Verfahren zur kontinuierlichen nichtinvasiven Bestimmung der Konzentration von Blutbestandteilen

Die Erfindung betrifft Verfahren zur kontinuierlichen nichtinvasiven Bestimmung der Konzentration von Blutbestandteilen.

Beispielsweise besteht menschliches Biut zu 38,5 % aus Hämoglobin in der Trockenmasse (d. h. alles ungebundene Wasser wird entzogen) und ca, 15 in der Feuchtmasse (d. h. im physiologischen Normalzustand). Hämoglobin weist wiederum vier weitere Bestandteile auf:

- sauerstoffungesättigtes Hämoglobin (RHb)

- Sauerstoff gesättigtes Hämoglobin (O ₂ Hb)

- Carboxy-Hämoglobin (COHb)

Methämoglobin (MetHb)

Die Zusammensetzung menschlichen Blutes ist beispielhaft in Fig. 1 dargestellt. Für medizinische Zwecke ist es häufig notwendig, die Konzentration des Hämoglobins und insbesondere die Konzentration der vier genannten Hämoglobin-Derivate zu bestimmen. Die Erfindung kann jedoch auch zur Bestimmung der Konzentration weiterer Blutbeεtandteiie verwendet werden. Sämtliche im Zusammenhang mit Hämoglobin genannten Merkmale können somit auch zur Messung der Konzentration weiterer Blutbestanteile verwendet werden.

Es ist bekannt zur Bestimmung des Hämoglobingehaltes im Blut ein Hb-

Fotometer zu verwenden. Das Hb- Fotometer weist einen Kapillarspalt auf, der mit einer chemischen Reagenz gefüllt ist. Eine kleine Menge an Blut, beispielsweise ein Blutstropfen, wird diesem Kapillarspait zugeführt und ändert seine Lichtdurchlässigkeit auf Grund der erfolgten chemischen Zersetzung, Die Veränderung der Lichtdurchlässigkeit kann fotometrisch erfasst werden.

Eine derartige Vorrichtung weist den Nachteil auf, dass dem Patienten zur überprüfung des Hb-Wertes Blut abgenommen werden muss.

Es ist weiterhin aus US 2005/267346 Al die Bestimmung der Konzentration von Blutbestandteilen auf der Grundlage von Absorptionsmessungen in verschiedenen Wellenlängenbereichen bekannt. Allerdings beinhaltet diese Druckschrift eine Anordnung, mit der eine elektromagnetische Strahlung innerhalb von n>2 Bändern zur Bestimmung der Konzentration von Blutbestandteilen verwendet wird. Dabei ist jede zu ermittelnde Substanz einem dieser Bänder zuzuordnen. Dies stellt allerdings in der Praxis eine wesentliche Einschränkung dar, da sich bei der Erfassung einer Vielzahl von Blutbestandteilen kaum die entsprechende Anzahl verschiedener Bänder mit geeigneten Absorptionsstrukturen finden lässt.

Aus US 6,104,938 ist ein Verfahren zur Ermittlung der Konzentration von Blutbestandteilen auf Basis einer Auswertung der Intensitäten des transmittierten bzw. reflektierten Lichts eines Körperteils mit verschiedenen Wellenlängen beschrieben. Die dargestellte Berechungsmethode ist nur für transmittierte oder reflektierte Anteile des Lichts, nicht jedoch für deren kombinierte Betrachtung anwendbar.

Aufgabe der Erfindung ist es, ein Verfahren zur nichtinvasiven Bestimmung der Konzentration einer insbesondere vergleichsweise großen Anzahl von Blutbestandteilen bereit zu steilen.

Die Lösung der Aufgabe erfolgt erfindungsgemäß durch die Merkmale des Anspruchs 1.

Ein Verfahren zur Bestimmung der Konzentration von Blutbestandteilen umfasst die folgenden Schritte,

a. Ausstrahlen mehrerer Messstrahlungen durch eine Strahlungsqueile mit jeweils verschiedenen Wellenlängen,

b. Empfangen der durch ein zu untersuchendes Körperteil reflektierten Messstrahlung mehrerer dieser Wellenlängen durch einen ersten Lichtempfänger,

c. Empfangen der durch das zu untersuchende Körperteil transmittierten Messstrahlung mehrerer dieser Wellenlängen durch einen zweiten Lichtempfänger,

d. Ermitteiten der durch das zu untersuchende Körperteil erfolgten Absorption der Messstrahlung jeder Wellenlänge auf Basis der Messung der reflektierten Strahlung durch den ersten Strahlungsempfänger und der Messung der transmittierten Strahlung durch den zweiten Strahlungsempfänger,

e. Ermitteln der Konzentration von Blutbeεtandteilen basierend auf der ermittelten Absorption der Messstrahlung bei jeder Wellenlänge.

Ausgangspunkt für das erfindungsgemäße Verfahren ist eine Vorrichtung, die zum Ausstrahlen mehrerer Messstrah!ungen mit jeweils verschiedenen Wellenlängen geeignet ist. Die Vorrichtung weist ferner einen ersten Lichtempfänger zum Empfangen der durch ein zu untersuchendes Körperteil reflektierten Messstrahlung auf. Weiterhin ist ein zweiter Lichtempfänger zum Empfangen der durch das zu untersuchende Körperteil transmittierten

Messstrahlung vorgesehen. Bei dein zu untersuchenden Körperteil kann es sich beispielsweise um einen menschlichen Finger handein. Als Messstrahlung kann eine elektromagnetische Strahlung, wie beispielsweise Licht im sichtbaren Bereich und/oder Infrarotstrahlung im nahen Infrarotbereich verwendet werden. Besonders bevorzugt ist die Verwendung einer Vorrichtung, wie sie in der von der Anmelderin eingereichten Patentanmeldung „Vorrichtung zur Ermittlung von Konzentrationen von Blutbestandteilen" beschrieben ist.

Der Erfindung liegt der Gedanke zugrunde, dass die verschiedenen Bestandteile des Blutes, beispielsweise das Hämoglobin und das Wasser, Strahlung in unterschiedlichem Ausmaß absorbieren. Insbesondere existieren bestimmte Wellenlängen der Strahlung, beispielsweise von Licht, bei denen sich der Absorptionsgrad der verschiedenen Blutbestandteile besonders signifikant unterscheidet. Eine Auswahl der Strahlungsquelie derart, dass sie eine solche Wellenlänge emittiert, kann die Ergebnisse der erfϊndungsgemäßen Vorrichtung verbessern.

