EP1622503A1 - Verfahren und vorrichtung zur bestimmung von blutkomponenten mittels der methode der ratiometrischen absoluten pulsspektroskopie - Google Patents

Verfahren und vorrichtung zur bestimmung von blutkomponenten mittels der methode der ratiometrischen absoluten pulsspektroskopie

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EP1622503A1
EP1622503A1 EP04720580A EP04720580A EP1622503A1 EP 1622503 A1 EP1622503 A1 EP 1622503A1 EP 04720580 A EP04720580 A EP 04720580A EP 04720580 A EP04720580 A EP 04720580A EP 1622503 A1 EP1622503 A1 EP 1622503A1
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EP
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light
concentration
evaluation unit
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blood
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Klaus Forstner
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Mcc Gesellschaft fur Diagnosesysteme In Medizin und Technik Mbh & Co KG
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    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
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    • A61B5/14546—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring analytes not otherwise provided for, e.g. ions, cytochromes
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    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
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    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
    • G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
    • G01N21/35—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light
    • G01N21/359—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using infrared light using near infrared light

Definitions

  • the invention further relates to a device for the measurement of blood components by measurement, which has at least one light source, at least one photo receiver and at least one evaluation unit which is connected to the photo receiver.
  • a device for the measurement of blood components by measurement which has at least one light source, at least one photo receiver and at least one evaluation unit which is connected to the photo receiver.
  • Such methods and devices are used in order to be able to carry out blood tests in the field of medical technology without having to take blood from a patient.
  • such devices are arranged, for example, on a patient's fingers, toes, ears or on the nose.
  • Hemoglobin derivatives can be divided into
  • Functional components are the 0 ⁇ - hemoglobin and the deoxygenated hemoglobin fraction, while the dysfunctional 11 hemoglobin fractions mainly include carboxymonoxide hemoglobin, methemoglobin and sulfhemoglobin.
  • Native components are those that are present within the blood space in a physiologically or pathologically modified manner.
  • Iatrogenic substances are substances applied by the doctor, eg dyes for marking certain clinical parameters.
  • a diagnostic method that uses spectrophotometry to refer to the pulsating blood compartment in biological tissues is called PULSE SPECTROSCOPY.
  • a well-known example of relative pulse spectroscopy is the determination of arterial oxygen saturation by means of the pulse oximetry method. The percentage of hemoglobin that accumulates with oxygen is determined. In this case, hemoglobin is the reference substance, but its absolute concentration cannot be determined in relative pulse spectroscopy.
  • Absolute pulse spectroscopy determines substance concentrations that are present within the pulsating arterial or venous blood space. These can be both corpuscularly bound (i.e. Be part of blood cells or be dissolved within the blood plasma.
  • the determinable substances are not necessarily substances associated with hemoglobin. They can exist independently of this molecule.
  • This object is achieved in that light signals of a first wavelength are generated at two successive times T-_ and T 2 , that light signals of a second wavelength are generated at two successive times T 3 and T 4 , that at two successive times T s and T 6 light signals of a third wavelength are generated and this for n pairs of times at n wavelengths applies.
  • the times T x ... T n + 1 are in a well-defined temporal relationship to each other. Time differences between the times can be small and can be neglected in the evaluation in individual cases.
  • the evaluation unit takes into account the received signals of the photoreceiver for all n wavelengths according to a predetermined calculation scheme to determine a concentration of the blood component.
  • Another object of the present invention is to provide a device of the type mentioned in the introduction in such a way that improved measurement accuracy is achieved.
  • This object is achieved according to the invention in that at least three light sources are used which generate light of different wavelengths relative to one another and in that the evaluation unit has a computing module for performing logarithmizations as well as for divisions, multiplications, additions and subtractions.
  • a signal processing step for eliminating unknown parameters consists in that the evaluation unit takes into account a quotient of parameters resulting from measurement signals ("ratiometric method")
  • a transformation of a division into a subtraction that occurs during logarithization is exploited by taking into account a quotient from the logarithmized measured values.
  • a simple device structure is supported in that the light is generated by light-emitting semiconductor diodes. These classic emission diodes (or laser diodes) can be used as photometric emission elements without further spectral filtering.
