweise tw in 9B),
der Übergang
des Flußgeschwindigkeitswerts
aus der Zeitdauer der photoelektrischen Volumenpulswelle ohne Bereitstellung
einer Mehrzahl von Licht detektierenden Elementen erhalten werden.
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Beide
vorhergehenden Ausführungsformen sind
auf die Messung eines Blutdrucks des Subjekts 5 gerichtet.
Eine Blutfluß rate
des Subjekts 5 kann beispielsweise auch auf der Basis der
Blutdruck- und Flußgeschwindigkeits-Umwandlungsdaten
berechnet werden. Spezifischer ist ein Drucksensor, der als Blutdruckmeßabschnitt
in der Erfindung dient, als die Meßeinheit anstelle des photoelektrischen
Sensors 26 vorgesehen. Zuerst wird ein Blutdruckwert Po
von dem Drucksensor bei der Meßbezugszeit
erhalten und überdies
werden ein umgewandelter Pulswellenbereich und demgemäß Flußgeschwindigkeitswerte So
und Vo auf der Basis der Blutdruck- und Flußgeschwindigkeits-Umwandlungsdaten
berechnet. Fortlaufend wird in irgendeiner Periode nach einem Start der
Messung der Wert Vt jeweils durch ein Substituieren von Werten für Pt, Po
und Vo in Gleichung (4) berechnet. Der Wert ϕt wird weiters
durch ein Substituieren der Werte für ϕt, Vo und Vt berechnet.
Folglich kann eine Blutflußrate
des Subjekts 5 zu einer beliebigen Zeit auf der Basis des
Innendurchmessers des Blutgefäßes des
Subjekts 5 und der Strömungs- bzw.
Flußgeschwindigkeit
Vt des Bluts erhalten werden.
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Eine
dritte Ausführungsform
der Erfindung wird nun unter Bezugnahme auf 10 bis 12B beschrieben. In der dritten Ausführungsform
wird ein Körperbewegungssensor 51,
der als die Meßeinheit dient,
für ein
Detektieren einer geringfügigen
Bewegung des Subjekts 5 hinzugefügt. Darüber hinaus werden ein Pulswellenregenerations-Schaltkreis 57 und
ein Körperbewegungs-Detektionsabschnitt 59 zu der
Datenverarbeitungsvorrichtung 10 hinzugefügt. Der
Körperbewegungs-Detektionsabschnitt 59 stellt ein
Teil der Betriebs- bzw. Funktionseinheit in der Erfindung. Ein substituierendes
Verfahren, das im Detail später
beschrieben wird, wird auf der Basis einer Bestimmung der Wellenformdaten
der photoelektrischen Volumenpulswelle und den Ergebnissen einer Be stimmung
ausgeführt.
Die andere Anordnung in der dritten Ausführungsform ist jener in der
ersten Ausführungsform ähnlich und
dementsprechend wird eine detaillierte Beschreibung der anderen
Anordnung eliminiert.
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Der
Körperbewegungssensor 51 ist
Seite an Seite mit dem photoelektrischen Sensor 26 angeordnet
und umfaßt
beispielsweise eine blaue LED (Licht emittierendes Element), welche
Licht mit einer Wellenlänge
von 420 nm ausstrahlt, und einen Phototransistor (Licht detektierendes
Element), der das reflektierte Licht detektiert. Das von der blauen
LED emittierte Licht wird auf einer Hautoberfläche des Subjekts reflektiert,
und eine Ausgabe des Phototransistors wird als eine geringfügige Körperbewegung
des Subjekts 5 detektiert.
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Der
photoelektrische Sensor 26 ist über einen Verstärker 52 mit
einem Tiefpaßfilter 53 und
einem Hochpaßfilter 54 verbunden,
so daß eine
Ausgabe des Sensors 26 zu der Datenverarbeitungsvorrichtung 10 zugeführt wird.
Das Tiefpaßfilter 53 schneidet
Frequenzen bei oder unter 30 Hz ab, um Komponenten mit niedriger
Frequenz, wie ein Rauschen zu eliminieren. Weiters schneidet das
Hochpaßfilter 54 Hochfrequenz-Komponenten
oder Frequenzen bei oder über
150 Hz ab. Der Körperbewegungssensor 51 ist über einen
Verstärker 55 mit
einem aktiven Filter 56 (Bandpaßfilter) verbunden. Das aktive
Filter 56 überträgt ein vorbestimmtes
Frequenzband an die Datenverarbeitungseinheit 10, während es
alle anderen Frequenzen zurückweist.
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Die
Datenverarbeitungsvorrichtung 10 umfaßt einen Multiplexer 58,
einen eine Pulswellen wiedergebenden bzw. reproduzierenden Schaltkreis 57 und
einen eine Körperbewegung detektierenden
Abschnitt 59 zusätzlich
zum Speicherbereich 13, CPU 12 und A/D Wandler 12.
