DE3851251T2 - Rückstrahlungsgerät zur Bestimmung des Sauerstoffgehaltes. - Google Patents

Rückstrahlungsgerät zur Bestimmung des Sauerstoffgehaltes.

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Description

    Hintergrund der Erfindung Gebiet der Erfindung
  • Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Rückstrahlungsgerät zur Bestimmung des Sauerstoffgehaltes. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf ein Rückstrahlungsgerät zur Bestimmung des Sauerstoffgehaltes, in welchem Lichtpulse auf ein Gewebe eines lebenden Körpers angewandt werden, um die Sauerstoffsättigung oder ähnliches in nicht-invasiver Weise auf der Basis des von diesem reflektierten Lichtes zu messen.
    • Beschreibung des Standes der Technik
  • Ein konventionelles optisches Sauerstoffmeßgerät ist bekannt als ein Gerät zur Messung der Sauerstoffsättigung in arterieller Blut auf der Basis von Licht, das durch den Finger, das Ohr oder ähnliches einer zu untersuchenden Person transmittiert wird, wenn Licht darauf angewandt wird.
  • Verschiedene Beispiele des Standes der Technik werden im folgenden beschrieben. Eines von diesen ist das US-Patent 2,706,927. Dieses Gerät ermittelt die Sauerstoffsättigung auf der Basis von Meßwerten der Absorption von jeder von zwei verschiedenen Wellenlängen in zwei Zuständen, d. h. ein Zustand, in welchem das Ohr gepreßt und gestaut wird und ein Zustand, in welchem der Druck auf das Ohr entfernt wird. Der gemessene Wert in dem gestautem Zustand basiert nur auf Absorptionskomponenten, die unterschiedlich sind als das Blut und der Meßwert in dem nichtgepreßten Zustand basiert sowohl auf dem Blut wie auf den anderen Absorptionselementen. Daher sollte die Absorption von Blut allein durch ein Vergleich zwischen den gelesenen Werten in den beiden Zuständen ermittelt werden. Andererseits wird die Genauigkeit der Meßwerte verringert. Der Grund ist, daß nicht alles Blut entfernt werden kann, wenn das Ohr gepreßt wird und eine optische Verbindung zwischen dem Ohr und dem optischen Gerät sich ändert. Zudem ist der Einfluß der Absorptionskomponenten aufgrund der Verschiedenheit in der Farbe der Haut und der Dicke beispielsweise beträchtlich verschieden, abhängig von der jeweiligen Person, die zu untersuchen ist und entsprechend ist es notwendig, für jede Person oder jeden gemessenen Wert eine Kalibrierung durchzuführen.
  • Das zweite herkömmliche Beispiel ist das US-Patent 3,638,610. In diesem Beispiel ist der oben beschriebene Nachteil durch Verwendung von Meßwerten der Absorption auf der Basis einer Anzahl von Lichtwellenlängen vermieden. Ähnlich wie in allen herkömmlichen Geräten hängen die erhaltenen guten Ergebnisse dieses Gerätes von einem Anstieg der Durchdringung in dem zu untersuchenden lebenden Körper ab. Aus diesem Grund wird die Durchdringung in dem lebenden Körper so nahe wie möglich zum arteriellen Blut gemacht. Die Durchdringung kann künstlich erhöht werden, bis ein genaues Ergebnis erzielt ist. Jedoch ist dieses Verfahren oft nachteilig oder sehr schwierig, abhängig von den Bedingungen der zu untersuchenden Person.
  • Das dritte konventionelle Beispiel ist ein Sauerstoffmeßgerät, das in der japanischen Patent-Offenlegungsschrift Nr. 88778/1978 offenbart ist. Dieses Sauerstoffmeßgerät hat die im folgenden beschriebenen Merkmale. Licht von einer Wellenlänge und Licht von einer anderen Wellenlänge wird nacheinander an die Finger, die Ohrläppchen oder anderen Teilen des lebenden Körpers angewandt. Dieses Sauerstoffmeßgerät umfaßt Photo-detektoreinrichtungen, welche ein erstes elektrisches Signal proportional zum Teil des Lichtes einer Wellenlänge, die in solchen Körperteilen absorbiert wird, proportional ist und erzeugt ein zweites elektrisches Signal, proportional zum Teil des Lichtes der anderen Wellenlänge in diesem Teil. Wenn das Herz eine größere Blutmenge zu dem arteriellen Gewebe schickt, als in einer seiner Pausen, dann existiert in diesem Teil des Körpers eine größere Menge Blut und entsprechend wird das Licht der beiden Wellenlängen stärker gedämpft, als in dem Pausenzustand des Herzens. Folglich haben das erste und das zweite elektrische Signal Spitzen von Maximums- und Minimumswerten in einer Pulsperiode des Herzens. Der Unterschied zwischen dem maximalen und minimalen Spitzenwert hängt vollständig vom Pulsierstrom des Blutes ab, wohingegend die Pulsperiode in keiner Weise durch die Absorptionskomponenten beeinflußt wird, welche das Licht um einen gegebenen Betrag dämpfen.
  • Jedoch ist eine Messung nicht erlaubt in einem Teil, wo der Blutstrom der Arterie nicht erhalten wird oder einem Teil, wo eine Kuvette, die zum Detektieren des transmittierten Lichtes notwendig ist, nicht befestigt werden kann.
  • Das vierte herkömmliche Beispiel ist ein Sauerstoffmeßgerät, das in der japanischen Patentoffenlegungsschrift Nr. 51785/1977 offenbart ist. Dies ist ein Rückstrahlungsgerät zur Bestimmung des Sauerstoffgehaltes, welches an einen Teil des lebenden Körpers angebracht werden kann ohne Kuvette, wie sie in dem oben beschriebenen ersten bis dritten Beispiel notwendig ist. Jedoch wird das Sauerstoffmeßgerät im Prinzip zur Detektierung einer Pulsationskomponente verwendet und entsprechend ist es unmöglich, eine Messung zu machen, wenn die Pulsationskomponente nicht erhalten wird.
