DE69417473T2

DE69417473T2 - Verfahren und Gerät zur Messung eines absorbierenden Bestandteils in einem streuender Medium

Info

Publication number: DE69417473T2
Application number: DE69417473T
Authority: DE
Inventors: Goro Nishimura; Motoki Oda; Kazuyoshi Ohta; Mamoru Tamura; Yutaka Yamashita
Original assignee: Hamamatsu Photonics KK
Current assignee: Hamamatsu Photonics KK
Priority date: 1993-06-10
Filing date: 1994-06-09
Publication date: 1999-09-30
Anticipated expiration: 2014-06-10
Also published as: JPH06343625A; EP0628804A1; EP0628804B1; US5582169A; DE69417473D1; JP3310390B2

Description

Ein Verfahren und ein Gerät zur Bestimmung eines Verhältnisses einer Konzentration einer Vielzahl von absorptionsfähigen Bestandteilen in einem streuenden Medium.
Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren und ein Gerät zur Bestimmung eines Verhältnisses einer Konzentration einer Vielzahl der Konzentration von absorptionsfähigen Bestandteilen, die in einem streuenden Medium vorhanden sind.
Wenn Licht mit einer Wellenlänge in der Nähe eines infrarotnahen Bereichs auf ein lebendiges Gewebe auftrifft, wird eine Absorption des Auftrefflichts in dem lebendigen Gewebe in hohem Maße von Hämoglobin im Blut beeinflußt. Der Einfluß von Oxyhämoglobin (HbO&sub2;) unterscheidet sich von dem deoxygenierten Hämoglobins (Hb). Die Absorptionsspektren des lebendigen Gewebes ändern sich gemäß den Zuständen von Hämoglobin, wie es in einem Graphen aus Fig. 1 gezeigt ist. Die Wellenlänge [nm] des Auftrefflichts ist entlang der Abszisse in Fig. 1 aufgetragen, und das Absorptionsvermögen [mW&supmin;¹cm&supmin;¹] ist entlang der Ordinate darin aufgetragen. Wie es in diesem Graphen gezeigt ist, ist das von deoxygeniertem Hämoglobin (Hb) verursachte Absorptionsvermögen höher als das von Oxyhämoglobin (HbO&sub2;), wenn die Wellenlänge kürzer als 800 nm ist. Wenn die Wellenlänge länger als 800 nm ist, ist das von Oxyhämoglobin (HbO&sub2;) verursachte Absorptionsvermögen höher als das von deoxygeniertem Hämoglobin (Hb). Das bedeutet offenbar, daß sich die optische Absorption in dem lebendigen Gewebe gemäß den metabolischen Zuständen von Sauerstoff in dem lebendigen Gewebe verändern.
Ein Überwachungsgerät bzw. ein Monitor des Sauerstoffmetabolismus in einem lebendigen Gewebe ist unter Verwendung dieses Prinzips herkömmlich entwickelt worden. Ein derartiger Monitor ist in der Praxis verwendet worden. Bei diesem Sauerstoffmetabolismusmonitor kann jedoch nur eine Änderung relativ zu dem Anfang der Messung überwacht werden. Deshalb kann der Grad (SO&sub2;-Wert) der Sättigung des Sauerstoffs im Blut in einem lebendigen Gewebe nicht gemessen werden, der ein Verhältnis einer Oxyhämoglobinkonzentration (HbO&sub2;) zu einer Gesamthämoglobinkonzentration ist. Daher kann der SO&sub2;-Wert als der Index eines Sauerstoffmetabolismus in dem lebendigen Gewebe nicht bekannt sein. Daher sind Anstrengungen unternommen worden, unter Verwendung des nachstehenden Verfahrens und Gerätes diesen SO&sub2;-Wert zu messen.
Erstens, ein von Somanetics erhältliches Meßgerät (Markenname: Cerebral Oximeter (invos 3100)) wird als ein Gerät zur Messung eines SO&sub2;-Wertes im Blut eines lebendigen Gewebes verwendet. Dieses Gerät mißt die Konzentration eines absorptionsfähigen Bestandteils (Hämoglobin) in dem streuenden Medium (lebendiges Gewebe) unter Verwendung des in Fig. 2 gezeigten Prinzips. Genauer gesagt trifft kontinuierliches Licht (CW) mit verschiedenen Wellenlängen in dem infrarotnahen Bereich auf ein lebendiges Gewebe 1 auf, und Dämpfungsausmaße des Auftrefflichts werden an Erfassungspositionen erfaßt, die von der Lichtauftreffposition durch die Abstände r1 und r2 getrennt sind. Die Hb- und HbO&sub2;-Konzentrationen werden gemäß der Korrelationen zwischen den Dämpfungsausmaßen von Auftrefflichtkomponenten mit verschiedenen Wellenlängen und den Abständen r1 und r2 zwischen der Lichtauftreffposition und den Erfassungspositionen erhalten, weil die Absorptionsprofile von Auftrefflichtkomponenten in dem lebendigen Gewebe wie beschrieben unterschiedlich sind, wodurch der SO&sub2;-Wert im Blut gemessen wird.
Zweitens, eine spektroskopische Technik für einen absorptionsfähigen Bestandteil in einem streuenden Medium unter Verwendung einer zeitaufgelösten Spektroskopie ist erhältlich, wie es in U. S. Patent Nr. 5,119,815 von B. Chance et al. offenbart ist. Dieses Dokument beschreibt, daß die spektroskopische Technik auf eine SO&sub2;-Wertmessung im Blut eines lebendigen Gewebes angewendet wird. Genauer gesagt trifft ein optischer Puls auf das lebendige Gewebe auf, und eine optische Pulsprofilausbreitung wegen Lichtstreuung wird als Funktion der Zeit zeitaufgelöst gemessen, um ein Profil zu erhalten, das eine Änderung der Lichtintensität als eine Funktion einer Änderung der Zeit darstellt. Eine Lichtabsorption in dem lebendigen Gewebe wird so gemessen, daß die Lichtintensität des resultierenden Profils logarithmisch berechnet wird, und ein Gradient der Änderung der Lichtintensität als eine Funktion der Zeit wird erhalten. Wenn eine zeitaufgelöste Messung nach dem Auftreffen zweier optische Pulse mit unterschiedlichen Wellenlängen auf dem lebendigen Gewebe durchgeführt wird, wird die Lichtabsorption für jeden optischen Puls jeder Wellenlänge gemessen, wodurch der SO&sub2;-Wert in dem Blut berechnet werden kann, weil die Lichtabsorptionsprofile von Hb und HbO&sub2; sich voneinander unterscheiden.
Drittens, eine Phasenmodulationsspektroskopie verwendende spektroskopische Technik für einen absorptionsfähigen Bestandteil in einem streuenden Medium ist erhältlich, wie es in U. S. Patent Nr. 4,972,331 von B. Chance et. Al. offenbart ist. Dieses Dokument beschreibt, daß diese spektroskopische Technik auf eine SO&sub2;-Wertmessung im Blut angewendet werden kann. Genauer gesagt trifft moduliertes Licht auf das lebendige Gewebe auf, und eine Lichtabsorption des Auftrefflichts wird auf der Grundlage einer Änderung der Phase erfaßt, die durch die Ausbreitung des modulierten Lichts durch das lebendige Gewebe verursacht wird. Wenn modulierte Lichtkomponenten mit unterschiedlicher Wellenlänge auf das lebendige Gewebe auftreffen, werden die Konzentrationsverhältnisse von HbO&sub2; und Hb erfaßt, um den SO&sub2;-Wert in dem Blut zu berechnen, weil sich die Änderung der Phase abhängig vom Typ eines absorptionsfähigen Bestandteils in dem lebendigen Gewebe und von der Wellenlänge des modulierten Auftrefflichts verändert.
Die nachstehenden Probleme werden von den herkömmlichen Messungen von Konzentrationen absorptionsfähiger Bestandteile in den streuenden Medien gestellt.
Das von Somanetics erhältliche Meßgerät, das dem ersten Stand der Technik entspricht, muß eine Vielzahl von photoerfassenden Vorrichtungen haben, was zu einem komplizierten Vorrichtungsaufbau führt, weil die Dämpfungsausmaße des Auftrefflichts an einer Vielzahl von Erfassungspositionen erfaßt werden müssen. Hinzu kommt, daß die Bedingungen einander gleichen müssen, unter denen die jeweiligen Photoerfassungsvorrichtungen mit einer Haut in Kontakt gebracht werden. Wenn sich ein Patient während des Kontaktes mit den Photoerfassungsvorrichtungen selbst unter gleichen Bedingungen bewegt, können die Photoerfassungsbedingungen der jeweiligen Vorrichtungen an den jeweiligen Positionen ungleich werden. Das bedeutet, daß unbestimmte Faktoren in optischen Messungen mit dieser Meßvorrichtung enthalten sind. Daher ist es schwierig, einen SO&sub2;-Wert im Blut genau zu messen.
Bei der Verwendung der zeitaufgelösten Messung, die dem zweiten Stand der Technik entspricht, muß das gesamte Lichtintensität-gegen-Zeit-Profil gemessen werden, weil die optische Absorption des Auftrefflichts in Übereinstimmung mit dem Gradienten des Lichtintensität-gegen- Zeit-Profils erfaßt wird. Deshalb wird das Berechnungs verfahren zum Erhalten des SO&sub2;-Wertes aus den Meßdaten kompliziert, und eine für dieses Berechnungsverfahren benötigte Schaltungsanordnung wird sehr umfangreich. Bei diesem Meßverfahren beträgt die Anzahl der Wellenlängen der auf das lebendige Gewebe auftreffenden optischen Pulse zwei, und das jede Wellenlänge aufweisende Auftreffpulslicht wird zeitaufgelöst gemessen, um den SO&sub2;- Wert in dem Blut zu berechnen. Eine derartige Zweiwellenlängenmessung kann nur durchgeführt werden, wenn eine Hintergrundabsorption in dem Blut außer der des Hämoglobins vernachlässigt werden kann. H&sub2;O, Proteine und dergleichen sind in dem lebendigen Gewebe vorhanden und können außer dem Hämoglobin nicht im Allgemeinen in Bezug auf Auftrefflicht in dem nahen Infrarotbereich vernachlässigt werden. Daher kann die Konzentrationsmessung der absorptionsfähigen Bestandteile in dem streuenden Medium, die von B. Chance et al. vorgeschlagen wurde, nur auf eine begrenzte Anzahl von streuenden Medien angewendet werden, um SO&sub2;-Werte zu messen.
Bei der dem dritten Stand der Technik entsprechenden Technik zur Messung eines SO&sub2;-Wertes unter Verwendung des frequenzaufgelösten Meßverfahrens, wird erwartet, daß sich eine optimale Modulationsfrequenz des Auftrefflichts abhängig von einer Streubedingung, von Grenzbedingungen und dergleichen in dem lebendigen Gewebe verändern kann. Deshalb muß die Modulationsfrequenz für jedes lebendige Gewebe neu eingestellt werden, auf das ein optischer Puls auftrifft. Das optische Meßverfahren kann nicht auf einfache Weise durchgeführt werden. Wenn dazu die Modulationsfrequenz nicht optimal auf das lebendige Gewebe eingestellt werden kann, kann ein genauer SO&sub2;-Wert nicht gemessen werden. Selbst bei diesem das modulierte Licht verwendenden Stand der Technik, ist eine Zwei- Wellenlängeninfrarotmessung erforderlich. Wie es vorstehend beschrieben ist, kann die Hintergrundabsorption nicht vernachlässigt werden, und diese Technik kann nur auf eine begrenzte Anzahl von streuenden Medien angewendet werden, um die Konzentrationen von absorptionsfähigen Bestandteilen zu messen.
Die Erfindung zielt darauf, die herkömmlichen, vorstehend beschriebenen Probleme zu lösen.
Erfindungsgemäß wird ein Verfahren zur Bestimmung eines Verhältnisses der Konzentration von n absorptionsfähigen Bestandteilen in einem streuenden Medium bereitgestellt, wobei n eine ganze Zahl ist und n ≥ 2 ist, wobei die absorptionsfähigen Bestandteile alle einen bekannten wellenlängenabhängigen Absorptionskoeffizienten haben, wobei das Verfahren ein Bestrahlen des Mediums an einer vorbestimmten Auftreffposition mit Strahlung mit n+1 unterschiedlichen Wellenlängenwerten, ein Erfassen der Strahlung an einer vorbestimmten Erfassungsposition hinsichtlich jedes Wellenlängenwerts nach dem Durchtritt durch das Medium aufweist und gekennzeichnet ist durch Messen der durchschnittlichen Zeit, die Licht mit jedem der Wellenlängenwerte braucht, um durch das Medium zu treten, oder Bestimmen der durchschnittlichen optischen Weglänge für jeden der Wellenlängenwerte, Bestimmen der Unterschiede zwischen den durchschnittlichen Zeiten, die zum Durchtritt durch das Medium gebraucht werden, oder zwischen den durchschnittlichen optischen Weglängen für jeden der Wellenlängenwerte und Berechnen des Verhältnisses der Konzentration der Bestandteile in dem streuenden Medium aus den Unterschieden und aus den bekannten Absorptionskoeffizienten der Bestandteile.
Erfindungsgemäß wird auch ein Gerät zur Bestimmung eines Verhältnisses der Konzentration von n absorptionsfähigen Bestandteilen in einem streuenden Medium bereitgestellt, wobei n eine ganze Zahl ist und n ≥ 2 ist, wobei die absorptionsfähigen Bestandteile alle einen bekannten wellenlängenabhängigen Absorptionskoeffizienten haben, wobei das Gerät aufweist: eine Lichtquelle zur Bestrahlung des Mediums an einer vorbestimmten Auftreffposition mit Strahlung mit n+1 unterschiedlichen Wellenlängenwerten, eine Photoerfassungseinrichtung zur Erfassung der Strahlung an einer vorbestimmten Erfassungsposition hinsichtlich jedes Wellenlängenwerts nach dem Durchtritt durch das Medium, gekennzeichnet durch: eine Meßeinrichtung zur Messung der durchschnittlichen Zeit, die Licht mit jedem der Wellenlängenwerte braucht, um durch das Medium zu treten, oder zur Bestimmung der durchschnittlichen optischen Weglänge für jeden der Wellenlängenwerte, und eine Berechnungseinrichtung zur Bestimmung der Unterschiede zwischen den durchschnittlichen Zeiten, die zum Durchtritt durch das Medium gebraucht werden, oder zwischen den durchschnittlichen optischen Weglängen für jeden der Wellenlängenwerte und zur Berechnung des Verhältnisses der Konzentration der Bestandteile in dem streuenden Medium aus den Unterschieden und aus den bekannten Absorptionskoeffizienten der Bestandteile.
Bei den Ausführungsbeispielen der Erfindung kann Auftrefflichtstreuung in einem streuenden Medium an einem Ort des streuenden Mediums erfaßt werden. Daher kann die Erfassung jedes Auftrefflichts, das durch das streuende Medium tritt, immer unter denselben Bedingungen durchgeführt werden, und unbestimmte Faktoren können bei dem optischen Meßverfahren ausgeschlossen werden. Deshalb kann die Konzentrationsmessung in dem streuenden Medium genau durchgeführt werden.
Selbst wenn Hintergrundfaktoren außer der als Meßgrößen dienenden absorptionsfähigen Bestandteile in dem streuenden Medium vorhanden sind, ist die Messung frei von Einflüssen der Lichtabsorption, die von diesen Hinter grundfaktoren verursacht wird. Daher kann die Konzentrationsmessung für einen großen Bereich von Objekten unabhängig von den Arten der streuenden Medien durchgeführt werden.
Auf das streuende Medium auftreffende Licht kann unabhängig von Lichtstreuung und dergleichen in dem streuenden Medium eingestellt werden. Deshalb müssen die Einstellungen des Gerätes nicht entsprechend der Arten von streuenden Medien verändert werden, und somit müssen die Bedingungen des Auftrefflichts nicht neu eingestellt werden. Die Konzentrationsmessung der absorptionsfähigen Bestandteile in dem streuenden Medium kann einfach und genau durchgeführt werden.

