DE69934888T2

DE69934888T2 - Nichtinvasive optische messung eines blutbestandteiles

Info

Publication number: DE69934888T2
Application number: DE69934888T
Authority: DE
Inventors: Ilya Fine
Original assignee: Orsense Ltd
Current assignee: Orsense Ltd
Priority date: 1998-06-17
Filing date: 1999-06-16
Publication date: 2007-10-18
Anticipated expiration: 2019-06-17
Also published as: DE69934888D1; AU764876B2; WO1999065384A9; JP3689335B2; IL124965A0; CN1315844A; KR20010072618A; US6400972B1; EP1087693A1; CA2332921A1; JP2002518075A; AU4643599A; CN1255077C; IL124965A; KR100731716B1; EP1087693B1; CA2332921C; WO1999065384A1

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Diese Erfindung liegt auf dem Gebiet der nicht-invasiven optischen Messverfahren und betrifft ein Verfahren zur Bestimmung der Konzentration einer Substanz im Blut eines Patienten, wie zum Beispiel Glukose, Hämoglobin, Arzneistoffe oder Cholesterin.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Optische Verfahren zur Bestimmung der chemischen Zusammensetzung des Blutes schließen photospektrometrische Messungen ein, welche eine Angabe über das Vorliegen verschiedener Blutbestandteile basierend auf den Kenntnissen über das Spektralverhalten solcher Bestandteile, ermöglichen. Solche photospektrometrischen Messungen können entweder in vitro oder in vivo durchgeführt werden. Die in vitro-Messungen sind invasiv, d. h. es ist nötig, physikalisch eine Blutprobe zu entnehmen und zu untersuchen. Derzeit sind solche Messungen aufgrund der erhöhten Infektionsgefahr unpopulär geworden.
Die nicht-invasiven optischen in vivo-Messungen können kurzerhand in zwei Gruppen, basierend auf verschiedenen methodischen Konzepten, aufgeteilt werden. Die erste Gruppe stellt ein so genanntes „DC-Messverfahren" dar, während die zweite Gruppe „AC-Messverfahren" genannt wird.
Entsprechend dem DC-Messverfahren wird jeder erwünschte Ort eines blutdurchströmten Gewebes mit Licht eines vorbestimmten Spektralbereichs bestrahlt und die Gewebereflektion und/oder die bewirkte Transmission untersucht. Ungeachtet der Tatsache, dass dieses Verfahren ein relativ hohes Signalrauschverhältnis aufweist, hängen die Ergebnisse einer solchen Messung von allen spektralaktiven Bestandteilen des Gewebes (d. h. Haut, Blut, Muskeln, Fett usw.) ab und sie müssen daher weiter aufbereitet werden, um die „Blutsignale" aus den detektierten Signalen abzutrennen. Darüber hinaus variieren die Verhältnisse der bekannten Komponenten von Mensch zu Mensch und von Zeit zu Zeit. Um dieses Problem zu lösen, muss regelmäßig eine Kalibrierung vorgenommen werden, welche einen invasiven Bluttest einsetzt und damit die DC-Technik der optischen Messungen tatsächlich invasiv macht.
Das AC-Messverfahren konzentriert sich auf die Messung nur der „Blutsignale" aus einem blutdurchströmten Gewebe, welches mit einem vorbestimmten Wellenlängen bereich bestrahlt wird. Zu diesem Zweck ist, was tatsächlich gemessen wird, ein zeitabhängiger Anteil ausschließlich der Gesamtlichtreflektion oder des Transmissionssignales des Lichtes, welcher von dem Gewebe erhalten wird.
Ein typisches Beispiel für ein AC-Messverfahren ist das bekannte Verfahren der Pulsoxymetrie, bei welchem ein pulsierender Bestandteil des optischen Signals, der aus dem blutdurchströmten Gewebe erhalten wird, dazu verwendet wird, die arterielle Sauerstoffsättigung des Blutes zu bestimmen. Mit anderen Worten, es wird angenommen, dass der Unterschied in der Lichtabsorption des gemessenen Gewebes während der Systole und der Diastole durch das Blut, welches in das Gewebe während der systolischen Phase aus den arteriellen Gefäßen gepumpt wird, verursacht wird und dass daher dieselbe Sauerstoffsättigung wie in den zentralarteriellen Gefäßen vorliegt. Es kann so nicht nur die Sauerstoffsättigung bestimmt werden, sondern in ähnlicher Weise kann die Konzentration von anderen chemischen Elementen im arteriellen Blut bestimmt werden.
Der Hauptnachteil einer solchen AC-Messtechnik ist deren relativ niedriges Signal/Rauschverhältnis im Vergleich zu dem der DC-Messtechnik, insbesondere in Fällen, in welchen ein Individuum einen schwachen Herzleistung hat, die nicht ausreicht, um ein pulsierendes Signal, welches für eine exakte Messung geeignet wäre, zu produzieren.
Es wurden verschiedene Verfahren vorgeschlagen, um das natürliche pulsierende Signal eines Individuums zur Durchführung einer nichtinvasiven optischen Messung zu verstärken.
US-Patent-Nr. 4,883,055 offenbart ein Verfahren und eine Vorrichtung zur künstlichen Erzeugung eines Blutimpulses für die Verwendung in einem Pulsoxymeter. Eine Manschette, die um einen Körperteil gelegt ist, welches eine einer Probenstelle vorgelagerte Arterie hat, ist so ausgelegt, dass sie einen Quetschimpuls auf das Körperteil ausübt, wobei der Quetschimpuls mit dem normalen Blutpuls synchronisiert ist. Die Sauerstoffsättigung in dem arteriellen Blut wird basierend auf den spektrophotometrischen, nicht invasiven Messungen bestimmt, welche gemäß dem allgemeinen Ansatz der oben erwähnten AC-Verfahren ausgeführt werden.
US-Patent-Nr. 4,927,264 offenbart einen nichtinvasiven Apparat und ein Verfahren zur Messung der Blutbestandteile im venösen Blut. Der venöse Blutfluss wird durch das Anlegen von Druck, mit einem Maximalwert der dem minimalen Blutdruck entspricht, an den proximalen Teil der Messeinheit, zeitvariant gemacht.
Das US-Patent-Nr. 5,638,816 offenbart ein System zur Überwachung des Blutzuckers, welches vorsieht, einen aktiven Impuls im Blutvolumen eines Patienten gemäß einem vorhersehbaren zyklischen Muster zu induzieren. Die Induktion eines aktiven Impulses verursacht eine zyklische Veränderung im Fluss des arteriellen Blutes durch ein zu testendes fleischiges Medium. Durch die aktive Induktion einer Veränderung im Blutvolumen kann die Anpassung des Blutvolumens erfasst werden, um ein größeres Signal-/Rauschverhältnis zu ergeben. Dies ermöglicht es, Blutbestandteile ich Konzentrationsspiegeln nachzuweisen, welche unter denen liegen, die bislang in einem nichtinvasiven System nachweisbar waren, Die Strahlung, die durch das fleischige Medium dringt, wird von einem Detektor erfasst, der ein Signal generiert, welches für die Intensität der detektierten Strahlung bezeichnend ist. Die Signalprozessierung wird an dem elektrischen Signal durchgeführt, um solche optischen Eigenschaften des elektrischen Signals, welche mit den optischen Eigenschaften des Blutes assoziiert sind, abzutrennen.