Theoretische Grundlage der Erfindung bildet das Lambert-Beersche Gesetz:

(1) 1/I ₀ = 10 ^"ECd

I austretende /durchgelassene Intensität

I ₀ einfallende Intensität

E Absorptionskoeffizient (molare Extinktion) eines Blutbestaπdteils (für eine bestimmte Wellenlänge) c Konzentration d Schichtdicke

Das Lambert-Beersche Gesetz beschreibt, wie sich die Strahlungsintensität beim Durchgang durch einen absorbierenden Stoff in Abhängigkeit von der

*™ O

Konzentration des Stoffes verhält Dabei ergibt sich die Extinktion aus dem Verhältnis des transmittierten zum einfallenden Licht.

Erftndungsgemäß wird somit durch den ersten Strahlungsempfänger Strahlung gemessen, die durch das zu untersuchende Körperteil reflektiert wird. Weiterhin wird durch den zweiten Strahlungsempfänger Strahlung gemessen, die durch das zu untersuchende Körperteil transrnittiert wird.

Da die verschiedenen Blutbestandteile, wie eingangs erwähnt, bestimmte Wellenlängen einer Strahlung unterschiedlich stark absorbieren, kann bei geeigneter Wahl der verwendeten Wellenlänge auf Grund des gemessenen Absorptionsgrades mit Hilfe weiterer Berechnungen die Konzentration verschiedener Blutbestandteiie ermittelt werden. Als Referenzpunkte können dabei auch die Wellenlängen sogenannter isosbestischer Punkte verwendet werden, bei denen die Blutbestandteiie den gleichen Absorptionsgrad aufweisen.

Die Verwendung einer Strahlungsquelle zum Emittieren verschiedener Wellenlängen ermöglicht somit eine besonders genaue Messung der Konzentration verschiedener Blutbestandteile, da eine Messung genau bei denjenigen Wellenlängen vorgenommen werden kann, bei denen besonders markante Unterschiede bezüglich der Absorption auftreten. Als besonders vorteilhaft haben sich beispielsweise zur Messung der Hämoglobin-Derivate folgende Wellenlängen herausgestellt:

• 540nm±5nm, 562nm±5nm, 573±5nm zur Unterscheidung von Carboxyhämoglobin von oxygeniertem Hämoglobin

• 623±5nm zur Unterscheidung von Methämoglobin von oxygeniertem Hämoglobin

• 660πm±10nm zur Unterscheidung aller Hämoglobinderivate voneinander, da bei dieser Wellenlänge alle Bestandteile unterschiedliche Absorpttonsgrade aufweisen

• 805nm±10nm zur Unterscheidung von Gesamthämoglobin von Wasser, da bei dieser Wellenlänge nur Hämoglobin absorbiert, nicht aber Wasser

• 950nm±10nm als Referenzpunkt, da hier alle Bestandteile einen gleichen Absorptionsgrad aufweisen (isosbestϊscher Punkt)

• 1200nm±50nm zur Unterscheidung von Wasser von Gesamthämoglobin, da bei dieser Wellenlänge nur Wasser absorbiert, nicht aber Hämoglobin

Um verschiedene Parameter der Blutzusammensetzung bezüglich Hämoglobin bestimmen zu können, müssen mehrere diskrete Wellenlänge quasiparaltel in das Gewebe gestrahlt werden. Die Wahl der Wellenlängen begründet sich, wie bereits teilweise beschrieben, durch folgende Abhängigkeiten:

1. Absorptionseigenschaften der Hämoglobin-Derivate

2. Absorptionseigenschaften des Wassers

3. Eindringtiefe bzw. Durchlässigkeit der Haut für bestimmte Wellenlängen

4. Isosbestische(r) Punkt(e) im Absorptionsspektrum der unterschiedlichen Derivate

5. Technische Möglichkeiten der Strahlungsquellen

Besonders bevorzugt wird bei der Auswahl der verwendeten Wellenlängen das optische Fenster für die Haut berücksichtigt. Dies liegt bei menschlicher Haut in einem Wellenlängenbereich von ca, 350 nm bis 1650 nm.

Insbesondere umfasst das Verfahren bevorzugt das Speichern der ermittelten Absorptionswerte jeder Wellenlänge und das Wiederholen der bisher genannten Verfahrensschritte, wobei die ermittelten Absorptioπswerte einer jeden Wellenlänge für jeden Wϊederholungszyklus gespeichert werden. Anschließend erfolgt ein Zusammenfassen der einzelnen Absorptionswerte der

emittierten Strahlung für jede Weüenlänge zur Darstellung eines zeitlichen Verlaufs der Absorption bei jeder Wellenlänge. Diese Darstellung kann beispielsweise in Form einer Kurve oder in Form einer Tabelle erfolgen.

Das Speichern der ermittelten Absorpttonswerte jeder Wellenlänge für jeden Wiederholungszyklus, das Zusammenfassen der Absorptionswerte für jede Wellenlänge zur Darstellung eines zeitlichen Verlaufs der Absorption und die Darstellung dieses Verlaufs erfolgt bevorzugt in einer Berechnungseinrichtung derart, dass die ßerechnungseinrichtung in keiner Wechselwirkung mit dem zu untersuchenden Körperteil oder mit dem Körper eines Patienten steht.

Bevorzugt ist, dass mindestens so viele Wellenlängen wie die Anzahl der zu bestimmenden Blutbestandteile verwendet werden. Soll beispielsweise die Konzentration der vier eingangs genannten HämogSobinderivate sowie das Wasser im Blut bestimmt werden, ist es notwendig, mindestens fünf verschiedene Wellenlängen zu verwenden. Um eine genauere Messung zu ermöglichen, kann es sinnvoll sein, bei weiteren Wellenlängen, z.B. bei insgesamt acht Wellenlängen die Intensität zu messen. Mögliche Methoden für die Bestimmung der Konzentrationsverhäitnisse der Bestandteile des Blutes sind beispielsweise die Bestimmung durch lineare Gleichungssysteme, eine Bestimmung unter Zuhilfenahme eines heuristischen Algorithmus sowie die Bestimmung mittels Korrelation. Diese Methoden werden in den Ausführungsbeispielen der vorliegenden Anmeldung näher erläutert. Bei allen Methoden werden verschiedene charakteristische Wellenlängen verwendet, so dass anschließend ein Volumenpulsverlauf für eine Vielzahl einzelner Blutbestandteile ermittelt werden kann. In der Praxis wird zur Bestimmung der Konzentration einzelner Blutbestandteile nicht der gesamte Voiumenpulsverlauf für jeden Blutbestandteil bestimmt, sondern lediglich verschiedene Absorptionswerte an markanten Punkten der Absorptionsverläufe der verwendeten Wellenlängen. Diese markanten Punkte können beispielsweise Maxima der Absorptionsverläufe sein.