Kurze Beschreibung der Zeichnung

Fig. 1 ist ein Graph, der die Lichtabsorptionsprofile von deoxygeniertem Hämoglobin Hb und von Oxyhämoglobin HbO&sub2; zeigt.
Fig. 2 ist eine Schnittansicht, die ein lebendiges Gewebe zeigt, um das herkömmliche Prinzip der Messung der Konzentration eines absorptionsfähigen Bestandteils in einem streuenden Medium zu erklären.
Fig. 3 zeigt, daß Pulslicht in einem lebendigen Gewebe gestreut wird, sich als eine Funktion der Zeit ausbreitet und erfaßt wird.
Fig. 4 zeigt einen das Graphen zur Erklärung des Prinzips der Messung der vorliegenden Erfindung, der ein Profil X eines auf ein streuendes Medium auftreffenden Pulslichts und Profile A und B von Pulslichtkomponenten darstellt, die nach Streuung und Absorption dieses Pulslichts in dem streuenden Medium erfaßt werden.
Fig. 5 ist ein Graph, der Abtastzeitpunkte tn eines erfaßten Lichtprofils Y zeigt, wenn eine durchschnittliche optische Weglänge in der Form einer Reihe ausgedrückt wird.
Fig. 6 ist ein Graph, der ein erfaßtes Lichtprofil Y zeigt, das erhalten wird, wenn eine große Anzahl von Photonen bei Ein-Photonmessungen erfaßt werden.
Fig. 7 ist ein Blockschaltbild, das die schematische Anordnung eines Lichtintensitätabtastgerätes gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung zeigt.
Fig. 8 ist ein Zeitverlaufdiagramm, das Signale in den jeweiligen Komponenten des Lichtintensitätabtastgerätes gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel zeigt.
Fig. 9 ist ein Blockschaltbild, das die schematische Anordnung eines Lichtintensitätabtastgerätes gemäß dem zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung zeigt.
Fig. 10 ist ein Zeitverlaufdiagramm, das Signale in den jeweiligen Komponenten des Lichtintensitätabtastgerätes gemäß dem zweiten Ausführungsbeispiel zeigt.
Fig. 11 ist ein Blockschaltbild, das die schematische Anordnung eines Lichtintensitätabtastgerätes gemäß dem dritten Ausführungsbeispiel der Erfindung zeigt.
Fig. 12 ist eine Ansicht, die eine Ratte zeigt, die als Probe in dem dritten Ausführungsbeispiel verwendet wird.
Fig. 13 ist eine Graph, der die Profile von auftreffendem Pulslicht und erfaßtem Pulslicht in dem dritten Ausführungsbeispiel zeigt.
Fig. 14 ist ein Graph, der Änderungen einer durchschnitt lichen optischen Weglänge mit Änderungen einer Wellenlänge eines auftreffenden Pulslichts zeigt, wenn eine FiO&sub2;- Konzentration in einem der Ratte zugeführten Inhalationsgas als Parameter verwendet wird.

Detaillierte Beschreibung der bevorzugten Ausführungsbeispiele

Ein Verfahren und ein Gerät zur Bestimmung eines Verhältnisses einer Vielzahl von Bestandteilen in einem streuenden Medium, die die Erfindung verkörpern, werden beschrieben, wenn sie auf eine Messung von Hb- und HbO&sub2;- Konzentrationen in einem Blut eines lebendigen Gewebes angewendet werden. Im Prinzip umfaßt diese Konzentrationsmessung [1] ein Verfahren zur Korrelation einer durchschnittlichen optischen Weglänge in dem streuenden Medium mit Lichtabsorptionsinformationen, [2] ein Verfahren zur Messung einer durchschnittlichen optischen Weglänge, [3] ein Verfahren zum Gewinnen von Lichtabsorptionsinformationen aus einem durchschnittlichen optischen Weglängenunterschied zwischen optischen Pulsen mit zwei verschiedenen Wellenlängen und [4] ein Verfahren zum Herleiten eines Verhältnisses von absorptionsfähigen Bestandteilkonzentrationen in dem streuenden Medium aus diesen Lichtabsorptionsinformationen. Dieses Verfahren wird nachstehend ausführlich beschrieben.

[1] VERFAHREN ZUR KORRELATION EINER DURCHSCHNITTLICHEN OPTISCHEN WEGLÄNGE MIT LICHTABSORPTIONSINFORMATIONEN

Wie es in Fig. 3 gezeigt ist, wenn ein optischer Puls auf ein lebendiges Gewebe 11 auftrifft, wird der Lichtpuls als eine Funktion der Zeit gestreut und erfaßt. Die Intensität des wie vorstehend beschrieben erfaßten optischen Pulses hat ein Profil, das in einem Graphen aus Fig. 4 gezeigt ist. Die Zeit [ns] wird entlang der Abszisse in Fig. 4 aufgetragen, und die Erfassungslichtintensität [a. u. bzw. willkürliche Einheit] wird entlang der Ordinate darin aufgetragen. Wie es in diesem Graphen gezeigt ist, verändert sich die durchschnittliche optische Weglänge des optischen Pulses zwischen der Auftreffposition und einer Erfassungsposition des optischen Pulses gemäß einem Einfluß von Lichtabsorption in dem lebendigen Gewebe. Genauer gesagt, wenn Pulslicht mit einem durch eine gepunktete Linie in Fig. 4 angezeigten Profil X auf das lebendige Gewebe auftrifft, wird ein Erfassungsprofil als ein Profil A erfaßt, wenn eine Lichtabsorption in dem lebendigen Gewebe hoch ist. Wenn eine Lichtabsorption niedrig ist, wird aus dem Erfassungsprofil ein Profil B. Das heißt, daß eine mittlere Flugzeit < t> , während der der optische Puls das lebendige Gewebe durchquert, sich gemäß einem Lichtabsorptionszustand in dem lebendigen Gewebe ändert. Diese mittlere Flugzeit < t> entspricht einem Zeitintervall von einem Auftreffzeitpunkt zur Zeit null, wenn das Pulslicht an einer baryzentrischen Position oder b der Profile A oder B auftrifft. Wie es in diesem Graphen gezeigt ist, wenn die Lichtabsorption hoch ist, wird die mittlere Flugzeit < t> kurz. Wenn die Lichtabsorption niedrig ist, wird die mittlere Flugzeit < t> lang. Die Erfinder der vorliegenden Erfindung offenbaren in einer anderen Patentanmeldungen (Japanische Patent Anmeldungsnummer 2- 322105 und Japanisches Patent Veröffentlichungsnummer 4- 191642), daß eine tatsächlich gemessene Erfassungsintensität f(t, &epsi;VC) für einen auftreffende optischen Puls mit einer derartigen Ausbreitung als eine Funktion der Zeit durch ein Produkt einer Lichtintensität f&sub0;(t) in Abwesenheit absorptionsfähige Bestandteile in dem streuenden Medium mit einer Lichtintensität 10-&epsi;VCt in Anwesenheit absorptionsfähiger Bestandteile wie folgt dargestellt werden kann:
f(t, &epsi;VC) = f&sub0;(t) 10-&epsi;VCt
(1),
wobei
t die Zeit von dem Auftreffzeitpunkt des optischen Pulses ist,
&epsi; der Absorptionskoeffizient eines absorptionsfähigen Bestandteils in dem streuenden Medium ist, der sich abhängig von den Wellenlängen der Auftrefflichtkomponenten verändert,
V die molare Konzentration des absorptionsfähigen Bestandteils ist,
C die Lichtgeschwindigkeit in dem streuenden Medium ist.
Von Gleichung (1) wird angenommen, daß sie eine Photonenverteilung als eine Funktion der Zeit darstellt, die das Photon braucht, um von der Lichtauftreffposition zu der Erfassungsposition zu gelangen. Das heißt, daß das Profil ein sogenanntes Streuzeitprofil ist. Die Parameter &epsi;, V und C nehmen hinsichtlich des Streuzeitprofils f&sub0;(t) in Abwesenheit von Lichtabsorption zu. Um die Berechnung zu vereinfachen, wird die Exponentenbasis 10 durch e ersetzt, und der Exponent -&epsi;VCt wird durch ersetzt, um Gleichung (1) in Gleichung (2) wie folgt umzuschreiben:
f(t,a) = f&sub0;(t)e - at (2)
In diesem Fall ist der Absorptionskoeffizient der Exponentenbasis als &epsi;' definiert, und &epsi;VC = 0.434&epsi;'VC = a ergibt sich.
Eine durchschnittliche optische Weglänge c< t(a)> , die dazu notwendig ist, damit das Photon die Erfassungsposition von der Lichtauftreffposition aus erreicht, wird nachstehend als Gleichung definiert:
Der Zähler und der Nenner der Gleichung (3) werden taylor-entwickelt, um sie bis zu den Termen erster Ordnung zu nähern, und die resultierende Gleichung wird durch einen Integralterm geteilt, der durch den folgenden Ausdruck dargestellt wird:
Gleichung (5) kann durch die folgende Gleichungstransformation erhalten werden. In diesem Fall wird eine Laplace- Transformationsrelation verwendet, um Gleichung (5) herzuleiten, vorausgesetzt, daß a = a&sub0; + Δa gilt:

