DE69527916T2 - Nicht-invasive Vorrichtung zur Blut-Analyse - Google Patents

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG 1. Gebiet der Erfindung
• Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Analysieren von Blut auf nicht-invasive Art und Weise und insbesondere eine Vorrichtung zum Analysieren von Blutbestandteilen, die für einen Hämatologietest benötigt werden, durch optisches Messen von Blut, welches durch Gefäße in einem lebenden Körper hindurchfließt.
2. Stand der Technik
• Die einzelnen Punkte eines Hämatologietests, wie beispielsweise die Anzahl von Blutkörperchen, Hämatokrit, Hämoglobin, und die Konstante (mittleres korpuskulares Volumen: MCV, mittleres korpuskulares Hämoglobin: MCH, und mittlere korpuskulare Hämoglobinkonzentration: MCHC) sind sehr wichtig für die Diagnose und Behandlung von Krankheiten. Solche Punkte werden meist bei einem klinischen Test von Patienten verwendet.
• Die Analyse von Blutbestandteilen ist sehr wichtig für die Diagnose und die Behandlung von Krankheiten. Allgemein beinhaltet ein solcher Hämatologietest das Entnehmen von Blut aus einem lebenden Körper, um eine Blutprobe mit einem Analysator zu analysieren. Das Entnehmen von Blut aus dem lebenden Körper erzeugt jedoch Schmerzen. Da außerdem das entnommene Blut normalerweise vor der Analyse zu einem Labor transportiert wird, wo sich eine Analysevorrichtung befindet, ist es außerdem unmöglich, einen Echtzeit-Hämatologietest während der Diagnose durchzuführen. Bei dem oben beschriebenen Verfahren besteht außerdem immer die Befürchtung, dass Nadeln zur Blutentnahme einen Schaden verursachen können aufgrund einer irrtümlichen Verwendung, wenn sie für das Entnehmen von Blut aus einem anderen lebenden Körper verwendet werden, der mit einer Infektionskrankheit wie beispielsweise Hepatitis oder Aids infiziert ist.
• Daher bestand viele Jahre die Notwendigkeit, eine Vorrichtung zu entwickeln, welche es ermöglicht, einen Bluttest auf nicht-invasive Art und Weise durchzuführen. Wenn ein solcher Blutanalysator neben dem Bett aufgebaut wird, auf welchem der lebende Körper liegt, können Echtzeitbedingungen des Körpers sofort ohne Schwierigkeit beobachtet werden.
• Beispiele des weithin bekannten Standes der Technik bezüglich einer solchen Vorrichtung beinhalten ein Videomikroskop, welches Licht auf eine Beobachtungsstelle auf der Hautoberfläche eines lebenden Körpers aufbringt, um ein Videobild (statisches Bild) bei einer Verschlussgeschwindigkeit von ungefähr einer Tausendstelsekunde zu erfassen, und diskontinuierliche Punkte in dem Blutfluss identifiziert, welche sich nacheinander auf dem statischen Bild bewegen, und einen Analysator, welcher eine Videokamera aufweist, die mit einem Hochgeschwindigkeitsverschluss ausgestattet ist, und welche Bilder von roten Blutkörperchen in den konjunktiven kapillaren Blutgefäßen in einem Augapfel aufnimmt (siehe beispielsweise die japanische ungeprüfte Patentveröffentlichung Nr. HEI4(1992)-161915, U.S. Patent Nr. 4,998,533 und U.S. Patent Nr. 5,348,003).
• Übrigens beträgt die Geschwindigkeit des Blutflusses ungefähr fünf bis zehn mm pro Sekunde. Wenn Bilder von roten Blutkörperchen bei einer Verschlussgeschwindigkeit von einer Tausendstelsekunde aufgenommen werden, wie im Stand der Technik, bewegen sich rote Blutkörperchen unter der Annahme, dass das Blut bei einer Geschwindigkeit von 10 mm pro Sekunde fließt, um einen Abstand, der gleich Ihrem Durchmesser ist, was einen Versatz in dem Bild um den Durchmesser erzeugt.
• Außerdem sind rote Blutkörperchen in Blutgefäßen einander mit einem Abstand des Durchmessers oder weniger benachbart, und fast alle roten Blutkörperchen überlappen einander in dem Bild aufgrund des Versatzes in dem Bild der Blutkörperchen. Demzufolge ist der oben beschriebene japanische Stand der Technik weit davon entfernt, eine quantitative Messung der oben genannten Testpunkte durch die morphologische Analyse von Blutkörperchen und das Zählen ihrer Anzahl auf den aufgenommenen Bildern zu ermöglichen.
• Andererseits nimmt der Analysator in dem U.S. Patent Nr. 4,998,533 konjunktive kapillare Blutgefäße in einem Augapfel mit der Videokamera auf. Der Brennpunkt der Videokamera ist jedoch jederzeit bezüglich des aufgenommenen Bereichs des Augapfels relativ versetzt, und zwar aufgrund einer leichten Bewegung, die dem Augapfel eigen ist. Daher ist es sehr schwierig, den gleichen Bereich des aufgenommenen Bereichs des Augapfels mit der Videokamera wiederholt aufzunehmen. Es ist unmöglich, die geringe Bewegung des Augapfels mechanisch anzuhalten, indem irgendein Objekt nahe an den Augapfel herangebracht wird, weil der Augapfel dann beschädigt werden könnte. Das U.S. Patent Nr. 4,998,533 beschreibt außerdem das Zählen der Anzahl von roten Blutkörperchen und das Messen von Hämatokrit, MCV und MCHC, beschreibt jedoch keine Verfahren zum Messen dieser Werte.
• Da die Intensität von Licht, welches an der Hautoberfläche gestreut wird, stark ist, wenn Licht auf einen lebenden Körper aufgebracht wird, ermöglicht es eine Vorrichtung wie die oben beschriebene nicht, Bilder eines Blutgefäßes (des Bluts) mit gutem Kontrast aufzunehmen, was es schwierig macht, eine quantitative Analyse mit den erzielten Bildern durchzuführen.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
• Die vorliegende Erfindung ist im Hinblick auf die oben genannten Umstände gemacht worden, und ein Ziel der Erfindung ist es, eine Vorrichtung zu schaffen, welche Blut auf nicht- invasive Art und Weise durch Aufnehmen von Bildern von Blut und Blutgefäßen in einem lebenden Körper mit guter Genauigkeit und gutem Kontrast, gefolgt von dem Analysieren von Blutbestandteilen mit den aufgenommenen Bildern, analysieren kann.
• Die vorliegende Erfindung schafft einen nicht-invasiven Blutanalysator mit den Merkmalen des Anspruchs 1.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
• Die Fig. 1 bis 19 beziehen sich auf Strukturen, die nicht Gegenstand der Ansprüche sind, jedoch zum Verständnis der vorliegenden Erfindung nützlich sind.
• Fig. 1 ist eine Ansicht, welche einen grundlegenden Aufbau darstellt, der nützlich zum Verständnis der vorliegenden Erfindung ist.
• Fig. 2 ist eine Ansicht, welche ein Beispiel eines Erfassungsbereichs zeigt.
• Fig. 3 ist eine Ansicht, welche ein Beispiel eines Erfassungsbereichs zeigt.
• Fig. 4 ist eine Ansicht, welche ein Beispiel eines Erfassungsbereichs zeigt.
• Fig. 5 ist eine Ansicht, welche eine andere Struktur darstellt, die nützlich zum Verständnis der vorliegenden Erfindung ist, wobei diese Ansicht einen wesentlichen Bereich dieser Struktur zeigt.
• Fig. 6 ist eine Ansicht, welche ein Beispiel eines Erfassungsbereichs zeigt.
• Fig. 7 ist eine Ansicht, welche ein Beispiel eines Erfassungsbereichs zeigt.
• Fig. 8 ist eine Ansicht, welche ein aufgenommenes Bild darstellt.
• Figur. 9 ist eine Ansicht, welche einen Zustand zeigt, in welchem ein Bild durch ein Fenster ausgeschnitten ist.
• Fig. 10 ist ein Flussdiagramm, welches ein Verfahren zum Berechnen der Anzahl von roten Blutkörperchen (Erythrozyten) zeigt.
• Fig. 11 ist ein Flussdiagramm, welches ein Verfahren zum Berechnen von MCV zeigt.
• Fig. 12 ist ein Flussdiagramm, welches ein Verfahren zum Berechnen von Hämoglobin darstellt.
• Fig. 13 ist ein Flussdiagramm, welches ein Verfahren zum Berechnen von Hämoglobin darstellt.
• Fig. 14 ist ein Flussdiagramm, welches ein Verfahren zum Berechnen von Hämoglobin darstellt.
• Fig. 15 ist ein Flussdiagramm, welches ein Verfahren zum Plastifizieren von weißen Blutkörperchen (Leukozyten) darstellt.
• Fig. 16(a) bis 16(d) sind Ansichten, welche ein Prinzip zur Berechnung der Flussgeschwindigkeit von Blut darstellen.
• Fig. 17 ist eine Ansicht, welche ein Beispiel darstellt, in welchem eine Blutprobe in einer Ausführungsform angebracht ist.
• Fig. 18 ist eine Ansicht, welche einen anderen Aufbau zeigt, der nützlich ist für das Verständnis der vorliegenden Erfindung.
• Fig. 19 ist ein Flussdiagramm, welches ein Verfahren zur Berechnung eines Hämatokritwerts mit der Struktur aus Fig. 18 zeigt.
• Fig. 20 ist eine Ansicht, welche einen Aufbau der Ausführungsform 1 der vorliegenden Erfindung zeigt.
• Fig. 21 ist eine Ansicht, welche eine Modifikation der Ausführungsform 1 in Fig. 20 darstellt.
• Fig. 22 ist eine Ansicht, welche einen wesentlichen Teil. von Fig. 21 darstellt.
• Fig. 23 ist eine teilweise erweiterte Ansicht von Fig. 20.
• Fig. 24 ist eine Ansicht, welche einen Aufbau gemäß der Ausführungsform 2 der vorliegenden Erfindung zeigt.
• Fig. 25 ist eine Ansicht, welche einen Querschnitt eines wesentlichen Teils der Ausführungsform 2 der vorliegenden Erfindung zeigt.
• Fig. 26 ist eine Ansicht, welche einen elektrischen Kreis eines wesentlichen Teils der Ausführungsform 2 der vorliegenden Erfindung zeigt.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG
• Der Blutanalysator der vorliegenden Erfindung ist gekennzeichnet durch Analysieren von Blut in einem lebenden Körper auf nicht-invasive Art und Weise. Vorzugsweise ist der lebende Körper der von Säugetieren inklusive Menschen. Der Ausdruck "Blutbestandteile", wie er hier verwendet wird, bezieht sich auf Blutkörperchen wie rote Blutkörperchen (Erythrozyten) und weiße Blutkörperchen (Leukozyten) und auf Bestandteile in einem lebenden Körper wie beispielsweise Hämoglobin, Bilirubin und Glukose.