  • Ein anderes herkömmliches Beispiel ist ein Pulssauerstoffmeßgerät, das in der japanischen Patentoffenlegungsschrift Nr. 160445/1984 offenbart ist. In diesem Sauerstoffmeßgerät wird eine Pulsationskomponente des Blutstromes der Arterie detektiert als ein Wechsel einer transmittierten Lichtkomponente des Lichts, welches an dem Gewebe angelegt ist, wobei Sauerstoffsättigung in dem arteriellen Blut gemessen wird. Folglich sind die folgenden Nachteile involviert.
  • Ein solches Sauerstoffmeßgerät ist nicht in der Lage, Messungen in einem Teil oder einem Zustand zu machen, wo eine Pulsationskomponente nicht existiert. Das Objekt, welches gemessen werden kann, ist nur ein Sauerstoffsättigungsgrad und eine Hämoglobinmenge und das Gerät ist nicht in der Lage, Gewebesauerstoffmessung einschließlich der Information über venöses Blut zu messen, das als ein Index dient, welcher den Metabolismus des Gewebes darstellt. Da es Transmittier- und Absorbierfunktionen des Mechanismus verwendet, kann es nur an einem Teil festgemacht werden, welcher als eine optische Zelle verwendet wird. Da zudem der Transmissionsweg des Lichtes nicht genau bekannt ist, ist nicht klar, welchen Teil (Volumen) die detektierte Information betrifft. Weiterhin tritt Rauschen aufgrund von Schwingen oder Vibrieren des Sensors auf.
  • Die Theorie der Photodiffusion in Geweben ist in der Publikation von Setsuo Takatani (=Takaya) unter dem Titel "On the theory and development of a noninvasive tissue reflectance oximeter" (Dissertation Case Western Reserve University, Mai 1978). Das darin verwendete Relflexion-Sauerstoffmeßgerät enthält 5 LED's und eine Anzahl von Photodioden.
  • Daher ist es eine vorrangige Aufgabe der Erfindung, ein Rückstrahlungsgerät zur Bestimmung des Sauerstoffgehaltes zur Verfügung zu stellen, das die oben beschriebenen Nachteile vermeidet und das in der Lage ist, die Funktionen der Lunge oder des Herzens eines lebenden Körpers oder den Zustand des Sauerstoffes, der dem Gewebe des Körpers zugeführt wird, zu ermitteln und die Bedingungen eines Patienten über lange Zeit stetig zu überwachen.
  • Diese Aufgabe wird durch ein Rückstrahlungsgerät zur Bestimmung des Sauerstoffgehaltes gelöst, welches durch die Merkmale im Hauptanspruch gekennzeichnet ist.
  • Kurz gesagt wird die Erfindung in der folgenden Weise betrieben. Erste und zweite Strahlen einer Wellenlänge, die einer Änderung der Absorption aufgrund einer Änderung der Sauerstoffsättigung des Hämoglobins im Blut des Gewebes eines lebenden Körpers ausgesetzt sind, dritte und vierte Strahlen einer anderen Wellenlänge, die keiner Absorptionsänderung unterworfen ist, und fünfte und sechste Strahlen einer weiteren Wellenlänge, die einer relativ kleinen Absorptionsänderung aufgrund von Änderungen in der Hämoglobinmenge und der Sauerstoffsättigung ausgesetzt sind, werden einem Gewebe des Körpers zugeführt und Lichtempfangseinrichtungen empfangen den ersten bis sechsten Strahl, welcher von dem Gewebe des Körpers reflektiert wird. Intensitäten des jeweiligen Ausgangs der Lichtempfangseinrichtungen werden ausgewertet und, basierend auf einer vorbestimmten Funktion, wird die Hämoglobinmenge in dem Gewebe berechnet und das Ergebnis der Berechnung ausgegeben.
  • Folglich macht es die Erfindung möglich, die verschiedenen Probleme der herkömmlichen, nicht-invasiven Sauerstoffmeßgeräte zu lösen, wie beispielsweise die Unfähigkeit zu einer Messung in einem Teil, wo keine Pulsationskomponente existiert, die Beschränkung auf Messungen der Sauerstoffsättigung in der Arterie, das Rauschen aufgrund von Schwingungen oder Vibrationen eines Sensors, und die Unfähigkeit zur Messung ohne eine optische Kuvette, wegen dem optischen Transmissionsverfahren. Entsprechend ist das Sauerstoffmeßgerät der Erfindung in der Lage, die Lungenfunktionen, Herzfunktionen, einen Zustand des Sauerstoffs, der dem Gewebe zugeführt ist und andere Daten in der Untersuchung von Anästhesiologie, Darmatologie, Pädiatrie etc. zu ermitteln, und ist ebenso in der Lage, die Bedingungen eines Patienten über lange Zeit stetig zu überwachen.
  • In einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung kann ein Kalibrationsmodus und ein Meßmodus gewählt werden und wenn der Kalibrationsmodus gewählt wird, dann wird eine Spannung, welche an einer Lichtquelleneinrichtung anliegt, so eingestellt, daß die Intensität des emittierten Lichtes von der Lichtquelleneinrichtung innerhalb eines vorbestimmten Bereiches liegt.
  • Folglich wird gemäß der oben erwähnten bevorzugten Ausführungsform der Erfindung die Intensität des emittierten Lichtes von der Lichtquelleneinrichtung geeicht vor der Messung und die Hämoglobinmenge in dem Gewebe des Körpers kann genau gemessen werden.
  • Gemäß der Erfindung unter der Annahme, daß die Intensitäten des ersten, zweiten, dritten, vierten, fünften und sechsten Strahles, der von dem Gewebe reflektiert wird, gleich P1, P2, P3, P4, P5 bzw P6 ist, wird die Hämoglobinmenge im Gewebe errechnet gemäß:
  • C1 [log(P3/P4)]² + C2 log(P3/P4) + C3
  • wobei C1, C2 und C3 Korrekturwerte sind.