[2] VERFAHREN ZUR MESSUNG DURCHSCHNITTLICHER OPTISCHER WEGLÄNGEN

Die durchschnittliche optische Weglänge ist durch Gleichung (3) definiert, aber sie kann als Gleichung (6) in der Form einer Reihe ausgedrückt werden.
wobei die Zeitpunkte tn (= t&sub1;, t&sub2;, t&sub3;, ...) nach vorbestimmten Intervallen aufgetragen werden können, wie es in dem Graphen aus Fig. 5 gezeigt ist. Die Zeit t wird entlang der Abszisse dieses Graphen aufgetragen, und eine Lichtintensität f(t) wird entlang seiner Ordinate aufgetragen. Dieser Graph stellt dar, daß ein optischer Puls mit einem durch eine gepunktete Linie angezeigten Profil X auf ein lebendiges Gewebe auftrifft, so daß ein Erfassungsprofil Y erhalten wird.
Die mittlere optische Weglänge C< t> wird aus der Gleichung (6) wie folgt erhalten. Zeitpunkte, zu denen optische Pulse auf das lebendige Gewebe auftreffen, sind durch die Verzögerungszeiten tn in Bezug auf das Auftreffen des Lichts mit dem Profil X gegeben, und Lichtintensitäten f(tn, &epsi;CV) werden zu den jeweiligen Zeitpunkten gemessen. Die Produkte der Lichtintensitäten f(tn, &epsi;CV) mit den Verzögerungszeiten tn werden akkumuliert, die als der Zähler der Gleichung (6) dargestellt sind. Die Lichtintensitäten f(tn, &epsi;CV) werden akkumuliert, wodurch der Nenner der Gleichung 6 dargestellt wird. Die Summe des Zählers wird durch die Summe des Nenners geteilt, um einen Quotienten zu erhalten, wodurch die durchschnittliche optische Weglänge C< t> berechnet ist.
Die durchschnittliche optische Weglänge kann auch durch eine Ein-Photonmessung mittels Gleichung (7) wie folgt erhalten werden:
wobei N die Anzahl der gemessenen Photonen ist.
Ein in Fig. 6 gezeigtes Erfassungsprofil wird gemäß dieser Ein-Photonmessung erhalten. Wie es in Fig. 5 gezeigt ist, wird die Zeit t entlang der Abszisse aufgetragen, und die Lichtintensität f(t) wird entlang der Ordinate in Fig. 6 aufgetragen. Wenn ein optischer Puls mit einem Profil X auf ein lebendiges Gewebe auftrifft, und eine Vielzahl von Photonen mit verschiedenen Verzögerungszeiten vom Auftreffzeitpunkt des optischen Pulses jeweils gemessen werden, wird ein Erfassungsprofil Y erhalten. Die Verzögerungszeiten von den Auftreffzeitpunkten der einzelnen Photonen zu ihren Erfassungszeitpunkten werden akkumuliert, und die Summe wird durch die Gesamtzahl N der Photonen geteilt, wodurch die durchschnittliche optische Weglänge berechnet ist.

[3] VERFAHREN ZUM ERHALTEN VON LICHTABSORPTIONSPROFILEN AUS DURCHSCHNITTLICHEN OPTISCHEN WEGLÄNGENUNTERSCHIEDEN

Lichtabsorptionsinformationen in dem streuenden Medium werden aus der resultierenden durchschnittlichen optischen Weglänge wie folgt erhalten. Gleichung (5) wird in Gleichung (8) untenstehend transformiert:
< t(a)> - < t(a)> < t(a&sub0;)> Δa = < t(a&sub0;)> - < t²(a&sub0;)> Δa
< t(a)> - < t(a&sub0;)> = [< t(a)> < t(a&sub0;)> - < t²(a&sub0;)> ]Δa
(8)
Wenn eine Näherung durchgeführt wird, so daß < t(a)> < t(a&sub0;)> = < t(a&sub0;)> ² gilt, kann in diesem Fall Gleichung (8) in Gleichung (9) wie folgt umgeschrieben werden:
< t(a)> - < t(a&sub0;)> = [< t(a&sub0;)> ² - < t²(a&sub0;)> ]Δa
< t(a&sub0;)> - < t(a&sub0;)> = P(a&sub0;)Δa
(9)
mit P (a) = < t(a&sub0;)> ² - < t²(a&sub0;)> , wobei dieses P (a&sub0;) negativ ist.
Wenn ein optischer Puls mit zwei verschiedenen Wellenlänge λ1 und λ2 und gleichen Streukoeffizienten in dem streuenden Medium, das heißt gleichen Werten für f&sub0;(t), auf das lebendige Gewebe auftrifft, kann Gleichung (10) aus Gleichung (9) hergeleitet werden. In diesem Fall sind die Variable bei der Wellenlänge λ1, die Konstante a&sub0; bei der Wellenlänge λ1, die Variable bei der Wellenlänge λ2 und die Konstante a&sub0; bei der Wellenlänge λ2 durch aλ1, a0λ1, aλ2 und a0λ2 definiert.
< t(aλ1)> - < t(aλ1)> = P(a0λ1)Δaλ1
< t(aλ2)> - < t(a0λ2)> P(a0λ2)Δaλ2
(10)
In der Gleichung (10) hängen a0λ1 und a0λ2 von der Streuung ab. Wenn a0λ1 = a0λ2 = a&sub0; ist, dann ist Δaλ1 = aλ1 - a&sub0; und Δaλ2 = aλ2 - a&sub0;, wodurch Gleichung (11) wie folgt erhalten wird:
< t(aλ2)> - < t(aλ1)> = P(a&sub0;) · (aλ2 - aλ1)
(11)
Da &epsi;VC = gilt, sind aλ2 = &epsi;λ1CV und aλ2 = &epsi;λ2CV, wobei &epsi;λ1 der Absorptionskoeffizient bei der Wellenlänge λ1 und &epsi;λ2 der Absorptionskoeffizient bei der Wellenlänge λ2 ist. Wenn die Exponentenbasis von e auf 10 zurückgeführt wird, kann Gleichung (11) in Gleichung (12) umgeschrieben werden, vorausgesetzt, daß P(a&sub0;) mit der Exponentenbasis 10 durch P'(a&sub0;) ausgedrückt wird:
{< t(&epsi;λ2CV)> - < t(&epsi;λ1CV)> } = P'(a&sub0;)(&epsi;λ2 - &epsi;λ1)VC
(12)
Diese Gleichung (12) stellt dar, daß der Unterschied zwischen den durchschnittlichen optischen Weglängen oder den mittleren Flugzeiten des optischen Pulses mit zwei verschiedenen Wellenlängen umgekehrt proportional zu dem Absorptionsvermögen in dem streuenden Medium ist. Daher können die Lichtabsorptionsinformationen in dem streuenden Medium durch eine Berechnung des durchschnittlichen optischen Weglängenunterschieds oder des mittleren Flugzeitunterschieds erhalten werden.

[4] VERFAHREN ZUR HERLEITUNG EINES VERHÄLTNISSES VON KONZENTRATIONEN ABSORPTIONSFÄHIGER BESTANDTEILE IN EINEM STREUENDEN MEDIUM