Ein eingegebenes bzw. Eingangssignal von dem photoelektrischen Sensor 26 wird über den
die Pulswelle regenerierenden Schaltkreis 57 an den Multiplexer 58 und
die CPU 12 geliefert. Ein Eingangssignal von dem Körperbewegungssensor 51 wird über den
die Körperbewegung
detektierenden Abschnitt 59 und den Multiplexer 58 zur CPU 12 geliefert.
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Der
die Pulswellen reproduzierende Schaltkreis 57 ist weiters
mit dem die Körperbewegung
detektierenden Abschnitt 59 verbunden. In dem die Pulswelle
reproduzierenden Schaltkreis 57 wird eine ausgegebene bzw.
Ausgangs-Wellenform des Körperbewegungssensors 51 von
einer vom photoelektrischen Sensor 26 gelieferten Ausgangs-Wellenform subtrahiert,
um durch die Filter 53 und 54 geleitet zu werden.
Daher erzeugt der die Pulswelle regenerierende Schaltkreis 57 eine
Wellenform, in der die Körperbewegungskomponenten
(insbesondere geringfügige
Körperbewegung
des Subjekts) aus der Ausgabe des photoelektrischen Sensors 26 eliminiert worden
sind. Die durch den die Pulswelle reproduzierenden Schaltkreis 57 durchgeführte Verarbeitung stellt
ein modifizierendes Verfahren in der Erfindung dar. Ausgabe- bzw.
Ausgangsdaten des photoelektrischen Sensors 26 werden so
durch das ein Geräusch eliminierende
Verfahren durch das Tiefpaß-
und Hochpaßfilter 53 und 54 und
das modifizierende Verfahren verarbeitet bzw. behandelt, in dem
der Körperbewegungssensor 51 eine
geringfügige
Körperbewegung
des Subjekts 5 detektiert und Körperbewegungskomponenten von
der Ausgabe des photoelektrischen Sensors 26 subtrahiert
werden, woraufhin nur reine Pulswellenkomponenten kontinuierlich
abgeleitet bzw. extrahiert werden. Folglich kann, da Fehlerkomponenten
aus der photoelektrischen Volumenpuls wellenform beseitigt bzw. eliminiert
sind, eine genaue photoelektrische Volumenpulswelle erhalten werden.
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Eine
Bestimmung der photoelektrischen Volumenpulswelle durch die Datenverarbeitungsvorrichtung 10 wird
nun unter Bezugnahme auf 11 beschrieben.
In der dritten Ausführungsform
hängt die
Bestimmung der photoelektrischen Volumenpulswelle davon ab, ob eine
Periode bzw. Zeitdauer der photoelektrischen Volumenpulswelle innerhalb
eines vorbestimmten erlaubten bzw. zulässigen Bereichs liegt (Schritt
j). Der vorbestimmte erlaubte Bereich ist ein normaler Bereich der
Zeitdauer der photoelektrischen Volumenpulswelle, zum Beispiel ein
Bereich von 0,75 bis 1,5 s. Wenn eine große Körperbewegung in dem Subjekt 5 während einer
Messung einer photoelektrischen Volumenpulswelle auftritt, wird
die Wellenform der photoelektrischen Volumenpulswelle gestört, so daß die Periode
aus dem erlaubten Bereich fällt.
Wenn bestimmt wird, daß die
Periode der photoelektrischen Volumenpulswelle innerhalb des erlaubten
Bereichs ist, schreitet die Datenverarbeitungsvorrichtung 10 zu
einem ersten Blutdruckberechnungsschritt (Schritt k) voran, wohingegen
die Datenverarbeitungsvorrichtung 10 zu einem Schritt voranschreitet,
in dem die Substitution der photoelektrischen Volumenpulswelle ausgeführt wird
(Schritt n), wenn bestimmt wird, daß die Periode des photoelektrischen
Volumenpulssignals außerhalb
des erlaubten Bereichs liegt.
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In
dem ersten Blutdruckberechnungsschritt werden eine Blutdruckschwankungsgröße ΔP und ein
Blutdruckwert Pt des Subjekts im Nicht-Ruhezustand auf der berechneten
Basis des Flußgeschwindigkeitswerts
Vo und Blutdruckwerts Po im Ruhezustand, dem Spitzenwert der photoelektrischen
Volumenpuls welle, und dgl. berechnet. Die Datenverarbeitungsvorrichtung 10 vergleicht
dann den erhaltenen Blutdruckwert Pt mit dem Blutdruck-Bezugswert, wodurch
er überprüft wird
(Schritt m). Der Blutdruck-Bezugswert ist ein Blutdruckbereich,
der durch eine normale Messung erhalten wird (zum Beispiel ein Bereich
von 50 bis 140 mmHg). Wenn der erhaltene Blutdruckwert innerhalb
des Bezugswertbereichs liegt, bestimmt die Datenverarbeitungsvorrichtung 10,
daß die
Messung auf gewöhnliche
Weise durchgeführt
worden ist, wobei der Übergang
des Blutdruckes Pt angezeigt wird. Andererseits bestimmt, wenn der
erhaltene Blutdruckwert außerhalb des
Bezugswertbereichs liegt, die Datenverarbeitungsvorrichtung 10,
daß eine
Messung fehlerhaft ist, wobei sie zum Pulswellenmeß-Schritt
(Schritt a) für eine
Neuberechnung des Blutdruckwerts Pt zurückkehrt.