  • Zudem wird gemäß der Erfindung die Lichtquelleneinrichtung durch erste bis sechste Strahlenquellen gebildet, die erste bis sechste Strahlen jeweils emittieren und wobei die erste, dritte und fünfte Strahlquelle an Stellen vorgesehen sind, die von der Mitte der Lichtquellenempfangseinrichtung um einen vorbestimmten Abstand d1 beabstandet sind, wohingegen die zweite, vierte und sechste Strahlquelle an Stellen angeordnet sind, die von der Mitte der Lichtquellen-Empfangseinrichtung um einen vorbestimmten Abstand d2 beabstandet sind, wobei eine Beziehung von d1 < d2 gilt.
  • Folglich ist es möglich, die Sauerstoffsättigung in einem Teil zu messen, der keine Pulsationskomponente enthält, was in den herkömmlichen Geräten nicht gemessen werden konnte.
  • Diese und andere Aufgaben, Merkmale, Aspekte und Vorteile der Erfindung werden anhand der folgenden ausführlichen Beschreibung der Erfindung deutlich werden, wenn sie in Verbindung mit den begleitenden Zeichnungen gelesen wird.
    • Kurze Bezeichnung der Zeichnungen
  • Fig. 1 ist ein schematisches Blockdiagramm einer Ausführungsform der Erfindung.
  • Fig. 2A ist eine Ebenenansicht eines Sensorteils, der in Fig. 1 gezeigt ist.
  • Fig. 2B ist eine Schnittansicht entlang der Linie IIB-IIB, die in Fig. 2A gezeigt ist.
  • Fig. 3 ist eine Zeittabelle zur Detektierung von Beträgen von Strahlen, die an einem zu messenden Objekt reflektiert wurden, welche die Wellenlänge &lambda;1, &lambda;2 und &lambda;3 haben.
  • Fig. 4 ist ein Diagramm, das die Daten zeigt, die in einem RAM gespeichert sind, wie in Fig. 1 gezeigt ist.
  • Fig. 5-7 sind Flußdiagramme zum Erklären der genauen Betriebsweise der Ausführungsform der Erfindung. Insbesondere zeigt Fig. 5 eine Datensammel-Unterroutine, und Fig. 6 zeigt einen Kalibrationsmodus, und Fig. 7 zeigt einen Meßmodus.
    • Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen
  • Mit Bezug auf die Fig. 2A bis 2B wird das Prinzip der Erfindung beschrieben. Ein Sensorteil 10 umfaßt eine erste Lichtquelle 11, eine zweite Lichtquelle 12, eine dritte Lichtquelle 13, eine vierte Lichtquelle 14, eine fünfte Lichtquelle 15, eine sechste Lichtquelle 16, ein Lichtempfangselement 17 und einen Vorverstärker 18, welche als ein einheitlicher Körper gebildet sind, der auf einem schwarzen Keramiksubstrat 100 angeordnet ist. Lichtemissionsdioden werden als erste bis sechste Lichtquellen 11 bis 16 verwendet. Die Lichtemissionsdioden 11 und 12 emittieren Licht einer Wellenlänge &lambda;1 (z. B. 660 nm), dessen Absorption sich beträchtlich aufgrund einer Änderung der Sauerstoffsättigung im Blut ändert. Die Lichtemissionsdioden 13 und 14 emittieren Licht einer Wellenlänge &lambda;2 (beispielsweise 805 nm), dessen Absorption im wesentlichen unverändert bleibt bei einer Änderung der Sauerstoffsättigung des Hämoglobins. Die Lichtemissionsdioden 15 und 16 emittieren Licht einer Wellenlänge &lambda;3 (z. B. 940 nm), dessen Absorption sich um einen relativ geringfügigen Betrag ändert bei Änderungen der Sauerstoffsättigung des Hämoglobins und der Hämoglobinmenge. Die Lichtemissionsdioden 11, 13 und 15 sind an Stellen abseits der Mitte des Lichtempfangselementes 17 mit einem Abstand d1 angeordnet und die Lichtemissionsdioden 12, 14 und 16 sind an Stellen angeordnet, die von der Mitte des Lichtempfangselementes 17 um einen Abstand d2 beabstandet sind, wobei eine Beziehung d1 < d2 gilt.
  • Eine Lichttrennwand 19 ist vorgesehen, welche die Lichtquellen 11 bis 16, das Lichtempfangselement 17 und den Vorverstärker 18 umgibt, und die Lichtquellen 11 bis 16 vom Lichtempfangselement 17 trennt, wodurch der Einfall von externem Licht auf das Lichtempfangselement 17 verhindert wird und wodurch ebenso der direkte Einfall von Licht von den Lichtquellen 11 bis 16 auf das Lichtempfangselement 17 vermieden wird. Die Trennwand, welche die Lichtquellen 11 bis 16 vom Lichtempfangselement 17 trennt, hat eine Dicke von 0,5 mm oder weniger beispielsweise, und beispielsweise eine Höhe von 0,8 mm. Die Wand 19 dient ebenso dazu, das Harzmaterial 101 (Epoxy, Urethan, Silicon oder ähnliches), welches auf die Lichtquellen 11 bis 16 und das Lichtempfangselement 17 angewendet wird, nach außen außerhalb der Wand dringt. Eine Relais-Elektrode 102 ist zwischen den Lichtquellen 11, 13 und 15 und den Lichtquellen 12, 14 und 16 vorgesehen. Die Relais-Elektrode 102 umfaßt einen Kupferfilm, der auf dem schwarzen Keramiksubstrat 100 gebildet ist, und dient dazu, den elektrischen Strom, welcher von außerhalb des Sensorteils 10 an die jeweiligen Lichtquellen 11 bis 16 angelegt ist, zu verteilen. Elektrischer Strom wird von der Relais-Elektrode 102 den jeweiligen Lichtquellen 11 bis 16 durch Verbindungsdrähte 103 zugeführt und der Strom wird über einen Druckschaltkreis, der auf dem schwarzem Keramiksubstrat 100 gebildet ist, zugeführt.