Besonders bevorzugt ist es, nicht nur eine Momentaufnahme, d.h. eine einzige Messung, in der Absorptionswerte in verschiedenen Wellenlängen ermittelt werden, durchzuführen, sondern mehrere Messungen zu verschiedenen Zeitpunkten der Volumenpulsverläufe. Insbesondere um den pulsatiien Anteil eines Absorptionsverlaufs zu erfassen, wird beispielsweise auch der Tiefpunkt einer Verlaufskurve (Systole) benötigt, um dann die Differenz zu dem Maximum der Verlaufskurve (Diastole) bestimmen zu können, da sonst der Gleichanteil nicht berücksichtigt werden kann. Des Weiteren ist es möglich, eine komplette Kurve für den Volumenpulsverlauf durch eine sehr große Anzahl von Messungen zu ermitteln, so dass aus dieser Kurve auch andere Informationen entnommen werden können. Beispielsweise können anstelle der Maxima die Flächenintegrale als Verhältnis zueinander als Eingangsdaten für den Berechnungsalgorithmus verwendet werden.

Bei den meisten der verwendeten Wellenlängen erhält man ein Mischsignal (Summenvolumenpuis) aus der Absorption aller Blutbestandteile. Anhand der aufgenommenen Absorptionsamplitudenverhältπisse zueinander können unter Zuhilfenahme der diskreten Stoff- und welleniängenspezifischen Extinktionskoeffizienten die Konzentrationsverhältnisse der Blutbestandteile zueinander, beispielsweise durch die oben genannten Berechnungsmethoden, bestimmt werden. Die Extinktionskoeffizienten können sich sowohl auf die Stoffmenge pro Volumen als auch auf die Masse pro Volumen beziehen. Demzufolge entsprechen die zu berechnenden Verhältnisse entweder den Masseverhältnissen oder den Volumenverhältnissen der einzelnen Blutbestandteile pro Volumen,

Weitere Details einer Vorrichtung zur Bestimmung der Konzentration von Blutbestandteilen werden im Folgenden beschrieben.

Die Vorrichtung weist vorzugsweise eine mit dem ersten und dem zweiten Strahlungsempfänger verbundene Berechnungseinrichtung zur Berechnung der durch das zu untersuchende Körperteil erfolgten Absorption der emittierten

Strahlung auf Basis des gemessenen reflektierten und transmittierten Strahlungsanteils auf. Bei der Berechnungseinrichtung kann es sich beispielsweise um einen Computer handeln. Die Berechung der durch das zu untersuchende Körperteil erfolgten Absorption der emittierten Strahlung kann insbesondere in der Berechnungseinrichtung derart stattfinden, dass eine Wechselwirkung der Berechnungseinrichtung mit dem zu untersuchenden Körperteil nicht erforderlich ist. Beispielsweise kann die Berechnungseinrichtung als ein Gerät ausgebildet sein, auf dem ein spezifisches Softwareprogramm abläuft.

Besonders bevorzugt ist es, die Strahlungsquelle und den ersten Strahlungsempfänger zum Empfangen von durch das zu untersuchende Körperteil reflektierter Strahlung auf der gleichen Seite des zu untersuchenden Körperteils anzuordnen. Der zweite Strahlungsempfänger zum Empfangen der transmittierten Strahlung kann dann dem ersten Strahlungsempfänger gegenüber liegend auf einer zweiten Seite des zu untersuchenden Körperteils angeordnet sein.

Um eine genauere Messung der Hämoglobinkonzentration im Blut zu ermöglichen und/oder um eine Messung der Konzentration von Hämoglobin- Derivaten zu ermöglichen, ist es weiterhin bevorzugt, dass die Strahlungsquelle mehrere Einzelstrahlungsquellen verschiedener Wellenlängen aufweist. Die Einzelstrahlungsquellen können beispielsweise als LEDs, Laserdioden oder Weißiicht-LEDs mit Filter, ausgebildet sein. Dieses Merkmal ist besonders vorteilhaft, da verschiedene Hämoglobin-Derivate bei bestimmten Wellenlängen besonders markante Unterschiede bezüglich des Absorptionsgrades der emittierten Strahlung aufweisen. Besonders vorteilhaft ist es, zur Messung diese Wellenlängen zu verwenden, bei denen der Unterschied im Absorptionsgrad verschiedener Hämoglobin-Derivate bzw. weiterer Blutbestandteile, wie beispielsweise Wasser, besonders groß ist

Im Folgenden werden weitere bevorzugte Merkmaie der erfindungsgemäßen Vorrichtung beschrieben.

Besonders bevorzugt ist die Vorrichtung derart ausgebildet, dass der erste und der zweite Strahlungsempfänger einander gegenüberliegend angeordnet sind, so dass zwischen dem ersten und dem zweiten Strahlungsempfänger ein Aufnahmeraum zur Aufnahme des zu untersuchenden Körperteils ausgebildet ist. Die Strahlungsquelle und der erste Strahlungsempfänger können dabei in einer Ebene angeordnet sein.

Besonders bevorzugt ist es, die Strahlungsquelle als Lichtquelle, beispielsweise durch LEDs auszubilden und den ersten und zweiten Strahlungsempfänger als Lichtempfänger, beispielsweise als Fotodioden auszubilden.

Die LEDs können, insbesondere kreisförmig um den ersten Lichtempfänger herum, auf der ersten Seite des Aufnahmeraums angeordnet sein.

Eine besonders gleichmäßige Ausleuchtung des zu untersuchenden Körperteils kann dadurch erzielt werden, dass die StrahlungsqueMe mindestens jeweils zwei Einzellichtquellen der gleichen Wellenlänge aufweist, die diametral angeordnet sind. Falls auf Grund einer großen Anzahl verwendeter Wellenlängen koπstruktionsbedingt nicht die Möglichkeit besteht, zwei Einzellichtquellen der gleichen Wellenlänge diametral anzuordnen kann auch mit jeweils einer EϊnzeSlichtquelle pro Wellenlänge gearbeitet werden. Besonders bevorzugt ist es in diesem Zusammenhang, die von dem ersten Lichtempfänger weg weisende Seite der Einzellichtquellen insbesondere um einen Winke! von 15° anzuheben, so dass sich die emittierte Strahlung der Einzeliichtquellen an einem Punkt trifft, an dem sich das zu untersuchende Körperteil, wie beispielsweise ein menschlicher Finger, befindet.