• Der Teil des lebenden Körpers bezieht sich auf einen Bereich mit Blutgefäßen unter der Haut, wie beispielsweise eine Lippe, einen Finger, ein Ohrläppchen und einen Augapfel. Vorzugsweise ist der Teil des lebenden Körpers ein Bereich, welcher durch Licht von außen oder ein Kontaktobjekt nicht so leicht beschädigt wird, wie beispielsweise eine Lippe, ein Finger und ein Ohrläppchen. Der Erfassungsbereich in dem Blutgefäß bezieht sich auf einen vorbestimmten Bereich des Blutgefäßes, welcher tatsächlich in dem lebenden Körper vorhanden ist. In dieser Erfindung wird der vorbestimmte Bereich nämlich als Erfassungsbereich bezeichnet.
• Dieser Bereich kann durch zwei parallelen Ebenen geteilt sein, die ihn senkrecht oder diagonal relativ zur Richtung des Blutflusses durchqueren. Vorzugsweise kann der Abstand zwischen den parallelen Ebenen ungefähr 10 bis 20 um betragen.
• Andererseits ist die Dicke der fraglichen Blutgefäße nicht begrenzt, aber Kapillar-Arterien und -Venen werden bevorzugt, um ein gutes Ergebnis bei der Reproduktion des erfassten Zustands zu erhalten. Übrigens können Blutkörperchen Informationen, die in Kapillar-Arterien und -Venen erhalten werden, in Informationen bezüglich dicker Blutgefäße (mittelgroßer oder großer Arterien und Venen) umgewandelt werden.
• Das Lichtaufbringmittel der vorliegenden Erfindung ermöglicht es. Licht von außerhalb der Objektlinse des Bilderfassungsmittels auf den Erfassungsbereich zu richten. In anderen Worten beleuchtet das Licht den Erfassungsbereich in einem Einfallswinkel, der größer ist als ein Öffnungswinkel der Objektlinse bezüglich des Erfassungsbereichs. Demzufolge wird, da das Licht, welches an der Hautoberfläche des lebenden Körpers reflektiert wird, nach außerhalb des Öffnungswinkels der Objektlinse gelenkt wird und so das Bilderfassungsmittel nicht erfasst, der Kontrast des Bildes, welches mittels des Bilderfassungsmittels aufgenommen wird, stark verbessert.
• Als Lichtaufbringmittel der vorliegenden Erfindung kann entweder eine kontinuierliche oder eine diskontinuierliche Lichtquelle verwendet werden; die kontinuierliche Lichtquelle, welche kontinuierlich Licht auf den Erfassungsbereich aufbringt, kann ein Laser, eine Halogenlampe oder eine Tungstenlampe sein, während die diskontinuierliche Lichtquelle, welche diskontinuierlich Licht auf den Erfassungsbereich aufbringt, ein Impulslaser (beispielsweise aus der 7000-Serie, hergestellt von Spectra- Physics Co., Ltd.), ein Mulit-Stroboskop (beispielsweise aus der DSX-Serie, hergestellt von Sugawara Laboratories, Inc., Japan), oder eine Xenonblitzlampe sein kann.
• Vorzugsweise kann die kontinuierliche Lichtquelle einen optischen Verschluss beinhalten, so dass sie als diskontinuierliche Lichtquelle verwendbar ist. Als optischer Verschluss kann ein bekannter akustik-optischer oder elektrooptischer Modulator verwendet werden. Übrigens kann die Dauer des Aufbringens von Licht (des Flimmerns) der diskontinuierlichen Lichtquelle so gewählt werden, dass sie im Bereich von einem Zehntausendstel bis einem Billionstel einer Sekunde liegt.
• Darüber hinaus kann das Lichtaufbringmittel weiter einen Lichtleiter, einen Reflektor, ein Polarisierelement, eine Linse, ein Prisma, einen Schlitz und/oder einen Filter zusätzlich zu der oben genannten Lichtquelle auf weisen. Licht, welches von der Lichtquelle ausgesandt wird, kann durch eine geeignete Kombination der oben genannten Mittel zu dem Erfassungsbereich gelenkt werden.
• Das Lichtaufbringmittel kann außerdem mit mehreren lichtaussendenden Elementen versehen sein, die um die Objektlinse herum vorgesehen sind, und mit Lichtführungsmitteln zum Lenken des durch die lichtaussendenden Elemente ausgesandten Lichts zu dem Öffnungsbereich. In diesem Fall kann das lichtaussendende Element vorzugsweise ein kleines und kostengünstiges Element, wie beispielsweise eine LED (lichtaussendende Diode), eine LD (Laserdiode) und eine SLD (Superlumineszenzdiode) sein.
• Alternativ kann das Lichtaufbringmittel mit mehreren lichtaussendenden Elementen versehen sein, die um die Objektlinse herum vorgesehen sind, wobei jedes der lichtaussendenden Elemente eine unterschiedliche Emissionswellenlänge hat, mit Lichtführungsmitteln zum Lenken eines durch die lichtaussendenden Elemente ausgesandten Lichts zu dem Erfassungsbereich, und mit einem Steuermittel zum selektiven Erregen der lichtaussendenden Elemente mit jeweils einer unterschiedlichen Emissionswellenlänge.
• In diesem Fall kann das lichtaussendende Element mit der unterschiedlichen Emissionswellenlänge vorzugsweise ein Element, wie beispielsweise eine blaue LED sein (mit einer spitzen Wellenlänge bei 450 nm), eine grüne LED (mit einer spitzen Wellenlänge bei 560 nm), und eine rote LED (mit einer spitzen Wellenlänge bei 660 nm) entsprechend Lichtabsorptionsmerkmalen des Objekts, dessen Bilder aufgenommen werden sollen.
• Beispielsweise zeigt Oxyhämoglobin eine hohe Absorption bei ungefähr 450 nm und 560 nm und eine geringe Absorption bei 660 nm. Daher kann eine Oxyhämoglobinkonzentration bestimmt werden durch Beleuchten des Erfassungsbereichs mit einer roten LED und entweder einer blauen oder einer grünen LED, gefolgt von einer Analyse des erzielten Differentialbilds.
• Andererseits zeigt Bilirubin eine hohe Absorption bei ungefähr 450 nm und eine geringe Absorption bei 560 nm. Daher können Bilder von Bilirubin erfasst werden durch Beleuchten des Erfassungsbereichs mit einer blauen LED und einer grünen LED, gefolgt durch eine Analyse des erhaltenen Differentialbilds.
• Hier kann das Steuermittel zum selektiven Erregen der lichtaussendenden Elemente mit jeweils einer unterschiedlichen Wellenlänge beispielsweise ein Energieschaltkreis sein, der mit einer Schaltfunktion versehen ist und selektiv elektrische Energie zu den lichtaussendenden Elementen mit jeweils einer unterschiedlichen Wellenlänge zuführen kann.
• Als Bilderfassungsmittel der vorliegenden Erfindung kann beispielsweise ein CCD-Bildsensor für sichtbares Licht, infrarotes Licht und ultraviolettes Licht verwendet werden, Insbesondere wird vorzugsweise ein CCD-Bildsensor mit einem elektronischen Verschluss mit einer Verschlussgeschwindigkeit von einer Zehntausendstelsekunde oder mehr verwendet. Beispielsweise solche CCD-Bildsensoren beinhalten XC-73CE und XC-75/75CE (versehen mit einem variablen Verschluss mit einer maximalen Verschlussgeschwindigkeit von einem Fünfhunderttausendstel einer Sekunde (beide hergestellt von Sony Corporation in Japan.
• Außerdem kann das Bilderfassungsmittel optional einen Lichtleiter, einen Reflektor jeder Art, ein polarisierendes Element, eine Linse jeder Art, ein Prisma, einen Schlitz, einen Filter und/oder einen Bildverstärker aufweisen, so dass eine geeignete Kombination der oben genannten Einrichtungen das Einführen des reflektierten Lichts von dem Erfassungsbereich in den CCD-Bildsensor ermöglicht.
• Gemäß der vorliegenden Erfindung können das Lichtaufbringmittel und das Bilderfassungsmittel ein Bild während einer Zehntausendstel- bis einer Billionstelsekunde des Vorgangs des Lichtaufbringens und Bilderfassens ausbilden. Beispielsweise bewegt sich ein rotes Blutkörperchen, welches sichtbar eine Geschwindigkeit von 10 mm pro Sekunde durch die Ader bewegt, um eine Abstand von einem Mikrometer während einer Zehntausendstelsekunde. Ein Versatz in dem Bild des roten Blutkörperchens, welches mit der Einrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung erfasst wird, ist gleich 10% des Durchmessers (10 Mikrometer) eines roten Blutkörperchens).
• Es ist experimentell festgestellt worden, dass sogar bei Anwesenheit einer Bildverzerrung eines solchen Grades eine morphologische Analyse von Blutkörperchen in einem Blutgefäß und das Zählen ihrer Anzahl möglich sind. Wenn ein Bild in einer Hundertausendstelsekunde ausgebildet wird, kann die Bildverzerrung auf ein Zehntel (1% des Durchmessers) gedrückt werden. Wenn ein Bild in einer Millionstelsekunde geformt wird, kann die Bildverzerrung um ein Hundertstel gedrückt werden (0,1% des Durchmessers).
• Demzufolge verbessert sich die Genauigkeit bei der morphologischen Analyse von Blutkörperchen und das Zählen der Blutkörperchen mit dem Verkürzen der Zeit, die zum Ausbilden eines Bildes erforderlich ist.
• Die von dem Bilderfassungsmittel aufgenommene Lichtmenge sinkt jedoch mit verkürzter Zeit zum Ausbilden eines Bildes. Daher muss die Lichtmenge, die von dem Lichtaufbringmittel ausgegeben wird, und/oder die Lichtempfindlichkeit des Bilderfassungsmittels gesteigert werden. Vorzugsweise liegt die Zeit zur Ausbildung eines Bildes zwischen einer Zehntausendstel- und einer Millionstelsekunde. Weiter bevorzugt liegt die Zeit zwischen einer Fünfzigtausendstel- und einer Zweihunderttausendstelsekunde in dieser Anwendung.
• Um dann ein Bild in einer Zeit zwischen einer Zehntausendstel- und einer Millionstelsekunde auszubilden, werden vorzugsweise Lichtaufbringmittel mit einer diskontinuierlichen Lichtquelle und Bilderfassungsmittel mit einem CCD-Bildsensor kombiniert, oder Lichtaufbringmittel mit einer kontinuierlichen Lichtquelle und Bilderfassungsmittel mit einem CCD-Bildsensor mit einem elektronischen Verschluss. Wenn das Analysemittel Blutbestandteile durch Erfassen einer Hämoglobin-Bilirubin- oder Glukosekonzentration im Blut analysiert, ist die Zeit zum Ausbilden eines Bildes nicht immer so kurz. Außerdem sind das Lichtaufbringmittel und das Bilderfassungsmittel vorzugsweise so aufgebaut, dass mehrere Bilder in einem vorbestimmten Zyklus erfasst werden, so dass das Analysemittel die Morphologie von Blutkörperchen inklusive ihres Farbtons analysieren kann und/oder die Anzahl der Blutkörperchen zählen kann auf der Basis der mehreren Bilder.