  • 3 shows a schematic representation of the formation of the measured value variables Omega 1,2 and Omega 1,3 from two sampling times t x and t 2 three plethysmograms of different wavelengths
  • Fig. 6 absorption spectrum whole blood at sa02 approx. 98% and absorption spectrum water. Please note the spectral absorption curve H20 between 1000 [nm] and 1600 [nm],
  • Fig. 8 absorption spectrum of the clinical marker substance Evans-Blue (aqueous solution 70 [ ⁇ mol / 1])
  • the device for determining a concentration of blood components by measurement consists, for example, of consists of three light sources (1, 2, 3) and a number of photo receivers (4).
  • the light sources (1, 2, 3) are designed as light-emitting diodes, selected by a multiplexer and connected to a control unit (5).
  • the photo receivers are designed as light-emitting diodes, selected by a multiplexer and connected to a control unit (5).
  • the evaluation unit (6) has a computing module (7) which contains the measurement signals of the photo receiver
  • the determined concentrations of the blood components can be shown on a display (8) and / or passed on or saved via an output device (9).
  • the control unit (5) is connected to the evaluation unit (6) for function coordination.
  • Figure 2 shows a typical layer model to illustrate the basics of pulse spectroscopy. Shown is the weakening of the light intensity due to the absorption on the one hand in the non-pulsating tissue part (layer 1) and the weakening within the pulsating tissue part (layer 2), which causes the pulsating fluctuation in the emerging light intensity.
  • the measured light intensities are arithmetically linked at different times and with respect to different light wavelengths in such a way that certain unknown measurement parameters drop out.
  • the arithmetic logic of the measured values takes advantage of the fact that a division is transformed into a subtraction during logarithmization. If the quotient of two measured variables is thus formed at different points in time, the respective measured variable influencing but constant in time and unnecessary parameters drop out.
  • e are the molar extinctions on which the respective substances are based, c the respective concentrations.
  • D ⁇ is the total thickness of the constant tissue.
  • d A (t) is the pulse-cyclic, time-dependent thickness of the pulsating blood vessels.
  • hemoglobin derivatives are given, for example, with O 2 Hb and HbR. Then we get:
  • a blood component X can be determined non-invasively and continuously if the hemoglobin concentration c Hb is known (measured, for example, by reference method) (I).
  • the hemoglobin concentration c ⁇ itself can be determined if another pulsating absorber is known regarding its concentration (II). In principle, both determination methods can be implemented independently of one another.
  • Epsilon X and c x are the molar extinction and the concentration of a blood component that must not be hemoglobin-associated.
  • Relationships (6) and (6a) can be used to determine the substance concentration X, which may not be associated with hemoglobin.
  • This can be, for example, bilirubin or other native blood substances, and furthermore this substance X can be an iatrogenically applied substance, such as e.g. represent a dye marker substance.
  • iatrogenically administered substances can also be applied in order to dope native or pharmacologically active substances.
  • the measurement variable mentioned ⁇ 12 does not necessarily have to be the measurement variable on which the pulse oximetric determination of arterial oxygen saturation is based.
  • This determination equation of sa ⁇ 2 depends on the as yet unknown substance concentration CJJJ-, if A x ( ⁇ ) and S ( ⁇ 2 / Sl) are known. This concentration tion can now be determined that a further wavelength ⁇ 3 is introduced, and this is also used according to the given arrangement for determining sa ⁇ 2 .
  • a x ( ⁇ 3 ) c x ⁇ x ( ⁇ ] _) is the known absorption of a substance X.

Abstract

Das Verfahren und die Vorrichtung dienen zur meß­technischen noninvasiven Bestimmung von Konzentra­tionen von Blutkomponenten. Unter Anwendung der Spektral-Photometrie wird von mindestens einer Lichtquelle Licht generiert und durch am Applikati­onsort befindliches pulsatil perfundiertes Gewebe hindurch zu mindestens einem Fotoempfänger gelei­tet. Mindestens das Meßsignal des Fotoempfängers wird zu einer Auswertungseinheit geleitet. Zu je­weils aufeinander folgenden paarweisen Zeitpunkten T1 und T2, T3 und T4 sowie T5 und T6 bis Tn und Tn+i werden Lichtsignale einer ersten, zweiten, dritten bis (n+l)-ten Wellenlänge generiert. von der Aus­wertungseinheit werden die Empfangssignale des Fo­toempfängers für alle Wellenlängen nach einem vor­gegebenen Rechenschema zur Ermittlung einer Konzen­tration der Blutkomponente berücksichtigt. Die Vor­richtung weist mindestens drei Lichtquellen auf, die relativ zueinander Licht unterschiedlicher Wel­lenlängen generieren. Die Auswertungseinheit ist mit einem Rechenmodul sowohl zur Durchführung von Logarithmierungen als auch von Divisionen, Multi­plikationen, Additionen und Subtraktionen ausge­ stattet. Das Verfahren kann insbesondere zur Be­stimmung der Gesamthämoglobin Konzentration CHb sowie zur Bestimmung von physiologischen und Tatro­gen applizierten Substanzen des pulsierenden Blut­ raums eingesetzt werden.