Um Detektionsunterschtede zu vermeiden, sind der erste und der zweite Lichtempfänger insbesondere vom gleichen Typ und können beispielsweise als Fotodetektoren ausgebildet sein. Um den relativ breiten Wellenlängenbereich von beispielsweise 400 nm bis 1650 nm abzudecken, wird bevorzugt ein Two- Color- Detektor verwendet. Dieser weist zum Beispie! eine Silicium- Empfängerfläche mit einem Wellenlängenbereich von 400 nm bis 1100 nm, sowie zum Beispiel eine Indium-Gallium-Arsenid-Empfängerfläche mit einem Welienlängenbereich von 1000 nm bis 1700 nm auf. Es kann aber auch ein Detektor mit beispielweise drei Empfängerflächen unterschiedlichen Materials verwendet werden. Wichtig ist, dass der Gesamtbereich von 350 nm bis 1650 nm erfasst werden kann.

Um zu verhindern, dass direktes Streulicht (Shuntlicht) auf den ersten Lichtempfänger trifft, ist die Lichtquelle von dem ersten Lichtempfänger durch eine Trennvorrichtung, insbesondere durch eine iichtundurchlässige innere und äußere Hülse, getrennt. Die Innenwand der äußeren Hülse ist mit einer weißen Beschichtung versehen, um das auszusendende Licht zu homogenisieren. Die Hülse kann konisch geformt sein, so dass die Strahlung auf eine definierte Fläche (entspricht ca. der Fläche einer Fingerbeere) eingestrahlt werden kann. Es ist weiterhin denkbar, dass insbesondere der Reflexionssensor zwei dicht nebeneinander liegende Empfänger aufweist, um so Störfaktoren, die sich aus der Differenz der beiden erhaltenen Signale ableiten lassen (Gewebe, Streuung usw.) zu berücksichtigen.

Aus Hygienegründen und zur besseren Handhabung können die Hülsen mit der Lichtquelle und dem ersten Lichtempfänger fest verklebt sein. Weiterhin können die zwischen den Hülsen liegenden Hohlräume mit einem, insbesondere transparenten, kratzfesten, harten und/oder biokompatiblen Klebstoff ausgefüllt sein. Der Klebstoff kann leicht nach innen gewölbt (konkav) mit der Hülse abschließen. Dieser Anordnung gegenüberliegend ist der transmittive Strahlungsempfänger angeordnet.

Die Vorrichtung kann ein erstes und ein zweites Aufnahmeelement aufweisen, die den Aufnahmeraum auf seiner ersten und zweiten Seite jeweils begrenzen. Dabei können das erste und das zweite Aufπahmeelement durch eine Klemmmechanik derart miteinander verbunden sein, dass ein Anbringen der Vorrichtung an dem zu untersuchenden Körperteil, wie beispielsweise an einem Finger, erfolgen kann.

Besonders bevorzugt ist es, den ersten und den zweiten Strahlungsempfänger schwimmend zu lagern, so dass ein optimaler Kontakt mit dem zu untersuchenden Körperteil gewährleistet und ein gleichbleibender reproduzierbarer Anpressdruck erzielt werden kann. Insbesondere ist zu beachten, dass der erste und der zweite Strahlungsempfänger unmittelbar an dem zu untersuchenden Körperteil bzw. am Koppelmedium anliegen.

Besonders bevorzugt ist es, ein Glasfaserkabel zur optischen Kopplung zwischen den LEDs und der Haut bzw. zwischen der Haut und den Empfängerflächen einzusetzen, um das Licht auf ein möglichst kleines Messareal zu fokussieren.

Zur Verbesserung der Signalqualität kann die erfindungsgemäße Vorrichtung derart ausgebildet sein, dass eine automatische kontinuierliche Nachfuhrung der Strahlungsintensität der Strahlungsquellen, beispielsweise der Sende- LEDs, pro verwendetem Kanal stattfindet. Bei einem zu kleinen bzw. zu großen Ausgangssignal wird die Sendeleistung automatisch verstärkt bzw. gedämpft. Dieser Faktor muss quantitativ reproduzierbar sein, um ihn in die Auswertung des Signals einbeziehen zu können. Dasselbe Prinzip kann auch auf die Intensität der Strahlungsempfänger, insbesondere der Two-Colour-Detektoren, angewandt werden. Es können somit beispielsweise acht Nachfuhrungen für die verwendeten acht LEDs (acht Wellenlängen) und vier Nachfuhrungen für die verwendeten Detektoren (transmittiv und reflexiv, jeweils für zwei Empfängerflächen) stattfinden.

Die erfindungsgernäße Vorrichtung kann für eine Vielzahl von Anwendungen verwendet werden. Beispielsweise ist eine Verwendung der beschriebenen Vorrichtung zur kontinuierlichen nichtinvasiven Bestimmung der Hämoglobinkonzentration möglich. Weiterhin ist eine Verwendung der Vorrichtung zur Ermittlung mikrovaskulärer Schädigungen möglich. Eine weitere mögliche Verwendung betrifft die kontinuierliche nichtinvasive Ermittlung des Blutdrucks. Ferner kann die erfindungsgemäße Vorrichtung für weitere insbesondere auch diagnostische oder medizinische Verfahren verwendet werden.

Insbesondere ist die erfindungsgemäße Vorrichtung dazu geeignet, einen Volumenpulsveriauf eines oder mehrerer Blutbestandteüe zu ermitteln. Aus den ermittelten VolumenpulsverSäufen und insbesondere aus der Form eines Volumenpulsverlaufs können weitere medizinische Erkenntnisse, wie beispielsweise der Blutdruck eines Patienten oder Informationen über ein Vorliegen mikrovaskulärer Schädigungen, abgeleitet werden. Der Volumenpulsveriauf eines einzelnen Blutbestandteils kann beispielsweise unter Verwendung einer einzigen Wellenlänge ermittelt werden. Dabei entspricht der gemessene Verlauf der Absorption bei der verwendeten Wellenlänge dem Volumenpulsveriauf des zu ermittelnden Blutbestandteiis. Um eine genaue Erfassung des Volumenpulsverlaufs zu ermöglichen, muss die Wahl der verwendeten Wellenlänge nach den bereits dargestellten Kriterien erfolgen.

