DE69635174T2

DE69635174T2 - Nichtinvasive Vorrichtung zur Blutuntersuchung

Info

Publication number: DE69635174T2
Application number: DE69635174T
Authority: DE
Inventors: Ken Takarazuka-shi Ishihara; Kaoru Kobe-shi Asano; Yasuhiro Kobe-shi Kouchi; Hideo Kita-ku Kusuzawa
Original assignee: Ishihara Ken Takarazuka; Sysmex Corp
Current assignee: Ishihara Ken Takarazuka; Sysmex Corp
Priority date: 1995-12-27
Filing date: 1996-12-27
Publication date: 2006-05-04
Anticipated expiration: 2016-12-28
Also published as: US6061583A; DE69634858T2; KR19990076821A; WO1997024066A1; EP0875201B1; CN1206339A; DE69634858D1; JP3701031B2; KR100350022B1; EP0875201A4; RU2177721C2; AU1153397A; TW521147B; CN1184929C; EP1371323A1; EP0875201A1; DE69635174D1; AU712853B2; BR9612293A; EP1371323B1

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein nichtinvasives Blutanalysegerät. Das Analysegerät der vorliegenden Erfindung ist in der Lage, eine Menge eines Blutbestandteils, wie beispielsweise eine Hämoglobinkonzentration oder einen Hämatokritwert in Echtzeit mit einer verbesserten Reproduzierbarkeit ohne Probeentnahme von Blut eines lebenden Körpers transkutan zu überwachen.
Der Hämatologie-Test von Blut in einem peripheren Blutgefäß ist einer der wichtigsten und am häufigsten durchgeführten Tests in der klinischen Untersuchung. Insbesondere sind Testelemente, welche für die Diagnose im Fall von Anämie wesentlich sind, eine Hämoglobinkonzentration und ein Hämatokritwert. Der Hämatologie-Test, welcher derzeit durchgeführt wird, erfordert eine Blut-Probeentnahme von Patienten. Jedoch legt eine häufige Blut-Probeentnahme bei Patienten eine Last auf, und erzeugt ein Risiko einer Infektion aufgrund eines verunglückten Einstechens mit einer Injektionsnadel.
Angesichts des vorhergehenden wurden Einrichtungen zur transkutanen (nichtinvasiven) Messung bei den zuvor genannten Testelementen vorgeschlagen. Beispielsweise offenbart die Japanische geprüfte Patentveröffentlichung No. HEI-3-71135 eine Hämoglobinkonzentrations-Messeinrichtung zum Messen von Blut-Hämoglobin auf Basis einer Lichtintensitäts-Änderung aufgrund eines Pulsierens von Licht von einer Mehrzahl an Wellenlängen, welche auf einen lebenden Körper projiziert werden. Ähnlich offenbart das U.S. Patent No. 5,372,136 ein System und Verfahren zum Bestimmen eines Hämatokritwerts in Blut unter Verwendung eines Pulsierens und dergleichen.
Jedoch begleitet ein Problem im Zusammenhang mit der Genauigkeit diese Techniken zum Bestimmen eines absoluten Werts, weil das Blutvolumen als Testmedium nicht bestimmt ist. Ferner wird angenommen, dass die Messungen in Abhängigkeit des Körperteils variieren können, an welchem der Sensor angebracht wird, welches zu einer schlechten Reproduzierbarkeit führt.
Das U.S. Patent No. 4,998,533 offenbart eine Einrichtung zum Durchführen einer Messung bei den zuvor genannten Testkategorien auf Basis eines Bildes von einem Blutstrom in einer Blutkapillare, welche jedoch einen großvolumigen Aufbau erfordert. Obwohl unterrichtet wurde, dass ein übertragenes Lichtbild von Blutgefäßen in einem Teil eines lebenden Körpers, wie beispielsweise ein Finger, erlangt werden kann, wurde kein Ansatz gemacht, eine quantitative Analyse bei den zuvor genannten Testelementen durch Analysieren des übertragenen Lichtbildes durchzuführen.
Dokument EP 0 712 602 offenbart eine nichtinvasive Einrichtung zum Messen der Konzentration an Hämoglobin mit:
einer Lichtquelle zum Beleuchten eines Teils von Geweben eines lebenden Körpers mit einem Blutgefäß;
einem Bild-Aufnahmebereich zum Aufnehmen eines Bildes des beleuchteten Blutgefäßes und der Gewebe; und
einem Analysebereich zum Analysieren des aufgenommenen Bildes, wobei der Analysebereich eine Bilddichte des Blutgefäßes in der aufgenommenen Bilddichteverteilung des Blutgefäßes und der Gewebe im aufgenommenen Bild analysiert, um eine Menge eines Blutbestandteils zu berechnen, und ein Berechnungsergebnis ausgibt.
Angesichts des Vorhergehenden stellt die vorliegende Erfindung eine Einrichtung bereit, welche dazu angepasst ist, ein übertragenes Lichtbild eines Blutgefäßes in Geweben eines lebenden Körpers, wie beispielweise ein Finger, zu erlangen, und das übertragene Lichtbild mit einem vereinfachten Aufbau zu analysieren, um eine Messung bei den zuvor genannten Testelementen mit einer verbesserten Reproduzierbarkeit durchzuführen.
Genauer gesagt, wenn es ermöglicht wird, dass Licht durch Körpergewebe durchläuft, welche ein Blutgefäß enthalten, und ein übertragenes Lichtbild aufgenommen wird, so ist ein Blutgefäß-Abschnitt des Bildes dunkel, und zwar aufgrund von einer Lichtabsorption durch einen Blutbestandteil, welcher im Blut enthalten ist, und der andere Bildabschnitt ist hell, weil der andere Teil der Körpergewebe das Licht überträgt. Gemäss der vorliegenden Erfindung wird die Konzentration eines Blutbestandteils (beispielsweise Hämoglobin) durch einen Vergleich von Bilddichten quantifiziert, und wenn erforderlich wird die bestimmte Konzentration auf Basis der Tiefe korrigiert, bei welcher das Blutgefäß vorliegt.
Gemäss der vorliegenden Erfindung ist ein nichtinvasives Blutanalysegerät, wie im anliegenden Anspruchsatz definiert, bereitgestellt.
Bei der vorliegenden Erfindung ist als lebender Körper ein Säugetier, inklusive der Mensch, gemeint, und der Teil der Gewebe des lebenden Körpers ist als Teil an Geweben gemeint, wie sie im lebenden Körper vorliegen, beispielweise ein Finger oder Ohrläppchen, jedoch sind nicht Gewebe gemeint, welche vom lebenden Körper getrennt sind.
Beim Analysegerät der vorliegenden Erfindung kann der Analysebereich einen Extraktionsbereich zum Extrahieren einer Bilddichteverteilung über das Blutgefäß hinweg im aufgenommenen Bild als ein Bilddichteprofil, einen Quantifizierungsbereich zum Quantifizieren von Gestaltungscharakteristika der Bilddichteverteilung, einen Berechnungsbereich zum Berechnen der Menge des Blutbestandteils anhand der quantifizierten Charakteristika und einen Ausgabebereich zum Ausgeben eines Berechnungsergebnisses enthalten.