  • Eine ausführliche Beschreibung der Lichttransmission in dem Sensorteil 10, wie er oben beschrieben ist, ist beispielsweise in der oben beschriebenen Veröffentlichung von Takatani gegeben. Diese Theorie wird im folgenden genau beschrieben. Der Sensorteil 10 ist an einem Teil des menschlichen Körpers, beispielsweise einer Fingerspitze vorgesehen und die Lichtquellen 11 bis 16 emittieren nacheinander Strahlen, so daß eine Anzahl von Lichtquellen nicht gleichzeitig Strahlen emittieren. Die von den Lichtquellen 11, 13 und 15 nahe dem Lichtempfangselement 17 emittierten Strahlen, werden diffundiert und reflektiert in dem Gewebe des Körpers und erreichen das Lichtempfangselement 17 in der Weise, wie es durch Pfeile in Fig. 2B gezeigt ist. Die Intensitäten der Strahlen, welche vom Lichtempfangselement 17 empfangen werden, sind als P1, P3 und P5 dargestellt. Die von den Lichtquellen 12, 14 und 16 im Abstand vom Lichtempfangselement 17 emittierten Strahlen werden ebenfalls diffundiert und reflektiert in dem Gewebe des Körpers und erreichen das Lichtempfangselement 17. Die Intensitäten der so empfangenen Strahlen sind als P2, P4 und P6 dargestellt. Die Intensitäten P1, P3 und P5 und die Intensitäten P2, P4 und P6 werden durch verschiedene Transmissionswege erhalten und umfassen verschiedene Beträge von Information. Es werden die Wege der reflektierten Strahlen im Bezug auf Fig. 2B beschrieben. Die Transmission der Strahlen folgt insbesondere der oben beschriebenen Photondiffusionstheorie und die Intensitäten P2, P4 und P6 haben Information über einen tieferen Teil als die Information der Intensitäten P1, P3 und P5. Daher wird, wie es in Fig. 2B gezeigt ist, angenommen, daß ein Bereich, welcher durch die Intensitäten der empfangenen Strahlen P1, P3 und P5 abgetastet wird, eine erste Schicht 40 betrifft, und daß ein Bereich, welcher durch die Intensitäten der empfangenen Strahlen P2, P4 und P6 abgetastet wird, eine zweite Schicht 50 betrifft und daß die Charakteristiken, welche zu einer Transmissionszeit der Strahlen in den jeweiligen Schichten gegeben sind, durch &alpha;11 und &alpha;12 wiedergegeben werden. Weiterhin wird angenommen, daß in diesem Fall die Charakteristiken all und a12 von der Transmission, Absorption, oder Streuung der Strahlen von der Lichtquelle, von dem Hämoglobin in dem Gewebe und ähnlichem abhängen. Wenn die Intensitäten der Strahlen, die von den Lichtquellen 11 und 12 emittiert werden als I1 und I1' jeweils dargestellt sind, dann sind die empfangenen Lichtbeträge P1 und P2 in der folgenden vereinfachten Weise wiederzugeben:
  • P1 = I1 · &alpha;11
  • P2 = I1' · &alpha;11 · &alpha;12 (1)
  • Wenn das Verhältnis der Intensitäten der empfangenen Strahlen P1 und P2 betrachtet wird, wird es durch die folgende Gleichung (2) wiedergegeben.
  • P2/P1 = I1' · &alpha;11 · &alpha;12/I1 · &alpha;11 (2)
  • Wenn I1 = I1', d. h., wenn die Intensitäten der emittierten Strahlen gleich sind, dann wird die obengenannte Gleichung (2) wiedergegeben durch die folgende Gleichung (3)
  • P2/P1 = &alpha;12 (3)
  • Entsprechend Gleichung (3) ist die Komponente der ersten Schicht 40 entfernt. Dies bedeutet, daß nur die Komponente der zweiten Schicht 50 entsprechend Gleichung (3) detektiert wird. Wenn beispielsweise der Abstand d1 (zwischen den Lichtquellen 11, 13 und 15 und dem Empfangselement 17) eingestellt ist, um als Komponente der ersten Schicht 40 Informationen über eine Kapillarschicht zu erhalten, die wahrscheinlich Störungen im Blutstrom verursacht, wenn sie durch den eingefügten Sensor gepreßt wird und der Abstand d2 (zwischen den Lichtquellen 12, 14 und 16 und den Lichtempfangselement 17) einzustellen, um als Komponente der zweiten Schicht 50 Informationen über einen Grund von Blut zu erhalten, der kaum gestört wird, wenn der eingefügte Sensor aufgepreßt wird, so daß ein Überbleibsel aufgrund der Störungen in dem Blutstrom, welcher als Problem im Stand der Technik zu lösen war, entfernt werden kann.
  • Gleichzeitig kann die Haut als der ersten Schicht 40 zugehörig angesehen werden und ein individueller Unterschied wie beispielsweise ein Unterschied aufgrund der Hautfarbe kann ebenso durch Anwenden des oben beschriebenen Prinzips vermieden werden.
  • Ähnlich wird das oben beschriebene Prinzip ebenso auf die beiden Gruppen von Lichtquellen 13, 14, 15 und 16 mit den verschiedenen Wellenlängen &lambda;2 und &lambda;3 des Lichtes angewendet und die folgenden Gleichungen erhalten.
  • P4/P3 = I2' · &alpha;21/I2 · &alpha;21 · &alpha;22 (4)
  • P6/P5 = I3' · &alpha;31/I3 · &alpha;31 · &alpha;32 (5)
  • Außerdem, wenn I2' = I2 und I3' = I3 ist, werden die folgenden Gleichungen erhalten.
  • P4/P3 = 1/&alpha;22, P6/P5 = 1/&alpha;32 (6)
  • Auf diese Weise ist zu verstehen, daß ein Überbleibsel aufgrund von Störungen im Blutstrom und individuelle Unterschiede der Haut in der gleichen Weise entfernt werden können wie im Falle der Wellenlänge &lambda;1.