Ein Konzentrationsverhältnis der absorptionsfähigen Bestandteile in dem streuenden Medium, das heißt der SO&sub2;- Wert in dem Blut des lebendigen Gewebes, wird aus dem durchschnittlichen optischen Weglängenunterschied erhal ten, der wie vorstehend beschrieben berechnet wird. Zu diesem Zweck muß ein Konzentrationsverhältnis von Oxyhämoglobin (HbO&sub2;) zu deoxygeniertem Hämoglobin (Hb) gewonnen werden. Zwei durch Gleichung (12) dargestellte durchschnittliche optische Weglängenunterschiede müssen berechnet werden, und Messungen der durchschnittlichen optischen Weglängen für zumindest drei Wellenlängen (λ1, λ2 und λ3) müssen durchgeführt werden. Die Absorptionskoeffizienten von HbO&sub2; und Hb für die jeweiligen Wellenlängen werden in Tabelle 1 untenstehend zusammengefaßt. [Tabelle 1]
Angenommen die HbO&sub2;- und Hb-Konzentrationen in dem lebendigen Gewebe und die mittlere Flugzeit, während der die optischen Pulse mit den Wellenlängen λ1, λ2 und λ3 das lebendige Gewebe durchqueren, sind jeweils durch VHbO2, VHb, < t> λ1, < t> λ2 und < t> λ3 definiert. Eine Lichtabsorption ist auch wegen Hintergrundfaktoren mit Ausnahme des Hämoglobins in dem lebendigen Gewebe vorhanden. Angenommen die von diesen Hintergrundfaktoren bei den Wellenlängen λ1, λ2 und λ3 verursachten Lichtabsorptionswerte sind jeweils durch αλ1, αλ2 und αλ3 definiert. Nun ist die Lichtabsorption aλ1, aλ2 und aλ3 nach dem Auftreffen der Pulslichtkomponenten mit den Wellenlängen λ1, λ2 und λ3 durch die nachstehenden Gleichungen (13) definiert:
aλ1 = (&epsi;HbO2,λ1 · VHbO2 + &epsi;Hb,λ1 · VHb + αλ1)C
aλ2 = (&epsi;HbO2,λ2 · VHbO2 + &epsi;Hb,λ2 · VHb + αλ2)C
aλ3 = (&epsi;HbO2,λ3 · VHbO2 + &epsi;Hb,λ3 · VHb + αλ3)C
(13)
Die Gleichung (12) kann in eine nachstehende Gleichung (14) umgeschrieben werden. In diesem Fall sei angenommen, daß die Hintergrundabsorptionswerte in dem lebendigen Gewebe bei den Wellenlängen λ1, λ2 und λ3 gleich groß sind (αλ1 = αλ2 = αλ3).
< t> λ2 - < t> λ1=P'(a&sub0;){(&epsi;HbO2,λ2 - &epsi;HbO2,λ1)VHbO2 + (&epsi;Hb,λ2 - &epsi;Hb,λ1)VHb}C
< t> λ3 - < t> λ1=P'(a&sub0;){(&epsi;HbO2,λ3 - &epsi;HbO2,λ1)VHbO2 +(&epsi;Hb,λ3 - &epsi;Hb,λ1)VHb}C
(14)
In diesem Fall, wenn < t> λ2 - < t> λ1 = Δ< t> λ2,λ1 und < t> λ3 - < t> λ1 = Δ< t> λ3,λ2 ist, können Gleichungen (15) wie folgt hergeleitet werden:
(&epsi;HbO2,λ2 - &epsi;HbO2,λ1)VHbO2 + (&epsi;Hb,λ2 - &epsi;Hb,λ1)VHb
= Δ< t> λ2,λ1/P'(a&sub0;)C
(&epsi;HbO2,λ3 - &epsi;HbO2,λ1)VHbO2 + (&epsi;Hb,λ3 - &epsi;Hb,λ1)VHb
= Δ< t> λ3,λ1/P'(a&sub0;)C
(15)
Die Gleichungen (15) werden als simultane Gleichungen gelöst, wobei VHbO2 und VHb als unbekannte Werte verwendet werden, um die folgenden Gleichungen (16) zu erhalten:
P'(a&sub0;)VHbO2 = {(&epsi;Hb,λ3 - &epsi;Hb,λ1)Δ< t> λ2,λ1
- (&epsi;Hb,λ2 - &epsi;Hb,λ1)Δ< t> λ3,λ1}/D
P'(a&sub0;)VHb = {-(&epsi;HbO2,λ3 - &epsi;HbO2,λ1)Δ< t> λ2,λ1
+ (&epsi;HbO2,λ2 - &epsi;HbO2,λ1)Δ< t> λ3,λ1}/D
(16)
In diesem Fall stellt D das folgende dar:
D = {(&epsi;HbO2,λ2 - &epsi;HbO2,λ1)(&epsi;Hb,λ3 - &epsi;Hb,λ1)
- (&epsi;Hb,λ2 - &epsi;Hb,λ1)(&epsi;HbO2,λ3 - &epsi;HbO2,λ1)}C
(17)
Das Verhältnis der Oxyhämoglobinkonzentration VHbO2 zu dem Deoxyhämoglobin VHb kann aus den Gleichungen (16) wie folgt erhalten werden:
VHbO2 : VHb = {(&epsi;Hb,λ3 - &epsi;Hb,λ1)Δ< t> λ2,λ1
-(&epsi;Hb,λ2 - &epsi;Hb,λ1)Δ< t> λ3,λ1}:
{-(&epsi;HbO2,λ3 - &epsi;HbO2,λ1)Δ< t> λ2,λ1
+ (&epsi;HbO2,λ2 - &epsi;HbO2,λ1)Δ< t> λ3,λ1}
(18)
Der Grad der Sättigung von Sauerstoff (SO&sub2;-Wert) wird wie folgt berechnet:
SO&sub2; = VHbO2/(VHbO2 + VHb) = 1/(1 + VHb/VHbO2)
(19)
Ein Verhältnis von VHbO2 zu VHb wird aus Gleichung (18) erhalten, und ein Einsetzen dieses Konzentrationsverhältnisses in die Gleichung (19) kann den Grad der Sättigung von Sauerstoff ergeben.
Die bevorzugten Ausführungsbeispiele der das vorstehende Meßprinzip verwendenden Erfindung werden nachstehend beschrieben.
Fig. 7 ist ein Blockschaltbild, das die schematische Anordnung eines Lichtintensitätabtastgerätes gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel der Erfindung zeigt. Das Lichtintensitätabtastgerät mißt Hämoglobinkonzentrationen in dem lebendigen Gewebe. Dieses Gerät wird unter Bezugnahme auf das Zeitverlaufdiagramm in Fig. 8 beschrieben.
Eine optische Pulsquelle 21 emittiert einen optischen Puls mit einer vorbestimmten Wellenlänge λ1 nach einem vorbestimmten Zeitintervall (siehe Teil (a) der Fig. 8). Der emittierte optische Puls trifft über eine optische Faser 22 oder direkt auf ein lebendiges Gewebe 23 auf. Der optische Puls, der sich wegen Lichtstreuung als eine Funktion der Zeit in dem lebendigen Gewebe 23 ausbreitet, wird in eine optische Abtasteinheit 25 direkt oder über eine optische Faser 24 eingegeben. Die optische Pulsquelle 21 gibt ein Triggersignal an eine Verzögerungseinheit 26 zum optischen Pulsemissionszeitpunkt aus. Die Verzögerungseinheit 26 verzögert das Eingangstriggersignal um eine vorbestimmte Zeitperiode und gibt das verzögerte Triggersignal an die optische Abtasteinheit 25 aus. Diese Verzögerungszeit wird für jeden optischen Puls geeignet verändert. Das heißt, die Verzögerungszeiten ändern sich gemäß der Reihenfolge t&sub1;, t&sub2;, t&sub3;, t&sub4;, ... bezogen auf die optischen Pulsemissionszeitpunkte (siehe Teil (b) in Fig. 8).
Die optische Abtasteinheit 25 empfängt jedes verzögerte Triggersignal von der Verzögerungseinheit 26. Zu den jeweiligen Abtastzeitpunkten, wenn die entsprechenden verzögerten Triggersignale eingegeben werden, erfaßt die optische Abtasteinheit 25 die Intensitäten f&sub1;, f&sub2;, f&sub3;, f&sub4;, ... der optischen Pulse, die von der optischen Pulsquelle 21 emittiert wurden und das lebendige Gewebe 23 durchqueren (siehe Teil (c) der Fig. 8). Die Verzögerungseinheit 26 gibt die Verzögerungszeit jedes verzögerten Triggersignals an einen ersten Akkumulator 27 aus. Der erste Akkumulator 27 berechnet ein Produkt t·f der erfaßten Lichtintensität f, die von der optischen Abtasteinheit 25 zugeführt wird, und die Verzögerungszeit t, die von der Verzögerungseinheit 26 zu jedem Abtastzeitpunkt zugeführt wird. Derartige Produkte t·f werden akkumuliert (t&sub1;f&sub1; + t&sub2;f&sub2; + t&sub3;f&sub3; + t&sub4;f&sub4;, ...), und die Summe wird an eine Berechnungseinheit für durchschnittliche optische Weglängen 29 ausgegeben (siehe Teil (d) der Fig. 8). Ein zweiter Akkumulator 28 empfängt die Intensitäten f der optischen Pulse, die durch das lebendige Gewebe 23 von der optischen Erfassungseinheit 25 erfaßt werden. Die empfangenen Intensitäten f werden zu den jeweiligen Abtastzeitpunkten akkumuliert (f&sub1; + f&sub2; + f&sub3; + f&sub4;, ...), und die Summe wird an die Berechnungseinheit für durchschnittliche optische Weglängen 29 ausgegeben (siehe Teil (e) der Fig. 8).