Die in den oben genannten Patenten offenbarten Verfahren verwenden eine artifiziell erzeugte volumenometrische Veränderung entweder des arteriellen oder des venösen Blutes. Da jede dieser Techniken für das jeweils zu testende Blut spezifisch ist, verursachen sie ernste Beschränkung eines Werts des artifiziell angelegten Druckes. Dies liegt an den unterschiedlichen „Stör-Druckwerten", die für verschiedene Arten des Blutflusses anerkannt sind. Es bedeutet, dass es für jede Art des Blutflusses einen Druckwert gibt, der diese Art des Flusses spezifisch und deutlich mehr als eine andere Art stört. Zum Beispiel ist, wenn der artifizielle Druck mit einem Wert von 60 mmHg an einem proximale gelegenen Körperteil angelegt wird, der venöse Blutfluss beeinträchtigt, wohingegen der arterielle Blutfluss nicht beeinträchtigt sein wird, da der diastolische Druck eines Individuums normalerweise höher als 60 mmHg liegt. Der angelegte artifizielle Druck sollte definitiv nicht die Druckwerte übersteigen, welche substantielle Verformungen des Gewebes verursachen, da durch die optischen Messungen nur Veränderungen des Blutflusses detektiert werden sollen und die Messungen sollen synchron mit dem artifiziellen Impuls durchgeführt werden. Wenn jedoch ein solcher artifiziell induzierter Impuls unkontrollierbare Veränderungen der optischen Eigenschaften des Gewebes verursacht, können diese Veränderungen nicht von solchen unterschieden werden, die durch Blutflussfluktuationen verursacht werden, welche das Ziel der Messungen sind.
Die europäische Patentanmeldung Nr. 0 227 119 offenbart ein automatisches System zur Überwachung des Blutdrucks, bei welchem die Blutdruckmessungen gezielt ausgelöst werden, als Antwort auf die Ergebnisse von Messungen zur Sauerstoffsättigung, welche mit einem Oxymeter durchgeführt wurden. Das Oxymeter ist geeignet, um Druck auf den Finger der Patienten auszuüben (Abklemmen oder Abdrücken des Fingers), um so das Blut aus dem Finger zu entfernen, d. h. die Venen und Arterien des Fingers blutleer zu machen. Der Druck wird dann aufgehoben, indem den Finger wieder in seinen Normalzustand versetzt wird. Es werden zwei Paar Messungen durchgeführt, wobei jede für zwei verschiedene Wellenlängen des detektierbaren Lichtes durchgeführt wird und jede mit dem korrespondierenden der beiden Zustände des Fingers, d. h. blutgefüllt bzw. blutleer, abgeglichen wird.
KURZFASSUNG DER ERFINDUNG
Es gibt demzufolge ein Bedürfnis, die nichtinvasiven, optischen Messungen der chemischen Zusammensetzung des Blutes zu vereinfachen, indem ein neues Verfahren, welches die Vorteile sowohl der DC- und der AC-Techniken der optischen Messungen mit einem hohen Signal-/Rauschverhältnis kombiniert, bereitgestellt wird.
Die Hauptidee der vorliegenden Erfindung basiert auf der Tatsache, dass sich die Eigenschaften des Ansprechens auf Licht (d. h. Absorption und/oder Streuung) eines blutdurchströmten Mediums dramatisch ändern, wenn sich die Eigenschaften des Blutflusses ändern. Es wurde von den Erfindern gefunden, dass die optischen Eigenschaften eines mit Blut durchströmten fleischigen Mediums (z. B. dem Finger eines Patienten) sich in Abhängigkeit der Zeit zu verändern beginnen, wenn der Blutfluss unterbrochen wird. In anderen Worten, sobald ein Stillstand im Blutfluss erreicht ist, beginnen sich die optischen Eigenschaften dramatisch zu verändern, so dass sie sich von denen des fleischigen Mediums mit einem normalen Blutfluss um etwa 25 bis 45 % und manchmal sogar bis zu 60 % unterscheiden.
Folglich kann die Genauigkeit (d. h. das Signal-/Rauschverhältnis) der optischen Messungen essentiell verbessert werden, indem wenigstens zwei zeitlich getrennte Messsitzungen durchgeführt werden, wobei jede wenigstens zwei Messungen mit unterschiedlichen Wellenlängen der Einfallstrahlung einschließt. Das Ansprechen des Mediums auf Licht in diesen beiden Sitzungen unterscheidet sich essentiell voneinander. Wenigstens eine der Messsitzungen, während derer die Messungen durchgeführt werden, sollte entweder während der Zeit der zeitweiligen Unterbrechung des Blutflusses oder während dem Zustand des übergangsweisen Blutflusses gewählt werden.
Gemäß dem erfinderischen Verfahren wird es daher vorgeschlagen, zwischen dem normalen Blutfluss und dem Zustand des zeitweiligen Unterbrechung des Blutflusses zu unterscheiden, indem wenigstens eine optische Eigenschaft, die mit Lichtabsorption assoziiert ist, nachgewiesen wird und/oder die Streuung des Blutes um einen vorbestimmten Schwellenwert variiert und dass die Art dieser Veränderung mit dem Verhalten einer zeitabhängigen Funktion korrespondiert. Da Abweichungen in der Lichtabsorption und/oder Streuung des Blutes sowohl die lichttransmittierenden wie auch die lichtreflektierenden Eigenschaften beeinträchtigen, kann wenigstens diese eine nachgewiesene optische Eigenschaft entweder die Lichttransmission oder die Lichtreflektion des durchblutenden Mediums darstellen.
Gemäß der Erfindung wird daher ein nicht-invasives Verfahren der optischen Messung zur Bestimmung der Konzentration von wenigstens einer Substanz im Blut eines Patienten bereitgestellt, wobei das Verfahren die Anwendung von übersystolischem Druck auf ein durchblutetes fleischiges Medium eines Patienten mit normalem Blutfluss einsetzt, ferner die Bestrahlung einer Messstelle auf dem Medium mit wenigstens zwei unterschiedlichen Wellenlängen des einfallenden Lichtes und dem Nachweis des Ansprechens des Mediums auf Licht verwendet und durch die nachfolgenden Schritte charakterisiert ist:

(a) Anlegen eines übersystolischen Drucks an das mit normalem Blutfluss durchströmte fleischige Medium des Patienten an einem Ort auf dem Körper des Patienten, der dem Messort in Bezug auf die Richtung des normalen Blutflusses vorgelagert angeordnet ist, so dass ein Zustand der zeitweiligen Unterbrechung des Blutflusses am Messort erzeugt wird, obwohl das Blutvolumen am Messort nicht nachhaltig betroffen ist, und dem Behalten des Zustandes des zeitweiligen Unterbrechens des Blutflusses während der Stillstandszeitspanne (Nachlasszeitperiode), die nicht ausreichend für irreversible Veränderungen im fleischigen Medium ist;
(b) Lösen des übersystolischen Druckes, um einen Zustand des Übergangsblutflusses zu verursachen, der mit dem normalen Blutfluss am Messort endet;
(c) Auswählen von zumindest zwei zeitlich voneinander getrennten Messsitzungen für die optischen Messungen, so dass sich die Lichtantworten des Mediums bei den beiden zwei Messsitzungen im Wesentlichen voneinander unterscheiden, wobei zumindest eine der beiden Messsitzungen innerhalb der Zeitperiode, die den Zustand des zeitweiligen Rückflussstillstands und den Zustand des Übergangsblutflusses beinhaltet, liegt;
(d) Bewirken der Messungen bei den erwähnten, zumindest zwei aufeinander folgenden Messsitzungen, wobei jede Messsitzung zumindest zwei Messungen mit unterschiedlichen Wellenlängen des einfallenden Lichtes beinhaltet; und
(e) Erhalten von Messergebnissen der erwähnten, zumindest zwei Messsitzungen in Form von zumindest zwei Lichtantworten des Mediums als unterschiedliche Zeitfunktionen und korrespondierend zu den erwähnten, mindestens zwei Wellenlängen; und
(f) Analysieren der Messergebnisse, um die Beziehung zwischen den wenigstens zwei Zeitfunktionen zu bestimmen, die indikativ für die Konzentration der Substanz sind.