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Wenn
bestimmt wird, daß die
Periode der photoelektrischen Volumenpulswelle außerhalb
des erlaubten Bereiches liegt, führt
die Datenverarbeitungsvorrichtung 10 eine Substituierungsverarbeitung
für die
photoelektrische Volumenpulswelle aus. In der Substitutionsverarbeitung
wird, wie dies in 12A und 12B gezeigt
ist, ein durchschnittliches Wellenformmodell (ein schraffierter
Abschnitt in 12B), das später beschrieben wird, für ein abnormales
Wellenformteil der gemessenen photoelektrischen Volumenpulswelle
oder ein Teil von Wellenformdaten aus dem erlaubten Bereich substituiert. Anschließend wird
ein Blutdruckwert in einem zweiten Blutdruckwert-Berechnungsschritt
(Schritt o) berechnet. Spezifischer werden unter Berücksichtigung eines
Teils der Wellenformdaten innerhalb des erlaubten Bereichs ein Flußgeschwindigkeitswert
Vo und Blutdruckwert Po im Ruhezustand des Subjekts berechnet, und
eine Blutdruckschwankungsgröße ΔP auf der
Basis eines Spitzenwerts der photoelektrischen Volumenpulswelle,
dgl. berechnet. Ein Blutdruckwert Pt im Nicht-Ruhezustand des Subjekts wird
zuletzt berechnet. Bezüglich
des Teils der Wellenformdaten außerhalb des erlaubten Bereiches werden
eine Blutdruckschwankungsgröße ΔP und ein
Blutdruckwert Pt im Nicht-Ruhezustand des Subjekts auf der Basis
des substituierten Spitzenwerts der photoelektrischen Volumenpulswelle
berechnet. Danach schreitet die Datenverarbeitungsvorrichtung 10 zu
Schritt m voran, um den Blutdruckwert zu überprüfen.
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Das
mittlere bzw. Mittelwert-Wellenformmodell wird auf der Basis von
Wellenformdaten des Subjekts 5 innerhalb des erlaubten
Bereichs berechnet. Spezifischer werden die Wellenformdaten einer
photoelektrischen Volumenpulswelle in den Speicherbereich 13 zu
einer beliebigen Zeit nach einem Beginn der Messung geliefert. Andererseits
berechnet die CPU 12 einen Mittelwert auf der Basis eines
Spitzenwerts und Zeitdauer, dgl. unter Berücksichtigung der Wellenformdaten,
welche bis zu einer Detektion von Wellenformdaten gemessen wurden,
die außerhalb des
erlaubten Bereichs liegen. Die CPU 12 erhält dann
ein Mittelwert-Wellenformmodell basierend auf den Ergebnissen einer
Berechnung.
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Wie
aus dem Vorhergehenden deutlich bzw. ersichtlich ist, kann, da die
Datenverarbeitungsvorrichtung 10 eine Bestimmung der photoelektrischen Volumenpulswelle
durchführt,
ein Fehler aufgrund einer derartigen großen Körperbewegung, die nicht durch
den Körperbewegungssensors 51 detektiert werden
kann, eliminiert werden und darüber
hinaus kann eine genaue photoelektrische Volumenpulswelle erhalten
werden. Dementsprechend kann eine verlässliche Diagnose gemacht werden,
wenn eine Datenanalyse (zum Beispiel Berechnung eines mittleren Blutdruckwerts) über einen
Blutdruckwert nach einer Detektion des Blutdruckwerts durchgeführt wird.
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Die
photoelektrische Volumenpulswelle wird an dem Handgelenk des Subjekts 5 (Messungsteil)
in der Ausführungsform
gemessen. Jedoch tritt manchmal ein Fehler in der Messung auf, weil
ein vertikaler Abstand zwischen dem Messungsteil und dem Herz des
Subjekts abhängig
von einem Winkel des Arms des Subjekts differiert. Eine Winkelkompensation kann
durch die CPU 12 gemacht werden, wenn ein Winkelsensor
zum Feststellen eines Winkels des Armes des Subjekts als ein Maß bereitgestellt
wird, um den vorstehend genannten Fehler zu vermeiden.
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Die
Datenverarbeitungsvorrichtung 10 kann eine Sauerstoffsättigung
von arteriellem Blut SaO2 sowie den oben beschriebenen Blutdruckwert
berechnen. Ein Berechnungsverfahren wird unter Bezugnahme auf 13 beschrieben.
Die Datenverarbeitungsvorrichtung 10 berechnet eine Blutflußrate Q auf
der Basis der Blutdruck- und Flußgeschwindigkeits-Umwandlungsdaten
und photoelektrischer Volumenpulswelle und berechnet weiters einen
Pulsschlag E basierend auf einer Periode der photoelektrischen Volumenpulswelle.