Die Berechnungseinheit für durchschnittliche optische Weglängen 29 berechnet eine durchschnittliche optische Weglänge auf der Grundlage der Gleichung (6) unter Verwendung der Summe der Produkte t·f, die von dem ersten Akkumulator 27 eingegeben werden, und der Summe der Lichtintensitäten f, die von dem zweiten Akkumulator 28 eingegeben werden. Diese durchschnittliche optische Weglänge wird aus einem optischen Puls gewonnen, der sich ausbreitet und nach Einfall des optischen Pulses mit der vorbestimmten Wellenlänge λ1 auf das lebendige Gewebe 23 als eine Funktion der Zeit erfaßt wird. Die Berechnungseinheit für durchschnittliche optische Weglängen 29 gibt ein Steuersignal an die optische Pulsquelle 21 aus, um die Wellenlänge eines von der optischen Pulsquelle 21 emittierten optischen Pulses zu ändern. Das vorstehende Berechnungsverfahren kann also mittels dieser Wellenlän gensteuerung für die Wellenlängen λ2 und λ3 der optischen Pulse durchgeführt werden, und die Berechnungseinheit für durchschnittliche optische Weglängen 29 berechnet auch durchschnittliche optische Weglängen für diese Wellenlängen λ2 und λ3.
Eine SO&sub2;-Wertberechnungseinheit 30 empfängt die Durchschnittsoptischeweglänge-Berechnungsergebnisse für die Wellenlängen λ1, λ2 und λ3 und berechnet ein Verhältnis der Oxyhämoglobinkonzentration VHbO2 zu der Deoxyhämoglobinkonzentration VHb in dem Blut des lebendigen Gewebes auf der Grundlage der Gleichung (18). Das resultierende Konzentrationsverhältnis wird in die Gleichung (19) eingesetzt, um einen SO&sub2;-Wert in dem Blut zu berechnen. Dieser SO&sub2;-Wert wird auf einer Anzeigeeinheit 31 angezeigt.
Gemäß diesem Ausführungsbeispiel wird das Pulslicht, das von der optischen Pulsquelle 21 emittiert und in dem lebendigen Gewebe 23 gestreut wird, an einem Ort des lebendigen Gewebes 23 erfaßt. Anders als bei dem herkömmlichen von Somanetics erhältlichen Meßgerät muß das auftreffende Pulslicht nicht an einer Vielzahl von Positionen des streuenden Mediums erfaßt werden. Wenn einmal die Pulslichtauftreffposition und die Auftreffpulslichterfassungsposition festgelegt sind, können deshalb die jeweiligen Pulslichtkomponenten unter denselben Bedingungen erfaßt werden. Die Messung ist frei von Einflüssen eines Kontaktzustandes einer Photoerfassungseinheit mit einer Haut und einer Bewegung des lebendigen Gewebes. Daher können die Konzentrationsmessungen immer genau durchgeführt werden.
Selbst wenn Hintergrundfaktoren wie H&sub2;O und Proteine außer Hämoglobin vorhanden sind, ist die Messung frei von Einflüssen einer von diesen Faktoren verursachten Lichtabsorption. Ein Verhältnis von HbO&sub2; zu Hb in dem lebendigen Gewebe kann durchgeführt werden, ohne diese Einflüsse aufzunehmen. Gemäß diesem Ausführungsbeispiel können deshalb die Konzentrationen von absorptionsfähigen Bestandteilen in einem weiten Bereich gemessen werden, ohne die Arten von Streueinrichtungen zu beeinflussen.
Auf das lebendige Gewebe 23 auftreffendes Pulslicht kann unabhängig von Lichtstreuung in dem Streuungsmedium festgelegt werden. Anders als der in U. S. Patent Nr. 4,972,331 offenbarte Stand der Technik, muß das Gerät nicht abhängig von den Arten von Streuungsmedien so wie Meßgrößen eingestellt werden oder die Auftreffpulslichtbedingungen müssen nicht geändert werden. Deshalb kann die Konzentrationsmessung des absorptionsfähigen Bestandteils in dem lebendigen Gewebe vereinfacht werden, und ein durch ungeeignete Einstellung des Gerätes gestelltes Problem, was zu einer ungenauen Konzentrationsmessung führt, kann vermieden werden.
Eine Konzentrationsmessung von absorptionsfähigen Bestandteilen in einem streuenden Medium gemäß dem zweiten Ausführungsbeispiel der Erfindung wird untenstehend beschrieben. Fig. 9 ist ein Blockschaltbild, das die schematische Anordnung einer Lichtintensitätabtasteinheit gemäß dem zweiten Ausführungsbeispiel zeigt, und diese Einheit wird unter Bezugnahme auf Fig. 10 beschrieben.
Eine optische Pulsquelle 41 emittiert einen optischen Puls mit einer vorbestimmten Wellenlänge λ1 nach einem vorbestimmten Zeitintervall (siehe Teil (a) der Fig. 10). Der emittierte Lichtpuls trifft über eine optische Faser 42 oder direkt auf ein lebendiges Gewebe 43 auf. Der durch das lebendige Gewebe 43 sich ausbreitende Lichtpuls wird in eine Photomultiplierröhre (PMT) 45 über eine optische Faser 44 oder direkt eingegeben. Wenn der von der optischen Pulsquelle 41 emittierte optische Puls in diese PMT 45 eingegeben wird, muß ein oder weniger als ein Photon pro Optischerpuls-Einphotonereignis erfaßt werden. Dieses eine Photon wird in ein elektrisches Pulssignal von der PMT 45 umgewandelt.
Dieses elektrische Pulssignal wird in einen Konstantbruchteildiskriminator (CFD) 46 eingegeben und das Zeitverlaufsignal wird ausgelesen. Die von der PMT 45 erfaßten Photonen haben verschiedene Verzögerungszeiten von den optischen Pulsemissionszeitpunkten der jeweiligen optischen Pulse. Der CFD 46 gibt Pulssignale aus (siehe Teil (b) der Fig. 19), die von den optischen Pulsemissionszeitpunkten um die Zeiten T&sub1;, T&sub2;, T&sub3;, T&sub4;, .... verzögert sind. Es sei erwähnt, daß eine Wellenform, die durch eine gepunktete Linie in dem Teil (b) der Fig. 10 angezeigt ist, das Profil eines erfaßten optischen Pulses darstellt, der nach einem Erfassen einer großen Anzahl von Photonen erhalten wird. Dieses Profil stellt eine Ausbreitung des eingegebenen optischen Pulses als eine Funktion der Zeit dar.
Der ausgegebene Puls von dem CFD 46 wird einem Zeit- Amplitudenwandler (TAC) 47 zugeführt. Ein Zeitverlaufsignal wird dem TAC 47 zugeführt, wenn der optische Puls von der optischen Pulsquelle 41 emittiert wird. Der TAC 47 wandelt Zeitdifferenzen zwischen den Zeitpunkten eines Auftreffens eines optischen Pulses auf das lebendige Gewebe 43 und den Erfassungszeitpunkten der optischen Pulse in der PMT 45 auf der Grundlage der Pulssignale von der CFD 46 und der Zeitpunktsignale von der optischen Pulsquelle 41 um. Das heißt, der TAC 47 gibt ein Pulssignal mit einer Amplitude aus, die jeder Zeitdifferenz entspricht (siehe Teil (a) der Fig. 10).
Eine Erfassungs-Halte-Schaltung 48 (S&H) empfängt einen ausgegebenen Puls von dem TAC 47, um den Spitzenwert dieses Signals zu erfassen und zu halten. Ein Analog/Digital-Wandler (ADC) 49 wandelt diese Spitzenwerte in ein digitales Signal um. Dieser Wert entspricht jeder der Amplituden T&sub1; bis T&sub4; der elektrischen Pulssignale (siehe Teil (c) der Fig. 10). Ein Akkumulator 50 akkumuliert diese digitalen Werte (T&sub1; + T&sub2; + T&sub3; + T&sub4;, ...), um die Summe der Amplitudenwerte der jeweiligen elektrischen Pulssignale zu erhalten (siehe Teil (d) der Fig. 10). Der Akkumulator 50 zählt zusätzlich zu der obenstehenden Akkumulation die Anzahl elektrischer Pulssignale, die von der TAC 47 ausgegeben werden(siehe Teil (e) der Fig. 10). Die Akkumulationswerte werden an eine Berechnungseinheit für durchschnittliche optische Weglängen 51 ausgegeben.