Das Analysegerät der vorliegenden Erfindung enthält vorzugsweise ferner ein Fixierelement zum Fixieren der Lichtquelle und des Bild-Aufnahmebereichs relativ zum Teil des lebenden Körpers, um zu ermöglichen, dass der Bild-Aufnahmebereich ein Bild von einem gewünschten Abschnitt der Gewebe des lebenden Körpers aufnimmt.
Bei der vorliegenden Erfindung ist das aufgenommene Bild ein übertragenes Lichtbild.
Als Lichtquelle sind in der vorliegenden Erfindung ein Halbleiter-Laser (im folgenden als LED bezeichnet) und eine Halogenlichtquelle verwendbar. Der Teil des lebenden Körpers kann direkt mit dem Licht oder über eine optische Faser beleuchtet werden. Die Wellenlänge des Lichts ist in einem Bereich zwischen 600 und 950 nm, bei welchem das Licht durch die Blutgewebe durchläuft und die Lichtabsorption durch Wasser nicht groß ist. Gemäß der Erfindung wird ein Bereich zwischen 600 und 950 nm oder zwischen 600 und 900 nm für das übertragene Lichtbild verwendet.
Vorzugsweise enthält die Lichtquelle eine Lichtausgabevorrichtung, welche dafür angepasst ist, selektiv Lichtstrahlen einer ersten und einer zweiten Wellenlänge oder Lichtstrahlen von einer dritten und mehreren Wellenlängen auszugeben. Es ist wünschenswert, dass die erste und zweite Wellenlänge im wesentlichen isosbestisch für oxidierte und reduzierte Hämoglobine sind.
Es sind zwei oder mehrere Wellenlängen für die Bestimmung einer Menge eines Blutbestandteils, d.h., Hämoglobinkonzentration und Hämatokritwert erforderlich. Wenn es nur gewünscht ist, eine Anämie-Bedingung zu überwachen, so kann nur eine Wellenlänge verwendet werden.
Der Bild-Aufnahmebereich kann ein optisches System enthalten, welches eine Linse und eine Bildaufnahmenvorrichtung, wie beispielsweise eine CCD, enthält.
Da der Bild-Aufnahmebereich einfach dazu angepasst ist, ein Bilddichteprofil über das Blutgefäß hinweg zu nehmen, kann ein Linien-Sensor oder ein Photodioden-Array als Bildaufnahmevorrichtung anstelle der CCD verwendet werden. Dass Bilddichteprofil wird vorzugsweise entlang einer Linie senkrecht zum Blutgefäß genommen.
Alternativ kann das Bilddichteprofil durch Bewegen einer einzelnen Photodiode in eine Richtung über das Blutgefäß hinweg genommen werden.
Das optische System des Bild-Aufnahmebereichs kann durch eine TV Linse (beispielsweise BD1214D, erhältlich von COSMICAR Inc.) alleine aufgebaut werden.
Alternativ kann das optische System des Bild-Aufnahmebereichs ein Linsenpaar enthalten, welche dieselbe numerische Apertur oder dieselbe Brennweite und effektiven Linsendurchmesser haben, wobei das Linsenpaar jeweils als eine Objekt-Linse und eine Fokus-Linse dienen, welche entlang derselben optischen Achse angeordnet sind, so dass der vordere Brennpunkt von einer Linse mit dem hinteren Brennpunkt der anderen Linse übereinstimmt, und wobei zwischen ihnen ein optischer Abstandsfilter angeordnet ist, welcher zweidimensional unterschiedliche Durchlässigkeiten hat (ein solches optisches System wird hiernach als "konjugierendes optisches System" bezeichnet). Der hier verwendete Abstandsfilter hat eine Variation in der zweidimensionalen Durchlässigkeitsverteilung. Als Abstandsfilter sind eine lichtblockierende Platte, welche ein Stiftloch oder einen ringförmigen Schlitz hat, und ein Flüssigkristall-Verschluss verwendbar, welcher derart entworfen ist, dass die Durchlässigkeitsverteilung dessen durch ein elektrisches Signal geändert werden kann.
Der Analysebereich enthält den Extraktionsbereich, den Quantifizierungsbereich, den Berechnungsbereich und den Ausgabebereich, und ist dazu angepasst, auf Basis des erlangten Bilddichteprofils die Menge an Blutbestandteil zu bestimmen, wie beispielsweise eine Hämoglobinkonzentration, ein Hämatokritwert oder eine Anämiebedingung, und das Berechnungsergebnis auszugeben. Als Analysebereich ist ein kommerziell erhältlicher Computer verwendbar.
Der Extraktionsbereich des Analysebereichs extrahiert eine Bilddichteverteilung über das Blutgefäss hinweg, und zwar als ein Bilddichteprofil vom aufgenommenen Bild.
Der Quantifizierungsbereich kann das extrahierte Bilddichteprofil normalisieren und einen Höchstwert h des normalisierten Bilddichteprofils berechnen.
Ferner kann der Quantifizierungsbereich eine Verteilungsbreite w entsprechend des Durchmessers des Blutgefässes im Bilddichteprofil bestimmen, und den Höchstwert h auf Basis der Verteilungsbreite w korrigieren.
Wenn Bilder desselben Teils der Gewebe des lebenden Körpers bei der ersten und zweiten Wellenlänge aufgenommen sind, um jeweils ein erstes und zweites Profil zu ermöglichen, welche Höchstwerte h1 und h2 sowie Verteilungsbreiten w1 und w2 haben, schätzt der Quantifizierungsbereich die subkutane Tiefe L des Blutgefäßes auf Basis des Verhältnisses zwischen den Verteilungsbreiten w1 und w2 ab und korrigiert die Höchstwerte h1 und h2. Somit kann der Berechnungsbereich die Hämoglobinkonzentration und den Hämatokritwert auf Basis der korrigierten Höchstwerte berechnen.
Wenn das konjugierte optische System eine lichtblockierende Platte, welche einen ringförmigen Schlitz hat, als Abstandsfilter verwendet wird, so wird der Lichteinfallswinkel von den Blutgeweben zu den Objektlinsen durch den Aufbau (Durchmesser oder Schlitzbreite) des ringförmigen Schlitzes bestimmt, so dass nur das Licht, welches bei einem vorbestimmten Einfallswinkel eintritt, dazu dient, um ein Streulichtbild des Blutgefässes auszubilden. Das Streulichtbild spiegelt einen Einfluss der Störung eines Blutgefäss-Bildes durch die Blutgewebe wider. Daher kann, indem Streulichtbilder bei einer Mehrzahl an unterschiedlichen Streuwinkeln aufgenommen werden, indem der Durchmesser des ringförmigen Schlitzes geändert wird, der Quantifizierungsbereich den Einfluss der Körpergewebe quantifizieren, um die erfasste Konzentration des Blutbestandteils genauer zu korrigieren.