Description

Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung von Blut- komponenten mittels der Methode der ratiometrischen absoluten Pulsspektroskopie
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur messtechnischen Bestimmung von Blutkomponenten, bei dem unter Anwendung der Spektralphotometrie von mindestens einer Lichtquelle Licht generiert und durch an einem Applikationsort befindliches perfundiertes Gewebe hindurch zu mindestens einem Fotoempfänger geleitet wird sowie bei dem mindestens ein Meßsignal des Fotoempfängers zu einer Auswertungseinheit geleitet wird.
Die Erfindung betrifft darüber hinaus eine Vorrichtung zur meßtechnischen Bestimmung von Blutkomponenten, die mindestens eine Lichtquelle, mindestens einen Fotoempfänger sowie mindestens eine Auswertungseinheit aufweist, die mit dem Fotoempfänger verbunden ist. Derartige Verfahren und Vorrichtungen werden verwendet, um im Bereich der Medizintechnik Blutuntersuchungen durchführen zu können, ohne daß einem Patienten Blut entnommen werden muß. Typischerweise werden derartige Vorrichtungen beispielsweise an Fingern, Zehen, Ohren oder an der Nase eines Patienten angeordnet .
Im Blutraum können Bestandteile unterschieden werden, welche eine Assoziation zu Hämoglobin aufweisen und solche, für die dies nicht gilt. Diejenigen Bestandteile, die mit Hämoglobin assoziiert sind, befinden sich vorwiegend in den roten Blutzellen und zu einem kleineren Anteil gelöst im Blut.
Hämoglobinderivate können unterschieden werden in
■ funktionelle und nicht - funktionelle Anteile. Funktionelle Anteile sind das 0∑ - Hämoglobin sowie die deoxygenierte Hämoglobinfraktion, während zu den dysfunktione11en Hämoglobinfraktionen vorwiegend Carboxymonoxid - Hämoglobin, Methämoglobin und Sulfhämoglobin zählen.
Neben diesen Hämoglobinbestandteilen befinden sich eine Vielzahl weiterer, vom Hämoglobin unabhängige Substanzen innerhalb des Blutes. Diese besitzen zum Teil sowohl diagnostische als auch therapeutische Bedeutung. Es werden dabei native von iatrogen ap- plizierten Substanzen unterschieden.
Native Bestandteile sind solche, welche innerhalb des Blutraums physiologisch oder pathologisch verändert vorliegen. Iatrogene Substanzen sind vom Arzt applizierte Substanzen, z.B. Farbstoffe zur Markierung bestimmter klinischer Parameter. Eine diagnostische Methode, welche spektralphotome- trisch auf das pulsierende Blutkompartiment in biologischen Geweben Bezug nimmt, wird PULSSPEKTROSKOPIE genannt .
Dabei ist zu unterscheiden, ob mittels der Methode der Pulsspektroskopie relative Fraktionen bezüglich einer ReferenzSubstanz oder aber eine Absolutkonzentration erfasst wird. Demzufolge ist die fraktionelle oder relative Pulsspektroskopie von der absoluten PulsSpektroskopie zu unterscheiden.
Bekanntes Beispiel der relativen PulsSpektroskopie stellt die Bestimmung der arteriellen Sauerstoff- Sättigung mittels der Methode der Pulsoximetrie dar. Dabei wird der prozentuale Anteil des Hämoglobins bestimmt, welcher eine Anlagerung mit Sauerstoff auf eist . Hämoglobin ist in diesem Fall die Referenzsubstanz, sie ist als absolute Konzentration jedoch bei der relativen PulsSpektroskopie nicht bestimmbar.
Mittels der relativen Pulsspektroskopie sind ebenfalls z.B. dysfunktionelle Hämoglobinsättigungen, wie die Kohlenmonoxidsättigung, bestimmbar. Dies ist in verschiedenen Publikationen, - unter anderem vom Erfinder selbst -, in der Literatur beschrieben.