Die Datenverarbeitungsvorrichtung 10 berechnet weiters
eine Herz-Ausgabe Co und einen Herz-Index Cx aus den folgenden Gleichungen
(8) und (9): Co =
ExQ (8) Cx = Co/S (9)wo E der
Pulsschlag ist und S die Körperoberfläche (S =
3,4L/min/m2 in der Ausführungsform) ist. Die Datenverarbeitungsvorrichtung 10 berechnet
weiters einen arteriellen Sauerstoffgehalt CaO2 und einen gemischten
venösen
Sauerstoffgehalt CvO2 aus einem bekannten Algorithmus auf der Basis
der photoelektrischen Volumenpulswelle und berechnet weiters eine
Sauerstoffsättigung
von arteriellem Blut SaO2 aus der folgenden Gleichung (10): SaO2
= (CaO2 – CvO2) × Cx (10)
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Eine
vierte Ausführungsform
der Erfindung wird unter Bezugnahme auf die 14 bis 21 beschrieben.
Obwohl nur die Pulswellenmeßvorrichtung 20 die
Meßeinheit
bildet bzw. darstellt und hauptsächlich
einen Blutdruck in der ersten Ausführungsform mißt, umfaßt die Meßeinheit
eine Schweißmengenmeßvorrichtung 70,
die als Schweißmengenmeßabschnitt
dient, und einen Temperatursensor bzw. -meßfühler 60 zum Detektieren einer
Hauttemperatur und der als ein Hauttemperaturmeßabschnitt dient, zusätzlich zur
Pulswellenmeßvorrichtung 20.
Ein Anästhesie-
bzw. Betäubungsgrad,
welcher nachfolgend als „anästhetische bzw.
Anästhesie-Tiefe" bezeichnet wird,
wird auf der Basis der Detektionsergebnisse durch die oben erwähnten Vorrichtungen
berechnet. Die andere Anordnung bei der vierten Ausführungsform
ist jener in der ersten Ausführungsform ähnlich und
dementsprechend wird auf eine detaillierte Beschreibung der anderen
Anordnung verzichtet. Die durch die jeweiligen Meßvorrichtungen
erhaltenen biologischen Daten werden nachfolgend als „primäre, biologische Daten" bezeichnet.
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Zunächst wird
die Schweißmengenmeßvorrichtung 70 beschrieben.
Die Schweißmengenmeßvorrichtung 70 hat
das gleiche Arbeits- bzw. Funktionsprinzip wie eine in JP-A-10-262958 geoffenbarte Schweißmengenmeßvorrichtung,
die vom Inhaber der vorliegenden Erfindung eingereicht wurde. Spe zifischer
beinhaltet die Schweißmengenmeßvorrichtung 70 eine
Kapsel 71, die eine Vertiefung bzw. Ausnehmung 72 aufweist.
Die Kapsel 71 wird an der Hautoberfläche des Subjekts festgelegt,
wobei eine Öffnung
der Aussparung bzw. Ausnehmung 72 durch die Hautoberfläche verschlossen
wird. Die Kapsel 71 beinhaltet eine Seite, die mit einer
Zufuhröffnung 73 und
einer Austrags- bzw. Ausflußöffnung 74 ausgebildet
ist, die beide mit der Ausnehmung 72 kommunizieren bzw.
in Verbindung stehen. Stickstoffgas mit geringer Feuchtigkeit, das
in einem Zylinder (nicht gezeigt) bevorratet wird, wird bei einer
vorbestimmten Flußrate
in die Ausnehmung 72 durch ein Gummirohr 73A zugeführt, das
mit der Zufuhröffnung 73 kommuniziert.
Anderseits ist bzw. wird eine Befeuchtungsvorrichtung (nicht gezeigt)
in der Mitte eines Gummirohrs 74A vorgesehen, die mit der
Auslaßöffnung 74 zur
Messung einer Feuchtigkeit von abgegebener Luft kommuniziert. Außerdem enthält die Kapsel 71 ein
Thermometer und einen Heizer-Kühler (zum
Beispiel Peltier-Element), welche beide darin eingebaut sind, so
daß ein
Inneres der Ausnehmung 72 auf einer konstanten Temperatur
gehalten wird. Die Schweißmengenmeßvorrichtung 70 weist
eine Ausgangs- bzw. Ausgabeleitung auf, die über den A/D Wandler 11 mit
der CPU 12 verbunden ist, so daß eine Ausgabe der Befeuchtungsvorrichtung
und des Thermometers in die Datenverarbeitungsvorrichtung 10 geliefert
wird. Die Datenverarbeitungsvorrichtung 10 führt einen
Arbeitsvorgang auf der Basis der gelieferten Ausgabe durch, wodurch
eine Schweißmenge
des Subjekts (Schweißmengendaten)
erhalten wird.