Eine unabhängige Erfindung betrifft ein Verfahren, zum Betreiben einer Vorrichtung zum Ermitteln von Konzentrationen verschiedener Blutbestandteile, Dabei kann eine Vorrichtung verwendet werden, wie sie in der vorliegenden Anmeldung beschrieben wird. Wesentliches Merkmal ist es, dass die Vorrichtung mindestens eine Strahlungsquelle aufweist, die zum Emittieren mehrerer Messstrahlungen unterschiedlicher Wellenlängen geeignet ist. Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren wird die StrahSungsqueile zum Emittieren einer Messstrahlung mit jeweils einer Wellenlänge insbesondere sequenziell eingeschaltet. Dies bedeutet, dass die StrahSungsqueile derart

angesteuert wird, dass sie jeweils hintereinander eine Messstrahlung mit einer bestimmten Wellenlänge emittiert. Insbesondere kann in diesem Zusammenhang die Strahlungsquelie aus mehreren EinzelstrahSungsquellen, wie beispielsweise LEDs, zum Emittieren einer Messstrahiung mit jeweils einer Wellenlänge ausgebildet sein. Alternativ zu einem sequenziellen Emittieren einer Messstrahlung mit jeweils einer Wellenlänge, kann eine Strahfungsquelie vorgesehen sein, die zum gleichzeitigen Emittieren von Messstrahlungen verschiedener Wellenlängen geeignet ist. Der verwendete erste und zweite Strahlungsempfänger müssen hierbei derart ausgebildet sein, dass sie zum getrennten Empfangen der Messstrahlungen der einzelnen emittierten Weilenlängen geeignet sind. Dies kann beispielsweise dadurch realisiert werden, dass mehrere Einzeistrahiungsempfänger vorgesehen sind, bei denen jeder, beispielsweise mit Hilfe eines Frequenzfllters ein bestimmtes Frequenzband der emittierten Strahlung empfängt. Bevorzugt ist es jedoch, dass jede Wellenlänge sequenziell ausgestrahlt wird.

Weiterhin erfolgt bei dem erfindungsgemäßen Verfahren ein Empfangen der durch ein zu untersuchendes Körperteil reflektierten Messstrahlung jeder Wellenlänge durch einen ersten Strahlungsempfänger. Ferner erfolgt ein Empfangen der durch das zu untersuchende Körperteil transmittierten Messstrahlung jeder Wellenlänge durch einen zweiten Strahlungsempfänger. Anschließend wird die durch das zu untersuchende Körperteil erfolgte Absorption der emittierten Strahlung für jede Wellenlänge ermittelt. Diese Ermittlung erfolgt auf Basis der Messung der reflektierten Strahlung durch den ersten Strahlungsempfänger und der Messung der transmittierten Strahlung durch den zweiten Strahlungsempfänger.

Im übrigen kann das erfindungsgemäße Verfahren sämtliche Merkmale, die im Zusammenhang mit der erfindungsgemäßen Vorrichtung beschrieben wurden, aufweisen.

Insbesondere umfasst das Verfahren bevorzugt das Speichern der ermitteiten Absorptionswerte jeder Wellenlänge und das Wiederholen der bisher genannten Verfahrensschritte, wobei die ermittelten Absorptionswerte einer jeden Weilenlänge für jeden Wiederholungszyklus gespeichert werden. Anschließend erfolgt ein Zusammenfassen der einzelnen Absorptionswerte der emittierten Strahlung für jede Wellenlänge zur Darstellung eines zeitlichen Verlaufs der Absorption bei jeder Wellenlänge. Diese Darstellung kann beispielsweise in Form einer Kurve oder in Form einer Tabelle erfolgen und wird als Volumenpulsverlauf bezeichnet.

Das Speichern der ermittelten Absorptionswerte jeder Wellenlänge für jeden Wiederholungszykius, das Zusammenfassen der Absorptionswerte für jede Wellenlänge zur Darstellung eines zeitlichen Verlaufs der Absorption und die Darstellung dieses Verlaufs erfolgt bevorzugt in einer Berechnungseinrichtung derart, dass die Berechnungseinrichtung in keiner Wechselwirkung mit dem zu untersuchenden Körperteil oder mit dem Körper eines Patienten steht.

Das erfindungsgemäße Verfahren kann zusammenfassend folgende Schritte umfassen:

a. sequentielles Ausstrahlen mehrerer Messstrahlungen mit jeweils verschiedenen Wellenlängen,

b. Empfangen der durch ein zu untersuchendes Körperteil reflektierten Messstrahlung jeder Wellenlänge durch ein ersten Lichtem pfäng er,

c. Empfangen der durch das zu untersuchende Körperteil transmittierten Messstrahlung jeder Weilenlänge durch einen zweiten Lichtempfänger,

d. Ermitteln der durch das zu untersuchende Körperteil erfolgten Absorption der Strahlung auf Basis der Messung der reflektierten Strahlung durch den ersten Strahlungsempfänger und der Messung der transmittierten Strahlung durch den zweiten Strahlungsempfänger

e. Mehrmaliges Wiederholen der Verfahrenssch ritte a bis d, wobei die jeweiligen Absorptionswerte für jede Wellenlänge der Messstrahlung für jeden Wiederholungszyklus gespeichert werden,

f. Zusammenfassen der gespeicherten Absorptionswerte zu einer Darstellung des zeitlichen Verlaufs der Absorption (Volumenpulsverlauf) für jede verwendete Wellenlänge der Messstrahlung,

Insbesondere erfolgen die Verfahrensschritte d und f in einer Berechnungseinrichtung derart, dass die Berechnungseinrichtung in keiner Wechselwirkung zu dem zu untersuchenden Körperteil steht.

Im Folgenden werden bevorzugte Ausführungsformen der Erfindungen anhand von Figuren erläutert.

Es zeigen:

Fig. 1 eine Ansicht der Zusammensetzung menschlichen Blutes,

Fig. 2 eine schematische Darstellung einer geeigneten

Vorrichtung zur Bestimmung der Konzentration von Blutbestandteilen,

Fig. 3 eine graphische Darstellung der Eindringtiefe optischer

Strahlung in menschliche Haut,

Fig. 4 eine graphische Darstellung des Absorptionsspektrums in menschlichem Blut bei einer normalen

Hämogiobϊnkonzentration (150gr/l),

Fig. 5 eine graphische Darstellung eines Vergleiches eines normalen Absorptionsspektrums und eines

Absorptionsspektrums bei erhöhter Karboxi- bzw. Hämoglobinkonzentration,

Fig. 6 eine graphische Darstellung des Absorptionsspektrums von

Hämoglobin und Wasser,

Fig. 7 eine graphische Darstellung der Absorptionskoeffizienten verschiedener Hämoglobinderivate in Abhängigkeit der Wellenlänge,