  • Es ist von Takayama et al. gezeigt worden, daß die Menge des Hämoglobins (HbT) im Gewebe des lebenden Körpers auf die folgende Weise erhalten werden kann.
  • HbT = C1[ln (1/R)]² + C2[ln(1/R)] + C3 (7)
  • wobei R die Intensität des Lichtes ist, das vom Gewebe reflektiert wird, mit einer Wellenlänge, die keine Änderung der Absorption bei Änderung der Sauerstoffsättigung des Hämoglobins erfährt und C1, C2 und C3 Koeffizienten sind, die bei der Kalibration eingestellt werden. Wenn nun das Prinzip der Erfindung auf die oben beschriebene Gleichung (7) angewendet wird, ergibt sich die folgende Gleichung (8).
  • HbT = D1[log(P3/P4)]² + D2[log(P3/P4)] + D3 (8)
  • wobei die D1, D2 und D3 Koeffizienten sind, die bei der Kalibration bestimmt werden.
  • Aus der oben dargestellten Gleichung (8) wird es möglich, die Menge des Hämoglobins (HbT) im Gewebe des lebenden Körpers durch Entfernen der Artifakte aufgrund von Störungen im Blutstrom aufgrund des Druckes des eingefügten Sensors oder aufgrund individueller Unterschiede der Hautfarbe festzustellen und zu messen.
  • Die Sauerstoffsättigung (SO2T) des Gewebes wird durch die folgende Gleichung (9) ausgedrückt.
  • ® wobei A und B Koeffizienten sind, die bei der Kalibration bestimmt werden. In diesem Fall wird die Theorie, die durch die obige Gleichung (6) wiedergegeben wird, ebenfalls angewendet und es wird möglich, eine stabile Messung durch Entfernung des Überbleibsels aufgrund von Störungen im Blutstrom durch Druck des angefügten Sensors oder individuellen Unterschieden der Hautfarbe durchzuführen.
  • Im folgenden wird eine Ausführungsform der Erfindung, die auf dem oben beschriebenen Prinzip beruht, beschrieben.
  • Fig. 1 ist ein schematisches Blockdiagramm der Ausführungsform. Zunächst wird der Aufbau dieser Ausführungsform beschrieben. In Fig. 1 umfaßt ein Reflektionssauerstoffmeßgerät einen Sensorteil 10, der oben in Bezug auf die Fig. 2A und 2B beschrieben wurde, und ein Meßverarbeitungsteil 20. Der Sensorteil 10 umfaßt erste bis sechste Lichtquellen 11 bis 16, das Lichtempfangselement 17 und einen Vorverstärker 18, wie oben beschrieben. Die Lichtquellen 11 bis 16 werden durch den Meßverarbeitungsteil 20 angetrieben, so daß sie Licht nacheinander im Pulsbetrieb emittieren.
  • Der Meßverarbeitungsteil 20 umfaßt eine zentrale Prozessoreinheit (CPU) 23 als Auswerteeinrichtung. Die CPU 23 liefert an einen D/A Konverter 22 Daten zum Steuern der Intensitäten der Lichtpulse, welche von den Lichtquellen 11 bis 16 emittiert werden. Der D/A-Konverter 22 konvertiert die Daten in ein Analog-Signal, welches einem Analogschalter 21 zugeführt wird. Der Analogschalter 21 umfaßt sechs Schaltelemente, welche durch Taktgebersignale ASCCKL1, 2, 3, 4, 5 und 6, die von dem Taktgenerator 31 zugeführt werden, betrieben werden, so daß ein Ausgang des D/A-Konverter 22 an den Lichtquellen 11 bis 16 anliegt. Ein Ausgang des Lichtempfangselements 17 wird einem Verstärker 34 durch den Vorverstärker 18 zugeführt, so daß er verstärkt wird. Ein Ausgang der Verstärkung wird einem LOG-Konverter 33 zugeführt, um logarithmisch konvertiert zu werden. Ein Ausgang des LOG-Konverters 33 wird durch ein A/D-Konverter 32 abgetastet und als ein Digital-Signal ausgegeben. Das Digitalsignal wird dem CPU 23 durch ein I/O-Anschluß 29 zugeführt. Der A/D-Konverter 32 empfängt ein Taktsignal ADCLK von dem Taktgenerator 31. Der I/O-Ausgang 29 ist mit einem Summer 30 verbunden. Der Summer 30 wird verwendet, um einen Alarm auszugeben, wenn ein Meßergebnis beträchtlich von einem normalen Wert abweicht.
  • Weiterhin ist die CPU 23 mit einem RAM 24, einem ROM 25, einem Anzeigeteil 26, einem Drucker 27 und einem Betriebsteil 28 verbunden. Das RAM 24 speichert verschiedene Daten, wie in Fig. 4 gezeigt und später beschrieben ist. Das ROM 25 speichert Programme, basierend auf Flußdiagrammen, die in den Fig. 5 bis 7 gezeigt sind. Der Anzeigeteil 26 zeigt ein Ergebnis der Auswertung der CPU 23 an und der Drucker 27 druckt das Ergebnis der Auswertung.
  • Der Betriebsteil 28 umfaßt einen Alarm LED 281, eine Kalibrationstaste 282, eine Starttaste 283 und eine Drucktaste 284. Das Alarm LED 281 zeigt einen Alarm an, wenn das Ergebnis der Berechnung eine geringe Zuverlässigkeit hat. Die Kalibrationstaste 282 wird verwendet, um einen Kalibrationsmodus einzustellen. Die Starttaste 283 veranlaßt den Start eines Meßmodus und die Drucktaste 284 veranlaßt einen Ausdruck des Rechenergebnisses.