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Der
Temperatursensor 60 für
die Detektion der Hauttemperatur kann vom thermischen Expansionstyp,
Thermoelementtyp oder Thermistortyp sein. Der Temperatursensor 60 wird
an einem Arm des Subjekts 5, etc. für Meßzwecke festgelegt, wodurch eine
Hauttemperatur des Subjekts detektiert bzw. ermittelt wird. Der
Temperatursensor 60 weist auch eine Ausgangsleitung auf,
die über
den A/D Wandler mit der CPU 12 verbunden ist. Eine Ausgabe
des Temperatursensors 60 wird in die Datenverarbeitungsvorrichtung 10 geliefert,
welche dann einen Arbeitsvorgang auf der Basis der gelieferten Ausgabe ausführt, um
eine Hauttemperatur des Subjektes 5 (Hauttemperaturdaten)
zu erhalten.
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Außerdem berechnet
die Datenverarbeitungsvorrichtung 10 Spitzenwertdaten unter
Berücksichtigung
eines Spitzenwerts und Pulsschlagdaten auf der Basis der photoelektrischen
Volumenpulswelle, die von der Pulswellenmeßvorrichtung 20 erhalten wird.
Die Datenverarbeitungsvorrichtung 20 berechnet weiters
einen Flußgeschwindigkeitswert
auf der Basis von Flußgeschwindigkeits-Umwandlungsdaten und
berechnet weiters eine Sauerstoffsättigung von arteriellem Blut
(Sauerstoffsättigungsdaten)
auf der Basis des erhaltenen Flußgeschwindigkeitswerts. Die
Datenverarbeitungsvorrichtung 10 berechnet eine Anästhesie-Tiefe
T basierend auf den erhaltenen primären, biologischen Daten.
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Zwei
Methoden für
eine Messung einer Anästhesie-Tiefe
T werden beschrieben. In einer ersten Methode erhält die Datenverarbeitungsvorrichtung 10 zusammengesetzte
Daten aus den primären,
biologischen Daten und berechnet eine Anästhesie-Tiefe T basierend auf
den erhaltenen zusammengesetzten Daten. Zunächst dienen Spitzenwertdaten
y1 als Referenz- bzw. Bezugsdaten. Die anderen primären, biologischen
Daten (Schweißmengendaten
y2, Sauerstoffsättigungsdaten
y3, Hauttemperaturdaten y4 und Pulsschlagdaten y5) werden zu den
Bezugsdaten auf der Basis eines Algorithmus addiert, wie dies in
der folgenden Gleichung (11) gezeigt ist, so daß zusammengesetzte Daten A
erhalten werden: A
= h1xy1 + h2xF(y2) + h3xG(y3) + h4xH(y4) + hSxI(y5) (11)wo y1 ein
Spitzenwert ist, y2 ein Schweißmengenwert
ist, y3 ein Sauerstoffsättigungswert
ist, y4 ein Hauttemperaturwert ist, y5 ein Pulsschlagwert ist, h1 bis
h5 Konstante sind, und F bis I Funktionen sind. Die Spitzenwertdaten
werden als die Bezugsdaten ausgewählt, wie dies oben vorstehend
beschrieben ist. Der Grund für
diese Auswahl liegt darin, daß die Spitzenwertdaten
eine beste Korrelation mit dem Anästhesiegrad zeigen, wenn die
Anästhesie-Tiefe
numerisch dargestellt wird.
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Zusammengesetzte
Daten werden erhalten, wie dies unten beschrieben ist. Zunächst werden
die Schweißmengendaten
y2 und Spitzenwertdaten in zusammengesetzte Daten ausgebildet. Spezifischer werden
zusammengesetzte Daten A2 der Schweißmengendaten y2 und Spitzenwertdaten
y1 aus Gleichung (11) erhalten: A2 = h1xy1 +
h2xF(y2).
-
Da F(y2) = 1 – EXP(–h6xy2), A2 = h1xy1 + h2x(1 – EXP(–h6xy2))wo h6 eine Konstante
ist. In den erhaltenen zusammengesetzten Daten A2 der Spitzenwertdaten
y1 und der Schweißmengendaten
y2 dient ein Übergang
der Spitzenwertdaten als eine Basis, zu welcher ein Übergang
der Schweißmengendaten
y2 hinzugefügt
wird, wie dies in 16C gezeigt ist. Spezifischer
hat ein kleiner Übergang
in den Schweißmengendaten
y2 eine geringere Auswirkung auf einen Übergang bei den Spitzenwertdaten
y1, und nur ein großer Übergang
in den Schweißmengendaten
y2 tritt bei den Spitzenwertdaten y1 in einem verringerten Maßstab auf
(schraffierter Abschnitt in 16C).
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Jede
der Sauerstoffsättigungsdaten
y3, Hauttemperaturdaten y4 und Pulsschlagdaten y5 werden in die
zusammengesetzten Daten A2 auf die gleiche Art, wie oben beschrieben,
zusammengefügt, woraufhin
die zusammengesetzten Daten berechnet werden. Siehe 17.