Die Berechnungseinheit für durchschnittliche optische Weglängen 51 teilt die Summe der Amplituden der jeweiligen elektrischen Pulssignale, das heißt die Gesamtsumme der Photonerfassungsverzögerungszeiten, durch die Gesamtphotonenzahl, um einen Quotienten zu erhalten, und gibt diesen Quotienten als durchschnittliche optische Weglänge zu einer SO&sub2;-Berechnungseinheit 52 aus. Die Berechnungseinheit für durchschnittliche optische Weglängen 51 gibt ein Steuersignal zu der optischen Pulsquelle 41 aus, um die Wellenlänge jedes von der optischen Pulsquelle 41 emittierten optischen Pulses zu ändern. Die vorstehenden Berechnungsverfahren werden also für die Wellenlängen λ2 und λ3 der optischen Pulse durchgeführt, und die Berechnungseinheit für durchschnittliche optische Weglängen 51 berechnet auch die durchschnittlichen optischen Weglängen für die Wellenlängen λ2 und λ3. Die SO&sub2;-Berechnungseinheit 52 empfängt die Berechnungsergebnisse für durchschnittliche optische Weglängen der Wellenlängen λ1, λ2 und λ3 und berechnet auf der Grundlage der Gleichung (18) ein Verhältnis einer Oxyhämoglobinkonzentration VHbO2 zu einer Deoxyhämoglobinkonzentration VHb in dem Blut des lebendigen Gewebes. Das resultierende Konzentrationsverhältnis wird in Gleichung (19) eingesetzt, um einen SO&sub2;-Wert zu erhalten. Der SO&sub2;-Wert wird an eine Anzeigeeinheit 53 ausgegeben. Die Anzeigeeinheit 53 zeigt den eingegebenen SO&sub2;-Wert an.
Derselbe Effekt wie in dem ersten Ausführungsbeispiel kann in dem zweiten Ausführungsbeispiel erhalten werden. Der Grad der Sättigung von Sauerstoff in dem Blut des lebendigen Gewebes kann mit einer einfachen Geräteanordnung einfach und genau gemessen werden.
Das dritte Ausführungsbeispiel wird nachstehend beschrieben, in dem eine Konzentrationsmessung von absorptionsfähigen Bestandteilen in einem streuenden Medium auf eine Ratte angewendet wird. Fig. 11 ist ein schematisches Blockschaltbild eines Konzentrationsmeßgerätes gemäß dem dritten Ausführungsbeispiel.
Ein modenverkoppelter Ti/Saphir-Laser 61 ist eine Pikosekunden-Optischepulsguelle und wird von einer Ausgabe eines Ar-Laser 62 angeregt. In diesem Ausführungsbeispiel wird Laserpulslicht (Pulsbreite: 2pS oder weniger) mit einer Wiederholfrequenz von 76 MHz in dem Wellenlängenbereich von 730 bis 860 nm von dem modenverkoppelten Ti/Saphir-Laser 61 ausgegeben. Dieses Pulslicht trifft über eine optische Faser 63 auf eine Probe 64 auf. Das Pulslicht, das von der Probe 64 diffus reflektiert wird oder die Probe 64 durchquert, wird in eine Schlierenkamera 66 über eine optischen Faser 65 eingegeben. Gleichzeitig wird das von dem Ti/Saphir-Laser 61 ausgegebene Pulslicht in die Schlierenkamera 66 über die optische Faser 67 eingegeben, ohne durch die Probe 64 gegangen zu sein. In diesem Ausführungsbeispiel wird das in die Probe 64 einfallende Pulslicht von der Schlierenkamera 66 zeitaufgelöst gemessen.
Die Probe 64 ist eine Wistar-Ratte, die in Fig. 12 gezeigt ist. Die optische Faser 63 für das einfallende Pulslicht wird in die Mundhöhle der Ratte 64 eingeführt.
Die optische Faser 65 für das zu erfassende Pulslicht befindet sich im Parietalbereich der Ratte 64. Diese Ratte wird mit Nembutal anästhesiert, und eine Trachealkanüle wird in die Trachea eingeführt. Ein künstliches Beatmungsgerät 71 wird mit der Trachealkanüle verbunden. Eine Gasmischung aus O&sub2; und N&sub2;, die von einer Gasmischeinrichtung 72 gemischt wird und von einer Befeuchtungseinrichtung 73 befeuchtet wird, wird dem künstlichen Beatmungsgerät zugeführt. Unter künstlicher Beatmung wird die Sauerstoffkonzentration (FiO&sub2;) in dem der Ratte zugeführten Inhalationsgas angepaßt, so daß die Menge von zu der Ratte zugeführtem Sauerstoff gesteuert wird.
Pulslicht, das von dem Ti/Saphir-Laser 61 auf die Ratte 64 auftrifft, und Pulslicht, das von der Schlierenkamera 66 erfaßt wird, haben bei dieser Geräteanordnung Profile, wie sie in dem Graph aus Fig. 13 gezeigt sind. Die Zeit [ns] wird entlang der Abszisse dieses Graphen aufgetragen, und die Erfassungslichtintensität [a. u.] wird entlang seiner Ordinate aufgetragen. Ein Profil X ist ein Profil von Pulslicht, das in der Mundhöhle der Ratte auftrifft, und ein Profil Y ist ein Profil des Erfassungslichts, das sich im Kopf ausbreitet. Eine mittlere Flugzeit < t> zwischen dem Zeitpunkt des Auftreffens des Pulslichts auf die Ratte 64 und dem Erfassungszeitpunkt entspricht einer Zeit < t> zwischen der Zeit null und der baryzentrischen Position des Profils Y. Eine durchschnittliche optische Weglänge C< t> , die durch Multiplizieren einer mittleren Flugzeit < t> mit einer Geschwindigkeit C des Lichts erhalten wird, wird auf der Grundlage der vorstehend beschriebenen Gleichung (6) erhalten. Diese durchschnittliche optische Weglängenmessung wurde durchgeführt, während die Wellenlänge des auf die Ratte 64 auftreffenden Pulslichts in dem Bereich von 740 bis 820 nm geändert wurde. Die Sauerstoffkonzentration FiO&sub2; in dem der Ratte 64 zugeführten Inhalationsgas wurde in den Größenordnungen von 100%, 20% und 15% geändert.
Fig. 14 ist ein Graph, der die Meßergebnisse zeigt. Die Wellenlänge [nm] des auftreffenden Pulslichts wird entlang der Abszisse aufgetragen, und die durchschnittliche optische Weglänge [cm] wird entlang der Ordinate aufgetragen. Diese durchschnittliche optische Weglänge wird auf der Grundlage der Gleichung (6) unter Verwendung des Wertes der Geschwindigkeit C des Lichts berechnet, die 0.022 cm/ps beträgt. In dem Graphen stellt eine Markierung o ein Meßergebnis dar, wenn die FiO&sub2;- Konzentration 100% ist; Δ 20%; und 15%. Wie es in diesem Graphen gezeigt ist, wird im kurzen Wellenlängenbereich die durchschnittliche optische Weglänge um so kürzer je niedriger die FiO&sub2;-Konzentration wird und je kleiner die Menge des Sauerstoffs wird, der der Ratte 64 zugeführt wird. Eine kurze durchschnittliche optische Weglänge zeigt eine hohe Lichtabsorption in dem Kopfbereich der Ratte 64 an. Dies stimmt mit den Hb- und HbO&sub2;- Lichtabsorptionsprofilen überein, die in dem Graphen aus Fig. 1 gezeigt sind. Das heißt, in dem Graphen aus Fig. 14 wird das auftreffende Pulslicht in großem Maße von dem deoxygeniertem Hämoglobin Hb in dem kurzen Wellenlängenbereich absorbiert, womit sich das in Fig. 1 gezeigte Profil herausstellt.
Ein Einsetzen der Meßergebnisse dieser durchschnittlichen optischen Weglänge in die Gleichung (18) ergibt das Verhältnis der HbO&sub2;-Konzentration zu der Hb- Konzentration. Das resultierende Konzentrationsverhältnis wird in die Gleichung (19) eingesetzt, um den Grad (SO&sub2;) der Sättigung von Sauerstoff in dem Blut in dem Kopfbereich der Ratte zu berechnen. Tabelle 2 zeigt die SO&sub2;- Werte, die aus jedem Meßergebnis erhalten werden, das von jedem in Fig. 14 gezeigten schwarzen Punkt dargestellt wird. Diese Punkte stellen die Meßergebnisse in Bezug auf die Auftreffpulslichtkomponenten mit den Wellenlängen 740, 755 und 800 nm dar. [Tabelle 2]
Aus der vorstehenden Tabelle wird ersichtlich, daß der berechnet SO&sub2;-Wert die Inhalationssauerstoffkonzentration (FiO&sub2;) wiedergibt. Wenn die Konzentration von FiO&sub2; abnimmt, nimmt auch der SO&sub2;-Wert ab.
Derselbe Effekt wie in jedem der vorstehenden Ausführungsbeispiele kann in dem dritten Ausführungsbeispiel erhalten werden. Der Grad der Sättigung von Sauerstoff in dem Blut des lebendigen Gewebes kann mit einer einfachen Geräteanordnung einfach und genau gemessen werden.