Die absolute Pulsspektroskopie ermittelt Substanzkonzentrationen, welche innerhalb des pulsierenden arteriellen oder venösen Blutraums vorliegen. Diese können dabei sowohl korpuskular gebunden sein (also Teil von Blutzellen sein oder innerhalb des Blutplasmas gelöst sein.
Die bestimmbaren Substanzen sind grundsätzlich nicht notwendigerweise mit Hämoglobin assoziierte Substanzen. Sie können von diesem Molekül unabhängig vorliegen.
Es sind in der Literatur verschiedene Methoden der absoluten Pulsspektroskopie beschrieben. Gegenstand der Erfindung ist die neuartige Methode der ratiometrischen absoluten PulsSpektroskopie.
Die bislang bekannten Verfahren und Vorrichtungen der absoluten Pulsspektroskopie sind derzeit noch nicht in ausreichender eise dazu geeignet, um mit einer akzeptablen klinischen Meßgenauigkeit die Bestimmung von BlutSubstanzkonzentrationen zu ermöglichen.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, mittels dem Verfahren der ratiometrischen absoluten PulsSpektroskopie eine Meßgenauigkeit zu erzielen, die für die Bestimmung von Substanzkonzentrationen als klinisch ausreichend zu bezeichnen ist .
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß zu jeweils zwei aufeinander folgenden Zeitpunkten T-_ und T2 Lichtsignale einer ersten Wellenlänge generiert werden, daß zu zwei aufeinander folgenden Zeitpunkten T3 und T4 Lichtsignale einer zweiten Wellenlänge generiert werden, daß zu zwei aufeinanderfolgenden Zeitpunkten Ts und T6 Lichtsignale einer dritten Wellenlänge generiert werden und dies für n Paare von Zeitpunkten bei n - Wellenlängen gilt . Die Zeitpunkte Tx ... Tn+1 stehen in einem wohldefinierten zeitlichen Zusammenhang zueinander. Zeitunterschiede zwischen den Zeitpunkten können klein sein und im Einzelfall in der Auswertung vernachlässigt werden. Von der Auswertungseinheit werden die Empfangssignale des Photoempfängers für alle n Wellenlängen nach einem vorgegebenen Rechenschema zur Ermittlung einer Konzentration der Blut- komponente berücksichtigt.
Weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, eine Vorrichtung der einleitend genannten Art derart anzugeben, daß eine verbesserte Meßgenauigkeit erreicht wird.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß mindestens drei Lichtquellen verwendet sind, die relativ zueinander Licht unterschiedlicher Wellenlängen generieren und daß die Auswertungseinheit ein Rechenmodul sowohl zur Durchführung von Loga- rithmierungen als auch von Divisionen, Multiplikationen, Additionen und Subtraktionen aufweist.
Durch die Messung der Lichtabsorption bei unterschiedlichen Wellenlängen und zu jeweils unterschiedlichen Zeitpunkten ist es möglich, durch eine geeignete Verknüpfung der Meßwerte miteinander unbekannte Parameter zu eliminieren. Hierdurch ist es weder nötig, diese Parameter gegebenenfalls aufwendig selbst zu bestimmen, noch müssen die Meßunge- nauigkeiten in Kauf genommen werden, die aus einer Elimination dieser Parameter resultieren. Es kann vielmehr durch die Elimination ein einfaches und äußerst genaues Verfahren bereitgestellt werden und eine Vorrichtung zur Durchführung dieses Verfahrens kann mit relativ geringem Aufwand und somit preiswert produziert werden.
Ein Signalverarbeitungsschritt zur Elimination von unbekannten Parametern besteht darin, daß von der Auswertungseinheit ein Quotient von aus Meßsignalen folgenden Parametern berücksichtigt wird, ("ratiometrisches Verfahren")
Eine bei der Logarith ierung erfolgende Transformation einer Division in eine Subtraktion wird dadurch ausgenutzt, daß ein Quotient aus den loga- rithmierten Meßwerten berücksichtigt wird.
Ein einfacher Geräteaufbau wird dadurch unterstützt, daß das Licht von lichtemittierenden Halbleiter - Dioden generiert wird. Diese klassischen Emissions - Dioden (oder Laserdioden) können ohne weitere spektrale Filterungen als photometrische Emissionselemente verwendet werden.
Eine geringe Baugröße der Messeinrichtung wird dadurch unterstützt, daß das Empfangssignal von Halbleiter - Fotodioden empfangen wird. Diese Halbleiterphotodioden weisen verschiedenartige spektrale Empfindlichkeiten auf .