• Übrigens kann das Bilderfassungsmittel weiter ein Aufnahmemittel zum Aufnehmen der erfassten Bilder, wie beispielsweise einen Bildspeicher oder einen Videorekorder auf weisen.
• Allgemein wird die Anzahl von Blutkörperchen als ein Punkt des Hämatologietests als Anzahl pro Blutvolumen berechnet. Es ist notwendig, das Volumen des Erfassungsbereichs für die Berechnung zu kennen.
• Das Volumen (die Kapazität) des Erfassungsbereichs wird wie folgt berechnet.
• (1) Das Volumen wird berechnet aus einem Bereich des erfassten Bildes, einer Tiefe, bis zu welcher das Bilderfassungsmittel Bilder erfassen kann (Tiefenschärfe), und einem Vergrößerungsverhältnis.
• (2) Licht wird auf einen Erfassungsbereich mit vorbestimmtem Volumen in einem Blutgefäß mit dem Lichtaufbringmittel aufgebracht, so dass Bilder des Bereichs, auf welchen das Licht aufgebracht wird, erfasst werden.
• (3) Das Volumen des Erfassungsbereichs wird berechnet durch Messen des inneren Durchmessers und der Länge des abgebildeten Blutgefäßes bei dem Erfassungsbereich.
• Gemäß dem oben beschriebenen Verfahren (2) erfasst, wenn ein Schlitzlicht in vertikaler oder diagonaler Richtung relativ zu dem Blutfluss mit dem Lichtaufbringmittel so auf ein Blutgefäß gerichtet wird, dass das Blutgefäß in eine dünne Scheibe mit dem Schlitzlicht geschnitten wird, das Erfassungsmittel den geschnittenen Bereich aus der Richtung des Querschnitts dieses Bereichs. Auf diese Art und Weise kann der dynamische Mechanismus von Blutkörperchen, welcher durch das Blutgefäß hindurchfließt, von der Richtung des Blutflusses erfasst werden, und dadurch kann das Volumen des Erfassungsbereichs aus dem Produkt des Bereichs des Querschnitts des Blutgefäßes und der Schlitzbreite berechnet werden.
• Beim Erfassen des Querschnitts des Blutgefäßes ist vorzugsweise die Erfassungsfläche des Erfassungsmittels so angeordnet, dass sie auf die Gesamtoberfläche des Querschnitts fokussiert ist, und zwar mittels der Schwung - und Neigungsfotografie (da die Schwung- und Neigungsfotografie eine bekannte Technik ist, wird sie hier nicht genau beschrieben).
• Das Analysemittel gemäß der vorliegenden Erfindung hat vorzugsweise ein Analog- und/oder Digitalbildverarbeitungsmittel, welches selektiv Funktionen hat, wie beispielsweise jede Art von Filter, Gammakorrektur, Interpolation, Bildschwankungskorrektur, Farbtonkonversion, Farbbalancekorrektur, Weißbalance- und Schattierungskorrektur.
• Außerdem weist das Analysemittel zum Analysieren von Blutbestandteilen vorzugsweise Mittel zum Berechnen der Anzahl von roten Blutkörperchen (Erythrozyten) und/oder weißen Blutkörperchen (Leukozyten) auf; Mittel zum Berechnen eines Hämatokritwerts; Mittel zum Berechnen von Hämoglobin (HGB) durch Analysieren der Intensität von reflektiertem Licht von dem Erfassungsbereich; Mittel zum Berechnen des mittleren korpuskularen Volumens (MCV), des mittleren korpuskularen Hämoglobins (MCH), und der mittleren korpuskularen Hämoglobinkonzentration (MCHC) auf der Basis der Morphologie von Blutkörperchen; Mittel zum Analysieren der Morphologie von Blutkörperchen und zum Klassifizieren der so analysierten Blutkörperchen; und Mittel zum Umwandeln von Informationen bezüglich Blutkörperchen, erhalten von Arteriolen und kleinen Venen oder kapillaren Arterien und Venen in Information bezüglich Blutkörperchen entsprechend mittelgroßen und großen Arterien und Venen.
• Das Analysemittel kann auch Mittel zum Analysieren der Hämoglobinkonzentration, Mittel zum Analysieren der Bilirubinkonzentration und Mittel zum Analysieren der Glukosekonzentration aufweisen.
• Das Analysemittel kann aufgebaut sein unter Verwendung eines digitalen Signalprozessors (DSP), beispielsweise TMS320C30, hergestellt von Texas Instruments, Inc.
• Es ist wünschenswert, dass der nicht-invasive Blutanalysator Befestigungsmittel zum relativen Befestigen von zumindest einem Teil des lebenden Körpers und dem Bilderfassungsmittel aufweist sowie Stabilisierungsmittel zum Stabilisieren des Brennpunkts des Bilderfassungsmittels bezüglich des Erfassungsbereichs, um das Licht von dem Lichtaufbringmittel exakt auf den Erfassungsbereich in dem Blutgefäß aufzubringen und den Erfassungsbereich klar zu fotografieren. Zu diesem Zweck weist der Blutanalysator gemäß der vorliegenden Erfindung weiter bevorzugt das Befestigungsmittel und Stabilisierungsmittel integral oder separat auf. Der Aufbau solcher Mittel kann unter Berücksichtigung des Analysators und des Teils, der den Erfassungsbereich beinhaltet, geeignet ausgestattet sein. Der Aufbau kann auch unter Berücksichtigung der Ausgestaltung und Größe des Bereichs des lebenden Körpers, wo der Erfassungsbereich vorliegt, bestimmt sein. Wenn sich beispielsweise der Erfassungsbereich in einem Kapillarblutgefäß in einer Lippe befindet, können Mittel wie in Fig. 17 verwendet werden. Wenn sich außerdem der Erfassungsbereich in einem kapillaren Blutgefäß in einem Finger befindet, können Mittel wie in Fig. 21 verwendet werden.
• Wenn jedoch das Analysemittel Blutbestandteile durch Erfassen einer Hämoglobin-, Bilirubin- oder Glukosekonzentration im Blut analysiert, hat der Blutanalysator nicht immer ein solches Befestigungsmittel und Stabilisierungsmittel.
• Fig. 1 ist eine Ansicht, die eine grundlegende Struktur zeigt, die für das Verständnis der vorliegenden Erfindung nützlich ist. Wie in Fig. 1 dargestellt, weist ein Lichtaufbringmittel zum Aufbringen von Licht auf einen Erfassungsbereich V in einem Blutgefäß 12, welches sich unterhalb einer Hautoberfläche 16 eines lebenden Körpers befindet, eine Lichtquelle 22 auf, einen Lichtleiter 24 und einen Schlitz 60. Zusätzlich weist das Bilderfassungsmittel eine CCD 40 auf, versehen mit einem elektronischen Verschluss für eine Hunderttausendstelsekunde (10&supmin;&sup5;), einer Linse 38, einem Polarisierfilter 61 und einem Videosystem 44.
• Dann weist ein Analysemittel, welches Bilder bearbeitet, die mittels der CCD 40 aufgenommen worden sind, die an dem Bilderfassungsmittel vorgesehen ist, und welches die Morphologie und/oder die Anzahl von Blutkörperchen in dem Erfassungsbereich V analysiert, einen Bildbearbeitungskreis 46, Mittel 48 zum Zählen der Anzahl von roten Blutkörperchen, Mittel 50 zum Berechnen von MCV, Mittel 52 zum Berechnen von HGB, Mittel 54A zum Berechnen von HCT, Mittel 54B zum Berechnen von MCH, Mittel 54C zum Berechnen von MCHC, Mittel 56A zum Berechnen der Anzahl von weißen Blutkörperchen, Mittel 56B zum Klassifizieren von weißen Blutkörperchen, und Mittel 57 zum Berechnen der Blutflussgeschwindigkeit auf.
• Dann bildet die CCD 40 einen Bildrahmen jedes Mal dann, wenn die CCD ein Bild des Erfassungsbereichs V erfasst, welcher mit Licht beleuchtet wird, bei einer Verschlussgeschwindigkeit (Bilderfassungszeit) von einem Hunderttausendstel einer Sekunde (10&supmin;&sup5; Sekunden). In dieser Struktur bildet, wie in Fig. 2 dargestellt, das Lichtaufbringmittel den Erfassungsbereich V in Form der dünnen Scheibe mit einem Querschnitt S und einer Dicke T mit einem schlitzförmigen Lichtstrahl, der auf das Blutgefäß 12 in einer Richtung diagonal bezüglich der Richtung des Blutflusses des Blutgefäßes 12 aufgebracht wird, um so Bilder von Blutkörperchen zu erfassen, welche sich in dem Öffnungsbereich V befinden. Übrigens ist in Fig. 1 ein Bereich unter der Haut 16 des lebenden Körpers aus Gründen der Einfachheit vergrößert.
• Die Lichtquelle 22 befindet sich in dem Hauptkörper 20 des Analysators. Die Spitze des Lichtleiters 24, der Schlitz 60, die CCD 40, die Linse 38 und der Polarisierfilter 61 befinden sich alle in einer Sonde 58. Laserlicht, welches von der Lichtquelle 22 ausgeht, wird mit dem Schlitz 60 gesteuert, nachdem es aus der Spitze des Lichtleiters 24 herausgetreten ist, und wird in einen optischen Strahl in Form eines dünnen Gürtels (schlitzförmig) umgewandelt mit einer Dicke T, um den lebenden Körper zu beleuchten. Eine transparente Platte 66 aus Plastik oder Glas ist vorgesehen, um ein stabiles Bild zu liefern, indem es einer Spitze 59 der Sonde 58 ermöglicht wird, die Hautoberfläche 16 nahe zu kontaktieren.
• Wenn der gürtelartige (schlitzförmige) optische Strahl das Blutgefäß 12 durchquert, wird ein bestimmter Bereich des Blutgefäßes beleuchtet, um einen Erfassungsbereich V zu bilden. Das reflektierte Licht, welches von dem Erfassungsbereich V her kommt, wird an einer Lichtempfangsfläche der CCD 40 über dem Polarisierungsfilter 61 und die Linse 38 aufgenommen. Das entstehende erfasste Bild wird in dem Videosystem 44 über ein Übertragungskabel 42 aufgezeichnet. Hier wird die "Schwung- und Neigungs"- Fotografietechnik verwendet, um ein reflektiertes Licht zu erfassen, welches von einem Querschnitt 62 her kommt, der die Ausgestaltung einer dünnen Scheibe hat. Da der Querschnitt 62, die Linse 38 und die CCD 40 bezüglich der optischen Achse an Stellen vorgesehen sind, die die Schwung- und Neigungsfotografietechnik ermöglichen, wird ein klares Bild geschaffen mit dem gesamten Querschnitt 62 im Brennpunkt.