Es ist selbstverständlich möglich, dass die beiden der wenigstens zwei Messsitzungen so gewählt sind, dass sie zwischen der anfangs existierenden und der letztendlich etablierten Zuständen des normalen Blutflusses liegen, nämlich während der Zeitspanne, die den Zustand des zeitweiligen Blutflussstillstandes und den Zustand des Übergangsblutflusses beinhaltet. Eine dieser wenigstens zwei Sitzungen kann jedoch auch zum Zustand des normalen Blutflusses gewählt sein.
Das Blut, welches der optischen Tests unterzogen wird, umfasst arterielle, venöse und kapillare Bestandteile. Das Blut steht zeitweise in dem fleischigen Medium, wenn der übersystolische Druck angelegt wird und fließt frei durch das Medium, wenn der Druck entfernt wird. Die Konzentrationswerte, die so erhalten werden, sollten daher als aussagekräftiger beurteilt werden, verglichen mit solchen, die durch bekannte Techniken erhalten werden, welche auf Messungen basieren, die entweder auf arterielle oder venöse Blutbestandteile konzentriert sind,
Durch seine Art und Weise ist das Verfahren der vorliegenden Erfindung einfach und gewährleistet ein relativ hohes Signal-/Rauschverhältnis verglichen mit den Verfahren, die Messungen, die mit dem Puls synchronisiert sind, einsetzen. Dies liegt begründet in der Tatsache, dass die vorliegende Erfindung es ermöglicht, die Parameter einer unveränderten Blutprobe durch die Verwendung von zwei oder mehr Ablesungen von signifikant unterschiedlichen Amplituden zu bestimmen.
Ein solcher Ansatz wurde noch nie vorher verwendet oder im Stand der Technik vorgeschlagen. Es handelt sich hierbei tatsächlich um eine vorteilhafte Kombination der Prinzipien der DC- und AC-Techniken. In der Tat ähnelt das Verfahren auf der einen Seite den DC-Techniken wegen der hohen Amplitude bzw. hohen Amplituden der Lichttransmission oder der Signalreflektion, die während der artifiziell erzeugten, neu vorgestellten Zuständen des Blutflusses erhalten werden. Auf der anderen Seite basiert das Verfahren auf der Auswertung der Unterschiede zwischen den Auslesungen von wenigstens zwei Messungen, womit es grundsätzlich den herkömmlichen AC-Techniken ähnlich ist. Dieses Verfahren ist darüber hinaus vorteilhaft, da es weniger von Bewegungs- bzw. anderen, nicht blutbezogenen Artefakten abhängt.
Wie oben angegeben, unterscheiden sich die optischen Eigenschaften eines durchbluteten fleischigen Mediums im Zustand des Blutflussstillstandes von denen des fleischigen Mediums mit normalem Blutfluss um etwa 25 bis 40 % und manchmal sogar bis zu 60 %. Herkömmliche Verfahren der Pulsoxymetrie arbeiten mit Schwankungen der Lichtübertragenden Eigenschaften in einem Bereich von etwa 2 %. Ein Schwellenwertunterschied von etwa 5 % zwischen zwei durchgeführten Messungen gemäß des erfinderischen Verfahrens wird dem Zweck angemessen genügen, besondern wenn die Konzentration, die auf der Basis von zwei solchen Messungen bestimmt wird, schon ein sehr viel zuverlässigeres Ergebnis garantiert als Daten, die durch die Pulsoxymetrietechnik erhalten würden.
Da das neue Verfahren die Möglichkeit bereitstellt, ein Spektrum an Messungen zu erhalten, die sich bis zu 60 % voneinander unterscheiden, könnten auch mehr als zwei Sitzungen zur Durchführung der Messungen und zur weiteren statistischen Verwertung der erhaltenen Ergebnisse herangezogen werden. Zusätzlich wurde gefunden, dass das Verfahren eine extrem hohe Korrelation zwischen den Konzentrationswerten, die in den Messungen erhalten werden, ergibt. Daher könnte die Bestimmung der Konzertration einen Vergleich und Vergleichsprüfung der Ergebnisse, die aus zwei oder mehr Messungen erhalten wurden, umfassen. Der Vergleich oder die Vergleichsprüfung können die Berechnung des Durchschnitts und ein statistisches Verfahren zur Standardabweichung beinhalten. Informationen über einen statistischen Fehler in einer bestimmten Messung könnten von größter Wichtigkeit für den Arzt oder Kunden sein.
Die Konzentrationswerte, die mit dem neuen Verfahren erhalten werden, können auch zur Vergleichsprüfung mit Ergebnissen, die durch herkömmliche AC-Technik, wie die Pulsoxymetrie erhalten wurden, und damit zur Abschätzung der Verlässlichkeit dieser Ergebnisse, herangezogen werden.
Das Verfahren wird vorzugsweise zur Messung der Konzentration von chemischen oder biologischen Substanzen, die im Blut vorliegen, unabhängig von dessen Strömung, eingesetzt. Es sollte jedoch angemerkt werden, dass das Verfahren auch zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung des Blutes und/oder anderer Parameter, die von einem Vorliegen eines normalen Blutpulses abhängen, eingesetzt werden kann, sofern zusätzliche Bedingungen und Annäherungen berücksichtigt werden.
Das erfinderische Verfahren kann sowohl für unabhängige Messungen wie auch zur Kalibrierung von anderen, nichtinvasiven Verfahren, mit denen ähnliche Daten erhalten werden sollen, und die auf Messungen, die mit dem Blutpuls synchronisiert sind, basieren, verwendet werden, wobei ein Beispiel die Verfahren zur kontinuierlichen Überwachung der Blutparameter in Intensivstationen von Krankenhäusern sind.
Gemäß einer anderen Ausführungsform stellt die vorliegende Erfindung auch ein optisches Messsystem für die nichtinvasive Bestimmung der Konzentration von zumindestens einer Substanz im Blut eines Patienten bereit, wobei das System einen druckaufbauenden Aufbau aufweist, der für das Anlegen eines übersystolischen Druckes an das blutdurchströmte fleischige Medium mit normalem Blutfluss betriebsfähig ist und wobei das System eine Anordnung zur Erfassung der Beleuchtungsstärke aufweist, die mit dem blutdurchströmten fleischigen Medium des Patienten verbunden wird, wobei die Anordnung zur Erfassung der Beleuchtung betrieben werden kann, um einen Messort auf dem Medium mit zumindest zwei unterschiedlichen Wellenlängen zu bestrahlen und die Lichtantwort des Mediums zu erfassen, wobei das System dadurch gekennzeichnet ist, dass:

– der druckaufbauende Aufbau betrieben werden kann, um einen übersystolischen Druck an einem Ort oberhalb des Messortes in Bezug auf die Richtung eines normalen Blutflusses in dem Medium anzulegen, so dass ein Zustand des zeitweiligen Blutflussstillstandes am Messort erzeugt wird; und
– eine Steuereinheit (16) der Anordnung zur Erfassung der Beleuchtung und dem druckaufbauenden Aufbau zwischengeschaltet ist und betriebsfähig ist für: das selektive Betreiben des druckaufbauenden Aufbaus, um den übersystolischen Druck anzulegen und ihn während einer Unterbrechungsperiode aufrecht zu erhalten, die für irreversible Veränderungen in dem fleischigen Medium nicht ausreichend ist, und das Lösen des übersystolischen Druckes, um einen Zustand des Übergangsblutfluss zu erzeugen, der mit dem normalen Blutfluss an dem Messort endet; das selektive Betreiben der Anordnung zur Erfassung der Beleuchtung, so dass zumindest zwei zeitlich getrennte Messsitzungen jeweils mit den erwähnten mindestens zwei Wellenlängen ausgeführt werden, so dass die Lichtantworten des Mediums bei den zumindest zwei Messsitzungen sich im Wesentlichen voneinander unterscheiden und dass zumindest eine der erwähnten zwei Messsitzungen innerhalb einer Zeitperiode gewählt wird, die den Zustand des jeweiligen Blutflussstillstands und den Zustand des Übergangsblutfluss beinhaltet; das Analysieren der erfassten Lichtantworten, um Messergebnisse zu erhalten und zwar in der Form der Lichtanworten des Mediums als mindestens zwei unterschiedliche Funktionen der Zeit, die zu den zumindest zwei Wellenlängen entsprechend korrespondieren und das Analysieren der Beziehung zwischen den mindestens zwei Funktionen zur Bestimmung der Konzentration der mindestens einen Substanz.

KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Um die Erfindung zu verstehen und darzustellen, wie diese in die Praxis umgesetzt werden kann, wird nun ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel, jedoch nicht als limitierendes Beispiel, mit Bezug auf die begleitenden Figuren beschrieben, in welchen:
1 ist ein schematisches Blockdiagramm der Hauptbestandteile einer Messapparatur gemäß der Erfindung;
2 ist eine graphische Darstellung, welche die Schwankungen der lichtübertragenden Eigenschaften des Blutes zeigt, welches durch das Anwenden des Systems von 1 auf ein fleischiges Medium experimentell erhalten wurden;
3 ist ein Flussdiagramm der Hauptverfahrensschritte in dem Verfahren der vorliegenden Erfindung;
4a bis 4d sind graphische Darstellungen verschiedener experimenteller Ergebnisse; und
5a und 5b illustrieren graphisch experimentelle Ergebnisse, die sich auf in vitro- bzw. in vivo-Anwendungen der vorliegenden Erfindung beziehen.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG EINER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM
Es werden in Bezug auf 1 die Hauptbestandteile eines Messapparates 1 dargestellt, der dazu eingesetzt wird, ein Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung auszuführen. Der Apparat 1 enthält typischerweise solche Hauptkonstruktionselemente wie eine Beleuchtungsanordnung 2 und eine Detektionsanordnung 4.
Die Beleuchtungsanordnung 2 schließt eine Vielzahl (eine Reihe) von Lichtquellen 5 ein, die mit einem geeigneten Antriebsmechanismus 6 in Verbindung stehen. Die Lichtquellen erzeugen eine Einfallsstrahlung, die sich durch das Gewebe am Messort verbreitet.
Die Detektionsanordnung 4 schließt ein oder mehrere Detektoren 8 ein (üblicherweise ausgerüstet mit verstärkenden Mitteln), die so angeordnet sind, dass sie sowohl Licht, welches durch das Gewebe durchdringt, wie auch Licht, welches davon gestreut (reflektiert) wird, deflektiert und in der Lage ist, repräsentative Daten hiervon zu generieren. Das Transmissions- oder Reflexionssignal stellen die Lichtantwort des bestrahlten Mediums dar. Die generierten Daten werden durch einen geeigneten, Analog-Digital (A/D)-Konverter 10 prozessiert, um ein digitales Ausgangssignal aus der Detektionsanordnung 4 zu liefern.
Darüber hinaus wird in den Apparat 1 eine druckerzeugende Anordnung einschließlich einer Manschette 12 zur Verfügung gestellt, welche aus jeder bekannten, geeigneten Art zum Anlegen an ein fleischiges Medium des Patienten (z. B. seinen Finger) sein kann. Der Apparat 1 umfasst weiterhin einen zusammenpressenden Antrieb 14, der Druck auf den Ort des Patientengewebes unter der Manschette 12 ausübt. Der zusammenpressende Antrieb 14 kann auch jeder bekannte, geeignete Typ sein, z. B. derjenige welcher in einer ebenfalls anhängigen Anmeldung desselben Anmelders wie diese Anmeldung offenbart ist.
Es ist wichtig, hervorzuheben, dass die Technik derart ist, dass der Druck auf einen ersten Ort am fleischigen Medium erzeugt wird, während die Messungen an einem zweiten Ort unterhalb des ersten Ortes bezüglich der Richtung des Blutflusses durchgeführt werden. Z. B. wird die Manschette 12 an dem Handgelenk oder der Handfläche des Patienten angelegt und die Durchleuchtung/Detektionsanordnungen sind am Finger des Patienten angebracht.
Eine Steuereinheit 16 ist zwischen den Beleuchtungs- und Detektionsanordnungen 2 und 4 geschaltet und ist mit dem zusammenpressenden Antrieb 14 (d. h. mit der druckaufbauenden Anordnung) gekoppelt. Die Steuereinheit 16 reagiert daher auf die Ausgangsdaten der Detektionsanordnung 4. Es sei angemerkt, obwohl nicht explizit gezeigt, dass die Steuereinheit 16 eine Computereinheit ist, die derart bekannte Bauteile wie einen Speicher, einen Prozessor, einen Synchronizer, ein Display usw. hat. Der Prozessor ist mittels geeigneter Software vorprogrammiert, um in der Lage zu sein, die erhaltenen Ausgangsdaten der Detektionsanordnung zu analysieren und einen oder mehrere gewünschte Parameter aus dem Blut des Patienten zu bestimmen.
Der Aufbau und die Verfahrensweise aller oben genannter Elemente der Messapparatur sind an sich bekannt und es ist daher nicht nötig, sie näher zu beschreiben, außer um das Nachfolgende anzumerken. Die Steuereinheit 16 betreibt die druckaufbauende Anordnung wahlweise, um übersystolischen Druck auf das fleischige Medium unterhalb der Manschette 12 anzulegen und um den Druck zu lösen, um die Beleuchtungs-/Detektionsanordnung so zu betreiben, dass Messungen zu verschiedenen Zuständen des Blutflusses, wie es nachfolgend genauer beschrieben wird, durchgeführt werden können.
2 zeigt einen Graphen G, der experimentelle Ergebnisse darstellt, der durch das Anlegen des Apparates 1 an das blutdurchströmte fleischige Medium des Patienten erhalten wurden. Der Graph G zeigt, wie sich die Eigenschaften der Lichtdurchlässigkeit des Blutes bei Anlegen eines übersystolischen Druckes auf das blutdurchströmte fleischige Medium ändern. In diesem speziellen Beispiel ist die Durchlässigkeitseigenschaft eine so genannte Relative Durchlässigkeit, in anderen Worten, eine Durchlässigkeit beliebiger Einheit oder T (A.U.) (was für „Transmission Arbitrary Units" steht).
Das Anlegen des Druckes beginnt zum Zeitpunkt T_start und wird für eine Zeitspanne, die keine irreversiblen Veränderungen in dem fleischigen Medium verursacht (z. B. vier Sekunden) aufrechterhalten. Der Druck wird zum Zeitpunkt T_release (T_lösen) gelöst. Die Messungen der Relativen Durchlässigkeit werden kontinuierlich durchgeführt und starten schon vor dem Anlegen des übersystolischen Druckes. Verschiedene Zustände des Blutflusses, die mit A, B, C, D und E bezeichnet werden, werden beobachtet.
Zustand A ist ein Zustand des normalen Blutflusses bevor der übersystolische Druck angelegt wird. Wie gezeigt wird dieser Zustand durch einen variablen Standardwert der relativen Lichtdurchlässigkeit des Blutes charakterisiert.
Zustand B beginnt zum Zeitpunkt T_start (wenn damit begonnen wird den Druck anzulegen) und besteht während einer kurzen Zeitspanne T_B (ca. 0,5 Sekunden), innerhalb dieser der übersystolische Druck tatsächlich aufgebaut wird. Messungen, die während dieser Zeitspanne genommen werden, sollten vernachlässigt werden, da der nicht zu vermeidende Einfluss der Bewegungs- und/oder anderer Artefakte nicht gleich bleibende Schwankungen der Lichtdurchlässigkeit verursachen.