Eine einfache Generierung von Licht unterschiedlicher Emissionsfrequenzen kann dadurch erreicht werden, daß mindestens drei unterschiedliche Lichtquellen verwendet werden.
Ein typisches Anwendungsbeispiel besteht darin, daß die Konzentration an Gesamthämoglobin ermittelt wird. Insbesondere ist auch daran gedacht, daß Konzentrationen von Nicht-Hämoglobin assoziierten Bestandteilen ermittelt werden. Dies gilt sowohl für native als auch für iatrogen applizierte Blutsubstanzen.
Ein Anwendungsbeispiel ist darin zu sehen, daß sowohl Derivate des Bilirubins als auch die Gesamt- konzentration des Bilirubins ermittelt wird.
Ebenfalls ist es möglich, daß eine Konzentration an Myoglobin ermittelt wird.
Darüber hinaus ist daran gedacht, daß Konzentrationen und deren Kinetiken von iatrogen applizierten Farbstoffen ermittelt werden.
In den Zeichnungen sind Ausführungsbeispiele der Erfindung schematisch dargestellt. Es zeigen:
Fig. 1 Prinzip der Mehrwellenlängen - Messtechnik am biologischen Gewebe,
Fig. 2 Zweischichten - Modell der Pulsspektroskopie unter Einschluß eines pulsierenden nicht - Hb assoziierten Absorbers der Konzentration cx sowie der spektralen Absorption ex (?) ,
Fig. 3 Schematische Darstellung der Bildung der Messwertvariablen Omega 1,2 und Omega 1,3 aus zwei Abtastzeitpunkten tx und t2 an drei Plethysmogrammen unterschiedlicher Wellenlängen,
Fig. 4 Signalflußdiagramm der Methode RAPS cHb bezüglich der Bestimmung der Gesamt - Hämoglobinkonzentration cHb bei bekanntem pulsatiler Absorption einer Substanz X,
Fig. 5 Signalflußdiagramm der Methode RAPS cHb bezüglich der Bestimmung der Konzentration cx eines pulsatilen Absorbers mit den spektralen Absorptionen ex(?!) sowie ex(?2),(z.B. Bilirubin; Evans - Blue) bei bekannter Hämoglobinkonzentration cHb,
Fig. 6 Absorptionsspektrum Vollblut bei sa02 ca. 98 % sowie Absorptionsspektrum Wasser. Bitte beachten Sie den spektralen Absorptionsverlauf H20 zwischen 1000 [nm] und 1600 [nm] ,
Fig. 7 VIS und NIR Absorptionsspektren funktio- neller und dysfunktioneller Hb-Derivate,
Fig. 8 Absorptionsspektrum der klinischen Markersubstanz Evans-Blue (wäßrige Lösung 70 [μmol/1] ) und
Fig. 9 Einfluß eines pulsatilen nicht Hb- assoziierten Absorbers der Konzentration cx auf die pulsoximetrische Kalibration. Grundlage der Substanzbestimmung cx.
Die Vorrichtung zur meßtechnischen Bestimmung einer Konzentration von Blutkomponenten besteht beispiel- haft aus drei Lichtquellen (1, 2, 3) sowie einer Anzahl von Fotoempfängern (4) . Die Lichtquellen (1, 2, 3) sind als lichtemittierende Dioden ausgebildet, durch einen Multiplexer ausgewählt und an eine Steuereinheit (5) angeschlossen. Die Fotoempfänger
(4) sind mit einer Auswertungseinheit (6) über einen lichtphasen - synchronen Demultiplexer verbunden. Die Auswertungseinheit (6) weist ein Rechenmodul (7) auf, das die Meßsignale des Fotoempfängers
(4) nach vorgegebenen Rechenvorschriften verarbeitet. Die ermittelten Konzentrationen der Blutbestandteile können über eine Anzeige (8) dargestellt und/oder über eine Ausgabeeinrichtung (9) weitergegeben oder abgespeichert werden. Zur Funktionskoordinierung ist die Steuereinheit (5) mit der Auswertungseinheit (6) verbunden.
Figur 2 zeigt ein typisches Schichtenmodell zur Veranschaulichung der Grundlagen der Puls- Spektroskopie. Dargestellt ist die Abschwächung der Lichtintensität durch die Absorption zum einen im nicht - pulsierenden Gewebeteil (Schicht 1) sowie die Schwächung innerhalb des pulsierenden Gewebeteils (Schicht 2) , welcher die pulsierende Schwankung der austretenden Lichtintensität hervorruft.