Die anästhetische
Tiefe T wird auf der Basis der wie oben beschrieben erhaltenen zusammengesetzten
Daten berechnet: T
= At/Ao × 100 (12)wo Ao ein
Bezugswert der zusammengesetzten Daten A (der Wert vor Anwendung
einer Anästhesie)
ist, und At ein Wert At der zusammengesetzten Daten A nach einer
Anwendung einer Anästhesie
ist. Die anästhetische
Tiefe T wird so als ein absoluter Wert auf der Basis eines Verhältnisses
des Bezugswerts Ao der zusammengesetzten Daten A zum Wert At der zusammengesetzten
Daten nach einer Anwendung von Anästhesie erhalten. Ferner wird
ein Übergang der
berechneten Anästhesie-Tiefe
am Monitor 30 mit den zusammengesetzten Daten A angezeigt.
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In
der vierten Ausführungsform
wird eine Mehrzahl von primären,
biologischen Daten, die in enger Beziehung mit einem Anästhesiegrad
stehen, in Signaldaten zum Zweck einer Messung der Anästhesie-Tiefe
zusammengestellt. Da eine Mehrzahl von primären, biologischen Daten untereinander kompensiert
werden, kann demgemäß eine genauere
anästhetische
Tiefe T erhalten werden im Vergleich mit dem Fall, wo die anästhetische
Tiefe auf der Basis eines einzigen primären, biologischen Werts berechnet
wird.
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Die
berechneten zusammengesetzten Daten A werden im Speicherbereich 13 gespeichert.
Selbst wenn eine Messung der primären, biologischen Daten um
das Subjekt 5 nach einer Anwendung einer Anästhesie
bzw. Betäubung
beginnt, kann die anästhetische
Tiefe T berechnet werden. Spezifischer vergleicht die Datenverarbeitungsvorrichtung 10 ein Änderungsmuster
(Übergang
vom Start einer Messung bis zu einer Stabilisierung von zusammengesetzten Daten)
von zusammengesetzten Daten B, die auf der Basis der primären, biologischen
Daten berechnet wurden, mit Änderungsmustern
von angesammelten vorhergehenden zusammengesetzten Daten, wodurch ähnliche
zusammengesetzte Daten R extrahiert werden. Der Bezugswert Ro der
extrahierten zusammengesetzten Daten R wird für die zusammengesetzten Daten
B substituiert. Die anästhetische Tiefe
des Subjekts 5 wird auf der Basis des substituierten Bezugswerts
Ro und eines Werts Bt der zusammengesetzten Daten B berechnet: T = Bt/Ro × 100
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In
der Ausführungsform
ist ein zur Berechnung der anästhetischen
Tiefe verwendeter Bezugswert Ao jener, der nach Anwenden einer Anästhesie erhalten
wird. Jedoch kann ein beliebiger Wert, der zusammengesetzte Daten
A bildet, verwendet werden. Zum Beispiel kann ein nach Anwenden
von Anästhesie
erhaltener Spitzenwert verwendet werden.
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Eine
zweite Berechnungsmethode wird nun unter Bezugnahme auf die 18A bis 20 beschrieben.
In dieser Methode wird eine anästhetische Tiefe
für jede
primären,
biologischen Daten berechnet. Danach werden die Werte für die anästhetische Tiefe,
die auf der Basis der jeweiligen primären, biologischen Daten berechnet
wurden, zusammengezählt,
so daß eine
synthetische anästhetische
Tiefe erhalten wird.
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Die
hier als Beispiel erläuterte
Berechnung basiert auf den Spitzenwertdaten y1, Schweißmengendaten
y2, Sauerstoffsättigungsdaten
y3 und Pulsschlagdaten y5. Jedoch kann die Berechnung nur auf den
Spitzenwertdaten y1, Schweißmengendaten
y2 und Pulsschlagdaten y5 basieren.
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Wenn
die Spitzenwertdaten y1, Schweißmengendaten
y2, Sauerstoffsättigungsdaten
y3 und Pulsschlagdaten y5 in die Datenverarbeitungsvorrichtung 10 geliefert
werden, berechnet die CPU 12 zuerst einen Mittelwert von
jeden primären,
biologischen Daten vor einer Anwendung einer Anästhesie, d.h. einen Mittelwert
y1o von Spitzenwertdaten y1, einen Mittelwert y2o von Schweißmengendaten
y2, einen Mittelwert y3o von Sauerstoffsättigungsdaten y3 und einen
Mittelwert y5o von Pulsschlagdaten y5. Anschließend berechnet die CPU 12 eine
anästhetische
Tiefe T1 einer Pulswelle, eine anästhetische Tiefe T2 einer Schweißmenge und
eine anästhetische
Tiefe T3 einer Sauerstoffsättigung
auf der Basis der jeweiligen primären, biologischen Daten gemäß den jeweiligen
Gleichungen: T1 =
(y1txy5t – k1xy1oxy5o)/(k2xy1oxy5o) (13) T2 = (y2t – k3xy2o)/(k4xy2o) (14) T3 = (y3t – k5xy3o)/(k6xy3o) (15) wo k1 bis
k6 Konstante sind, y1o ein Mittelwert von Spitzenwertdaten y1 vor
Anwenden von Anästhesie ist,
y1t ein Wert von Spitzenwertdaten y1 zu einer beliebigen Zeit ist,
y5o ein Mittelwert von Pulsschlagdaten y5 vor Anwenden von Anästhesie
ist, y5t ein Wert von Pulsschlagdaten y5 zu einer beliebigen Zeit
ist, y2o ein Mittelwert von Schweißmengendaten y2 vor Anwendung
von Anästhesie
ist, y2t ein Wert von Schweißmengendaten
y2 zu einer beliebigen Zeit ist, y3o ein Mittelwert von Sauerstoffsättigungsdaten
y3 vor Anwendung von Anästhesie
ist, und y3t ein Wert von Sauerstoffsättigungsdaten y3 zu einer beliebigen Zeit
ist.