Zustand C ist ein Zustand des zeitweisen Blutflussstillstandes, der für eine Zeitspanne T_C anhält, wobei T_C als der Moment zwischen (T_start + T_B) und dem Zeitpunkt T_release festgelegt ist. Während dieser Zeitspanne T_C wird eine ansteigende Kurve (oder eine absteigende Kurve in Abhängigkeit der einfallenden Wellenlänge) der relativen Lichtdurchlässigkeit des Blutes beobachtet, welche ihr Maximum erreicht und für etwa 2 bis 5,5 Sekunden andauert (normalerweise zwischen einer Sekunde und mehreren Minuten).
Es ist zu verstehen, dass, wenn der übersystolische Druck an irgendeinem proximalen Teil des Körpers angelegt wird, dort noch ausreichend Raum für die Neuverteilung des Blutes zwischen der exakten Stelle der Messung (d. h. der Platzierung des Detektores) und den angrenzenden Bereichen in nächster Nähe zu dem Detektor ist. Wenn zum Beispiel der Detektor an der Fingerspitze angebracht ist und der übersystolische Druck am Handgelenk angelegt wird, ist genügend Raum zwischen der Fingerspitze und dem Rand des angelegten Druckes, um das Blut von einer Stelle zur anderen zu „pressen".
Der Zustand D ist ein Übergangszustand des Blutflusses, welcher während dem Lösen des übersystolischen Druckes auftritt. Dieser Zustand beginnt mit einer leichten Verzögerung T_D (etwa 0,5 Sekunden), d. h. zu dem Zeitpunkt, der als (T_release + T_D) bestimmt wird. Während der Zeitspanne T_D der Dauer des Zustandes D, nimmt die relative Durchlässigkeit des Blutes gleichmäßig ab, bis sie die Werte, die für den normalen Blutfluss charakteristisch sind, erreicht. Dieser Moment ist als T_Ende (T_End) in der Zeichnung markiert.
Das Ende des Zustandes D und das Beginnen des Zustandes E wird detektiert, wenn die Veränderung der Lichtdurchlässigkeit periodisch und minimal wird (etwa 2 %). Der Zustand E ist ein Zustand des normalen Blutflusses, der ähnlich dem Zustand A ist.
Um das Verfahren gemäß der Erfindung auszuführen, sollten wenigstens zwei zeitlich voneinander getrennte Sitzungen von nicht-invasiven optischen Messungen ausgeführt werden. Diese zwei Messsitzungen können zwischen den folgenden Blutflusszuständen genommen werden: A und C; C und C; C und D; D und D; C und E; D und E. In anderen Worten, zumindest eine dieser zwei Sitzungen wird entweder immer während dem Zustand C des zeitweiligen Blutflussstillstands oder dem Zustand D des Übergangsblutflusses, d. h. innerhalb einer Zeitspanne, welche diese zwei Zustände (T_C + T_D) einschließt, genommen.
3 illustriert ein schematisches Flussdiagramm der Hauptverfahrensschritte eines möglichen Beispiels des Verfahrens gemäß der Erfindung. In diesem Beispiel werden die zwei Messungen im Zustand C bzw. D genommen. Hierzu werden die nachfolgenden Verfahrensschritte durchgeführt:
Schritt 20: Ein übersystolischer Druck von etwa 220 mmHg wird an einem proximalen Bereich des menschlichen Körpers wie etwa einer Fingerspitze angelegt, durch das Anlegen einer zusammenpressenden Kraft, die in der Manschette 12 gebildet wird. Die Dauer dieses Verfahrensschrittes beträgt etwa 0,5 Sekunden.
Schritt 22: Eine erste Sitzung der nichtinvasiven optischen Messung wird im Zustand des zeitweiligen Blutflussstillstandes (d. h. Zustand C) durchgeführt, wenn die Veränderungen der relativen Lichtdurchlässigkeit gleichförmig (zeitabhängig) und positiv sind. Die Messung wird durch die Steuereinheit 16 ausgelöst. Um genauer zu sein, wird die Lichtquelle betrieben und die Fingerspitze mit verschiedenen Wellenlängen bestrahlt. Lichtsignale, die von der Fingerspitze kommen, werden detektiert, verstärkt und nachdem sie in eine digitale Form umgewandelt wurden, an die Steuereinheit 16 übermittelt, wo sie gespeichert und weiter verarbeitet werden. Während der ersten Sitzung, die etwa 5 Sekunden dauert, kontrolliert die Steuereinheit 16, das die Manschette 12 in der druckerzeugenden Position bleibt.
Auf diese Weise werden die Ergebnisse einer Anzahl von verschiedenen Messungen (d. h. mit verschiedenen Wellenlängen), die während der ersten Sitzung erfasst wurden, als S₁(w, t) gespeichert. Es bedeutet hierbei S die spektrale Intensität, w ist die Wellenlänge und t die Zeit. Der Konzentrationswert C₁ zum Beispiel für Hämoglobin wird aus S₁(w, t) derart, wie es weiter unten beschrieben ist, berechnet.
Schritt 24: Die Steuereinheit 16 betreibt die druckanlegende Anordnung, um den übersystolischen Druck zu lösen. Die zusammenpressende Aktion der Manschette 12 wird beendet und nach einer kurzen Verzögerung von etwa 0,5 Sekunden nimmt der Blutfluss allmählich während etwa 5 Sekunden zu.
Schritt 26: Die Steuereinheit 16 kontrolliert eine zweite Sitzung der nichtinvasiven optischen Messungen, die zum Zustand D des Übergangsblutflusses durchgeführt wird. Die Lichtquellen fahren fort, die Fingerspitze zu bestrahlen, der Pressdruck jedoch bleibt aus. Die Detektoren, die durch die Steuereinheit 16 synchronisiert sind, detektieren Lichtsignale, die von den Fingerspitzen kommen und es wird eine digitale Ausgabe S₂(w, t) in der Steuereinheit 16 erhalten. Der Konzentrationswert C₂ des Hämoglobins wird aus S₂(w, t) in der nachfolgend beschriebenen Art und Weise berechnet.
Schritt 28: Schließlich arbeitet der Prozessor der Steuereinheit 16, um die berechneten Werte C₁ und C₂ basierend z. B. auf einer statistischen Analyse, die einen Vergleich und eine Vergleichsprüfung der berechneten Werte durchführt, zu analysieren. Die sich ergebende Konzentration C wird erhalten und auf dem Display der Steuereinheit 16 dargestellt.
Die erhaltenen Ergebnisse S₁(w, t) und S₂(w, t) aus der ersten bzw. zweiten Sitzung der Messungen können weiter verarbeitet werden, um k Konzentrationen C₁ bis C_k der k Substanzen im Blut zu finden, wobei ein spezifisches Verfahren, welches z. B. wie nachfolgend zusammengesetzt sein kann, verwendet wird:
Wie oben angegeben, repräsentiert auf der einen Seite jeder der Datensätze S₁(w, t) und S₂(w, t) eine Vielzahl von Auslesungen der spektralen Messungen am fleischigen Medium. Auf der anderen Seite ist jeder dieser Datensätze eine Funktion der Variablen wund t, wobei t die Zeit ist und w die Wellenlänge.
Angenommen, die Zeitabhängigkeit des Absorptionsspektrums des Blutes kann durch die Gleichung wie folgt beschrieben werden: S(w, t) = So(w)·exp(-f(t)·S1(w))wobei So(w) ein DC (konstant) Anteil der spektralen Intensität ist, f(t) die Form des zeitabhängigen Signals angibt und S₁(w) einen AC-Teil (variabel) des Spektrums angibt, d. h.
Hierin ist μ_k(w) der Absorptionskoeffizient des k-th-Anteils (welcher bekannt ist) und C_k ist dessen Konzentration, die zu finden ist.