• Der Bereich S des Querschnitts 62 wird bestimmt durch Aufteilen des Quadrats der Bildvergrößerung in den Bereich des erfassten Bildes des Querschnitts. Da die Dicke T, welche die Dicke des gürtelartigen optischen Strahls darstellt, bereits aus der Schlitzbreite des Schlitzes 60 bekannt ist, kann das Volumen des Bereichs V berechnet werden.
• Außerdem kann das Volumen des Bereichs V berechnet werden durch Ausschneiden des erfassten Bildes des Querschnitts mit einem Fenster mit einem vorbestimmten Bereich, Teilen des Quadrats der Bildvergrößerung in den Fensterbereich und Multiplizieren des so erhaltenen Werts mit der Dicke T.
• Da die Dicke T des Bereichs V auf einen kleinen Wert gesetzt ist, beispielsweise in der Größenordnung von 10 Mikrometer, ist die Wahrscheinlichkeit nicht so hoch, dass Blutkörperchen ein flaches Bild überlappen, das mittels der CCD aufgenommen worden ist. Sogar wenn die Blutkörperchen das flache Bild überlappen, ist es immer noch einfach, jedes Blutkörperchen auf dem Bild mit der Bildverarbeitungstechnik zu unterscheiden.
• Übrigens ist es möglich, die Anzahl von Blutkörperchen aus einem Rahmen des Bildes wie oben beschrieben zu berechnen. In dieser Struktur werden mehrere zehn Rahmen von Bildern bis einige hundert Rahmen von Bildern kontinuierlich erfasst, um die Genauigkeit der Analyse zu verbessern. In anderen Worten ist, obwohl eine Verteilung von Blutkörperchen im Wesentlichen aus einem breiten Bereich von Blutgefäßen bestimmt werden sollte, um jede der oben genannten Indizes auf der Grundlage der bestimmten Verteilung zu berechnen, festgestellt worden, dass die Verteilung von Blutkörperchen aus einer großen Anzahl von Bildern bestimmt werden kann, die durch die kontinuierliche Bilderfassung des gleichen Erfassungsbereichs erhalten worden ist, um statistisch jeden verlässlichen Index auf der Basis der so bestimmten Verteilung zu berechnen.
• Wenn ein Bildverstärker, der mit einer Hochgeschwindigkeitspforte versehen ist, in das Bilderfassungsmittel aufgenommen wird, kann ein klares Bild erzielt werden, sogar wenn die Menge der Lichtaufbringung auf das Blutgefäß gering ist. Daher kann die Lichtquelle eine so geringe Energie haben, dass die Lichtaufbringung auf den lebenden Körper keine Verbrennung des Körpers verursacht.
• Wie in Fig. 1 dargestellt, kann die Handhabung des optischen Systems erleichtert werden durch integrales Unterbringen der gesamten Ausstattung des optischen Systems in der einzelnen Sonde 58. Bilder von Blutkörperchen können daher erfasst und gemessen werden nur durch Platzieren der Spitze der Sonde 58 auf der Oberfläche der Haut 16 über die transparente Platte 66.
• Fig. 17 ist eine Ansicht, die einen Zustand des Messens eines Blutgefäßes in einer Lippe durch Anbringen der Sonde 58 an einer Anbringeinrichtung darstellt, die dazu dient, die Sonde 58 an einem Subjekt anzubringen. Ein Stirnbefestigungsteil 100a befestigt eine Sondenanbringeinrichtung 100 an der Stirn des Subjekts, und ein Kieferanbringteil 100b befestigt die Sondenanbringeinrichtung an dem Kiefer des Subjekts. Wenn die Sonde 58 die Lippe als Erfassungsbereich über Stabilisierungsmittel nahe kontaktieren kann, beispielsweise eine transparente Platte 66, durch Verwenden der Sondenanbringeinrichtung gemäß Fig. 17, führt die Reibung der transparenten Platte 66 dazu, dass die Spitze der Sonde 58 auf der Hautoberfläche des Subjekts angebracht wird, um die geringe Schwingung des Lippenbereichs relativ zur Spitze der Sonde 58 zu unterdrücken, so den Fokus des Bilderfassungssystems zu stabilisieren und zu verhindern, dass der Erfassungsbereich mechanisch bezüglich des Bilderfassungssystems sich versetzt.
• Das Vorsehen des Polarisierungsfilters 61 an dem Lichtaufnahmesystem ermöglicht außerdem das Entfernen von unnötigen Komponenten von gestreutem Licht, um ein gutes Bild mit gutem Kontrast zu erzielen. Sogar wenn kein Polarisierfilter an dem Lichtaufbringsystem angebracht ist, kann der Filter des Lichtaufnahmesystems den Kontrast des Bildes beträchtlich verbessern. Vorzugsweise beinhaltet das Lichtaufbringsystem einen Polarisationsfilter. Ein Verfahren kann verwendet werden, welches das Einführen eines polarisierten Laserstrahls durch eine polarisierte Wellenfrontschutzfaser hindurch beinhaltet. In den Fig. 1 und 2 hat der Volumenbereich V für die Erfassung eine scheibenartige Ausgestaltung diagonal bezüglich der Richtung des Blutflusses durch das Blutgefäß 12 hindurch. Wie in Fig. 3 dargestellt, kann der Bereich V jedoch auch eine scheibenartige Ausgestaltung mit einem Durchmesser W und einer Dicke T haben, angeordnet senkrecht bezüglich der Richtung des Blutflusses. In diesem Fall wird, wie Fig. 1, ein Bild des Blutgefäßes vertikal geschnitten in Richtung des Blutstroms in der Schwung- und Neigungsfotografie erfasst werden. Der Durchmesser W wird bestimmt durch den Durchmesser des Blutgefäßes. Die Dicke T wird bestimmt durch die Strahlbreite des Lichtaufbringsystems. Wenn der scheibenartige Querschnitt des Blutgefäßes gleich einem vollständigen Kreis ist, kann der Bereich des Querschnitts einfach bestimmt werden aus dem Durchmesser W. Wenn der Querschnitt von einem kompletten Kreis abweicht, kann der Bereich des Querschnitts bestimmt werden auf die gleiche Art und Weise wie in Fig. 2 dargestellt.
• In den Fig. 2 und 3 ist eventuell nicht der gesamte Bereich V in dem Abbildungsbildschirm untergebracht. In anderen Worten wird, wie in Fig. 4 dargestellt, nur ein Bereich V, der ein Teil des Bereichs V ist, auf der gesamten Oberfläche des Bildschirms angezeigt. In einem solchen Fall kann der gesamte Bereich, der auf dem Bildschirm angezeigt wird, als vergrößertes Bild des Erfassungsbereichs V angesehen werden (V' wird als V angesehen).
• Auf diese Art und Weise können Bilder des dynamischen Zustands der Blutkörperchen, die durch die Blutgefäße hindurchfließen, von der Richtung des Blutflusses her erfasst werden.
• Mit Bezug auf die Fig. 1 hat das Videosystem 44 einen Videorekorder VTR zum Aufnehmen eines Bildes, das mittels der CCD 40 erfasst worden ist. Das aufgezeichnete Bild wird bei dem Bildverarbeitungskreis 46 bearbeitet und wird an Mittel 48 zum Berechnen der Anzahl von roten Blutkörperchen, Mittel 50 zum Berechnen von MCV, Mittel 52 zum Berechnen von HGB, Mittel 54A zum Berechnen von HCT, Mittel 54B zum Berechnen von MCH, Mittel 54C zum Berechnen von MCHC, Mittel 56A zum Berechnen der Anzahl von weißen Blutkörperchen, Mittel 56B zum Klassifizieren von weißen Blutkörperchen, und Mittel 57 zum Berechnen der Flussgeschwindigkeit von Blut gesendet, um so die Morphologie (inklusive des Tons) und/oder die Anzahl der Blutkörperchen zu analysieren, um jeden der Punkte des Bluttests zu berechnen.
• Außerdem schafft der Bildverarbeitungskreis 46 selektiv die Funktionen jeder Art von Filter, γ(Gamma)-Korrektur, Interpolation, Bildschwankungskorrektur, Tonumwandlung, Farbbalancekorrektur, Weißbalance- und Schattierungskorrektur, um eine Vorbehandlung der Bilder durchzuführen.
• Anschließend wird das Mittel 48 zum Berechnen der Anzahl von roten Blutkörperchen nun detailliert beschrieben. Das Mittel 48 zum Berechnen der Anzahl von roten Blutkörperchen berechnet die Anzahl von roten Blutkörperchen (RBC) pro Volumeneinheit durch Zählen der Anzahl von roten Blutkörperchen in Bildern des Bereichs V. Das Verfahren zur Berechnung ist in dem Flussdiagramm in Fig. 10 dargestellt. In Fig. 10 wird ein Bildrahmen, wie in Fig. 8 gezeigt, des Bereichs V nacheinander von dem Videosystem 44 (Schritt 11) ausgelesen, gefolgt von dem Ausschneiden des gelesenen Bildes mit einem Fenster mit vorbestimmter Größe, wie in Fig. 9 dargestellt (Schritt S12), und von dem Identifizieren von roten Blutkörperchen in dem Fenster, um die Anzahl a von roten Blutkörperchen in dem Fenster zu bestimmen (Schritt S13).
• Dieser Vorgang wird für eine vorbestimmte Anzahl F von Rahmen wiederholt, um die Summe n der Anzahl a von roten Blutkörperchen zu bestimmen, die in jedem Vorgang erhalten werden (Schritte S14 und S15), und so wird das mittlere rote Blutkörperchen pro Volumeneinheit berechnet, dargestellt durch N&sub0; = k&sub0;·n/F (Schritt S16). In dieser Formel ist das Symbol k&sub0; eine Umwandlungskonstante, die durch die Fenstergröße, die Bildvergrößerung und die Dicke T des Bereichs V bestimmt wird. Wenn notwendig, wird der erhaltene Wert N&sub0; mit einer Korrekturkonstante k&sub1; multipliziert, um Daten über Arteriolen und kleine Venen (Kapillargefäße) in die Anzahl von roten Blutkörperchen (RBC) zu übertragen, die mittelgroßen und großen Blutgefäßen entspricht (Schritt S17).