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Nacheinander
werden die anästhetische
Tiefe T1 einer Pulswelle, die anästhetische
Tiefe T2 einer Schweißmenge
und die anästhetische
Tiefe T3 einer Sauerstoffsättigung
zusammengezählt,
woraufhin eine anästhetische
Tiefe T (T = T1 + T2 + T3) berechnet werden kann. In diesem Fall
kann auch eine Mehrzahl von primären,
biologischen Daten, die in Beziehung mit einer anästhetischen
Tiefe stehen, zu einem einzigen Datenwert auf dieselbe Art zusammengefaßt werden,
wie dies oben beschrieben ist. Demgemäß kann, da eine Mehrzahl von
primären,
biologischen Daten untereinander kompensiert wird, eine genauere
anästhetische
Tiefe T erhalten werden im Vergleich mit dem Fall, wo die anästhetische
Tiefe auf der Basis von einem einzigen primären, biologischen Datenwert
berechnet wird.
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Ein Übergang
der erhaltenen anästhetischen Tiefe
T wird am Monitor 30 angezeigt (siehe 20). Während ein Übergang
von anästhetischer
Tiefe T am Monitor 30 bestätigt wird, stellt der Arzt
eine Menge an Betäubungs-
bzw. Anästhesiemittel
ein, die an dem Subjekt 5 anzuwenden ist. Der Arzt beginnt
einen Arbeitsvorgang, wenn er erkennt, daß die anästhetische Tiefe T bei einem
geeigneten Wert stabil ist. Andererseits nimmt in einem Fall, wo
das Subjekt 5 ein abnormales Symptom aufweist, der Arzt
das abnormale Symptom wahr, wenn er einen Übergang von anästhetischer
Tiefe am Monitor 30 sieht. In diesem Fall kann, wenn Alarmierungs- bzw. Alarmmittel in
der Datenverarbeitungsvorrichtung 10 vorgesehen sind, über das
abnormale Symptom des Subjekts 5 informiert werden, ohne
vom Inhalt abzuhängen,
der auf dem Monitor 30 angezeigt wird.
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Ein
Elektrokardiograph 80, der als ein Herzschlagmeßabschnitt
dient, und Elektroenzephalograph 90, der als ein Hirnwellenmeßabschnitt
dient, können
zusätzlich
zur oben beschriebenen Meßeinheit
vorgesehen sein, wie dies in 21 gezeigt
ist. Der Elektrokardiograph 80 beinhaltet Elektroden, die auf
der Körperoberfläche des
Subjekts 5 zum Detektieren eines schwachen elektrischen
Signals aufgebracht werden, das erzeugt wird, wenn das Herz schlägt. Das
elektrische Signal wird durch einen Verstärker verstärkt, um als Herzschlagdaten
y6 geliefert zu werden.
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Der
Elektroenzephalograph 90 weist das gleiche Funktionsprinzip
wie der Elektrokardiograph 80 auf und beinhaltet Elektroden,
die auf den Kopf des Subjekts 5 angelegt bzw. aufgebracht
werden, um ein schwaches elektrisches Signal zu detektieren, das
im Gehirn als das Ergebnis einer Hirntätigkeit erzeugt wird. Das Signal
wird durch einen Verstärker
verstärkt,
um als Hirnwellendaten y7 geliefert zu werden.
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Die
Datenverarbeitungsvorrichtung 10 berechnet die anästhetische
Tiefe T auf der Basis von sieben primären, biologischen Daten, d.h.
den Spitzenwertdaten y1, Schweißmengendaten
y2, Sauerstoffsättigungsdaten
y3, Hauttemperaturdaten y4, Pulsschlagdaten y5, Herzschlagdaten
y6 und Hirnwellendaten y7. Weiters kann eine genaue anästhetische
Tiefe T berechnet werden, weil der Herzschlag und die Hirnwelle
Parameter sind, die eng mit der anästhetischen Tiefe T in Beziehung
stehen.
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Eine
fünfte
Ausführungsform
der Erfindung wird unter Bezugnahme auf 22A und 22B beschrieben. Obwohl die anästhetische Tiefe T des Subjekts 5 in
der vierten Ausführungsform
berechnet wird, wird eine Gesamtwärme bzw. -wärmemenge des Subjekts 5 berechnet.