Die Konzentrationen der k-Anteile werden als relative Einheiten wie folgt angegeben:
Um die gewünschten Konzentrationen nachzuvollziehen, kann der nachfolgende einfache Prozess durchgeführt werden:
wobei y_k = (f(t)-f(t₀))C_k;S·(w,t₀) ein so genannter Referenzpunkt ist (bezogen auf ein DC-Level); y_k ist ein Faktor, der mit dem Beitrag der korrespondierenden C_k-Anteile zu den Veränderungen des optischen Signals assoziiert ist; z(w,t) ist die Funktion der Absorption des AC-Anteils des gemessenen optischen Signals. Es gibt Nunbekannte Werte der y_k (N ≤ die Zahl der interessierenden Spektralpunkte).
Unter Verwendung der wohlbekannten Verfahren von Least Squares (so genannte „LS-Verfahren") können die am meisten geeigneten Werte für y_k abgeleitet werden, woran im Anschluss Werte für die Konzentration C_k wie folgt bestimmt werden können:
Es sollte hervorgehoben werden, dass das Verfahren gemäß der Erfindung jede andere geeignete mathematische Maßnahme zur statistischen Analyse und Rekonstruktion der erwünschten Konzentration einsetzen kann.
Es sollte darüber hinaus festgehalten werden, dass die oben beschriebene Technik sich auf beide der nachfolgenden Fälle bezieht:

(1) Eine der zumindest zwei Messungen ist bei normalem Blutflusszustand durchgeführt worden und die andere ist während eines Zeitintervalls, welches den Zustand des zeitweiligen Blutflussstillstandes und den Zustand eines Übergangsblutflusses einschließt, genommen worden (ausgenommen der zwei kurzen Zeitintervalle, in welchen das Aufbauen des übersystolischen Druckes mechanisch gestartet und beendet wird und nicht gleichmäßige Schwankungen aufhören);
(2) beide dieser zumindest zwei Messungen werden während eines Zeitintervalls, welches den temporären Stillstand und den Zustand des Übergangsblutflusses einschließt, genommen (ähnlich werden die kurzen Zeitintervalle ausgeschlossen, in welchen der Aufbau der übersystolischen Druckes begonnen und beendet wird).

Es wurde von den Erfindern festgestellt, dass die zulässige Dauer des Zustandes des temporären Blutstillstandes (Zustand C) von zahlreichen Faktoren abhängt und in etwa zwischen dem Zeitpunkt von 0,5 Sekunden und mehreren Minuten nach Anlegen des übersystolischen Druckes beobachtet werden kann. Wenn die Veränderungen in der Lichtantwort (d. h. Durchlässigkeit und Reflektion) 15 bis 20 % übersteigen, sollte die Dauer des zeitweiligen Zustands des Blutstillstandes auf 2 bis 3 Sekunden verkürzt werden, nach welchen der übersystolische Druck gelöst werden sollte.
Andere Messungen können während dem Übergangsblutfluss (Zustand D) gemacht werden, welcher nach dem Lösen des übersystolischen Druckes (mit einer kurzen Verzögerung, die durch den mechanischen Charakter der Aktion bedingt ist) beginnt und anhält, bis der normale Blutfluss wiederhergestellt ist. Die Dauer des Zustandes des Übergangsblutflusses hängt z. B. vom Volumen des fleischigen Mediums unter Messung ab und kann beispielsweise 5 bis 6 Sekunden andauern. Die nichtinvasiven Messungen im Zustand des normalen Blutflusses können länger dauern, wobei eine Zeitspanne von etwa 2 bis 5 Sekunden ziemlich ausreichen sollte.
Die oben dargestellten Daten stammen aus Messungen, die an einer Fingerspitze als fleischigem Medium durchgeführt wurden. Selbstverständlich sind Abweichungen möglich, wenn andere Körperteile wie die Handflächen oder Zehen berücksichtigt werden, in welchen es leicht ist, zeitweise einen Stillstand des Blutes zu erreichen. Die interessierenden Substanzen können Glukose, Hämoglobin, Arzneistoffe, Cholesterin usw. sein.
Das Verfahren gemäß der Erfindung präsentiert tatsächlich eine so genannte „Occlusion-Release" (OR) Messtechnik. Um die vorteilhaften Merkmale der vorliegenden Erfindung noch deutlicher hervorzuheben, sollte das nachfolgende bedacht werden:
Die Sauerstoffsättigung ist als das Verhältnis des Gehaltes von Oxyhämoglobin zu der Gesamtmenge von Hämoglobin in der Blutvolumeneinheit definiert. Unter der Annahme, dass nur zwei Typen von Hämoglobin im Blut existieren, nämlich Oxyhämoglobin und reduziertes Hämoglobin, erlaubt die klassische Pulsoxymetrie eine Bestimmung der Sauerstoffsättigung. Diese Methode setzt die so genannte „natürlich pulsierende" Komponente eines Lichtdurchlässigkeitssignales ein. Dieser reine, natürliche, pulsabhängige Signalbestandteil eines detektierten Signals, der mittels einer geeigneten Signalverarbeitungstechnik bestimmt wurde, wird normalerweise als „AC-Anteil" des detektierten Signales gezeichnet, wobei das vollständige Durchlässigkeitssignal als „DC-Anteil" des detektierten Signals bezeichnet wird.
Die Durchlässigkeitsmessungen der Pulsoxymetrie werden gleichzeitig bei zwei verschiedenen Wellenlängen, z. B. L₁ = 760 nm und L₂ = 940 nm durchgeführt, wobei ein signifikanter Unterschied in der Lichtabsorption des Oxyhämoglobins und Hämoglobins zwischen den zwei ausgewählten Wellenlängen besteht. Es werden zwei Paare von AC- und DC-Anteilen erhalten. Allgemein ist das Verhältnis R, definiert als AC-/DC)_L1/(AC/DC)_L2 der Wert der Sauerstoffsättigung. Zum Beispiel ist unter Verwendung der obigen Werte für L₁ und L₂ das Verhältnis R gleich 0,69, was einer Sauerstoffsättigung von 97 % entspricht (d. h. der normalen arteriellen Blutsättigung).
Das nachfolgende Beispiel zeigt, wie das Verfahren der vorliegenden Erfindung die Bestimmung eines neuen Wertes ermöglicht, welcher dieselbe Bedeutung wie das oben erwähnte Verhältnis R hat, aber ein Verfahren der Occlusion-Release-Technik (OR) einsetzt. Dieses Verfahren der Signalverarbeitung ist sowohl in einer herkömmlich verwendeten Pulsoxymetrie wie auch in der OR-Technik einsetzbar und kann „Verfahren des parametrischen Anstiegs" (Parametric slope (PS)-Verfahren) genannt werden.
Beispiel 1
Messungen werden mit bei zwei Wellenlängen L₁ = 760 nm und L₂ = 940 nm mit einer Dauer der tatsächlichen Durchleuchtung von 85 Sekunden durchgeführt. Zu diesem Zweck werden herkömmliche LEDs mit einem Bestrahlungsspitze bei 940 nm und 760 nm eingesetzt.
Der gesamte Messablauf besteht aus einem einzigen, vier Sekunden Standardpulsmessintervall und sieben nachfolgenden OR-Sitzungen. Die Durchlässigkeit wird als logarithmische Funktion der Zeit erhalten. Dies ist in 4a dargestellt, wobei zwei Kurven P₁ und P₂ entsprechend den Wellenlängen L₁ bzw. L₂ gezeigt werden.
Wie in 4b dargestellt, wird in einem nächsten Schritt der parametrische Anstieg PS als der Logarithmus der Durchlässigkeit der Wellenlänge L₂, d. h. Log (L₂) gegen den Logarithmus der Durchlässigkeit der Wellenlänge L₁, d. h. Log (L₁), über das gesamte Zeitintervall (d. h. 85 Sekunden), aufgetragen. In anderen Worten, die Kurve PS ist eine lineare Funktion des Log (L₂) gegenüber Log (L₁). Um die Steigung dieser linearen Funktion zu bestimmen, kann z. B. ein bekannter linearer Regressionsalgorithmus verwendet werden.