  • Fig. 3 ist eine Zeittafel für die Detektierung der Strahlintensitäten der Wellenlängen k1, k2, k3, welche durch ein zu messendes Objekt transmittiert werden. Fig. 4 ist ein Diagramm, das die Daten zeigt, die in dem RAM gespeichert sind, wie in Fig. 1 gezeigt ist. Die Fig. 5 bis 7 sind Flußdiagramme zum Erklären des konkreten Betriebes der Ausführungsform der Erfindung. Insbesondere zeigt Fig. 5 ein Datensammel-Unterprogramm; Fig. 6 zeigt den Kalibrationsmodus; und Fig. 7 zeigt den Meßmodus.
  • Mit Bezug auf die Fig. 1 bis 7 wird der konkrete Betrieb der Ausführungsform beschrieben. Zunächst sind die Schritte SP1 bis SP24, die in Fig. 5 gezeigt sind, Vorgänge zum Abtasten der Intensitäten der Strahlen mit den Wellenlängen &lambda;1, &lambda;2, &lambda;3, welche durch das zu messende Objekt transmittiert werden und zum Speichern in Bereichen 241 bis 246 des RAM 24.
  • Insbesondere in dem Schritt SP1 liest die CPU 23 Daten einer Antriebsspannung VL1 der ersten Lichtquelle 11, die in dem Speicherbereich 256 des RAM 24, das in Fig. 4 gezeigt ist, gespeichert sind und führt diese Daten dem D/A-Konverter 22 zu. Der D/A-Konverter 22 konvertiert die Spannungsdaten in ein Analog-Signal und führt dieses dem Analogschalter 21 zu. Der Analog-Schalter 21 empfängt das Taktsignal ASCLK1, das als (i) in Fig. 3 gezeigt ist, von dem Taktgenerator 31. In dem Schritt SP2 wird der Analog-Schalter 21 in Antwort auf das Taktsignal ASCLK1 geschaltet und führt der ersten Lichtquelle 11 die Analog-Spannung VL1 zu, die durch den D/A-Konverter 22 konvertiert ist. Dann emittiert die erste Lichtquelle 11 Licht einer Intensität, entsprechend der Antriebsspannung VL1 und legt dieses an das zu untersuchende Objekt 50 an.
  • Das emittierte Licht wird an dem Objekt 50 reflektiert und von dem Lichtempfangselement 17 empfangen. Das Lichtempfangselement 17 konvertiert das empfangene Licht in ein elektrisches Signal und führt dies dem Verstärker 34 über den Vorverstärker 18 zu. Der Vorverstärker 34 verstärkt das Signal und führt es dem LOG-Konverter 33 so zu, daß es logarithmisch konvertiert wird. Die logarithmisch konvertierte Spannung wird dem D/A-Konverter 32 zugeführt. Das Taktsignal ADCLK, das in (g) von Fig. 3 gezeigt ist, wird vom Taktgenerator 31 an den A/D-Konverter 32 angelegt. Entsprechend konvertiert in Schritt SP3 der A/D-Konverter 32 den Analog-Ausgang des LOG- Konverters 33 in einen Digital-Ausgang, basierend auf dem Taktsignal ADCLK. Der Digital-Ausgang wird der CPU 23 über den I/O-Anschluß 29 zugeführt. Im Schritt SP4 liest die CPU 23 den Ausgang der A/D-Konversion und speichert ihn als P1 in dem Bereich 241 des RAM 24.
  • Ähnlich liest die CPU 23 Daten einer Antriebsspannung VL2 der zweiten Lichtquelle, dies als (b) in Fig. 3 gezeigt und im Bereich 257 des RAM 24 gespeichert sind und führt sie dem Analog-Schalter 21 über den D/A-Konverter 22 zu. Das Taktsignal ASCLK2, das in (j) von Fig. 3 gezeigt ist, wird vom Taktgenerator 31 an den Analogschalter 21 angelegt. Entsprechend ist in Schritt SP6 der Analog-Schalter 21 eingeschaltet auf der Basis des Taktsignals ASCLK2, um die Antriebsspannung VL2 der zweiten Lichtquelle 12 zuzuführen. Dann emittiert die zweite Lichtquelle 12 Licht einer Intensität entsprechend der Antriebsspannung VL2 und legt es an das zu untersuchende Objekt 50 an. Das emittierte Licht der Wellenlänge &lambda;1 wird an dem Objekt 50 reflektiert und wird durch das Lichtempfangselement 17 empfangen.
  • Das Lichtempfangselement 17 konvertiert das empfangene Licht photoelektrisch und führt es dem Verstärker 34 über den Vorverstärker 18 zu. Der Ausgang des Verstärkers 34 wird durch den LOG-Konverter 33 in der gleichen Weise konvertiert wie oben beschrieben ist, und führt es dem A/D-Konverter 32 zu. Im Schritt SP7 startet der A/D-Konverter 32 die A/D Konversion, basierend auf dem Taktsignal ADCLK von dem Taktgenerator 31. Der Ausgang der A/D-Konversion wird der CPU 23 durch den I/O-Anschluß 29 zugeführt. Im Schritt SP8 liest die CPU 23 den Ausgang des A/D-Konversierung und speichert es als P2 in dem Bereich 242 des RAM 24 ab. Anschließend führt die CPU 23 Vorgänge in den Schritten SP9 bis SP24 aus, in welchen die dritten bis sechsten Lichtquellen 13 - 16, basierend auf den Daten der Antriebsspannung VL3 bis VL6, welche in den Bereichen 258 bis 261 des RAM 24 gespeichert sind, aus, und speichert die Daten als P3 bis P6 in den Bereichen 243 bis 246, jeweils basierend auf dem Ausgang des Lichtempfangselementes 17.