Im Bereich des Rechenmoduls (7) erfolgt eine rechnerische Verknüpfung der gemessenen Lichtintensitäten zu unterschiedlichen Zeitpunkten sowie bezüglich unterschiedlicher Lichtwellenlängen derart, daß bestimmte unbekannte Meßparameter herausfallen. Bei der rechnerischen Verknüpfung der Meßwerte wird ausgenutzt, daß bei einer Logarithmierung eine Division in eine Subtraktion transformiert wird. Wird somit der Quotient aus zwei Meßgrößen zu unter- schiedlichen Zeitpunkten gebildet, so fallen jeweilige Meßgröße beeinflussende jedoch zeitlich konstante und nicht notwendige Parameter heraus .
Im Detail werden die nachfolgend erläuterten Rechenschritte bei der Meßwertverarbeitung durchgeführt. Dabei wird angenommen, daß in erster Näherung der Lichtdurchgang durch das Lambert-Bersche Gesetz beschrieben werden kann und die Schwächung des Lichts primär an folgenden biologischen Substanzen am Messort auftritt :
1. an Hb-Derivaten
2. an Substanzen, die ebenfalls im pulsierenden Blutraum vorliegen aber nicht Hb - assoziiert sein müssen,
3. an nicht pulsierendem Konstantgewebe.
Die Verhältnisse sind in Figur 2 veranschaulicht.
Der Lichtdurchgang ist wie folgt für die Signale I gegeben (Figur 2) :
' CHbV dA(ή ~εx ' x dA{t) ( 1 )
e sind die für die jeweiligen Substanzen zugrundeliegenden molaren Extinktionen, c die jeweils zugrundelie- genden Konzentrationen. Dκ ist die summarische Dicke des Konstantgewebes. dA(t) ist die pulszyklisch zeitabhängige Dicke der pulsierenden Blutgefäße.
Werden zwei Zeitpunkte tl und t2 betrachtet, so fällt der Schwächungsanteil am Konstantgewebe heraus :
' CHbv ~r Sx ' CX +[dA(t2)-dÄ(tl)] ( 2 )
4(0
mit
Dabei wird nach beidseitiger Logarithmierung:
Die Hämoglobinderivate seien beispielhaft mit O2 Hb und HbR gegeben. Dann ergibt sich:
S X ' CX
'HbO, 'HbR saO. 2 + S bR Jr SX 'Hb (4 )
'Hb
mit
-ΗbO, saO (4a)
'Hb saR= XflbR ( 4b)
CHb
sa02 + aR- =1 ( 4C )
Damit ergeben sich nun zwei distinkte klinische Anwendungen der absoluten ratiometrischen Pulsspektroskopie . Zum einen kann eine Blutkomponente X non-invasiv und kontinuierlich bestimmt werden, falls die Hämoglobinkonzentration cHb bekannt ist (gemessen z.B. durch Referenzmethode) (I) . Zweitens kann die Hämoglobinkonzentration c^ selbst bestimmt werden, falls ein weiterer pulsierender Absorber bezüglich dessen Konzentration bekannt ist (II). Beide Bestimmungsverfahren sind grundsätzlich voneinander unabhängig realisierbar.
I. Bestimmung der Konzentration der Konzentration einer Substanz X im pulsierenden Bluträum.
Bekanntlich sind Epsilon X und cx die molare Extinktion sowie die Konzentration einer Blutkomponente, die nicht Hämoglobin - assoziiert sein tnuss .
Werden nun zwei Wellenlängen §3. und §2 ^n (^ eingeführt, so gilt nach Division aus (4) :
Dabei ist §1/2 die Meßwertvariable der beiden Wellenlängen ?! und ?2. Die Bildung der Messwertvaria- blen im Falle der 3 - Wellenlängen Pulsspektroskopie ist in Figur 3 dargestellt. Nach saθ2 aufgelöst ergibt sich:
Dabei ist wichtig festzuhalten, daß mit der Beziehung die Modifikation der Bestimmung der arteriellen SauerstoffSättigung gegeben ist, wenn eine absorbierende Substanz X mit der Konzentration Cx und den Extinktionen §χ(§2) sowie § (§ι) sich innerhalb des pulsierenden Blutkompartiments aufhält. Dies kann auch explizit formuliert werden:
Die Beziehungen (6) beziehungsweise (6a) können herangezogen werden um die Substanz - Konzentration X zu bestimmen, welche nicht - Hämoglobin assoziiert sein kann. Es kann sich dabei zum Beispiel um Bili- rubin oder um andere native Blutsubstanzen handeln, und weiter kann diese Substanz X eine iatrogen ap- plizierte Substanzen, wie z.B. eine Färbstoffmarker - Substanz darstellen. Diese iatrogen applizierten Substanzen können ebenfalls appliziert werden um eine Dotierung nativer oder pharmakologisch wirksamer Substanzen durchzuführen.