In diesem Fall kann, da das Streulichtbild in Abhängigkeit von der Bedingung der Fokussierung auf das Blutgefäss empfindlich variiert, die Im-Fokus Position eindeutig erfasst werden, indem der Brennpunkt des Bild-Aufnahmebereichs (Objektlinsen) von der Oberfläche des Körpergewebes zu einer tieferen Position abgetastet wird, wodurch es dem Quantifizierungsbereich ermöglicht wird, direkt die Tiefe zu bestimmen, bei welcher das Blutgefäss vorliegt. Daher können die zuvor genannten Berechnungsdaten auf Basis der somit bestimmten Tiefe korrigiert werden.
Genauer gesagt, wird eine Folge an Streulichtbildern des Blutgefässes bei einem vorbestimmten Lichteinfallswinkel erlangt, indem der Brennpunkt von der Oberfläche der Körpergewebe zur tieferen Position bewegt wird. Dann bestimmt der Quantifizierungsbereich direkt die Tiefe L des Blutgefässes auf Basis der Position des Brennpunktes, bei welcher das schärfste Bild der Folge an Streulichtbildern erlangt wird, und die Höchstwerte h1 und h2 werden auf Basis der Tiefe L korrigiert.
Ferner bestimmt der Quantifizierungsbereich Streuabsorptionseigenschaften der Körpergewebe auf Basis einer Mehrzahl an unterschiedlichen Streulichtbildern, welche an jener Brennpunkt-Position durch zweidimensionales Variieren der Durchlässigkeit des optischen Filters erlangt werden, und korrigiert dann die Höchstwerte h1 und h2 und die Verteilungsbreiten w1 und w2 auf Basis der Streuabsorptionseigenschaften.
Der Berechnungsbereich berechnet die Menge des Blutbestandteils, wie z.B. die Hämoglobinkonzentration und den Hämatokritwert auf Basis der quantifizierten Gestaltungscharakteristika der Bilddichteprofile. Hierbei bedeutet Hämatokritwert ein Volumenverhältnis von roten Blutkörperchen zu Blut.
Als Ausgabebereich sind ein CRT, ein LCD und dergleichen verwendbar.
1 ist ein Blockdiagramm, welches den Aufbau eines Blutanalysegeräts gemäss einer Ausführungsform 1 der vorliegenden Erfindung darstellt;
2 ist eine perspektivische Ansicht, welche das Aussehen des Blutanalysegeräts von Ausführungsform 1 der vorliegenden Erfindung darstellt;
3 ist eine Teilansicht, welche einen Hauptabschnitt des Blutanalysegeräts von Ausführungsform 1 der vorliegenden Erfindung darstellt;
4 ist ein Ablaufdiagramm zur Erläuterung des Betriebes des Blutanalysegeräts von Ausführungsform 1 der vorliegenden Erfindung.
5 ist eine Photografie eines Bildes (ein auf einem CRT angezeigtes Graustufenbild), welches durch das Blutanalysegerät von Ausführungsform 1 der vorliegenden Erfindung aufgenommen ist;
6 ist eine grafische Darstellung zur Erläuterung eines Bilddichteprofils, welches durch das Blutanalysegerät von Ausführungsform 1 der vorliegenden Erfindung erlangt wird;
7 ist eine grafische Darstellung zur Erläuterung eines Bilddichteprofils, welches im Blutanalysegerät von Ausführungsform 1 der vorliegenden Erfindung normalisiert ist;
8 ist eine Vorderansicht einer Lichtquelle des Blutanalysegerätes von Ausführungsform 1 der vorliegenden Erfindung;
9 ist ein Diagramm zur Erläuterung einer beispielhaften Anzeige des Blutanalysegerätes von Ausführungsform 1 der vorliegenden Erfindung;
10 ist ein Blockdiagramm, welches den Aufbau eines Blutanalysegerätes gemäss einer Ausführungsform 2 der vorliegenden Erfindung darstellt;
11 ist eine Teilansicht, welche Hauptabschnitte des Blutanalysegeräts von Ausführungsform 2 der vorliegenden Erfindung darstellt;
12 ist eine Teilansicht, welche entlang einer Linie X-X in 11 genommen ist;
13 ist ein Ablaufdiagramm, welches den Betrieb des Blutanalysegeräts von Ausführungsform 2 der vorliegenden Erfindung darstellt;
14 ist ein Ablaufdiagramm, welches den Betrieb des Blutanalysegeräts von Ausführungsform 2 der vorliegenden Erfindung darstellt;
15 ist ein Ablaufdiagramm, welches den Betrieb des Blutanalysegeräts von Ausführungsform 2 der vorliegenden Erfindung darstellt;
16 ist eine Photografie eines Bildes (ein auf einem CRT angezeigtes Graustufenbild), welches durch das Blutanalysegerät von Ausführungsform 2 der vorliegenden Erfindung aufgenommen ist;
17 ist eine grafische Darstellung zur Erläuterung eines Bilddichteprofils, welches durch das Blutanalysegerät von Ausführungsform 2 der vorliegenden Erfindung erlangt wird;
18 ist eine grafische Darstellung zur Erläuterung eines Bilddichteprofils, welches im Blutanalysegerät von Ausführungsform 2 der vorliegenden Erfindung normalisiert ist;
19 ist eine grafische Darstellung zur Erläuterung der Position eines Brennpunktes und der Breite einer Streuverteilung, welche durch das Blutanalysegerät von Ausführungsform 2 der vorliegenden Erfindung erfasst wird;
20 ist eine Photografie, welche ein Vergleichsbeispiel mit Bezug auf 16 darstellt;
21 ist eine Teilansicht, welche einen Aufbau eines Erfassungsbereichs gemäß einer Ausführungsform 3 zeigt, welche nicht gemäss der vorliegenden Erfindung ist; und
22 ist eine Unteransicht des Erfassungsbereichs.
Die vorliegende Erfindung wird im folgenden detailliert mittels dreier Ausführungsformen beschrieben. Es sollte erwähnt werden, dass diese Ausführungsformen nicht auf die Erfindung beschränkend sind.
Ausführungsform 1
Es wird zunächst der Aufbau eines Blutanalysegeräts gemäss Ausführungsform 1 der vorliegenden Erfindung beschrieben.
1 ist ein Blockdiagramm, welches den Aufbau des Blutanalysegeräts darstellt. Wie gezeigt, ist in einem Erfassungsbereich 1 eine Lichtquelle 11 zum Beleuchten eines Teils an Geweben eines lebenden Körpers, welcher ein Blutgefäss enthält, und ein Bild-Aufnahmebereich 12 zum Aufnehmen eines übertragenen Lichtbildes des beleuchteten Blutgefässes und der Gewebe enthalten.