Fig. 8 eine schematische Darstellung der Ansteuerung mehrerer

Eϊnzelstrahlungsquellen und der Strahiungsempfänger,

Fig. 9 eine schematische Darstellung des Ausleseverhaltens der

Strahlungsempfänger,

Fig. 10 eine graphische Darstellung von Absorptionsverläufen bei verschiedenen Wellenlängen,

Fig. 11 eine schematische Darstellung einer Eichvorrichtung für den reflexiven Strahlungsempfänger,

Fig. 12 eine schematische Darstellung einer Eichvorrichtung für den transmittiven Strahlungsempfänger,

Fig. 13 eine graphische Darstellung der Lichtintensitäten zur

Berechnung der Faktoren für die Normierung der Voiumenpulskurveπ,

Fig. 14 eine graphische Darstellung der berechneten Faktoren für die Normierung der Volumenpulskurven und

Fig. 15 Ablaufplan für die Konzentrationsbestimmung nach einem linearen Gleichungssystem,

Fig. 16 eine schematische Darstellung einer Reflexionsmessung,

Fig. 17 eine schematische Darstellung einer

Transmsssionsmessung,

Fig. 18 eine schematische Darstellung des ersten

Aufnahmeelements der erfindungsgemäßen Vorrichtung,

Fig. 19 eine geschnittene Ansicht des ersten

Strahlungsempfängers,

Fign, 20 und 21 eine graphische Darstellung der Detektorbereiche der Strahlungsempfänger, und

Fig. 22 beispielhafte Extinktions-Kurven für zwei Stoffe bei zwei verschiedenen Wellenlängen λ wobei die durch kleine Dickenänderungen δ d (Blutpulsationen) verursachte Intensitätsdifferenz δI dargestellt ist.

Eine geeignete Vorrichtung zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens weist gemäß Fig. 2 eine Strahlungsquelle 12 zum Emittieren einer Messstrahlung 14 in Richtung eines zu untersuchenden Körperteils 16 auf. Bevorzugt handelt es sich bei dem zu untersuchenden Körperteil 16 um einen menschlichen Finger. Alternativ können jedoch auch beispielsweise das Ohrläppchen einer Person, sowie weitere geeignete Körperteile zur Messung verwendet werden.

Weiterhin weist die Vorrichtung 10 einen ersten Strahlungsempfänger 18 zum Empfangen von durch das zu untersuchende Körperteil 16 reflektierter Strahlung 20 auf. Der erste Strahlungsempfänger ist im dargestellten Ausführungsbeispϊe! in dem ersten Aufnahmeelement 28 angeordnet. In diesem ersten Aufnahmeelement 28 ist auch die Strahlungsqueüe 12 angeordnet.

Die Vorrichtung 10 weist weiterhin einen zweiten Strahlungsempfänger 22 zum Empfangen der durch das zu untersuchende Körperteil 16 transmittierten Strahlung 24 auf. Der zweite Strahlungsempfänger 22 ist in der dargestellten Ausführungsform in dem zweiten Aufnahmeelement 30, das dem ersten Aufnahmeelement 28 gegenüberliegt, angeordnet. Gegenüberliegend in diesem Zusammenhang bedeutet, dass die beiden Aufnahmeelemente 28, 30 sowie der erste 18 und der zweite 22 Strahlungsempfänger derart angeordnet sind, dass beispielsweise ein Finger 16 zwischen ihnen positioniert werden kann.

Die emittierte Messstrahlung 14 wird durch das zu untersuchende Körperteil 16 zumindest teilweise reflektiert, so dass ein Anteü der Messstrahlung 14 als reflektierte Strahlung 20 in Richtung des ersten StrahSungsempfängers 18 reflektiert wird.

Wenigstens ein Anteil der Strahlung 14 passiert das zu untersuchende Körperteil 16 und trifft als transrnittierte Strahlung 24 auf den zweiten

Strahlungsempfänger 22. Der erste 18 und der zweite 22 Strahlungsempfänger sind bevorzugt als Fotodioden ausgebildet.

Die Vorrichtung weist ferner eine Berechnungseinrichtung 26 auf, die mit dem ersten 18 und dem zweiten 22 Strahlungsempfänger verbunden ist. Der gemessene reflektierte 20 und transmittierte 24 Strahlungsanteii wird der Berechnungseiπrichtung 26 zugeführt, so dass diese auf Basis der gemessenen Strahlungsanteile die durch das zu untersuchende Körperteil 16 erfolgte Absorption der emittierten Strahlung 14 ermitteln kann.

Die Berechungseinrichtung 26 kann beispielsweise als ein PC ausgebildet sein, auf dem ein spezifisches Softwareprogramm zur Durchführung der genannten Berechnungen abläuft. Insbesondere können diese Berechnungen auf einem PC auch zu einem anderen Zeitpunkt als zu der Messung der transmittierten und reflektierten Strahlung erfolgen. Somit erfolgen die erfindungswesentlichen Berechnungsschritte unabhängig von der physikalischen Erfassung der bisher beschriebenen Patientenmerkmaie,

Das erfindungsgemäße Verfahren kann insbesondere durch eine Steuervorrichtung 41, wie beispielsweise einen Computer oder einen Mikroprozessor gesteuert werden. Die Steuervorrichtung 41 kann Teil der Vorrichtung 10 sein.

Zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens können auch weitere geeignete Vorrichtungen verwendet werden. Wesentlich hierbei ist, dass die Vorrichtung mindestens eine Strahlungsquelle zum Emittieren einer Messstrahlung mit unterschiedlichen Wellenlängen aufweist.

Die emittierten Weltenlängen befinden sich in dem Bereich, in dem beispielsweise menschliche Haut strahlungsdurchlässig ist. Dieser Bereich wird als optisches Fenster bezeichnet und liegt in einem Wellenbereich von ca. 350 nm bis 1650 nm (siehe Fig. 7). Außerhalb dieses Bereiches ist die Absorption

der Haut so hoch, dass kaum noch Strahlung in das darunter liegende Gewebe eindringen kann.

Wie in Fig. 6 dargestellt, weisen beispielsweise Hämoglobin-Derivate sowie das Wasser im menschiichen Blut an diesen markanten Wellenlängen besonders signifikante Unterschiede bezüglich ihres Absorptionsgrades auf.