Claims

1. Verfahren zur Bestimmung eines Verhältnisses der Konzentration von n absorptionsfähigen Bestandteilen in einem streuenden Medium, wobei n eine ganze Zahl ist und n ≥ 2 ist, wobei die absorptionsfähigen Bestandteile alle einen bekannten wellenlängenabhängigen Absorptionskoeffizienten haben, wobei das Verfahren die Schritte aufweist: Bestrahlen des Mediums an einer vorbestimmten Auftreffposition mit Strahlung mit n+1 unterschiedlichen Wellenlängenwerten, Erfassen der Strahlung an einer vorbestimmten Erfassungsposition hinsichtlich jedes Wellenlängenwerts nach dem Durchtritt durch das Medium,

gekennzeichnet durch

Messen der durchschnittlichen Zeit, die Licht mit jedem der Wellenlängenwerte braucht, um durch das Medium zu treten, oder Bestimmen der durchschnittlichen optischen Weglänge für jeden der Wellenlängenwerte, Bestimmen der Unterschiede zwischen den durchschnittlichen Zeiten, die zum Durchtritt durch das Medium gebraucht werden, oder zwischen den durchschnittlichen optischen Weglängen für jeden der Wellenlängenwerte und Berechnen des Verhältnisses der Konzentration der Bestandteile in dem streuenden Medium aus den Unterschieden und aus den bekannten Absorptionskoeffizienten der Bestandteile.