In diesem speziellen Beispiel der Wellenlängen und Zeitparamete ergab sich für PS 0,69. Der PS-Wert wird für jeden der sieben OR-Sitzungen bestimmt und auch für jede Occlusion- und jede Release-Session allein. Der Durchschnitt aller PS-Werte, der so erhalten wurde, liegt um 0,69. Dies ist in den 4c und 4d dargestellt.
Die 4c zeigt die Kurven P'₁ und P'₂, die nur die pulsierenden Anteile der Durchlässigkeitslogarithmen als Funktion der Zeit korrespondierend zu den Wellenlängen L₁ bzw. L₂ zeigen. Diese Kurven P'₁ und P'₂ stellen die Situation innerhalb der ersten vier Sekunden der gesamten Messung dar.
Die 4d zeigt eine Kurve PS', die den Logarithmus der Durchlässigkeit bei der Wellenlänge L₂ (760 nm) gegenüber dem Logarithmus der Durchlässigkeit bei der Wellenlänge L₁ (940 nm) über das gesamte Zeitintervall (d. h. 85 Sekunden), welches aus den Daten der Kurven P'₁ und P'₂ erhalten wurde, repräsentiert. Der PS' liegt bei 0,69.
Die Anwendung des allgemein verwendeten Verfahrens für pulsierende Bestandteile zur Bestimmung des Verhältnisses R ergibt daher das gleiche Ergebnis. Die Genauigkeit bei der Bestimmung von PS kann verbessert werden, indem eine geeignete Vorverarbeitung bei jeder Behandlungssitzung durchgeführt wird. Dieses Vorverarbeitungsverfahren kann z. B. eine digitale Tiefpassfiltration eines Signals sein.
Es wurde gezeigt, dass die Bedeutung des PS-Parameters die gleiche wie die des R-Parameters ist. Dies bedeutet, dass der PS-Parameter ebenso zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung eingesetzt werden kann.
Der Vorteil der OR-Technologie zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung gegenüber dem Pulsierenden ist offensichtlich. In der Tat können an Punkten, bei denen kein signifikantes pulsierendes Signal erzielt wird, die sehr viel sensibleren OR-Signale erhalten werden, um so das gewünschte Ergebnis zu liefern.
Situationen, in denen das pulsierende Signal zu schwach ist, um nachgewiesen zu werden, können während der Anästhesie, Schock oder niedrigem Blutdruck, niedriger Temperatur oder anderen den Puls veränderndernden klinischen Situationen auftreten. Das augenfälligste Beispiel hierzu ist in Verbindung mit einer Herzoperation, bei welcher das Herz des Patienten zeitweise vom physiologischen System abgetrennt ist und lediglich eine extra-korporale Pumpe für den Blutfluss verantwortlich ist. In dieser Situation ist die pulsierende Komponente überhaupt nicht nachweisbar und lediglich die OR-Technik kann den Arzt mit Sauerstoffsättigungswerten versorgen.
Selbstredend kann das oben beschriebene Verfahren in ähnlicher Art und Weise zur Bestimmung von Glukose, Hämoglobin, Cholesterin, Arzneistoffen oder anderen Analyten eingesetzt werden, wobei lediglich der Bereich der Wellenlängen der Einfallstrahlung zu verändern ist.
Die experimentellen Ergebnisse haben gezeigt, dass die optischen Eigenschaften des Blutes signifikant verändert werden können einfach durch das Verhindern des Blutflusses. Nicht nur die Veränderungen der optischen Eigenschaften des Blutes können während dem Vorgang des Blutflussstillstandes beobachtet werden, sondern auch die Entwicklung eines sehr verzögerten (über 1 Minute anhaltenden) Verlaufs der Lichtdurchlässigkeit. Diese Veränderungen sind nicht notwendigerweise volumenometrische Veränderungen, sondern eher nicht volumenometrische Veränderungen und es können eine Vielzahl von Informationen aus ihnen abgeleitet werden.
Die nachfolgenden zwei Beispiele zeigen die gemessene Veränderung der Lichtdurchlässigkeit in den in vitro-Experimenten (in einer durchsichtigen Küvette mit starren Glaswänden) bzw. den in vivo-Experimente (an der Fingerspitze eines Patienten). Es wird dasselbe optische Gerät für diese Messungen eingesetzt.
Beispiel 2
Es wurde die gesamte Menge des menschlichen Blutes mittels einer peristaltischen Pumpe durch eine durchsichte Küvette mit starren Glaswänden gepumpt. Direkt nach dem Stillstand des Blutflusses änderte sich der Lichtdurchlässigkeitseffekt bei verschiedenen Wellenlängen. Dies wird in 5a dargestellt, welche drei Kurven H₁, H₂ und H₃ entsprechend den Wellenlängen L₁ = 660 nm, L₂ = 950 nm und L₃ = 1300 nm, zeigt. Mit Wiederaufnahme des Blutflusses erreichten auch die Durchlässigkeitswerte wieder ihr anfängliches Niveau.
Es sollte erwähnt werden, dass, sofern die Wände der Küvetten flexibel sind, wie es sich tatsächlich bei einem volumenometrischen Modell darstellt, der Durchlässigkeitsgrad bei allen der oben angegebenen Wellenlängen schrittweise abnimmt. Das Vermeiden des volumenometrischen Effektes führt jedoch zu äußerst eigenständigem Durchlässigkeitsverhalten, wobei die Lichtdurchlässigkeitskurven bei verschiedenen Wellenlängen unterschiedlich variieren im Verlauf der Zeit.
Beispiel 3
Um den Blutfluss anzuhalten, wird ein übersystolischer Druck an die obere Extremität (den Arm) eines Patienten angelegt. Es wird ein ähnliches Muster des Durchlässigkeitsverhaltens wie das, welches oben in dem in vitro-Experiment beschrieben wurde, beobachtet. Dies ist in 5b dargestellt, welche drei Kurven H'₁, H'₂ und H'₃ entsprechend den Wellenlängen L₁ = 660 nm, L₂ = 950 nm und L₃ = 1300 nm zeigt.
Es ändert sich sowohl die Zeitkonstante der Durchlässigkeit und die Richtung dieser Veränderungen zeigten sich bei verschiedenen Wellenlängen als sehr ähnlich. Zusätzlich zeigte sich, dass die Ergebnisse nicht von dem Ort des Druckanlegens abhängen und auch nicht davon abhängen, ob ein Fingerglied, das Handgelenk oder eine obere Extremität (der Arm) verwendet wird.
Die Vorteile der vorliegenden Erfindung sind daher selbsterklärend. In der Tat haben alle oben beschriebenen Experimente gezeigt, dass das Anlegen des übersystolischen Druckes den internen, nichtvolumetrischen Mechanismus im Blut auslöst. Dieser Mechanismus führt zu einer kontinuierlichen und graduellen Veränderung der optischen Eigenschaften des Blutes. Diese Veränderungen können beobachtet werden und als sofortige Antwort auf das Anlegen eines das Blut unterbindenden Druckes oder kurz nach dem Anlegen aufgezeichnet werden. Das Ergebnis dieser Veränderungen ist nicht abhängig von irgendwelchen zeitweisen gewebebezogenen lokalen Veränderungen an dem Messort. Diese Veränderungen können als ausschließlich blutbezogene Veränderungen betrachtet werden und können zur Bestimmung der verschiedenen blutbezogenen Parameter eingesetzt werden. Der Fachmann wird verstehen, dass verschiedene Abänderungen und Abwandlungen des bevorzugten Ausführungsbeispiels der hierin beschriebenen Erfindung möglich sind.