Mit bekannter arterieller SauerstoffSättigung sa02 (z.B. durch die Pulsoximetrie) , bekannter Konzen- tration des Hämoglobins cHb (z.B. per Referenzmethode) , kann schließlich cx bestimmt werden, da alle betreffenden molaren Extinktionen sowie die Mess- wertvariablen §12 der Pulsspektroskopie bekannt sind.
In Figur 9 ist der Einfluß einer Konzentration cx auf die ideale pulsoximetrische Kalibration beispielhaft dargestellt (?x = 660 [nm] , ?2 = 905 [nm] ; cx / cHb = 0,25, ßx (660, 905) = 3). Es ist zu beachten, dass sich abhängig von cx für jeden Wert der Messwertvariablen §1;2 die Zuordnung zur SauerstoffSättigung charakteristisch ändert .
Es ist darauf hinzuweisen, dass es sich bei der genannten Messwertvariablen §12 nicht notwendigerweise um diejenige Messwertvariable handeln muss, welche der pulsoximetrischen Bestimmung der arteriellen Sauerstoff - Sättigung zu Grunde liegt.
II. Bestimmung der Gesamthämoglobin - Konzentration Cm, bei vorbekannter Substanzkonzentration cx
Mit den Definitionen des spektralen Extinktions- verhältnisses i§χ(§2/-$l) sowie der Absorption Ax(§) =
«x («) cx ergibt sich:
Diese Bestimmungsgleichungen von saθ2 hängt von der noch unbekannten Stoffkonzentration CJJJ-, ab, falls Ax(§) und S (§2/Sl) bekannt sind. Diese Konzentra- tion kann nun damit bestimmt werden, daß eine weitere Wellenlänge §3 eingeführt wird, und diese ebenfalls entsprechend der gegebenen Anordnung zur Bestimmung von saθ2 herangezogen wird.
Es ergibt sich dann analog zu Gleichung (7) mit der zusätzlichen Meßvariablen ^
1,3 *
Die Bezeichnungen (7) sowie (8) stellen nun zwei unabhängige Berechnungsbeziehungen für die Sättigung saθ2 dar. Diese kann nur eliminiert werden und die unbekannte Cjjk ermittelt werden. Es ergibt sich dann:
_ Ax(A1)- [AE-ι+ßx(A2,λi) -nU2 -AE -ßx(A3,λi)-n = z(ΛΛ )
'Hb (9) ε R (4 ) • 6 ~ Δ^]+ ε R (4 ) • ΔE • ΩIι3 - εHbR (Ä2 ) • ΩI>2 N(4 , λ2 ,λ, )
Dabei ist Ax(§3)= cx §x (§]_) die bekannte Absorption einer Substanz X.
Mit dem zählterm Z : Z{λ ,λ2, ) / _
/ (4) ~
+ ϊSHb02 (4 ) - SHbR
+ (4 ) - «ÄSÄ (4 )J ■ Ω
Sowie dem Nennerterm N:
N(4»4'4) =
IψHbO, (4 ) - SHbR (4 ) • εHbR (Λ ) - ψHb02 (4 ) ~ *ffM (4 ) " ^WJ (4 )] • ΩI,2 • Ω.,3
+
+ Ll≤:/ϊÄo2( )"6r^Λ(4j-5'mΛ(4)_l£rrao2(4)_£:4Ä(4j'£:ffiÄ( )J-Ω "ι1.3
Die Bestimmungen der gesuchten Konzentration c^b ist deshalb eindeutig, weil sie aus den gemessenen Meßwertvariablen sowie den vorbekannten Extinktionen bestimmt wird. Das gesamte dargestellte Verfahren gilt für die Annahme einer idealisierten Lambert - Beer'sehen Schwächung. Diese vereinfachende physikalische Modellbildung kann per empirisch modifizierter Modellbildungen an die realen Verhältnisse bzw. der optischen Eigenschaften der biologischen Applikationsorte angepasst werden.