Ein Analysebereich 2 enthält einen Extraktionsbereich 21 zum Extrahieren einer Bilddichteverteilung, welche entlang einer Linie genommen ist, welche senkrecht zum Blutgefäss im Bild genommen ist, welches durch den Bild- Aufnahmebereich 12 als ein Bilddichteprofil aufgenommen ist, einen Quantifizierungsbereich 22 zum Quantifizieren der Gestaltungscharakteristika des extrahierten Bilddichteprofils, einen Berechnungsbereich 23 zum Berechnen der Menge eines Blutbestandteils auf Basis der Gestaltungscharakteristika, und einen Ausgabebereich (CRT) 24 zum Ausgeben eines Berechnungsergebnisses. Der Analysebereich 22 kann in einem Computer enthalten sein.
2 ist eine perspektivische Ansicht des in 1 gezeigten Analysegeräts. Die Lichtquelle 11 und der Bild-Aufnahmebereich 12, welche im Erfassungsbereich 1 enthalten sind, sind über Signalkabel 3 mit dem Analysebereich 2 verbunden. 3 ist eine Teilansicht des Erfassungsbereichs 1. Der Erfassungsbereich 1 enthält eine Lichtquelle 11 und den Bild-Aufnahmebereich 12, welcher eine Linse 14 und eine Bild-Aufnahmevorrichtung 15 hat. Wenn ein Finger 16 in einen offenen Hohlraum 13 eingelegt wird, beleuchtet die Lichtquelle 11 den Finger 16, und ein übertragenes Lichtbild wird über die Linse 14 durch die Bild-Aufnahmevorrichtung 15 aufgenommen. Der offene Hohlraum 13 nimmt stufenförmig in Richtung zur innersten Position ab, an welcher sich die Fingerspitze befindet, so dass der eingelegte Finger 16 locker darin eingepasst ist, wodurch ein Fixierteil gebildet wird.
Die Bild-Aufnahmevorrichtung 15 enthält eine CCD. 8 ist eine Vorderansicht der Lichtquelle 11, welche LEDs 11a und 11b enthält.
In dieser Ausführungsform, verwendet die LED 11a VSF665M1 (erhältlich von OPTRANS Co.), welche eine Mitten-Wellenlänge von 660 nm und eine Halbwertbreite von 40 nm hat, und die LED 11b verwendet L2656 (erhältlich von Hamamatsu Phonotics Co.), welche eine Mitten-Wellenlänge von 890 nm und eine Halbwertbreite von 50 nm hat.
Es wird ein Analyseprozess, welcher durch den Analysebereich 2 des Blutanalysegeräts durchgeführt wird, welches einen solchen Aufbau hat, mit Bezug auf ein in 4 gezeigtes Ablaufdiagramm beschrieben.
(1) Berechnung einer Hämoglobinkonzentration und eines Hämatokritwerts.
Wenn der Finger mit einer Wellenlänge beleuchtet wird, welche durch die LED 11a angeboten wird (im folgenden als "erste Wellenlänge" bezeichnet) (Schritt 1), und ein übertragenes Lichtbild aufgenommen wird, wird ein Bild eines Blutgefässes (vein), welches sich nahe der Haut auf der Seite der CCD 15 befindet, wie in 5 erlangt. Wenn das Blutgefäss von Interesse einen Durchmesser von ungefähr 1 mm hat, können quantitative Ergebnisse mit einer verbesserten Reproduzierbarkeit erlangt werden.
In diesem Fall kann, wenn eine kohärente LD als Lichtquelle verwendet wird, ein wie in 5 gezeigtes, von Sprenkeln freies Bild erlangt werden, weil das Licht durch die Gewebe zerstreut wird. Wiederum wird ein Bereich im Bild gesucht, bei welchem das Blutgefäss im schärfsten Kontrast steht (Schritt 1a), und in einem Viereck-Aufbau, wie in 5 gezeigt, einbezogen, welcher als ein analytischer Bereich verwendet wird (Schritt 2).
Somit kann ein Blutgefäss bei im wesentlich konstanter subkutaner Tiefe analysiert werden.
Es wird ein Bilddichteprofil (6) entlang einer Linie senkrecht zum Blutgefäss in diesem Bereich erlangt (Schritt 3).
Dann wird das Bilddichteprofil durch eine Basislinie normalisiert. Die Basislinie wird auf Basis eines Abschnittes des Bilddichteprofils entsprechend der Gewebe bestimmt, welche sich vom Blutgefäss unterscheiden, und zwar durch die Methode der kleinsten Quadrate. Somit wird das Bilddichteprofil von 6 wie in 7 gezeigt normalisiert (Schritt 4).
Das somit erhaltene Bilddichteprofil ist unabhängig von der Größe an einfallendem Licht. Ein Höchstwert h1 und eine Halbwertsbreite (Verteilungsbreite bei einer Höhe von (1/2)h1/w1) werden anhand des normalisierten Bilddichteprofils bestimmt (7) (Schritt 5).
Der somit erhaltene Höchstwert h1 weist auf das Verhältnis der Bilddichte des Blutgefässes (d.h. ein Abschnitt, wo Blut vorliegt) zur Bilddichte des anderen Abschnittes hin, wo kein Blut vorliegt. Der Parameter, welcher einem Parameter entspricht, der durch das Avaskularisationsverfahren (welches dazu angepasst ist, Blut auf Basis des Verhältnisses der Bilddichte, welche erlangt wird, wenn Blut vorliegt, zur Bilddichte, welche erlangt wird, wenn das Blut avaskularisiert ist, zu analysieren) oder durch pulsierende Spektrometrie (welche dazu angepasst ist, Signalkomponenten in Synchronisation zum Pulsieren eines Blutflusses zu erlangen und eine Signalkomponente zu extrahieren, welche auf den pulsierenden Blutfluss zur Blutanalyse hinweist, d.h. auf Basis des Prinzip eines Pulsoximeters), erlangt wird, kann ohne die Verwendung des Pulsierens oder der Avaskularisation bestimmt werden.
Genauer gesagt, wird der Streufaktor S1 und Absorptionsfaktor A1 des Blutes bei der ersten Wellenlänge, wenn sie mit dem Beer-Law übereinstimmen, wie folgt ausgedrückt: log(1 – h1) = –k(S1 + A1)w1 (1)wobei k eine proportionale Konstante ist.
Es wird angenommen, dass der Streufaktor S1 und die Absorption A1 wie folgt direkt proportional zum Hämatokritwert HCT und zur Hämoglobinkonzentration HGB sind: S1 = σ1·HCT, A1 = σ2·HGB (2)daher gilt: log(1 – h1) = –(kσ1·HCT + kσ2·HGB)·w1 (3)
Die zuvor genannte Prozesssequenz wird durchgeführt, indem eine Wellenlänge verwendet wird, welche durch die LED 11b angeboten wird (im folgenden als "zweite Wellenlänge" bezeichnet) um einen Höchstwert h2 und eine Verteilungsbreite w2 zu bestimmen (Schritte 6 bis 10).