Claims

Nicht-invasives optisches Messverfahren für das Bestimmen einer Konzentration von zumindest einer Substanz im Blut eines Patienten, wobei das Verfahren verwendet das Anlegen eines übersystolischen Druckes an ein mit einem normalen Blutfluss durchströmtes fleischiges Medium des Patienten, des Bestrahlen eines Messortes auf dem Medium mit zumindest zwei unterschiedlichen Wellenlangen des einfallenden Lichtes und die Erfassung der Lichtantwort des Mediums, gekennzeichnet durch die folgenden Schritte: (a) Anlegen eines übersystolischen Druckes an das mit normalem Blutfluss durchströmte fleischige Medium des Patienten an einem Ort auf dem Körper des Patienten, der vorgelagert des Messortes in Bezug auf die Richtung des normalen Blutflusses angeordnet ist, so dass ein Zustand der zeitweiligen Unterbrechung des Blutflusses am Messort erzeugt wird, und Beibehalten des Zustandes des zeitweiligen Unterbrechens des Blutflusses während einer Nachlass- bzw. Beendigungszeitperiode, die nicht ausreichend für irreversible Veränderung im fleischigen Medium ist, (b) Lösen des übersystolischen Druckes, um einen Zustand des Übergangsblutflusses zu verursachen, der mit dem normalen Blutfluss am Messort endet, (c) Auswählen von zumindest zwei zeitlich getrennten Messsitzungen für die optischen Messungen, so dass die Lichtantworten des Mediums bei den beiden zwei Messsitzungen sich im wesentlichen voneinander unterscheiden, wobei zumindest eine der beiden Messsitzungen innerhalb der Zeitperiode, die den Zustand des zeitweiligen Blutflussstillstandes und den Zustand des Übergangsblutflusses beinhaltet, liegt, (d) Bewirken der Messungen bei den zwei Messsitzungen nacheinander, wobei jede Messsitzung zumindest zwei Messungen mit unterschiedlichen Wellenlangen des einfallenden Lichtes beinhaltet und (e) Erhalten von Messergebnissen der zumindest zwei Messsitzungen in der Form von zumindest zwei Lichtantworten des Mediums als unterschiedliche Zeitfunktionen und korrespondierend zu den zumindest zwei Wellenlangen, und (f) Analysieren der Messergebnisse, um die Beziehung zwischen den zumindest zwei Zeitfunktionen zu bestimmen, die die Konzentration der Substanz anzeigen.
Verfahren nach An 1, bei dem beide der zumindest zwei Messsitzungen ausgewählt werden während einer Zeitperiode, die den Zustand des zeitweiligen Blutflussstillstandes und den Zustand des Übergangsblutflusses beinhaltet.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem eine der zumindest zwei Sitzungen in einem Zustand des normalen Blutflusses ausgewählt wird.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem das Auswählen der zumindest zwei Sitzungen den Schritt aufweist: – Unterscheiden des normalen Blutflusses von dem Zustand des zeitweiligen Blutstillstandes durch Erfassen, dass zumindest eine optische Eigenschaft, die mit der Lichteigenschaft des Blutes verknüpft ist, sich um einen vorbestimmten Grenzwert verändert hat, und dass der Charakter dieser Veränderung einer zeitabhängigen Funktion entspricht.
Verfahren nach Anspruch 4, bei dem die zumindest eine optische Eigenschaft die Lichttransmission des blutdurchströmten Mediums anzeigt.
Verfahren nach Anspruch 4, bei dem die zumindest eine optische Eigenschaft die Lichtreflektion des blutdurchströmten Mediums anzeigt.
Verfahren nach Anspruch 4, bei dem die Grenzwertdifferenz zwischen den zumindest zwei Messsitzungen etwa 5 % beträgt.
Verfahren nach Anspruch 1, das ebenso den Schritt aufweist – Bewirken von zumindest einer zusätzlichen Messsitzung für die weitere statistische Verarbeitung der erhaltenen Ergebnisse.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem Schritt (f) die Bestimmung der Zeitabhängigkeit des Blutabsorptionsspektrums und einen entsprechenden Konzentrationswert und die Analyse der bestimmten Konzentrationswerte für jede der Sitzungen aufweist, um einen korrigierten Wert zu bestimmen, der dem Konzentrationswert der zumindest einen Substanz im Blut entspricht.
Verfahren nach Anspruch 1. bei dem Schritt (f) die Bestimmung einer linearen Funktion, die einem Verhältnis zwischen den zumindest zwei Zeitabhängigkeiten der Lichtantwort entspricht und die Bestimmung der Konzentration der Substanz als ein Steigungsparameter der linearen Funktion, aufweist.
Verfahren nach Anspruch 1, das für die Kreuzvalidierung der Ergebnisse dient, die durch eine AC-Technik erhalten wurden.
Verfahren nach Anspruch 1, das für die Kreuzvalidierung der Ergebnisse dient, die für die Kalibrierung einer AC-Technik erhalten wurden.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die Dauer des zeitweiligen Zustandes des Blutstillstandes im Bereich zwischen einer Sekunde und einigen Minuten liegt.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die zumindest eine Substanz Glukose ist.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die zumindest eine Substanz Hämoglobin ist.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die zumindest eine Substanz ein Arzneimittel ist.
Verfahren nach Anspruch 1, bei dem die zumindest eine Substanz Cholesterin ist.
Verfahren nach Anspruch 10, bei dem das Bestimmen der Konzentration einen Algorithmus der Linearregression verwendet.
Optisches Messsystem (1) für die nicht-invasive Bestimmung der Konzentration von zumindest einer Substanz im Blut eines Patienten, wobei das System eine druckaufbauende Anordnung (12, 14) aufweist, der betreibbar ist für das Anlegen eines übersystolischen Druckes an das blutdurchströmte fleischige Medium mit normalem Blutfluss, und eine Beleuchtungs-Erfassungsanordnung (2, 4) für das Verbinden mit dem blutdurchströmten fleischigen Medium des Patienten, wobei die Beleuchtungs-Erfassungsanordnung betreibbar ist, um einen Messort auf dem Medium mit zumindest zwei unterschiedlichen Wellenlängen zu bestrahlen und die Lichtantwort des Mediums zu erfassen, wobei das System gekennzeichnet ist durch: – die druckaufbauende Anordnung betreiben werden kann, um einen übersystolischen Druck an einen Ort vorgelagert des Messortes in Bezug auf die Richtung eines normalen Blutflusses in dem Medium aufzubringen, so dass ein Zustand des zeitweiligen Blutflussstillstandes am Messort erzeugt wird, und – eine Steuereinheit (18) ist zwischen der Beleuchtungs-Erfassungsanordnung und der druckaufbauenden Anordnung zwischengeschaltet und betreibbar ist für: das selektive Betreiben des druckaufbauenden Aufbaus, um den übersystolischen Druck anzulegen und ihn während einer Unterbrechungszeitperiode aufrecht zu erhalten, die nicht ausreicht für irreversible Veränderungen in dem fleischigen Medium, und Lösen des übersystolischen Druckes, um einen Zustand des Übergangsblutflusses zu erzeugen, der mit dem normalen Blutfluss an dem Messort endet, das selektives Betreiben der Beleuchtungs-Erfassungsanordnung, so dass zumindest zwei zeitlich getrennte Messsitzungen ausgeführt werden, jeweils mit den zumindest zwei Wellenlängen, so dass die Lichtantworten bzw. -reaktionen des Mediums bei den zumindest zwei Messsitzungen sich im wesentlichen voneinander unterscheiden und zumindest eine der zumindest zwei Messsitzungen innerhalb einer Zeitperiode ausgewählt wird, die den Zustand des zeitweiligen Blutflussstillstandes und den Zustand des Übergangsblutflusses beinhaltet, das Analysieren der erfassten Lichtantworten, um Messergebnisse zu erhalten und zwar in Form der Lichtantworten des Mediums als zumindest zwei unterschiedliche Funktionen der Zeit, die zu den zumindest zwei Wellenlängen korrespondieren, und Analysieren der Beziehung zwischen den zumindest zwei Funktionen für das Bestimmen der Konzentration der zumindest einen Substanz.