Beim Vorliegen mehrerer dysfunktione11er Hb - Fraktionen ist die Bestimmung der Gesamt - Hämoglobinkonzentration durch das Einführen weiterer Licht - Wellenlängen durchzuführen. Im Ergebnis erlaubt die absolute ratiometrische Puls- spektroskopie
(1) die Bestimmung der Hämoglobinkonzentration cHb und deren Derivate beim Vorliegen der Konzentration cs eines iatrogen applizierten oder nativen Absorbers X, welcher nicht Hb - assoziiert sein uss.
(2) die Bestimmung der Konzentration cx einer nativ vorliegenden oder iatrogen applizierten Substanz X des pulsierenden Blutraums, falls die Konzentration CHb des Hämoglobins vorliegt.

Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
1. Noninvasives Verfahren zur messtechnischen Bestimmung von Blutkomponenten, bei dem unter Anwendung der Spektralphotometrie die von mindestens einer Lichtquelle Licht generiert und durch an einem Applikationsort befindliches Gewebe hindurch zu mindestens einem Fotoempfänger geleitet wird, sowie bei dem mindestens ein Meßsignal des Fotoempfängers zu einer Auswertungseinheit geleitet wird, dadurch gekennzeichnet, daß zu jeweils zwei aufeinander folgenden Zeitpunkten Tx und T2 LichtSignale einer ersten Wellenlänge generiert werden, daß zu zwei aufeinander folgenden Zeitpunkten T3 und T4 Lichtsignale einer zweiten Wellenlänge generiert werden, daß zu zwei aufeinanderfolgenden Zeitpunkten Ts und Ts Lichtsignale einer dritten Wellenlänge generiert werden, und dies für n Wellenlängen bezüglich der Zeitpunkte Tn und Tn+1 gilt . Die Zeitpunkte Tx ... Tn+1 stehen in einem wohldefinierten zeitlichen Zusammenhang zueinander. Zeitunterschiede zwischen einzelnen Zeitpunkten können klein sein. Die Auswertungseinheit berücksichtigt die Empfangssignale des Fotoempfängers für alle n Wellenlängen nach einem vorgegebenen Rechenschema zur Ermittlung einer Konzentration der Blutkomponente .
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß von der Auswertungseinheit ein Quotient der Meßsignale berücksichtigt wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Meßwerte logarithmiert werden.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß ein Quotient aus den logarithmierten Meßwerten berücksichtigt wird.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß das Licht von lichtemittierenden Dioden generiert wird.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß das Empfangssignal von einer Fotodiode empfangen wird.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens drei unterschiedliche Lichtquellen verwendet werden.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß eine Konzentration an Gesamthämoglobin ermittelt wird.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche l bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß eine Konzentration von Nicht-Hämoglobin assoziierten Bestandteilen ermittelt wird.
10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß eine Konzentration an Bilirubin ermittelt wird.
11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß eine Konzentration an Myoglobin ermittelt wird.
12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7 , dadurch gekennzeichnet, daß eine Konzentration an iatrogen applizierten Farbstoffen ermittelt wird.
13. Vorrichtung zur meßtechnischen Bestimmung von Blutkomponenten, die mindestens eine Lichtquelle, mindestens einen Fotoempfänger sowie mindestens eine Auswertungseinheit aufweist, die mit dem Fotoempfänger verbunden ist, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens drei Lichtquellen (1, 2, 3) verwendet sind, die relativ zueinander Licht unterschiedlicher Wellenlängen generieren und daß die Auswertungseinheit (6) ein Rechenmodul (7) sowohl zur Durchführung von Logarithmierungen als auch von Divisionen, Multiplikationen, Additionen und Subtraktionen aufweist.
14. Vorrichtung nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens, eine der Lichtquellen (1, 2, 3) als eine lichtemittierende Diode ausgebildet ist.
15. Vorrichtung nach Anspruch 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, daß der Fotoempfänger (3) als eine Fotodiode ausgebildet ist.
16. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 13 bis
15, dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtquellen (1, 2, 3) jeweils Licht in einem eng begrenzten Frequenzband generieren.
17. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 13 bis
16, dadurch gekennzeichnet, daß eine der Lichtquellen (1, 2, 3) Licht mit einer Wellenlänge von etwa 660 μm generiert.
18. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 13 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß eine der Lichtquellen (1, 2, 3) Licht mit einer Wellenlänge von etwa 805 μ generiert.
9. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 13 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß eine der Lichtquellen (1, 2, 3) Licht mit einer Wellenlänge von etwa 950 μm generiert.
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