Ähnlich werden der Streufaktor S2 und der Absorptionsfaktor A2 wie folgt bestimmt: log(1 – h2) = –k(S2 + A2)·w2 = –(kσ3·HCT + kσ4·HGB)·w2 (4)
Da die Konstanten k, σ1, σ2, σ3 und σ4 experimentell bestimmt sind, werden die HGB und der HCT durch h1, h2, w1 und w2 bestimmt.
In der Realität wird das Bild durch Gewebe verschwommen, welches zwischen dem Blutgefäss und dem Erfassungsbereich vorliegt, und somit sind die beobachteten Höchstwerte kleiner als im Fall, bei welchem kein Gewebe dazwischen liegt.
Daher wird das Verhältnis der zuvor genannten Faktoren wie folgt ausgedrückt: log(1 – h) = –k(S + A)w + T (5)wobei S der Streufaktor des Bluts ist, A der Absorptionsfaktor des Bluts ist und T ein Faktor ist, welcher auf den Einfluss der Verschwommenheit hinweist, und eine Funktion der Dicke L der Gewebe (oder der Tiefe, bei welcher sich das Blutgefäss befindet, im folgenden einfach als "Tiefe" bezeichnet) ist.
Es wurde experimentell herausgefunden, dass der Faktor T praktisch konstant gehalten werden kann, indem ein Messbereich korrekt ausgewählt wird, und zwar beispielsweise derart, dass das Blutgefäss-Bild im erlangten Bild im schärfsten Kontrast steht. Daher tritt praktisch kein Problem auf, wenn bei der Anwendung bei einem Anämie-Überprüfer der Faktor T als eine Konstante angenommen wird.
(2) Korrektur der berechneten Hämoglobinkonzentration und des Hämatokritwerts.
Um die Genauigkeit der Berechnung der Hämoglobinkonzentration und des Hämatokritwerts zu verbessern, wird die Korrektur wie folgt vorgenommen.
Wenn der analytische Bereich im selben Bereich bestimmt ist, wie er unter Verwendung der ersten Wellenlänge bestimmt, sind die Halbwertbreite w1 und w2 zueinander gleich, wenn der Einfluss der Verschwommenheit vernachlässigbar ist. Jedoch steigt ein Unterschied zwischen den Halbwertbreiten w1 und w2 an, wenn der Einfluss der Verschwommenheit zunimmt (die Halbwertbreite steigt mit dem Anstieg des Grades an Verschwommenheit an).
Daher kann die Tiefe L auf Basis des Verhältnisses zwischen den Halbwertbreiten w1 und w2 anhand der folgenden Gleichung bestimmt werden (Schritt 11). L = f(w2/w1) (6)wobei f eine Funktion ist, welche experimentell bestimmt wird.
Die Höchstwerte h1 und h2 und die Halbwertbreite w1 werden auf Basis der Tiefe L durch die folgende Gleichung zur Bestimmung von korrigierten Werten H1, H2 und W korrigiert (Schritt 12). H1 = g1(h1, L) (7) H2 = g2(h2, L) (8) W = g3(w1, L) (9)wobei g1, g2 und g3 Funktionen sind, welche experimentell bestimmt werden.
Die Hämoglobinkonzentration HGB und der Hämatokritwert HTC werden auf die zuvor genannte Weise auf Basis der korrigierten Werte H1, H2 und W berechnet (Schritt 13).
Im Analysebereich 2 implementiert der Extraktionsbereich 21 Schritte 2, 3, 7 und 8, der Quantifizierungsbereich 22 implementiert Schritte 4, 5, 9 und 10, und der Berechnungsbereich 23 implementiert Schritte 11 bis 14.
Sie somit erlangten Ergebnisse werden am Ausgabebereich (CRT) 24 wie in 9 gezeigt angezeigt.
In 9 entsprechen Bilder D1, D2 und D3 jeweils 5, 6 und 7. "LED1" und "LED2" entsprechen jeweils der LED 11a und LED 11b. "HÖCHSTWERT" und "BREITE" entsprechen jeweils den Höchstwerten h1, h2 und den Halbwertbreiten w1, w2.
Obwohl die Bild-Aufnahmevorrichtung 15 in dieser Ausführungsform eine CCD enthält, kann anstelle dessen ein Linien-Sensor verwendet werden. In einem solchen Fall können die Dichteprofile direkt durch die in 4 gezeigten Schritte 3 und 8 erlangt werden. Jedoch ist eine spezielle Berücksichtigung erforderlich, beispielsweise sollte ein Linien-Sensor verwendet werden, welcher 2 Linienelemente hat, weil der Linien-Sensor nicht immer senkrecht zum Blutgefäss angeordnet ist.
Obwohl die Berechnung der Hämoglobinkonzentration und des Hämatokritwerts oben beschrieben wurde, kann das Analysegerät gemäss dieser Ausführungsform ebenfalls als ein Anämie-Überprüfer verwendet werden. Da die Hämoglobinkonzentration und der Hämatokritwert zueinander korreliert sind, kann die grobe Überprüfung des Grades an Anämie (Anämie-Überprüfung) durchgeführt werden, indem ein Teil der Prozesssequenz (Schritte 1 bis 5) in 4 unter Verwendung einer der ersten und zweiten Wellenlänge implementiert wird.
Ferner kann, wenn ein Blutgefäss bei einer konstanten Tiefe von Interesse ist, der Schritt für die Tiefen-Korrektur ausgelassen werden. Eine grobe Tiefen-Korrektur kann erreicht werden, indem nach einem Bildbereich gesucht wird, welcher den schärfsten Kontrast hat, wie in Schritt 1a von 4.
Ausführungsform 2
Es wird zunächst der Aufbau eines Blutanalysegeräts gemäss einer Ausführungsform 2 der vorliegenden Erfindung beschrieben.
Bei dieser Ausführungsform sind der Bild-Aufnahmebereich 12 und der Analysebereich 2 hinsichtlich einer genaueren Korrektur als beim Korrekturprozess in Ausführungsform 1 modifiziert.
10 ist ein Blockdiagramm, welches den Aufbau des Analysegeräts von Ausführungsform 2 darstellt, in welcher gleiche Bezugsziffern gleiche Teile in 1 kennzeichnen. Ein Erfassungsbereich 1a enthält eine Lichtquelle 11 zum Beleuchten eines Gewebeteils eines lebenden Körpers, welches ein Blutgefäss enthält, und einen Bild-Aufnahmebereich 12a, welcher ein konjugiertes optisches System hat.
11 ist eine Teilansicht des Erfassungsbereichs 1a. Die Lichtquelle hat denselben Aufbau wie in Ausführungsform 1 und daher wird eine Erläuterung dazu ausgelassen.
Der Bild-Aufnahmebereich 12a enthält eine Antriebsbühne 19a, welche in Richtungen von Pfeilen A und B bewegbar ist, und eine optische Linse 14a und eine fokussierende Linse 14b enthält, wobei jede dieselbe numerische Apertur hat, eine Bild-Aufnahmevorrichtung 15, einen Abstandsfilter 18 und einen Filter-Antriebsbereich 19b, und einen Spiegel 17.