• Bezüglich der Bildverarbeitung von roten Blutkörperchen im Schritt S13 kann ein bekanntes Verfahren verwendet werden (siehe beispielsweise "An Algorithm of Automated RBC Classification and Its Evaluation" von Akihide Hashizume et al., Medical Electronics and Bio-Engineering, Vol. 28, Nr. 1, März 1990). Alternativ können zwei kontinuierliche erfasste Bilder, in welchen rote Blutkörperchen sich um ungefähr 0,1 Mikrometer bewegt haben (mit einer Zeitverschiebung von einem Hundertausendstelsekunde bei dem Blutstrom von 10 mm pro Sekunde) einer Subtraktionsverarbeitung unterworfen werden, so dass rote Blutkörperchen bei einer höheren Geschwindigkeit aus einem zweidimensionalen differentialen Bild identifiziert werden können, in welchem nur Kanten von sich bewegenden roten Blutkörperchen hervorgehoben sind.
• Anschließend wird nun das Mittel 50 zum Berechnen von MCV beschrieben. Das Mittel 50 bestimmt das mittlere korpuskulare Volumen (MCV) durch Bestimmen eines Bereichs jedes roten Blutkörperchens aus dem Bild und durch Multiplizieren des mittleren Werts des Bereichs jedes roten Blutkörperchens mit einer vorbestimmten Konstante, um den Volumenwert zu berechnen. Das Verfahren ist in dem Flussdiagramm in Fig. 11 dargestellt. In Fig. 11 wird ein Rahmen eines Bildes nacheinander von dem Videosystem 44 ausgelesen (Schritt 21), gefolgt vom Ausschneiden des Bildes mit einem Fenster mit vorbestimmter Größe (Schritt 22) und vom Identifizieren von roten Blutkörperchen in dem Fenster, um den Durchmesser die und die Anzahl n von roten Blutkörperchen zu bestimmen, um so den Mittelwert b des Durchmessers zu berechnen (Schritt S23).
• Dieser Vorgang wird für eine vorbestimmte Anzahl von Rahmen F wiederholt, um die Summe V der Durchmesser b · n und die Summe N der Anzahlen n zu bestimmen, die in jedem Vorgang erhalten worden sind (Schritte S24 und S25). Die Summe V der Durchmesser wird durch die Summe N der Anzahlen geteilt, um den mittleren Durchmesser Va zu berechnen (Schritt S26), um das Volumen V0 zu bestimmen unter Verwendung einer Funktion f (experimentell bestimmte Funktion) zum Übertragen des Durchmessers in das Volumen (Schritt S27). Dann wird das so erhaltene Volumen V&sub0; mit einer Korrekturkonstante α1 multipliziert, um das mittlere korpuskulare Volumen MCV entsprechend mittelgroßen und großen Arterien und Venen aus den Daten über Arteriolen und kleine Venen sowie Kapillargefäße zu bestimmen (Schritt S28).
• Nun werden die Mittel 52 zum Berechnen der Menge an Hämoglobin beschrieben. Die Mittel 52 berechnen die gesamte Menge von Hämoglobin (HGB) pro Flächeneinheit aus der Intensität des Lichts, welches in den Bereich V einfällt, und der Intensität des Lichts, welches bei dem Bereich V reflektiert wird, gemäß dem folgenden Prinzip.
• Wenn die Intensität des einfallenden Lichts durch lo(λ) dargestellt wird und die Intensität des reflektierten Lichts durch l(λ), gilt die folgende Formel:
• l(λ) = lo(λ)·α(λ) · exp((ε&sub1;(λ)HgbO&sub2; + ε&sub2;(Wgb)) (1)
• wobei a(λ) einen Streuungsausdruck darstellt (welcher von der Wellenlänge abhängt), ε1(λ) eine Absorptionskonstante von Oxyhämoglobin (abhängig von der Wellenlänge), ε2(λ) eine Absorption von Deoxyhämoglobin (abhängig von der Wellenlänge), HGBO&sub2; eine Konzentration von Oxyhämoglobin, HGB eine Konzentration von Deoxyhämoglobin und λ eine Wellenlänge.
• Die Gesamtmenge von Hämoglobin HGB pro Volumeneinheit wird durch die folgende Formel bestimmt:
• HGB = HgbO&sub2; + Hgb (2)
• Der Streuungsausdruck der Formel (1) kann ungefähr als Konstante angesehen werden durch geeignetes Wählen einer vorbestimmten Wellenlänge λ. Wenn der Streuungsausdruck durch α0 dargestellt wird, kann die Formel (1) dargestellt werden als
• log(l(λ)/lo(λ)) = (ε&sub1;(λ)HgbO&sub2; + ε&sub2;(λ)Hgb) + logα&sub0; (3)
• Dabei ist l(λ)/lo(λ) von einem Wert, der in der Messung erhalten wird. Dann werden ε1(λ) und ε2(λ) Konstanten bezüglich der ausgewählten Wellenlänge, und drei Werte HGBO&sub2;, HGB und α0 verbleiben als Unbekannte.
• Daher werden die folgenden Ergebnisse erhalten.
• (a) Zwei Werte HGBO&sub2; und HGB werden bestimmt durch Messen von l(λ)/lo(λ) bezüglich geeigneter drei Wellenlängen.
• (b) Wenn α0 nicht von lebenden Körpern abhängt und als konstant angenommen wird, können zwei Werte HGBO&sub2; und HGB bestimmt werden durch Messen der beiden Werte unter der Bedingung, dass α0 vorläufig in Tests bestimmt wird (es besteht kein Problem für praktische Zwecke, wenn α0 als Konstante angenommen wird).
• (c) Außerdem erzeugt das Auswählen einer Wellenlänge (beispielsweise 525 nm), bei welcher das Oxygen HGB und das Deoxygen HGB die gleiche Lichtabsorption haben, ein Ergebnis von ε1(λ) = ε2(λ). Die Gesamtmenge von Hämoglobin pro Volumeneinheit kann durch die Wellenlänge bestimmt werden.
• Übrigens wird auf dem Gebiet der Blutanalyse die Gesamtmenge an Hämoglobin einfach als Hämoglobin bezeichnet. Daher wird diese Menge im Folgenden auch so genannt.
• Gemäß dem oben beschriebenen Prinzip berechnen die Mittel 52 zum Berechnen von Hämoglobin HGB. Die Berechnung folgt einem der drei Verfahren, die in dem Flussdiagramm der Fig. 12 bis 14 dargestellt sind.
• Am Anfang ist das Verfahren in Fig. 12 gekennzeichnet durch Bestimmen der Intensität l(λ) von reflektiertem Licht aus der Summe der Intensität von Bildern. In anderen Worten wird jeder Bildrahmen von dem Videosystem 44 gelesen (Schritt S31), Ausschneiden des gelesenen Bildes mit einem Fenster mit vorbestimmter Größe und Erkennen von roten Blutkörperchen innerhalb des Fensters, um die Intensität s des roten Blutkörperchenbildes zu bestimmen. Dann wird die Intensität b am Hintergrund des Bildes bestimmt (Schritt S34).
• Die Summen S und B der so erhaltenen Intensitäten s und b werden bestimmt durch Wiederholen der oben beschriebenen Vorgänge für die vorbestimmte Anzahl F von Rahmen (Schritte S35 und S36). Dann wird die Intensität l(λ) berechnet durch die Funktion g, mit welcher die Intensität l(λ) bestimmt wird aus einem Unterschied zwischen S und B (Schritt S37). Übrigens wurde die Funktion g experimentell bestimmt. Dann werden das Hämoglobin und HGB bestimmt durch die Formel 1 unter der Bedingung, dass lo(λ) bereits bekannt ist (Schritt S38).
• Dann ist das Verfahren in Fig. 13 gekennzeichnet durch Bestimmen der Intensität von l(λ) des reflektierten Lichts aus der mittleren Konzentration von roten Blutkörperchen. In Fig. 13 wird der Bildrahmen von dem Videosystem gelesen (Schritt S41), gefolgt von dem Ausschneiden des gelesenen Bildes mit einem Fenster mit vorbestimmter Abmessung (Schritt S42), vom Identifizieren von roten Blutkörperchen innerhalb des Fensters und vom Bestimmen der mittleren Streulichtintensität (Schritt S43).
• Die Summe C der Intensität c wird bestimmt, welche erhalten wird in jedem Vorgang durch Wiederholen des oben genannten Vorgangs für die vorbestimmte Anzahl F von Rahmen (Schritte S44 und S45), gefolgt von der Berechnung der mittleren Streulichtintensität Ca bezüglich eines roten Blutkörperchens (Schritt S46). Dann wird l(λ) bestimmt durch Verwenden einer Funktion (experimentell bestimmt), in welcher l(λ) aus der mittleren Intensität Ca und der Anzahl der roten Blutkörperchen bestimmt wird (Schritt S47). Da lo(λ) bereits bekannt ist, wird Hämoglobin HGB aus der Formel (1) bestimmt (Schritt S48).
• Übrigens kann eines der oben beschriebenen Verfahren (gezeigt in Fig. 12 und 13), welches einen geringeren Unterschied zwischen Rahmen hat, aufgenommen werden durch Ausführen entweder des Verfahrens in Fig. 12 oder des Verfahrens in Fig. 13. Wenn die Lichtquelle 22 Licht mit zwei Wellenlängen aufbringt, wird entweder das Verfahren in Fig. 12 oder das Verfahren in Fig. 13 mit Bezug auf jede Wellenlänge durchgeführt, um das Hämoglobin auf der Basis der Formel 1 zu bestimmen. In einem solchen Fall können Oxygenhämoglobin bzw. Deoxyhämoglobin bestimmt werden.
• Anschließend ist das Verfahren in Fig. 14 gekennzeichnet durch Bestimmen des Hämoglobins aus dem Ton des Bildes, wenn Licht aufgebracht wird, welches drei Wellenlängen hat, eine weiße Farbe oder ein Breitbandspektrum. In Fig. 14 wird jeder Bildrahmen von dem Videosystem 44 gelesen, das gelesene Bild wird ausgeschnitten mit einem Fenster mit vorbestimmter Größe, und rote Blutkörperchen in dem Fenster werden identifiziert, während jede Komponente R, G und B von R(rot), G(grün) und B(blau) in dem roten Blutkörperchenbild extrahiert wird (Schritte S51, S52 und S53).
• Der oben beschriebene Vorgang wird wiederholt für eine vorbestimmte Anzahl F von Rahmen, um die jeweilige Summe R, G und B der Komponente r, g und b zu berechnen, die in jedem Vorgang erhalten worden sind (Schritte S54 und S55). Dann werden die mittleren Originalfarbenkomponenten Ra, Ga und Ba bestimmt (Schritt S56), um Hämoglobin HGB durch Verwenden einer zuvor experimentell bestimmten Funktion zu berechnen (Schritt S57).
• Nun wird das Mittel 54A zum Berechnen eines Hämatokritwerts genau beschrieben. Das Mittel 54A berechnet die folgende Gleichung, um den Hämatokritwert HCT zu bestimmen.