Besonders bevorzugt ist es, dass die Lichtquelle 12 beispielsweise mehrere LEDs aufweist, die zum Emittieren verschiedener Wellenlängen geeignet sind- Das Ansteuern der LEDs kann dabei derart erfolgen, dass die LEDs beispielsweise mit einer Frequenz von 1,2 kHz nacheinander ein- und ausgeschaltet werden, so dass keine zwei unterschiedlichen Wellenlängen zur gleichen Zeit emittiert werden. Ein zeitparalleles Ausstrahlen von Messstrahlungen verschiedener Wellenlängen ist ebenfaiis möglich, wenn mehrere Strahlungsempfänger vorgesehen sind, die beispielweise durch Frequenzfilter zum Empfangen von nur einem bestimmten Frequenzband der Strahlung geeignet sind. Bevorzugt ist jedoch eine sequentielle Ansteuerung der Einzelstrahlungsquellen, wobei abweichend von der Frequenz von 1,2 kHz eine Auswahl weiterer geeigneter Frequenzen ebenfalls möglich ist.

Die Darstellung der erhaltenen Signale kann entweder im sogenannten Normalbetrieb oder im Lock-in-Betrieb erfolgen. Der Lock-in-Betrieb schafft dabei eine Verbesserung der Signalqualität. Um das Lock-in-Verfahren anwenden zu können, muss der Lock-in-Verstärker einmal das Signal erfassen, wenn die jeweilige LED eingeschattet ist und einmal wenn sie ausgeschaltet ist. Die Taktzahlen der LEDs können sich daher vom Normalbetrieb zum Lock-in-Betrieb unterscheiden. Im Lock-in-Betrieb kann die Ansteuerungsfrequenz für die LEDs an die benötigte Frequenz des Lock-in- Verstärkers angepasεt werden.

Das Lock-in-Prinzϊp ist ein Verfahren zur Filterung und Verstärkung sehr kleiner Signale. Dabei wird auf das Messsigna! ein Referenzsignal bekannter

Frequenz und Phase moduliert, so dass Gleich- und Wechselspannungen anderer Frequenzen und Rauschen eliminiert werden.

Sowohl im Normalbetrieb als auch im Lock-in-Betrieb werden ein DC-Anteil (Gleichanteil/Offset) sowie ein puisförmiger AC-Anteil (Wechselanteil) ermittelt. Der DC-Anteil ist bedingt durch die physiologischen Eigenschaften des bestrahlten Gewebes, Er wird durch verschiedene Ursachen beeinflusst, wie zum Beispiel Gewebeeigenschaften, Blutgefäße ohne pulsatϊlen Anteil (Venolen usw.). Auf diesem Offset liegt der pulsförmige AC-Anteil (Wechselanteil), welcher sich durch die Volumenänderung des Biutes ergibt.

Der Gleichanteil kann als Korrekturanteil berücksichtigt werden. Eine zusätzliche Option ist der Einsatz von analogen oder digitalen Filtern zur Trennung des AC- und DC-Anteils. Prinzipiell ist dies in beiden Modi möglich, sollte aber mindestens im Normalbetrieb erfolgen, um eine ausreichende Signalgüte zu erlangen, da hier sonst auch alle Störungen verstärkt werden.

In Fig. 8 und 9 ist das Taktverhaiten mehrerer LEDs und das Taktverhalten der das reflektierte Licht empfangenden 18 sowie der das transmittierte Licht empfangenden 22 Fotodiode dargestellt. Dabei sind in Fig, 9 lediglich fünf verwendete Wellenlängen dargestellt. Entsprechend kann das Prinzip des Ausleseverhaltens gemäß Fig. 9 auch auf mehr oder weniger Wellenlängen übertragen werden. Bevorzugt ist eine Verwendung von acht verschiedenen Wellenlängen, wie sie beispielsweise in Fig. 8 dargestellt sind.

Es ist ein sogenannter Sample-and-Hoid-Betrieb dargestellt, wobei in der unteren Hälfte der Abbildung zwei Detektorsignale der zwei verwendeten Detektorflächen für jeweils einen Wellenlängenbereich abgebildet sind. Eine Silicium-Empfängerfiäche deckt dabei den Weüenlängenbereich von 400 nm bis 1100 nm ab, während eine Indium-Gaflium-Arsenid-Empfängerfläche den Wellenlängenbereich von 1000 bis 1700 nm abdeckt. Beim Einschalten der LEDs mit 540, 562, 573, 623, 660, 805 und 950 nm wird jeweils die

reflektierte 20 und die transmittierte 24 Messstrahlung durch die Silicium- Empfäπgerfläche detektiert. Der Wert des zu jedem Zeitpunkt anliegenden Signals am Detektor wird für jede Wellenlänge aufgenommen (Sample), gehalten (Hold) und gespeichert, bis die Wellenlänge erneut angesprochen wird. Entsprechendes erfolgt unter Einbindung der LED mit 1250 nm sowie des Indium-Gallium-Arsenid-Sensors in das gleiche Taktregime. Dieser Abiauf wiederholt sich, so dass die einzelnen Sampies (Werte) weiter verarbeitet werden können. Dies geschieht, wie in Fig. 9 dargestellt, nacheinander für jede Wellenlänge.

So werden in dem ersten Zyklus beispielsweise acht Wellenlängen emittiert, ihr reflektierter 20 und transmittierter 24 Lichtanteil gemessen und anschließend gespeichert. Mit Hilfe der weiteren ausgelesenen Werte aus den folgenden Wiederholungszyklen erfolgt ein Zusammenfassen der einzelnen Absorptϊonswerte der emittierten Strahlung 14 für jede Wellenlänge zur Darstellung eines zeitlichen Verlaufs der Absorption bei jeder Wellenlänge.

Eine erste Möglichkeit zur Bestimmung der Konzentrattonsverhältnisse bieten lineare Gleichungssysteme.

Ausgehend von Gleichung (1) gilt näherungsweise (Taylorreihe) für kleine Abweichungen (d-d ₀ ) der durchstrahlten Schicht mit der Dicke d ₀

(2) 1/I ₀ = 10 ^"ECd0 - 2,3 EC(d - d ₀ ) + ..

d Schichtdicke (gesamt) d ₀ Schichtdicke (gesamt) zu einem bestimmten Zeitpunkt (z.B. während der

Diastole)

Sind die änderungen der Schichtdicke d lediglich durch die Blutpulsationen im Gewebe bedingt, ist der Wert (d - d ₀ ) so klein, dass der auftretende Fehler selbst bei Verwendung lediglich des linearen Gliedes der Reihenentwicklung

sehr gering ist. Nach Gleichung (2) berechnet sich die transmittierte Intensität aus dem konstanten Wert χθ ^"ECdO sowie einem i.a. wesentlichen kleineren Anteil, der durch die pulsatüe änderung des Durchmessers des durchstrahlten Gewebes verursacht wird.