  • Nun wird der Kalibrationsmodus, der in Fig. 6 gezeigt ist, beschrieben. Der Kalibrationsmodus wird gestartet, wenn die Stromversorgung des Gerätes eingeschaltet wird oder wenn der Betrieb in dem Meßmodus, der in Fig. 7 gezeigt ist und später beschrieben wird, zu Ende gebracht ist. In dem Schritt SP31 zeigt die CPU 23 den Kalibrationsmodus auf dem Anzeigeteil 26 an. Diese Anzeige dient zur Anzeige, daß der Kalibrationsmodus gewählt wurde und dient ebenso dazu, die Anbringung des Sensorteils 10 anzuweisen. Gemäß dieser Anweisung bringt der Betreiber des Gerätes den Sensorteil 10 an das zu untersuchende Objekt 50 an. Dann wartet in Schritt SP32 die CPU 23, bis die Kalibrationstaste 282 betätigt wird. Wenn die Kalibrationstaste 282 betätigt ist, schreitet die CPU 23 zum Schritt SP33 vor und übt die Datensammel-Unterroutine, die in Fig. 5 gezeigt ist, aus.
  • Die CPU 23 mißt die Daten P1 bis P6 m-mal, basierend auf Daten über die Anzahl von malen, die im Bereich 255 des RAM 24 gespeichert sind, und speichert Daten über das mittlere Licht, die durch Mittelung der Daten über die m-fachen Messungen als PM1 bis PM6 in den Bereichen 262 bis 267 des RAM 24 gespeichert sind. Die CPU 23 speichert die Werte PM1 bis PM6 in den Bereichen 247 bis 252 des RAM 24 als PO1 bis PO6 in dem Schritt SP34. Dann übt die CPU 23 die Schritte SP35 bis SP57 aus, in welchen die Antriebsspannung VL1 bis VL6, die an den ersten bis sechsten Lichtquellen 11 bis 16 anliegen, so reguliert werden, daß PO1 bis PO6 eingestellt werden zwischen den Lichtdaten PMAX und PMIN (PMAX > PMIN), die in den Bereichen 253 und 254 des RAM 24 jeweils gespeichert sind.
  • Insbesondere in dem Schritt SP35, wenn PO1 größer als PMAX ist, schreitet die CPU 23 zu dem Schritt SP36 fort, um die Antriebsspannung VL1 auf einen kleinen Wert einzustellen. Dann werden die Schritte SP33 und SP34 erneut ausgeführt und erneut bestimmt im Schritt SP35, ob PO1 größer als PMAX ist. Wenn PO1 nicht kleiner als PMAX ist, schreitet die CPU 23 zu dem Schritt SP37 fort, um zu bestimmten, ob PO1 kleiner als PMIN ist. Wenn PO1 kleiner als PMIN ist, wird der Wert der Antriebsspannung VL1 in dem Schritt SP38 erhöht und dann kehrt die CPU 23 in den oben erwähnten Schritt SP33 zurück. Diese Vorgänge werden wiederholt, um die Antriebsspannung VL1 so einzustellen, daß PO1 zwischen PMAX und PMIN liegt.
  • Anschließend werden die Vorgänge in den Schritten SP39 bis SP58 ausgeführt und die Antriebsspannung VL1 bis VL6 so reguliert, daß PO2 bis PO6 zwischen PMAX und PMIN liegt. Dann wird am Ende die Antriebsspannungen VL1 bis VL6 in den Bereichen 257 bis 261 des RAM 24 gespeichert.
  • Dann fügt der Betreiber den Sensorteil 10 an den zu untersuchenden Teil an, beispielsweise eine Fingerspitze und betätigt die Starttaste 283. In Folge schreitet die CPU 23 zu dem Meßmodus fort, der in Fig. 7 gezeigt ist. Insbesondere in dem Schritt SP61 wird die oben beschriebene Datensammel-Unterroutine, die in Fig. 5 gezeigt ist, ausgeübt und P1 bis P6 werden basierend auf den Lichtpulsen, die von den ersten bis sechsten Lichtquellen 11 bis 16 empfangen und an dem zu messenden Teil reflektiert werden, in den Bereichen 241 bis 246 des RAM 24 gespeichert. Dann setzt die CPU 23 P3 und P4, die in den Bereichen 242 und 245 des RAM 24 gespeichert sind, in die oben erwähnte Gleichung (8) ein und ermittelt die Menge des Hämoglobins (HbT ). Weiterhin ersetzt in dem Schritt SP63 die CPU 23 P1, P2, P3, P4, P5 und P6, die in den Bereichen 241, 243, 244 und 246 des RAM 24 gespeichert sind in die oben gezeigte Gleichung (9) ein und ermittelt die Sauerstoffsättigung SO2T des Körpergewebes. Die Hämoglobinmenge HbT und die Sauerstoffsättigung SO2T des Hämoglobins in dem Körpergewebe, die durch Auswertevorgänge ermittelt werden, werden auf dem Anzeigeteil 26 angezeigt. Wenn die Druckertaste 284 betätigt wird, dann werden die Ergebnisse der Berechnung HbT und SO2T durch den Drucker 27 in dem Schritt SP65 ausgedruckt. Der Summer 30 gibt einen Alarm aus, wenn die Meßergebnisse unter einem vorbestimmten Pegel liegen, während der Patient überwacht wird.
  • Wie oben beschrieben wird gemäß der Ausführungsform der Erfindung Lichtpulse der Wellenlänge, deren Absorption beträchtlich sich ändert bei Änderungen der Sauerstoffsättigung oder des Hämoglobins im Blut des Gewebes eines lebenden Körpers, und Lichtpulse, deren Absorption sich nicht ändert, und Lichtpulse, deren Absorption sich wenig ändert bei Änderungen der Hämoglobinmenge und Sauerstoffsättigung mit den vorbestimmten Pegeln von Stellen nahe dem Lichtempfangsteil und einer Position in einem geringen Abstand angelegt, und die Lichtpulse, die durch das Gewebe reflektiert werden, werden detektiert, wodurch die Sauerstoffsättigung des Hämoglobins im Blut des Körpergewebes die Hämoglobinmenge auf der Basis von vorbestimmten Funktionen ermittelt wird. Folglich wird es möglich, verschiedene Probleme in den herkömmlichen nicht-invasiven Sauerstoffmeßgeräten zu vermeiden, wie beispielsweise die Unfähigkeit zur Messung in einem Teil, wo keine Pulsationskomponente existiert, die Beschränkung auf Messungen der Sauerstoffsättigung der Arterie, das Auftreten von Rauschen aufgrund von Schwingen oder Vibration eines Sensors, oder die Unfähigkeit zur Messung im Fällen einer nicht-existierenden optischen Kuvette für eine optische Transmissionsmethode. Daher ermöglicht es die vorliegende Erfindung, die Lungenfunktion, Herzfunktionen, Bedingungen des Sauerstoffs, der dem Gewebe zugeführt wird und andere Daten bei der Untersuchung von Anästesiologie, Dermatologie, Pädiatrie o. ä. zu ermitteln und einen Patienten für längere Zeit stetig zu überwachen.