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In
der fünften
Ausführungsform
enthält
die Vorrichtung zur Beobachtung biologischer Daten einen Temperatursensor 60,
der als die Meßeinheit dient
und eine Hauttemperatur detektiert. Andererseits speichert der Speicherbereich 13 Körperoberflächenbereichs-Umwandlungsdaten,
welche unten beschrieben werden. Die Körperoberflächenbereichs-Umwandlungsdaten
enthalten eine Korrelation zwischen der Figur einer Person und eines
Körperoberflächenbereichs.
Beispielsweise wird ein Körperoberflächenbereich
einer Person berechnet, wenn Daten von Größe, Gewicht, Alter und Geschlecht
der Person eingegeben werden. Demgemäß kann, wenn eine Hauttemperatur
des Subjekts 5 durch den Temperatursensor 60 gemessen
wird und ein Mittelwert der gemessenen Hauttemperatur pro vorbestimmter
Zeit durch die CPU berechnet wird, eine Gesamtwärme des Subjekts 5 auf
der Basis des mittleren Hauttemperaturwerts und des Körperoberflächenbereichs
berechnet werden.
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Außerdem kann,
wenn die Pulswellen-Meßvorrichtung 20 und
der Temperatursensor 60 zusammen verwendet werden, die
Hauttemperatur des Subjekts 5 auch auf der Basis der photoelektrischen Volumenpulswelle
berechnet werden. Spezifischer haben die Erfinder gefunden, daß eine Hauttemperatur
einen Zusammenhang aufweist mit einer Blutflußrate. Demgemäß wird eine
photoelektrische Volumenpulswelle durch die Pulswellen-Meßvorrichtung 20 gemessen,
so daß ein
Spitzenwert der photoelektrischen Volumenpulswelle erhalten wird.
Ein Flußgeschwindigkeitswert
wird auf der Basis von Flußgeschwindigkeits-Umwandlungsdaten
berechnet, und eine Blutflußrate
wird berechnet. Hauttemperatur- und Blutfluß-Umwandlungsdaten werden basierend auf
der erhaltenen Blutflußrate
und der Hauttemperatur berechnet (siehe 22A und 22B). Die Hauttemperatur und die Blutflußrate werden
jeweils miteinander in den berechneten Umwandlungsdaten korreliert.
Die Hauttemperatur- und Blutfluß-Umwandlungsdaten
werden in den Speicherbereich 13 für jedes Subjekt 5 geschrieben.
Folglich kann, nachdem die Umwandlungsdaten geschrieben worden sind,
die Hauttemperatur des Subjekts 5 auf der Basis der in
den Speicherbereich 13 geschriebenen Hauttemperatur- und
Blutfluß-Umwandlungsdaten berechnet
werden, wenn die photoelektrische Volumenpulswelle durch die Pulswellen-Meßvorrichtung 20 ohne
direkte Messung durch den Temperatursensor 60 gemessen
wird. Wenn die Hauttemperatur- und Blutfluß-Umwandlungsdaten in den Speicherbereich 13 geschrieben
werden, ist es wünschenswert, daß die Daten
zusammen mit Umgebungsdaten (Feuchtigkeit, Temperatur, und dgl.)
zum Zeitpunkt der Messung aufgezeichnet werden. Deshalb werden Faktoren,
die zu Fehlern führen,
eliminiert, und demgemäß können genaue
Daten erhalten werden.
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Ferner
haben die Erfinder gefunden, daß eine
Schweißmenge
auch einen Zusammenhang mit einer Blutfluß- bzw. -strömungsrate
aufweist. Dementsprechend kann eine Schweißmenge des Subjekts 5 ohne
direkte Messung einer Schweißmenge berechnet
werden, wenn beide primären,
biologischen Daten von Schweißmenge
und Blutflußrate
erhalten werden und Schweißmengen-
und Blutflußraten-Umwandlungsdaten
auf der Basis der primären, biologischen
Daten berechnet werden.
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In
modifizierten Formen kann ein Tier verwendet werden, obwohl das
künstliche
menschliche Meßkörpermodell 40 in
der ersten Ausführungsform verwendet
wird. Ferner wird die Blutflußrate
pro Herzschlag durch den photoelektrischen Sensor 26 in
der ersten Ausführungsform
gemessen. Jedoch kann der Herzschlag unter Verwendung von Laserstrahlen,
anderen Lichtquellen oder einem Ultraschallsensor oder Drucksensor
gemessen werden.
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In
der ersten Ausführungsform
wird die Blutflußrate
des Subjekts 5 durch den photoelektrischen Sensor 26 vom
fixierten Typ gemessen, damit die Arteriosklerose festgestellt bzw.
detektiert werden kann. Stattdessen kann jedoch ein photoelektrischer Sensor
vom Scanner-Typ verwendet werden.
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Der
photoelektrische Sensor 26 des Einzelwellenformtyps wird
in jeder der ersten bis fünften Ausführungsform
verwendet. Der photoelektrische Sensor kann jedoch vom Mehrfachwellenlängentyp (doppelte
oder dreifache Wellenlänge)
sein.