• HCT = α2 · (MCV) · (RBC) (4)
• Hier ist MCV ein durch das Mittel 50 zur Berechnung von MCV bestimmter Wert, während RBC ein durch das Mittel 48 zum Berechnen der Anzahl von roten Blutkörperchen bestimmter Wert ist. Dann ist α2 eine Korrekturkonstante zum Übertragen eines Werts entsprechend kleinen Venen in einen Wert entsprechend mittelgroßen bis großen Arterien und Venen.
• Dann wird das Mittel 54B zum Berechnen des mittleren korpuskularen Hämoglobins (MCH) beschrieben. Das Mittel 54B berechnet die folgende Gleichung, um das mittlere korpuskulare Hämoglobin (MCH) zu bestimmen.
• MCH = (HGB)/(RBC) (5)
• wobei HGB ein durch das Mittel 52 zum Berechnen des Hämoglobins bestimmter Wert ist und RBC ein durch das Mittel 48 zum Berechnen der Anzahl von roten Blutkörperchen bestimmter Wert ist.
• Nun wird das Mittel 54C zum Berechnen der mittleren korpuskularen Hämoglobinkonzentration MCHC beschrieben. Das Mittel 54C berechnet die folgende Gleichung, um die mittlere korpuskulare Hämoglobinkonzentration MCHC zu bestimmen.
• MCHC = (HGB)/(HCT) (6)
• wobei HGB ein durch das Mittel 52 zum Berechnen des Hämoglobins bestimmter Wert ist und HCT ein durch das Mittel 54A zum Berechnen des Hämatokritwerts bestimmter Wert ist.
• Nun wird das Mittel 56A zum Berechnen er Anzahl von weißen Blutkörperchen beschrieben. Das Mittel 56A berechnet die Anzahl von weißen Blutkörperchen pro Volumeneinheit durch Erkennen von weißen Blutkörperchen in Bildern des Bereichs V und durch Zählen der Anzahl. Da das Verfahren zum Berechnen der Anzahl gleich ist wie beim Berechnen der Anzahl von roten Blutkörperchen RBC, wie in Fig. 10 dargestellt, wird auf eine genaue Beschreibung hier verzichtet. Die Anzahl F von Rahmen muss im Fall des Zählens der weißen Blutkörperchen gesteigert werden, weil die Anzahl von weißen Blutkörperchen kleiner ist als die von roten Blutkörperchen (ungefähr ein Tausendstel).
• Anschließend wird das Mittel 56B zum Klassifizieren von weißen Blutkörperchen beschrieben. Das Mittel 56B klassifiziert weiße Blutkörperchen in Lymphozyten, Monozyten, Neutrophile, Eosinophile und Basophile auf der Grundlage von morphologischen Merkmalen. Das Verfahren ist in dem Flussdiagramm in Fig. 15 dargestellt. In Fig. 15 wird ein Bildrahmen von dem Videosystem 44 gelesen (Schritt S61), das gelesene Bild wird mit einem Fenster mit einer vorbestimmten Größe ausgeschnitten (Schritt S62), und weiße Blutkörperchen in dem Fenster werden aus der Intensität von Streulicht und Farbton erkannt (Schritt S63).
• Dann werden die Merkmalsparameter (hier beispielsweise Größe, Gestalt, Größe der Nuklei, und Gestalt der Nuklei) von einzelnen weißen Blutkörperchen bestimmt (Schritt S64), und die Klassifizierung wird gemacht gemäß den bestimmten Merkmalsparametern (Schritt S65). Der oben beschriebene Vorgang wird für die vorbestimmte Anzahl F von Rahmen wiederholt, um jedes Klassifizierungsverhältnis zu berechnen (Schritt S67).
• Dann wird das Mittel 57 zum Berechnen der Geschwindigkeit des Blutflusses beschrieben. Das Mittel 57 kann, wie in den Fig. 2 und 3 dargestellt, ein Querschnittsbild von Blutgefäßen geschaffen und so die Berechnung der Geschwindigkeit des Blutflusses mit dem in Fig. 16 dargestellten Prinzip ermöglichen (Null-Kreuz-Verfahren erweitert in den Raum). In anderen Worten werden, wenn die Partikel durch den Erfassungsbereich hindurchtreten, der mit parallelen planaren Flächen A und B im Abstand T in Richtung M aufgeteilt ist, wie in Fig. 16(a) dargestellt, die wandernden Partikel aus der Richtung N beobachtet.
• Mit Bezug auf die Fig. 16(b) werden zehn Partikel in der Zeit t beobachtet. Nach der Zeit Δt geraten Partikel (1) und (9), die sich in der Nähe der Fläche A befinden, aus dem Bereich V heraus. Auch ein Partikel. (11), welches sich in der Nachbarschaft der Fläche B befindet, tritt in den Bereich V ein. Die Partikel, welche während der Zeit Δt bezüglich des Bereichs V erscheinen und verschwinden, erscheinen, wie in Fig. 16(b) gezeigt, auf der Basis eines Unterschieds zwischen den Fig. 16(b) und 16(c). Unter der Annahme, dass die Verteilungsdichte der Partikel konstant ist, ist dann die Frequenz der Erscheinung proportional zu der Geschwindigkeit der Partikel. In anderen Worten ist, wenn die Geschwindigkeit hoch ist, die Frequenz auch hoch. Wenn die Geschwindigkeit niedrig ist, ist auch die Frequenz gering.
• Unter der Annahme, dass die beobachtete mittlere Anzahl von Partikeln durch Na gekennzeichnet ist, und die mittlere Anzahl von Partikeln, welche in dem Unterschied der Bilder, die zum Zeitpunkt t und t + Δt beobachtet werden, durch Aa bezeichnet wird, geraten Partikel in der Anzahl von Aa/2 während der Zeit Δt aus dem Bereich heraus. Die Zeit, die erforderlich ist, damit die gesamte Anzahl Na von Partikeln sich um den Abstand T bewegt, beträgt 2 Δt·Na/Aa. Die Durchschnittsgeschwindigkeit Xa der Partikel ist
• Xa = T·Aa/(2 Δt·Na) (7)
• wobei Δt ein vorbestimmter Wert und t ein bekannter Wert ist. Das Mittel 57 verwendet dieses Prinzip, um die Bestimmung von Na und Aa bezüglich roter Blutkörperchen in den erfassten Bildern durch Lesen der Bilder von dem Videosystem 44 zu ermöglichen, um so die Geschwindigkeit des Blutflusses aus der Gleichung (7) zu berechnen.
• Jede Information über jede Art von Blutkörperchen (berechneter Wert) kann in Blutinformation übersetzt werden, welche klinisch für die mittelgroßen und großen Arterien und Venen verwendet worden ist, durch Multiplizieren der Ergebnisse mit einer experimentell bestimmten Korrekturkonstante.
• Fig. 5 ist eine Ansicht, welche einen anderen Aufbau zeigt, der für das Verständnis der vorliegenden Erfindung nützlich ist, wobei diese Ansicht einen wesentlichen Bereich dieser Struktur zeigt. Fig. 6 zeigt einen Fall, in welchem das Lichtaufbringmittel einen dünnen gürtelartigen Erfassungsbereich V mit einer Breite W, einer Länge L und einer Dicke T parallel zur Richtung 14 des Blutflusses durch das Blutgefäß 12 ausbildet, um so die Anzahl von Blutkörperchen zu zählen, die sich in dem Bereich V befinden. In Fig. 5 ist außerdem ein Bereich unterhalb der Hautoberfläche 16 aus Gründen der Einfachheit vergrößert. Mit Bezug auf die Fig. 5 ist die Richtung des Blutflusses senkrecht zur Papieroberfläche. Der Hauptkörper 20 des Analysators ist der gleiche wie in Fig. 1, und daher ist dessen Zeichnung hier nicht dargestellt.
• Das von der Lichtquelle 22 in dem Hauptkörper 20 des Analysators ausgesendete Licht erleuchtet den Diffuser 26 über einen Lichtleiter 24. Licht wird mittels des Diffusors 26 ausgestreut, um eine Platte 28 gleichmäßig zu beleuchten. Die Platte 28 bildet im Wesentlichen einen Oberflächenlichterzeuger, so dass ein echtes Bild der Platte 28 über das Blutgefäß 12 hinüber über ein optisches System mit eine Linse 30, einer Linse 32 und einem dichroitischen Spiegel 34 ausgebildet wird. Übrigens wird als Platte 28 eine optische Diffusionsplatte, wie beispielsweise eine frostartige Diffusionsplatte, hergestellt von Sigma Optical Materials Co., Ltd., verwendet.
• Das echte Bild 36 der Platte 28 hat eine Dicke T. Ein Bereich, wo das echte Bild 36 der Platte 28 das Blutgefäß 12 schneidet, bildet den Erfassungsbereich V.
• Vorzugsweise ist der optische Pfad der Beleuchtung zumindest von der Hautoberfläche 16 bis zu dem echten Bild 36 scharf verengt, um einen guten Kontrast zwischen der Helligkeit des echten Bildes 36 und der Helligkeit von anderen Bereichen zu erhalten.
• Die Breite W des Bereichs V ist identisch zum Durchmesser des Blutgefäßes in Fig. 5 und 6. Der Bereich V in Fig. 5 hat eine Länge L in Richtung der Papieroberfläche (siehe Fig. 6). Die Länge L wird bestimmt durch den Grad der Öffnung des Lichtaufbringsystems.
• Die CCD 40a empfängt das bei dem Bereich V reflektierte Licht über einen dichroitischen Spiegel 34 und eine Linse 38a. Das Analysieren eines mit der CCD 40a erfassten Bildes ermöglicht die Bestimmung von Werten für jeden Punkt des Hämatologietests aus der Morphologie und/oder der Anzahl von Blutkörperchen in Bildern des Bereichs V auf die gleiche Art und Weise wie in den Fig. 1 und 2.
• Übrigens zeigen die Fig. 5 und 6 einen Fall, in welchem das echte Bild 36 der Platte und das Blutgefäß 12 einander schneiden. Wenn der Durchmesser des Blutgefäßes groß ist, kann das echte Bild 36 der Platte 28 auch vollständig innerhalb des Blutgefäßes 12 ausgeformt sein, wie in Fig. 7 gezeigt. In einem solchen Fall bildet das echte Bild 36 der Platte selbst den Erfassungsbereich V.
• Außerdem kann sowohl in Fig. 6 als auch in Fig. 7 die Vergrößerung zu groß sein, um die Unterbringung des gesamten Volumens des Bereichs V zur Erfassung innerhalb des Abbildungsbildschirms zu ermöglichen. In einem solchen Fall kann der gesamte Bildschirm als vergrößertes Bild des Erfassungsbereichs V angesehen werden. Die eigentliche Größe der Breite W und der Länge L des Bereichs V werden bestimmt durch Teilen der horizontalen Breite und vertikalen Breite des Bildschirms durch die Vergrößerung des Bilderfassungssystems. Die Dicke T des Bereichs V ist identisch zur Dicke des echten Bildes 36 der Platte 28.