Der hintere Brennpunkt der Linse 14a stimmt mit dem vorderen Brennpunkt der Linse 14b überein. Das heißt, dass die Linsen 14a und 14b derart angeordnet sind, dass sie einen gemeinsamen Brennpunkt haben, an welchem der Abstandsfilter 18 angeordnet ist. Die Bild-Aufnahmevorrichtung 15 ist am hinteren Brennpunkt der Linse 14b angeordnet. Wie in Ausführungsform 1, wird eine CCD oder dergleichen als Bild-Aufnahmevorrichtung 15 verwendet.
Wie in 11 gezeigt, ist die Bühne 19a auf einem Gleitmechanismus 31 befestigt, welcher in die Richtungen der Pfeile A und B durch Antrieb eines Schrittmotors M1 bewegt wird.
Somit kann die Position des Brennpunktes F der Linse 14a eingestellt werden.
12 ist eine Teilansicht, welche entlang einer Linie X-X in 11 genommen ist. Der Filter-Antriebsbereich 19b hat einen Gleitbereich 34, welcher eine Filter-Aufhängungsplatte 33 gleitbar in Richtungen von Pfeilen C und D hält. Da ein Zahnrad 33b des Schrittmotors M2 mit einer Zahnstange 33a in Eingriff steht, welche im oberen Abschnitt der Filter-Aufhängungsplatte 33 bereitgestellt ist, bewegt sich die Filter-Aufhängungsplatte 33 in die Richtungen der Pfeile C und D, wenn der Schrittmotor 142 angetrieben wird.
Abstandsfilter 18, 18a, 18b und 18c sind an der Filter-Aufhängungsplatte 33 aufgehängt. Die Abstandsfilter 18, 18a und 18b sind lichtblockierende Platten, welche jeweils ringförmige Lichtübertragungsschlitze 32, 32a, 32b enthalten, welche unterschiedliche Durchmesser haben. Der Abstandsfilter 18c ist eine lichtblockierende Platte, welche ein rundes Lichtübertragungsfenster 32c hat.
Daher kann jeglicher der Abstandsfilter 18, 18a, 18b und 18c mittels des Filter-Antriebsbereichs 18b am allgemeinen Brennpunkt platziert werden. Eine Situation, bei welcher praktisch kein Filter platziert wird, kann dadurch erzeugt werden, indem der Abstandsfilter 18c am gemeinsamen Brennpunkt platziert wird. Der Analysebereich 2b enthält einen Extraktionsbereich 21 zum Extrahieren eines Profils aus dem aufgenommen Bild, einen Quantifizierungsbereich 22 zum Quantifizieren des Profils, einen Berechnungsbereich 23 zum Berechnen der Hämoglobinkonzentration und des Hämatokritwerts auf Basis der somit quantifizierten Parameter, einen Ausgabebereich (CRT) 24 zum Anzeigen von Berechnungsergebnissen, und einen Steuerbereich 25 zum Antreiben der Schrittmotoren M1 und M2, um die Position des Brennpunkts und um das Einsetzen der Abstandsfilter zu steuern.
Bei dem wie in 11 gezeigten Erfassungsbereich 1a, wird es einem Licht, welches von der Lichtquelle 11 emittiert wird, erlaubt, einen Finger 16 zu durchlaufen, wird dann mittels des Spiegels 17 um 90° umgelenkt, und über die Linsen 14a und 14b auf der Bild-Aufnahmevorrichtung 15 fokussiert.
Wenn sich der Abstandsfilter 18 (12) an der Position des gemeinsamen Brennpunkts befindet, wird nur Licht, welches bei einem bestimmten Winkel durch Gewebe vom Finger 14 zerstreut wird, auf der Bild-Aufnahmevorrichtung 15 fokussiert. Der bestimmte Winkel wird durch den Durchmesser des Schlitzes 32 bestimmt.
Ferner kann durch ein Bewegen der Bühne 19a entlang der optischen Achse (in die Richtung des Pfeils A oder B) der Brennpunkt F an einer gewünschten Position im Gewebe des Fingers 16 lokalisiert werden.
Ein Analyseprozess, welcher durch den Analysebereich 2b des Blutanalysegeräts, welches einen solchen Aufbau hat, durchgeführt wird, wird mit Bezug auf ein in 14 gezeigtes Ablaufdiagramm beschrieben.
(1) Berechnung einer Hämoglobinkonzentration und eines Hämatokritwerts
Zunächst wird der Abstandsfilter 18 aus der Position des gemeinsamen Brennpunkts durch das Filter-Antriebsmittel 19b entfernt (Schritt S0). Somit hat der Bild-Aufnahmebereich im wesentlichen denselben Aufbau wie der Bild-Aufnahmebereich in Ausführungsform 1. Da der Prozess zum Berechnen der Hämoglobinkonzentration und des Hämatokritwerts, welcher gemäss darauf folgender Schritte 1a bis 10 durchgeführt wird, derselbe ist wie in der in 4 gezeigten Ausführungsform 1, wird eine Erläuterung dazu ausgelassen.
(2) Korrektur der berechneten Hämoglobinkonzentration und des Hämatokritwerts
Da diese Ausführungsform durch einen Korrekturprozess in Schritt 12a gekennzeichnet ist, wird der Korrekturprozess im folgenden detaillierter mit Bezug auf Ablaufdiagramme, welche in 14 und 15 gezeigt sind, beschrieben.
Der Abstandsfilter 18 wird mittels des Filter-Antriebsbereichs 19b an die Position des gemeinsamen Brennpunkts gesetzt (Schritt 21).
In diesem Zustand befindet sich der Brennpunkt F an der Hautoberfläche des Fingers (Schritt 23). Die Anfangsposition des Brennpunkts F ist vorbestimmt, weil die Finger-Einlegeposition vorläufig fixiert ist.
Dann wird ein Bild aufgenommen (Schritt 24).
Der Bild-Aufnahmeschritt unterscheidet sich von Schritt 1 (4). Das heißt, dass das aufgenommene Bild aus einem Licht gebildet ist, welches innerhalb diesen bestimmten Winkels zerstreut ist, und im folgenden zur Vermeidung von Verwirrung als "Streubild" bezeichnet wird.
Das Streubild ist in 16 gezeigt. Es sollte erwähnt werden, dass, da das Streubild alleine aus dem Streulicht ausgebildet ist, nur periphere Abschnitte des Blutgefässes im Streubild eine hohe Helligkeit haben. Zur Referenz ist ein Bild desselben Objekts, welches in Schritt 1 von 4 erlangt wird, in 20 gezeigt.
Im Extraktionsbereich 21 wird ein Profil innerhalb des analytischen Bereichs, welcher in Schritt 2 bestimmt ist (4), anhand des Streubildes erlangt (Schritt 25). Dieses Profil wird als "Streuprofil" bezeichnet, um es vom Bilddichteprofil zu unterscheiden, welches in Schritt 3 (4) erlangt wird. Ein beispielhaftes Streuprofil ist in 17 gezeigt.