2. Verfahren nach Anspruch 1,

dadurch gekennzeichnet, daß

das Berechnen gemäß einer Beziehung durchgeführt wird, die wiedergibt, daß der Unterschied zwischen den durchschnittlichen optischen Weglängen für zwei Wellenlängenwerte umgekehrt proportional zu einem Unterschied des Absorptionsgrads der absorptionsfähigen Komponente aus den Lichtkomponenten aus zwei Wellenlängen ist.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2,

dadurch gekennzeichnet, daß

das streuende Medium zwei mit A und B bezeichnete Arten von absorptionsfähigen Bestandteilen enthält, und die Auftreffstrahlung so variiert wird, daß sie drei verschiedene Wellenlängen λ1, λ2 und λ3 hat, und

ein Verhältnis VA : Va von einer Konzentration VA zu einer Konzentration VB der absorptionsfähigen Bestandteile A und B in dem streuenden Medium wie folgt bestimmt wird:

VA : VB ={(&epsi;Bλ3 - &epsi;Bλ1)Δ< t> λ2,λ1 - (&epsi;Bλ2 - &epsi;Bλ1)Δ< t> λ3,λ1}:

{-(&epsi;Aλ3 - &epsi;Aλ1)Δ< t> λ2,λ1 + (&epsi;Aλ2 - &epsi;Aλ1)Δ< t> λ3,λ1}

wobei Δ< t> λ2,λ1 ein mittlerer Flugzeitunterschied zwischen der Auftreffstrahlung mit den Wellenlängen λ2 und λ1 ist, Δ< t> λ3,λ1 ein mittlerer Flugzeitunterschied zwischen der Auftreffstrahlung mit den Wellenlängen λ3 und λ1 ist, &epsi;Aλ1 und &epsi;Bλ1 die Absorptionskoeffizienten der absorptionsfähigen Bestandteile A und B bezüglich der Auftreffstrahlung mit der Wellenlänge λ1 sind, &epsi;Aλ2 und &epsi;Bλ2 die Absorptionskoeffizienten der absorptionsfähigen Bestandteile A und B bezüglich der Auftreffstrahlung mit der Wellenlänge λ2 sind, &epsi;Aλ3 und &epsi;Bλ3 die Absorptionskoeffizienten der absorptionsfähigen Bestandteile A und B bezüglich der Auftreffstrahlung mit der Wellenlänge λ3 sind.

4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1, 2 oder 3,

dadurch gekennzeichnet, daß

die Strahlung gepulstes Licht ist und die durchschnittliche optische Weglänge berechnet wird, indem zeitaufgelöste Lichtintensitätsmessungen an der Erfassungsposition zu einer Anzahl von Verzögerungszeiten nach dem Auftreffen jedes Lichtimpulses auf das streuende Medium erzielt werden, die Summe der Produkte jeder Verzögerungszeit mit der jeder Verzögerungszeit entsprechenden Lichtintensität durch die Summe der Intensitäten geteilt wird, wodurch ein Quotient erzielt wird, und indem der Quotient mit der Lichtgeschwindigkeit multipliziert wird.

5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1, 2 oder 3,

dadurch gekennzeichnet, daß

die Strahlung gepulstes Licht ist und die durchschnittliche optische Weglänge berechnet wird, indem die Erfassungsposition erreichende Photonen erfaßt werden, eine Verzögerungszeit für jedes erfaßte Photon in Bezug auf das Auftreffen jedes Lichtimpuses bestimmt wird, die Verzögerungszeiten summiert werden, die Summe der Verzögerungszeiten der erfaßten Photonen durch die Anzahl der erfaßten Photonen geteilt wird, wodurch ein Quotient erzielt wird, und indem der Quotient mit der Lichtgeschwindigkeit multipliziert wird.

6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,

dadurch gekennzeichnet, daß

das streuende Medium lebendiges Gewebe ist, die absorptionsfähigen Bestandteile in Blut in dem lebendigen Gewebe desoxigeniertes Hämoglobin Hb und Oxyhämoglobin HbO&sub2; sind, die Auftreffstrahlung Licht mit einer Wellenlänge im Bereich von 600 nm bis 1,5 um ist und der Grad der Sättigung von Sauerstoff in dem Blut in dem lebendigen Gewebe auf der Grundlage eines berechneten Verhältnisses der Konzentrationen der absorptionsfähigen Bestandteile erzielt wird.

7. Gerät zur Bestimmung eines Verhältnisses der Konzentration von n absorptionsfähigen Bestandteilen in einem streuenden Medium, wobei n eine ganze Zahl ist und n ≥ 2 ist, wobei die absorptionsfähigen Bestandteile alle einen bekannten wellenlängenabhängigen Absorptionskoeffizienten haben, wobei das Gerät aufweist:

eine Lichtquelle (21, 41, 62) zur Bestrahlung des Mediums an einer vorbestimmten Auftreffposition mit Strahlung mit n+1 unterschiedlichen Wellenlängenwerten,

eine Photoerfassungseinrichtung (25, 45) zur Erfassung der Strahlung an einer vorbestimmten Erfassungsposition hinsichtlich jedes Wellenlängenwerts nach dem Durchtritt durch das Medium,

gekennzeichnet durch

eine Meßeinrichtung (27, 28, 29, 46, 47, 50, 51) zur Messung der durchschnittlichen Zeit, die Licht mit jedem der Wellenlängenwerte braucht, um durch das Medium zu treten, oder zur Bestimmung der durchschnittlichen optischen Weglänge für jeden der Wellenlängenwerte, und

eine Berechnungseinrichtung (29, 51) zur Bestimmung der Unterschiede zwischen den durchschnittlichen Zeiten, die zum Durchtritt durch das Medium gebraucht werden, oder zwischen den durchschnittlichen optischen Weglängen für jeden der Wellenlängenwerte und zur Berechnung des Verhältnisses der Konzentration der Bestandteile in dem streuenden Medium aus den Unterschieden und aus den bekannten Absorptionskoeffizienten der Bestandteile.

8. Gerät nach Anspruch 7,

dadurch gekennzeichnet, daß

die Auftreffstrahlung gepulstes Licht ist, die Photoerfassungseinrichtung (25, 45) zum Erfassen der Lichtintensität angeordnet ist, die an den Erfassungspositionen zu einer Anzahl von vorbestimmten Verzögerungszeiten nach dem Auftreffen des Pulslichtes auf das streuende Medium erzielt wird, und die Berechnungseinrichtung (19, 51) dazu angeordnet ist, die Summe der Produkte aus jeder Verzögerungszeit mit der jeder Verzögerungszeit entsprechenden Lichtintensität durch die Summe der Lichtintensitäten zu teilen, wodurch ein Quotient erzielt wird, und den Quotienten mit der Lichtgeschwindigkeit zu multiplizieren, um eine durchschnittliche optische Weglänge zu erzielen.

9. Gerät nach Anspruch 7, wobei die Photoerfassungseinrichtung (25, 45) zur Berechnung der durchschnittlichen optischen Weglänge angeordnet ist, indem alle die Erfassungsposition erreichenden Photonen mit unterschiedlichen Verzögerungszeiten bei dem Auftreffen jedes Pulslichtes erfaßt werden, und die Berechnungseinrichtung (51) und die Meßeinrichtung (46, 47, 50) dazu angeordnet sind, die Verzögerungszeiten der erfaßten Photonen zu summieren, die Summe der Verzögerungszeiten durch die Anzahl der erfaßten Photonen zu teilen, wodurch ein Quotient erzielt wird, und den Quotienten mit der Lichtgeschwindigkeit zu multiplizieren.

10. Gerät nach einem der Ansprüche 7, 8 oder 9,

dadurch gekennzeichnet, daß

die Lichtquelle (21, 41, 62) dazu angeordnet ist, Pulslichtkomponenten mit drei verschiedenen Wellenlängen λ1, λ2 und λ3 zu emittieren, wobei das streuende Medium zwei Arten von absorptionsfähigen Bestandteilen A und B enthält, und

die Berechnungseinrichtung (29, 51) dazu angeordnet ist, ein Verhältnis VA : VB von einer Konzentration VA zu einer Konzentration VB der absorptionsfähigen Bestandteile A und B in dem streuenden Medium wie folgt zu bestimmen:

VA : VB = {(&epsi;Bλ3 - &epsi;Bλ1)Δ< t> λ2,λ1 - (&epsi;Bλ2 - &epsi;Bλ1)Δ< t> λ3,λ1}:

11. Gerät nach einem der Ansprüche 7 bis 10,

dadurch gekennzeichnet, daß

die Strahlungsquelle dazu angeordnet ist, gepulstes Licht mit einer Wellenlänge im Bereich zwischen 600 nm und 1,5 um zu emittieren, wobei das streuende Medium lebendiges Gewebe ist, die absorptionsfähigen Bestandteile deoxigeniertes Hämoglobin Hb und Oxyhämoglobin HbO&sub2; in Blut in dem lebendigen Gewebe sind, und das Gerät ferner eine SO&sub2;-Wert- Berechnungseinrichtung (30, 52) zum Erzielen eines Grades der Sättigung von Sauerstoff in dem Blut des lebendigen Gewebes auf der Grundlage eines von der Berechnungseinrichtung (29, 51) ausgegebenen Verhältnisses der Konzentrationen der absorbierenden Bestandteile aufweist.