• Übrigens ist in der Struktur in Fig. 5 der Erfassungsbereich V erzeugt durch Ausformen des echten Bildes 36 der Platte 28 innerhalb von lebenden Körpern. Ein Bereich V gleich demjenigen in Fig. 5 kann ausgeformt werden durch Aufbringen eines Laserlichts auf lebende Körper aus unterschiedlichen Richtungen über eine Konversionslinse und ein Abtastmittel, um einen Brennpunkt (gemeinsamen Brennpunkt) in einer bestimmten Tiefe in lebenden Körpern auszubilden.
• In jedem Fall wird, da Licht auf einen Bereich mit einer bestimmten Tiefe in lebenden Körpern aufgebracht wird, ein sehr geringer Effekt von Streulicht von anderen Bereichen von lebenden Körpern her auftreten, beispielsweise von Bereichen, die tiefer sind als eine Position, wo zu messende Blutgefäße sich befinden.
• Fig. 18 ist eine Ansicht, die einen noch anderen Aufbau zeigt, der für das Verständnis der Erfindung nützlich ist. Der Aufbau in Fig. 18 ist so ausgebildet, dass das Mittel 54A zur Berechnung des Hämatokritwerts und das Mittel 50 zur Berechnung des mittleren korpuskularen Volumens in dem Aufbau in Fig. 1 durch ein Mittel 100 zum Berechnen des Hämatokritwerts und ein Mittel 101 zum Berechnen des mittleren korpuskularen Volumens ersetzt sind. Andere Bereiche sind gleich wie in dem Aufbau in Fig. 1.
• Das Mittel 100 zum Berechnen des Hämatokritwerts in diesem Aufbau wird nun erklärt.
• Das Mittel 100 zum Berechnen des Hämatokritwerts berechnet einen Hämatokritwert HCT aus einem Verhältnis des durch das Bild von roten Blutkörperchen besetzten Bereichs zu einem vorbestimmten Bereich des Mittels des Videosystems 44 erfassten und mittels des Bildverarbeitungskreises 46 bearbeiteten Bildes. Das Verfahren für die Berechnung des Wertes ist in dem Flussdiagramm in Fig. 19 dargestellt.
• In Fig. 19 beinhaltet das Verfahren das Lesen eines Rahmens eines Bildes, wie in Fig. 8 gezeigt, des Bereichs V nacheinander von dem Videosystem 44 (Schritt S71), das Ausschneiden des gelesenen Bildes mit einem Fenster mit einer vorbestimmten Größe (Schritt S72), das Bearbeiten des Bildes der roten Blutkörperchen innerhalb des Fensters mit einem geeigneten Wert (Schritt S73) und das Bestimmen des Verhältnisses AR (%) des Bereichs, der durch das Bild der roten Blutkörperchen angenommen wird, zu dem Bereich des Fensters (Schritt S74).
• Dieser Vorgang wird für die vorbestimmte Anzahl F von Rahmen wiederholt (Schritt S76), um die kumulative Summe h von Ar zu bestimmen, welche in jedem Vorgang geschaffen wird (Schritt S75), um so den Mittelwert durch Teilen von h durch F zu bestimmen (Schritt S77), und H zu bestimmen durch Verwenden einer Funktion g (welche theoretisch und experimentell bestimmt worden ist) zum Korrigieren des Überlappens der roten Blutkörperchen (Schritt S78). Das so erhaltene H wird mit einer Korrekturkonstante a multipliziert, um einen Hämatokritwert HCT entsprechend den mittelgroßen und großen Arterien und Venen zu bestimmen aus Daten über Arteriolen und kleine Venen (Schritt S79).
• Nun wird das Mittel 101 zum Berechnen des mittleren korpuskularen Volumens beschrieben. Das Mittel 101 bearbeitet die folgende Gleichung, um das mittlere korpuskulare Volumen MCV zu bestimmen.
• MCV = (HCT)/(RBC) (8)
• wobei HCT einen Wert darstellt, der mittels des Mittels 100 zur Berechnung des Hämatokritwerts bestimmt worden ist, und RBC einen Wert, der mittels des Mittels 48 zum Berechnen der Anzahl von roten Blutkörperchen bestimmt worden ist.
• Das Mittel 54A zum Berechnen des Hämatokritwerts, wie in Fig. 1 dargestellt, berechnet den Hämatokritwert HCT aus dem mittleren korpuskularen Volumen MCV und der Anzahl von roten Blutkörperchen. In diesem Fall ist die Berechnungszeit relativ lang, weil jede Erythrozyte erkannt und ihre Konfiguration analysiert werden muss, um MCV zu bestimmen.
• Das Mittel 100 zur Berechnung des Hämatokritwerts in dem in Fig. 18 dargestellten Aufbau braucht jedoch nicht jede Erythrozyte zu erkennen und kann HCT direkt aus Bildern erhalten. Die Berechnungszeit wird dadurch stark verkürzt. Wenn die Berechnungszeit verkürzt ist, kann dann die Analyse von verschiedenen Bildschirmen ermöglicht werden, mit dem Ergebnis, dass die Genauigkeit bei der Berechnung von HCT verbessert ist.
• Die vorliegende Erfindung wird nun im Zusammenhang mit den folgenden Ausführungsformen beschrieben:
Ausführungsform 1
• Fig. 20 ist eine Ansicht, die einen Aufbau der Ausführungsform 1 der vorliegenden Erfindung zeigt. Gleiche Ziffern bezeichnen gleiche Elemente in Fig. 1. Mit Bezug auf Fig. 20 wird durch die Lichtquelle in dem Hauptkörper 20 des Analysators erzeugtes Licht durch den Lichtleiter 24 in die Sonde 58 geleitet, um den Diffusor 26 zu erleuchten. Licht wird mittels des Diffusors 26 zerstreut und in paralleles Licht mittels der Kollimatorlinse 30 umgewandelt. Der mittlere Bereich des kollimierten Lichts wird mit einem scheibenartigen Schirm 67 abgeschirmt, wohingegen das Äußere des kollimierten Lichts nach außerhalb der Spitze 59 der Sonde 58 gelenkt wird, und zwar über ringartige Spiegel 34a und 34b. Licht, welches nach außerhalb der Spitze 59 der Sonde 58 gelenkt wird, erleuchtet den Erfassungsbereich V in dem Blutgefäß 12 über die transparente Platte 66 und die Hautoberfläche 16. Das von dem Erfassungsbereich V reflektierte Licht wird mittels der CCD 40 über die transparente Platte 66 und eine Objektlinse 38b aufgenommen. Der Hauptkörper 20 des Analysators analysiert ein mittels der CCD 40a erfasstes Bild. Der Analysator 20 analysiert die erfassten Bilder des Erfassungsbereichs, um so Blutbestandteile zu berechnen (beispielsweise wird die Intensität des übertragenden oder reflektierten Lichts aus den Bildern bestimmt, um so Hämoglobin zu analysieren).
• Der nicht-invasive Blutanalysator gemäß dieser Erfindung ist gekennzeichnet durch Beleuchten des Erfassungsbereichs mit einer Dunkelfeldbeleuchtung, um so den Kontrast eines erfassten Bildes zu verbessern.
• Die Dunkelfeldbeleuchtung, die hier definiert ist, bezieht sich auf einen Beleuchtungsmodus, mittels dessen das Beleuchtungslicht von außerhalb der Objektlinse 38b auf den Erfassungsbereich V gelenkt wird, wie in Fig. 23 dargestellt. In anderen Worten erleuchtet das Beleuchtungslicht den Erfassungsbereich V in einem Einfallswinkel φ1 oder φ2, der größer ist als ein Öffnungswinkel θ der Objektlinse 38b bezüglich des Erfassungsbereichs V.
• Demzufolge wird, da das Beleuchtungslicht, welches an der Hautoberfläche 16 reflektiert wird, nach außerhalb des Öffnungswinkels θ der Objektlinse 38b gerichtet wird und so nicht die CCD 40a erreicht, der Kontrast des Mittels der CCD 40a erfassten Bildes stark verbessert. Hier hat jeder Blutbestandteil entsprechende Absorptionsmerkmale. Um Bilder für den Blutbestandteil A zu erhalten, wird Licht mit einer Wellenlänge verwendet, für welche der Blutbestandteil A eine hohe Absorptivität auf weist, um so Bilder von A mit gutem Kontrast zu erfassen.
• Fig. 21 ist eine Ansicht, welche einen Zustand zeigt, in welchem die Sonde 58, die in Fig. 20 gezeigt ist, und ein Teil des Subjekts (Fingernagelwand) relativ zueinander befestigt sind. Eine L-förmige Haltebasis 71 ist an der Sonde 58 angebracht. Die Spitze 59 der Sonde 58 hat einen Zylinder 59a, der sich von der Sonde 58 her erstreckt, und einen Gleitzylinder 59b, der an dem äußeren Umfang des Endes des Zylinders 59a angebracht ist. Der Gleitzylinder 59b kann in den Richtungen der Pfeile a und b gleiten. Die transparente Platte 66 ist am Ende des Gleitzylinders 59b angebracht.
• Federn 72a, 72b sind an dem Ende des Zylinders 59a vorgesehen, welche den Gleitzylinder 59b in Richtung des Pfeils b zwingen. Ein innerer Zylinder 73a beinhaltet die Objektlinse 38b und den ringartigen Spiegel 34b und ist über ein Mikrobewegungselement 74 an der Sonde 58 angebracht. Hier bilden die Haltebasis 71, der Zylinder 59a, der Gleitzylinder 59b, die Federn 72a, 72b und die transparente Platte 66 Befestigungsmittel, während der Gleitzylinder 59b, die Federn 72a, 72b und die transparente Platte 66 auch Stabilisierungsmittel bilden.
• Wenn ein Finger 75 des Subjekts zwischen der Haltebasis 71 und der transparenten Platte 66 eingeführt wird, wie in Fig. 21 dargestellt, drücken die Federn 72a, 72b die transparente Platte 66 bei einem geeigneten Druck gegen die Nagelwand des Fingers 75. Der Erfassungsbereich V in dem Blutgefäß der Nagelwand ist aus Sicht der CCD 40a fest, was eine Versatzbewegung des Erfassungsbereichs V verhindert, die durch eine geringe Schwingung des Fingers 75 verursacht wurde.
• Außerdem ist der Fokus der CCD 40a eingestellt durch Bewegen der Linse 38b in Richtung der optischen Achse (in der durch den Pfeil a oder b gezeigten Richtung) mit dem Mikrobewegungselement 74). Als Mikrobewegungselement 74 kann beispielsweise ein Element mit einem Piezoelement P-720/P-721 (hergestellt von Physik Instrumente) oder ein Element mit einem Ultraschallmotor verwendet werden.
• Die transparente Platte 66 ist lösbar an der Spitze 59 der Sonde 58 angebracht, so dass die Platte 66 für jedes Subjekt ausgetauscht werden kann. Die transparente Platte 66 kann aus hygienischen Gründen ausgetauscht werden, d. h., um Subjekte vor ansteckenden Krankheiten zu schützen.