Ferner bestimmt der Quantifizierungsbereich 22 eine Basislinie BL des Streuprofils, und dann werden ein Höchstwert sh und eine Verteilungsbreite sw des Streuprofils wie in 18 gezeigt bestimmt (Schritt 26).
Der Höchstwert und die Verteilungsbreite werden im folgenden jeweils als "Streu-Höchstwert SH" und "Streu-Verteilungsbreite SW" bezeichnet, um eine Verwirrung zu vermeiden. Ein Wert der somit bestimmten Streu-Verteilungsbreite SW wird einmal als Minimalwert gespeichert (Schritt 27).
Wiederum wird der Brennpunkt F um eine vorbestimmte Distanz ΔF innerhalb des Fingers 13 bewegt (Schritt 28):
Die Distanz ΔF ist im Bereich von 0,1 mm.
In diesem Zustand wird die Prozesssequenz von Schritten 24 bis 26 wiederholt, um den Streu-Höchstwert sh und die Streu-Verteilungsbreite sw zu bestimmen.
Die somit bestimmte Streu-Verteilungsbreite SW wird mit dem zuvor gespeicherten Minimalwert verglichen. Wenn die Streu-Verteilungsbreite SW kleiner ist als der gespeicherte Wert, wird die Streu-Verteilungsbreite als ein neuer Minimalwert verwendet (Schritt 27).
Diese Prozesssequenz von Schritten 24 bis 27 wird solange wiederholt, bis der Brennpunkt eine vorbestimmte Tiefe erreicht (Schritt 28).
Die vorbestimmte Tiefe kann ungefähr 2 mm betragen, da das Blutgefäss von Interesse sich typischerweise an einer subkutanen Tiefe von 1 bis 2 mm befindet.
Die somit erlangten Streu-Höchstbreiten SW werden mit Bezug auf die Position des Brennpunkts ausgedruckt, wie in 19 gezeigt. Die Streu-Höchstbreite ist minimal, wenn sich der Brennpunkt an der Tiefe befindet, an welcher das Blutgefäss vorliegt. Dies bedeutet, dass, wenn der Brennpunkt des Bild-Aufnahmesystems mit der Position des Blutgefässes von Interesse übereinstimmt, das Streulichtbild dann am schärfsten ist.
Daher stimmt die Position des Brennpunkts, welche ein Blutgefäss-Bild anbietet, welches die minimale Breite hat, mit der subkutanen Tiefe L des Blutgefässes überein, wie in Ausführungsform 1 beschrieben (Schritt 29). Das heißt, dass die subkutane Tiefe akkurater bestimmt werden kann. Ein Streu-Höchstwert SH1 und eine Streu-Verteilungsbreite SW werden in diesem Zustand erlangt (Schritt 30).
Gemäss diesem Ablaufdiagramm wird nur der Minimalwert der Streu-Verteilungsbreite gespeichert.
Alternativ werden alle Streu-Höchstwerte SH und Streu-Verteilungsbreiten SW, welche durch Ändern der Position des Brennpunkts erlangt werden, gespeichert, und dann an eine geeignete Funktion zur Bestimmung des Minimalwerts angepasst.
Wiederum wird der Brennpunkt des Bild-Aufnahmesystems 25 an die subkutane Tiefe L bewegt (Schritt 31), und dann wird der derzeit verwendete Abstandsfilter durch den Abstandfilter 18a ersetzt und mittels des Filter-Antriebsbereichs 19b angehängt.
Der Abstandsfilter 18a unterscheidet sich im Durchmesser vom Abstandsfilter 18. Dies bedeutet, dass der Winkelbereich des Streulichts für die Bilderzeugung geändert wird. Ein Streulicht-Bild wird durch die Verwendung des Abstandfilters 18a aufgenommen (Schritt 33) und die Extraktion (Schritt 34) und Quantifizierung (Schritt 35) des Streuprofils werden auf dieselbe Weise wie oben beschrieben durchgeführt. Dann werden ein Streu-Höchstwert SH2 und eine Streu-Verteilungsbreite SW2 bestimmt (Schritt 36). Ferner wird im wesentlichen dieselbe Prozesssequenz wie oben beschrieben mit der Verwendung des Abstandfilters 18b durchgeführt (Schritte 37 bis 91).
Die Streu-Höchstwerte SH1 bis SH3 und die Streu-Verteilungsbreiten SW1 bis SW3, welche somit erlangt werden, spiegeln die optimalen Charakteristika wieder, d.h., den Streufaktor und Absorptionsfaktor der Gewebe des lebenden Körpers. Genauer gesagt, nimmt der Streu-Höchstwert ab, wenn der Absorptionsfaktor des lebenden Körpers höher wird. Der Streu-Höchstwert nimmt ab und die Streu-Verteilungsbreite nimmt zu, wenn der Streufaktor höher wird. Daher spiegeln diese Parameter den Streufaktor und Absorptionsfaktor der Gewebe des lebenden Körpers wieder.
Wie in Ausführungsform 1 beschrieben, wird das Bild-Dichteprofil durch die Störung durch das Körpergewebe beeinflusst. Die Korrektur der Störung wird auf Basis des Verhältnisses zwischen den Verteilungsbreiten der Bild-Dichteprofile in Ausführungsform 1 durchgeführt.
In Ausführungsform 2 können, da die Störung der Körpergewebe direkt auf Basis der zuvor genannten Parameter quantifiziert werden kann, genauere Ergebnisse erlangt werden. Genauer gesagt, werden der Höchstwert h1 und die Verteilungsbreite w1 in der Gleichung (4) durch die folgende Gleichung zur Bestimmung eines korrigierten Höchstwerts H1 und einer korrigierten Verteilungsbreite W korrigiert (Schritte 42 und 43). H1' = g1'(h1, L', SH1, SH2, SH3, SW1, SW2, SW3) (10) W' = g3'(w1, L', SH1, SH2, SH3, SW1, SW2, SW3) (11)
Funktionen g1' und g3' können experimentell bestimmt werden oder können alternativ theoretisch bestimmt werden.
Zur Messung bei der zweiten Wellenlänge (Schritt 44) werden das Ersetzen des Abstandsfilters, die Aufnahme eines Streubildes, die Extraktion eines Streuprofils, die Berechnung von Streu-Parameter SH bis SH3' und SW1' bis SW2' durchgeführt (Schritt 45), und dann wird der Höchstwert h2 in der Gleichung (4) wie folgt korrigiert, um einen korrigierten Höchstwert H2' zu bestimmten (Schritte 44 und 45). H2' = g2'(h2, L', SH1', SH2', SH3', Sw1', Sw2', sw3') (12)
Eine Funktion g2' wird auf dieselbe Weise wie die Funktion g1' bestimmt. Dann kehrt die Routine zu Schritt 13a in
13 zurück. Die Hämoglobinkonzentration HGB und der Hämatokritwert HCT werden auf Basis von H1', H2' und W' bestimmt (Schritt 13a).