Claims (5)

1. Rückstrahlungsgerät zur Bestimmung des Sauerstoff-gehaltes, umfassend:
eine Strahlungsquellenvorrichtung (11 bis 16) zur Anwendung auf ein Gewebe eines lebenden Körpers,
erste und zweite Strahlung der gleiche Emissions-intensität und von einer Wellenlänge, welche eine Änderung in der Absorption aufgrund einer Änderung in der Sauerstoffsättigung des Hämoglobins im Blut des Gewebes mit sich bringt,
dritte und vierte Strahlung der gleichen Emissions-intensität und von einer Wellenlänge, welche keine Änderung der besagten Absorption mit sich bringt, und
fünfte und sechste Strahlung der gleichen Emissions-intensität und von einer Wellenlänge, welche eine relativ kleine Änderung der Absorption mit sich bringt, gekennzeichnet durch
ein Strahlenempfangselement (17) zur zeitaufgelösten Detektierung eines Teils der ersten, dritten und fünften Strahlung, welche durch eine äußere Schicht (40) des Gewebes reflektiert wird, und eines Teils der zweiten, vierten und sechsten Strahlung, welche durch die äußere Schicht geht und welche durch einen tieferen Bereich (50) des Gewebes reflektiert wird,
eine Auswertungsvorrichtung (20) zum Auswerten der Intensitäten der sechs reflektierten Strahlungen, basierend auf einem Ausgang des Strahlenempfangselementes und zur Auswertung eines quantitativen Wertes, welcher den Anteil des Sauerstoffes in dem Blut auf der Basis einer vorbestimmten Funktion charakterisiert, und
eine Ausgabevorrichtung (26, 27) zum Ausgeben von Ergebnissen der Auswertung der Auswertungsvorrichtung, wobei die Strahlungsquellenvorrichtung (11 bis 16) erste bis sechste Strahlungsquellen zur Emission der ersten bis sechsten Strahlung umfaßt,
die erste, dritte und fünfte Strahlungsquellen sind im Abstand von einem Zentrum der Strahlenempfangsvorrichtung (17) durch eine vorbestimmte Distanz D1 beabstandet, und die zweite, vierte und sechste Strahlungsquelle ist von der Mitte der Strahlungsempfangsvorrichtung (17) durch einen vorbestimmten Abstand D2 beabstandet, wobei eine Beziehung D1 < D2 beibehalten ist, worin
die Strahlenempfangsvorrichtung einer Einrichtung zur Auswertung der Sauerstoffsättigung des Gewebes gemäß dem Ausdruck
umfaßt, wobei P1, P2, P3, P4, P5 und P6 die Intensitäten der ersten, zweiten, dritten, vierten, fünften und sechsten Strahlung sind, die jeweils von dem Gewebe reflektiert werden, und A und B Korrekturwerte sind, und worin die Auswertungseinrichtung eine Einrichtung zum Auswerten der Menge des Hämoglobins in dem Gewebe gemäß dem Ausdruck:
C1 * [log(P3/P4)]² + C2 * log(P3/P4) + C3
umfaßt, wobei C1, C2 und C3 Korrekturwerte sind.
2. Rückstrahlungsgerät zur Bestimmung des Sauerstoffgehaltes nach Anspruch 1, das weiterhin umfaßt: eine Betriebsartauswahlvorrichtung (282, 283) zur Auswahl zwischen einer Kalibrierbetriebsart zur Ausführung einer Kalibrierung, um die Intensitäten der Strahlung, welche von den Strahlungsquellenvorrichtungen emittiert werden, innerhalb eines vorbestimmten Bereiches einzustellen, und einer Meßbetriebsart zur Auswertung des quantitativen Wertes durch die Auswertungsvorrichtung.
3. Rückstrahlungsgerät zur Bestimmung des Sauerstoffgehaltes nach Anspruch 2, das weiterhin umfaßt: eine Spannungseinstellvorrichtung (21, 22) zum Einstellen einer Spannung, welche an die Strahlenquellenvorrichtung angelegt wird, in Antwort auf die Auswahl der Kalibrierbetriebsart durch die Auswahlvorrichtung, damit die Intensitäten der ersten bis sechsten Strahlung, welche von der Strahlenquellenvorrichtung emittiert werden, in einem vorbestimmten Bereich liegen.
4. Rückstrahlungsgerät zur Bestimmung des Sauerstoffgehaltes nach Anspruch 1 - 3, das weiterhin umfaßt:
eine Vorrichtung (23) zum mehrfachen Berechnen eines Mittelwertes der Signale von jedem der ersten bis sechsten Strahlen, welche durch die Strahlenempfangsvorrichtung empfangen werden, wobei
die Auswertevorrichtung eine Einrichtung (23) zum Auswerten des quantitativen Wertes auf der Grundlage des Mittelwertes und einer vorbestimmten Funktion umfaßt.
5. Rückstrahlungsgerät zur Bestimmung des Sauerstoffgehaltes nach Anspruch 1 - 4, gekennzeichnet durch eine Einstellvorrichtung zum Einstellen der Intensitäten der Strahlung, welche von der Strahlungsquellenvorrichtung emittiert werden.
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