• Eine Glasplatte, eine flexible Kunstharzfolie oder ähnliches kann als transparente Platte 66 verwendet werden.
• Alternativ kann die transparente Platte 66 nicht ausgetauscht werden, und eine austauschbare Folie kann in engen Kontakt mit dem Finger 75 gebracht werden.
• Außerdem wird, wie in Fig. 22 dargestellt, ein flüssiges oder geleeartiges optisches Mittel 76, welches für den lebenden Körper sicher ist, vorzugsweise zwischen der Hautoberfläche 16 und der transparenten Platte 66 vorgesehen, um zu verhindern, dass das Beleuchtungslicht an der Hautoberfläche 16 unregelmäßig reflektiert wird, und um ein scharfes Bild des Erfassungsbereichs V zu erhalten.
• Als Lichtmedium 76 kann beispielsweise Öl oder Creme verwendet werden. In Ausführungsform 1 wird eine transparente Platte als Platte 66 verwendet, die den lebenden Körper kontaktiert. Anstelle der Platte 66 kann jedoch auch eine blickdichte Platte mit einer Lichtdurchlassöffnung in einem mittleren Bereich verwendet werden, da die blickdichte Platte den Versatz des Erfassungsbereichs verhindern kann.
Ausführungsform 2
• Fig. 24 ist eine Ansicht, welche einen Aufbau der Ausführungsform 2 der vorliegenden Erfindung zeigt. Ausführungsform 2 ist eine teilweise Modifizierung einer Vorrichtung, die in Fig. 21 dargestellt ist, und ist äquivalent zu der Vorrichtung aus Fig. 21, abgesehen davon, dass ein Energiekreis 81, LEDs 82 und ein Verbindungskabel 83 anstelle der Lichtquelle 22, des Lichtleiters 24, des Diffusors 26, der Kollimatorlinse 30, des scheibenartigen Schirms 67 und des ringartigen Spiegels 34a vorgesehen sind, angeordnet in dem Hauptkörper 20 des Analysators und in der Sonde 58 der Vorrichtung in Fig. 21. Elemente, die solchen in Fig. 21 gleichen, sind mit den gleichen Bezugsziffern versehen, und auf ihre Beschreibung wird hier verzichtet.
• Fig. 25 ist eine Ansicht, die einen Querschnitt eines wesentlichen Teils der Vorrichtung in Fig. 24 zeigt, gesehen von der Spitze 59 der Sonde 58 her. Vier grüne LEDs 82g (mit einer spitzen Wellenlänge bei 560 nm), vier blaue LEDs 82b (mit einer spitzen Wellenlänge bei 450 nm) und vier rote LEDs 82r (mit einer spitzen Wellenlänge bei 660 nm) sind als LED 82 kreisförmig um die Linse 38b herum angeordnet.
• Fig. 26 ist ein Diagramm eines elektrischen Kreises, welches eine Verbindung zwischen dem Energiekreis 81 und der LED 82 darstellt. Elektrischer Strom von der Energieversorgung PS wird vier grünen LEDs 82g über einen Schalter S1 zugeführt, vier blauen LEDs 82b über einen Schalter S2 und vier roten LEDs 82r über einen Schalter S3, um die LEDs jeder Farbe selektiv an- und abzuschalten.
• Wenn die LED 82 angeschaltet ist, wird das emittierte Licht über den ringartigen Spiegel 34b gelenkt und tritt von der Spitze der Sonde aus, um den Erfassungsbereich V in dem Blutgefäß 12 über die transparente Platte 66 und die Hautoberfläche 16 zu erleuchten. Das reflektierte Licht von dem Erfassungsbereich V wird mittels der CCD 40a über die transparente Platte 66 und die Objektlinse 38b empfangen. Die entstehenden erfassten Bilder des Erfassungsbereichs V werden dann mittels des Hauptkörpers 20 des Analysators analysiert, um die Blutbestandteile auf die gleiche Art und Weise wie in den oben beschriebenen Ausführungsformen zu berechnen.
• Um Oxyhämoglobin zu bestimmen, werden entweder die Schalter S1 und S3 eingeschaltet oder die Schalter S2 und S3 eingeschaltet, wodurch der Erfassungsbereich V mit Licht mit eine Wellenlänge von 450 nm oder 560 nm beleuchtet wird und mit Licht mit einer Wellenlänge von 660 nm.
• Da Oxyhämoglobin eine hohe Absorptivität bei ungefähr 450 nm und 560 nm und eine geringe Absorptivität bei 660 nm zeigt, kann Oxyhämoglobin bestimmt werden durch Analysieren des so erhaltenen differentialen Bilds.
• Um Bilirubin zu bestimmen, werden die Schalter S1 und S2 eingeschaltet, wodurch der Erfassungsbereich V mit Licht mit einer Wellenlänge von 450 nm und 560 nm erleuchtet wird.
• Da Bilirubin eine hohe Absorptivität bei ungefähr 450 nm und eine geringe Absorptivität bei 560 nm zeigt, kann Bilirubin bestimmt werden durch Analysieren des so erhaltenen Differentialbildes. Hier kann entweder eine kontinuierliche Beleuchtung oder eine Impulsbeleuchtung gemäß den Anforderungen angewendet werden.
• Auch kann, wenn gewünscht, eine Diffusionsplatte vor der LED vorgesehen sein, um Beleuchtungsunregelmäßigkeiten zu reduzieren.
• Ausführungsform 2 ermöglicht nicht nur die Dunkelfeldbeleuchtung (siehe Fig. 23), wie in Ausführungsform 1, sondern reduziert auch die Größe der Vorrichtung, weil die Beleuchtungslampen um die Objektlinse herum angeordnet sind.
• Da außerdem das von der Lichtquelle ausgesandte Licht direkt auf das Objekt aufgebracht wird, wird das emittierte Licht effizienter genutzt als im Fall der Ausführungsform 1, wodurch es möglich wird, eine kleine Lichtquelle zu verwenden.
• Außerdem ist es möglich, eine quantitative Messung durchzuführen durch selektives Aufbringen eines Lichts mit einer geeigneten Wellenlänge entsprechend der Absorptivität eines Objekts für die Messung, beispielsweise Hämoglobin und Bilirubin, und durch Ausnutzen des Effekts der Ultrabeleuchtung.
• Gemäß der vorliegenden Erfindung wird unter den Lichten, welche auf den lebenden Körper aufgebracht werden, das Licht, welches an dem Blutgefäß (Blut), das gemessen werden soll, reflektiert wird, zu dem Bilderfassungsmittel gelenkt, wohingegen das unnötige Licht, welches an der Hautoberfläche reflektiert wird, das Bilderfassungsmittel nicht erreicht, so dass Blutbilder mit gutem Kontrast erhalten werden können.
• Außerdem ermöglicht die vorliegende Erfindung eine nicht- invasive Erfassung, ohne Blut von dem lebenden Körper abzunehmen, eines Bildes eines vorbestimmten Volumens von Blut, welches durch das Blutgefäß hindurchtritt, und das Messen der Blutbestandteile durch Analysieren des Bildes. Beispielsweise kann die Anzahl von Blutkörperchen pro Volumeneinheit gezählt werden. Auch der Hämatokritwert, das Hämoglobin und die roten Blutkörperchenkonstanten können berechnet werden. Außerdem ist es möglich, weiße Blutkörperchen zu klassifizieren, weil die erhaltenen Bilder klar sind trotz der Tatsache, dass sie nicht-invasiv aufgenommen worden sind.
• Das Vorsehen von mehreren lichtemittierenden Elementen um die Objektlinse herum für die Lichtaufbringung kann die Größe der Vorrichtung reduzieren.

Claims (6)

1. Nicht-invasive Vorrichtung zur Blutanalyse mit:

- Mitteln zum Aufbringen von Licht (20, 22, 24, 26, 30, 67, 34a, 34b) zum Beleuchten eines Erfassungsbereichs (V) in einem Blutgefäß (2), welches sich in einem Teil eines lebenden Körpers befindet;

- Bilderfassungsmitteln (40a, 44), die mit den Mitteln zum Aufbringen von Licht (20, 22, 24, 26, 30, 67, 34a, 34b) verbunden sind, um Bilder des Erfassungsbereichs (V) zu erfassen, der durch die Mittel zum Aufbringen von Licht (20, 22, 24, 26, 30, 67, 34a, 34b) beleuchtet ist;

- einem Analysemittel (46, 48, 50, 52, 54a, 54b, 54c, 56a, 56b, 57) zum Analysieren von Blutbestandteilen, die sich in dem Erfassungsbereich (V) befinden, durch Verarbeiten des mittels der Bilderfassungsmittel (40a, 44) erfassten Bilds; und

- einer Objektlinse (38b) zum Konvergieren von Licht, das von den Mitteln zum Aufbringen von Licht (20, 22, 24, 26, 30, 67, 34a, 34b) her kommt und durch den Erfassungsbereich (V) in Richtung der Bildaufnahmemittel (40a, 44) reflektiert wird;

dadurch gekennzeichnet, dass, während die Objektlinse (38b) einen Öffnungserfassungswinkel (6) bezüglich einer optischen Achse hat und bezüglich des Erfassungsbereichs (V) und die Mittel zum Aufbringen von Licht (20, 22, 24, 26, 30, 67, 34a, 34b) den Erfassungsbereich (V) bei einem Einfallswinkel (φ1; φ2) bezüglich der optischen Achse und des Erfassungsbereichs (V) beleuchten, der Einfallswinkel der Beleuchtung (φ1; φ2) größer ist als der Öffnungserfassungswinkel (θ), so dass das Beleuchtungslicht von außerhalb der Objektlinse (38b) zu dem Erfassungsbereich (V) geleitet wird.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei das Analysemittel (46, 48, 50, 52, 54a, 54b, 54c, 56a, 56b, 57) Blutzellen analysieren kann.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei das Analysemittel (46, 48, 50, 52, 54a, 54b, 54c, 56a, 56b, 57) die Bilirubinkonzentration im Blut analysieren kann.

4. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei das Analysemittel (46, 48, 50, 52, 54a, 54b, 54c, 56a, 56b, 57) die Glucosekonzentration im Blut analysieren kann.

5. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Mittel zum Aufbringen von Licht (22, 24, 60) mehrere lichtemittierende Elemente (82) aufweisen, die um die Objektlinse (38) herum angeordnet sind, sowie Mittel zum Richten von Licht, welches von den lichtemittierenden Elementen ausgesandt wird, zum Erfassungsbereich (V).

6. Vorrichtung nach Anspruch 5, wobei die Mittel zum Aufbringen von Licht weiter Steuerungsmittel (S1, S2, S3) zum selektiven Anregen der lichtemittierenden Elemente (82r, 82g, 82b) aufweisen, die jeweils eine unterschiedliche Emissionswellenlänge haben.