Ausführungsform 3 (nicht gemäss der Erfindung)
Die in Ausführungsformen 1 und 2 beschriebenen Blutanalysegeräte sind ein Blutanalysegerät vom Typ eines übertragenen Lichts, in welchem die Konzentration eines Blutbestandteils auf Basis eines übertragenen Lichtbildes berechnet wird. Andererseits verwendet Ausführungsform 3 ein Blutanalysegerät vom Typ eines reflektierten Lichts, in welchem die Konzentration eines Blutbestandteils auf Basis eines reflektierten Lichtbildes berechnet wird.
Während der Messort des Blutanalysegeräts vom Typ eines übertragenen Lichts auf Finger und Ohrläppchen beschränkt ist, durch welche das Licht übertragen werden kann, ist das Blutanalysegerät vom Typ des reflektierten Lichtes dahingehend vorteilhaft, dass es in einem weiten Bereich von Körperabschnitten angewendet werden kann, wie beispielsweise Sohle, Backe und Unterleib. Daher ist das Blutanalysegerät vom Typ des reflektierten Lichts bei Personen, wie ein beispielsweise ein Kind und ein Baby, wirksam, deren Finger nicht einfach fixiert und gehalten werden können.
Ebenfalls kann ein in dieser Ausführungsform verwendetes reflektiertes Licht in einem kürzeren Wellenlängebereich, nämlich 400 nm bis 950 nm sein. Da das Licht mit einer kürzeren Wellenlänge auf ein größeres Ausmaß durch Hämoglobin absorbiert wird, ist es möglich eine genauere Messung durchzuführen.
Es wird als nächstes der Aufbau des Blutanalysegeräts gemäss Ausführungsform 3 der vorliegenden Erfindung beschrieben. 21 ist eine Teilansicht, welche einen Aufbau eines Erfassungsbereichs 1b gemäss Ausführungsform 3 der vorliegenden Erfindung zeigt. 22 ist eine Unteransicht des Erfassungsbereichs 1b. Hier ist das Blutanalysegerät von Ausführungsform 3 dasselbe wie das Blutanalysegerät von Ausführungsform 1, mit Ausnahme, dass der Erfassungsbereich modifiziert ist, und daher wird eine Erläuterung der weiteren Elemente ausgelassen.
Wie in 21 und 22 gezeigt, ist der Erfassungsbereich 1b kompakt aufgebaut, indem eine Bild-Aufnahmevorrichtung 15a und eine Linse 14b in einem Zentralabschnitt eines Röhrengehäuses 41 enthalten sind, und indem LEDs 11c und 11d in der Peripherie davon als Lichtquelle angeordnet sind. Die Lichtquelle kann Laserdioden enthalten oder kann von außerhalb durch Verwendung einer Ringfaser eingeführt werden. Wenn im Blutanalysegeräts des Typs vom reflektierten Licht mehr Licht erforderlich ist als beim Blutanalysegerät vom Typ des übertragenen Lichts, kann die Anzahl an Lichtquellen, d.h., LEDs 11c und 11d erhöht werden, um die Erfordernis in dieser Ausführungsform einzuhalten.
Eine glockenähnliche Gummidichtung 42 ist in der Peripherie des Gehäuses 41 bereitgestellt, um den Erfassungsbereich 1b auf einem Körperabschnitt 16a stabil zu halten. Hier emittieren die LEDs 11c und 11d Licht von unterschiedlichen Wellenlängen, welche der ersten und zweiten Wellenlänge in Ausführungsform 1 entsprechen. Bilder, welche vom Erfassungsbereich 1b erhalten werden, werden auf die bereits in Ausführungsform 1 erläuterte Weise verarbeitet.
Die industrielle Anwendbarkeit der vorliegenden Erfindung ist wie folgt:

(1) Eine transkutane Blutanalyse kann realisiert werden, ohne dass das Avaskularisations-Verfahren oder die Sphygmic-Sprektrometrie verwendet wird;
(2) Eine transkutane und nichtinvasive Bestimmung der Hämoglobinkonzentration und des Hämatokritwerts kann durch einen einfachen Aufbau realisiert werden;
(3) Da ein bestimmtes Messobjekt (ein bestimmtes Blutgefäss von Interesse) bestimmt werden kann, können Ergebnisse mit verbesserter Reproduzierbarkeit erlangt werden;
(4) Die Hämoglobinkonzentration und der Hämatokritwert können kontinuierlich überwacht werden;
(5) Es können Ergebnisse mit einer verbesserten Reproduzierbarkeit mittels Bildverarbeitung erlangt werden;
(6) Es kann ein Blutanalysegerät mit reduzierter Größe bei geringen Kosten realisiert werden; und
(7) Das Blutanalysegerät kann als ein Anämie-Überprüfer verwendet werden.

Claims

Nichtinvasives Blutanalysegerät, mit: einer Lichtquelle (11) zum Beleuchten eines Teils von Geweben eines lebenden Körpers mit einem Blutgefäß; einem Bild-Aufnahmebereich (12; 12a) zum Aufnehmen eines Bildes des beleuchteten Blutgefäßes und der Gewebe; und einem Analysebereich (2; 2b) zum Analysieren des aufgenommenen Bildes, wobei der Analysebereich (2) eine Bilddichte des Blutgefäßes in der aufgenommenen Bilddichteverteilung des Blutgefäßes und der Gewebe im aufgenommenen Bild analysiert, um eine Menge eines Blutbestandteils zu berechnen, und ein Berechnungsergebnis ausgibt, wobei die Lichtquelle eine Lichtausgabevorrichtung enthält, die dafür angepasst ist, selektiv Lichtstrahlen einer ersten und zweiten Wellenlänge auszugeben, die in einem Bereich zwischen 600 und 950 nm sind.
Nichtinvasives Blutanalysegerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Menge des Blutbestandteils die Hämoglobin-Konzentration und/oder der Hämatokrit ist.
Nichtinvasives Blutanalysegerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die erste und zweite Wellenlänge in einem Bereich zwischen 600 und 900 nm sind.
Nichtinvasives Blutanalysegerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Bild-Aufnahmebereich (12) eine Objektlinse (19a), eine Fokussierungslinse (14b), einen Abstandsfilter (18), der zwischen den Linsen angeordnet ist und zweidimensional variable Durchlässigkeiten hat, und Filtersteuerungsmittel zum zweidimensionalen Variieren der Durchlässigkeit des Abstandsfilters enthält.
Nichtinvasives Blutanalysegerät nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass der Bild-Aufnahmebereich (12; 12a) ferner Anpassmittel zum Anpassen der Position eines Brennpunktes der Objektlinse bezüglich des Blutgefäßes enthält.
Nichtinvasives Blutanalysegerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass es ferner ein Fixierelement zum Fixieren des lebenden Körpers bezüglich der Lichtquelle und des Bild-Aufnahmebereichs enthält.
Nichtinvasives Blutanalysegerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Bild-Aufnahmebereich (12; 12a) ein übertragenes Lichtbild des Blutgefäßes und der Gewebe aufnimmt.