Gernäß der Erfindung wird vorzugsweise die Intensität der transmtttierten üchtwelle während der Systole (I ₅ ) und der Diastole (I _d ) gemessen und die Intensitätsdifferenz gebildet. Es wird davon ausgegangen, dass das Signal des Phototransistors proportional zur auftreffenden Intensität ist.

Auf der Grundlage der Gleichung (2) folgt :

(3) (I _s -I _d )/Io = 10- ^ECd0 - 2,3EC(d _s -d ₀ ) -{lCr ^ECd0 - 2,3EC(d _d -d ₀ )}

(4) (I _s -I _d ) = -2,3EC(d _s -d _d ) I ₀

D.h. die ermittelte Intensitätsdifferenz zwischen Systole und Diastole ist proportional zur molaren Extinktion E und Konzentration C des Blutbestandteils sowie zur Streckendifferenz (d _s -d _d ).

Der Faktor EC ist ein Maß für die Absorption A des transmittierten Lichts:

(5) A = EC

Die Absorption bei einer bestimmten Lichtwellenlänge ist direkt proportional zur Stoffkonzentration des betrachteten Blutbestandteils und proportional zum Absorptionskoeffizienten des Blutbestandteils bei der gegebenen Weilenlänge, das heißt je höher die Stoffkonzentration pro gegebenem Volumen bzw. je höher der Wert des Absorptionskoeffizienten ist, desto stärker ist die Absorption.

Für bestimmte Wellenlängen λ und Konzentrationen C _bn der Blutbestandteile gilt:

(6) A _bn = E(λ, bn) * C _bn

Anhand der Gleichung (4) ergibt sich der Zusammenhang zwischen der Absorption A und der gemessenen Intensitätsdifferenz δI= (I ₅ -I _d ). Bisher wurde davon ausgegangen, dass die gesamte eingestrahlte Intensität abzüglich der Absorption im Gewebe am Empfänger ankommt. Dies ist in der Praxis nicht der Fall. Darüber hinaus Ist auch die Dickendifferenz (d ₅ -d _d ) immer unbekannt. Deshalb kann die Absorption auch nur bis auf einen unbekannten Faktor K _τ (Konstante für Transmissionsmessung) genau bestimmt werden.

(7) δI = K _τ A

δI Intensitätsdifferenz zwischen Systole und Diastole in Bezug auf das aus dem Körperteil tretenden Lichts K _τ Konstante für den Zusammenhang zwischen der gemessenen Intensität und der Absorption bei einer Transmissionsmessung

Es ist von Bedeutung, dass dieser Faktor für die Messungen mit allen Wellenlängen (praktisch) konstant ist.

Das Berechnungsbeispie! wurde bisher für Messungen in Transmission dargestellt. In der Praxis zeigt sich, dass die Absorption bei bestimmten Wellenlängen sehr hoch ist und das Signal/Rausch-Verhältnis ungunstig ist. In solchen Fällen ist die Messung in Reflexion besser.

Bei Messungen in Reflexion weicht dieser Faktor von dem der Transmissionsmessungen ab. Für Reflexionsmessungen gilt:

_ 9 C _

(8) δI = K _R A

K _R Konstante für den Zusammenhang zwischen der gemessenen Intensität und der Absorption bei einer Reflexionsmessung

Es wird davon ausgegangen, dass sich die Absorption für die einzelnen Blutbestandteile bl„„ . bn addiert. Diese Gesetzmäßigkeit besteht für nicht zu hohe Konzentrationen C,

Damit gilt bei einer bestimmten Wellenlänge λ für die Gesamtabsorption Ag:

A ₉ Gesamtabsorption

A _b i Absorption von Blutbestandteil 1

A _b2 Absorption von Blutbestandteil 2

A _bπ Absorption von Blutbestandteil n

In Verbindung mit Gleichung (6) folgt:

( 10) Ag (λ) = E(λ, bl) * C _bl + E(λ, b2) * C _b2 + + E(λ, bn) * Q _3n

E(λ,bn) Absorptionskoeffizient des Blutbestandteils π bei der üchtwelleπlänge λ C _bn Konzentration des Blutbestandteils n

Bekannt sind jeweils die gemessene Gesamtabsorption Ag (bis auf einen Faktor K _τ bzw. K _R ) bei jeder verwendeten Lichtwellenlänge und der jeweils zum Blutbestandteil zugehörige Absorptionskoeffizient bei der verwendeten Lichtwellenlänge. Unbekannt und zu ermitteln sind die jeweiligen Anteile der Stoffkonzentrationen .

Entsprechend der Gleichung (10) kann nun ein n * n - Gleichungssystem aufgestellt werden, um die einzelnen Anteile der Blutbestandteile am Gesamtvolumen zu bestimmen.

Sind z.B. 5 verschiedene Konzentrationen zu bestimmen, so muss mindestens mit 5 verschiedenen üchtwellenlängen gemessen werden, um die Gleichung lösen zu können. Daraus ergibt sich ein lineares, eindeutig lösbares 5x5- Gleichungssystem, Wenn die Messungen jedoch teilweise in Transmission, teilweise in Reflexion durchgeführt werden sollen, ist eine weitere Gleichung zur Bestimmung eines Faktors (K _T /K _R ), der die unterschiedlichen Verhältnisse bei den Messungen in Transmission und Reflexion repräsentiert, erforderlich.

Sollen beispielsweise die Messungen bei den Wellenlängen λi bis A ₃ in Transmission erfolgen, die Messungen bei den Wellenlängen λ ₃ bis λ ₅ in Reflexion, so ergibt sich das folgende Gleichungssystem (11). Dabei wird die Messung bei der Wellenlänge λ ₃ sowohl in Transmission als auch Reflexion durchgeführt:

(H)

Agτ(λl) = E(A ₁ , b _x ) * C _bl + E(A ₁ , b ₂ ) * C _b2 + E(A ₁ , b ₃ ) * C _b3 + E(A ₁ , b ₄ ) * C _M +

E(A ₁ , b ₅ ) * C _b5

Ag ₁ (A2) = E(A ₂ , bi) * C _bl + E(A ₂ , D ₂ ) * C _b2 + E(A ₂ , b ₃ ) * C _b3 + E(A ₂ , D ₄ ) * C _b4 +

E(A ₂ , b _s ) * C _b5

Ag ₇ (A3) = E(A ₃ , b _x ) * C _bl + E(A ₃ , b ₂ ) * C _b2 + E(A ₃ , b ₃ ) * C _b3 + E(A ₃ , b ₄ ) * C _b4 +

E(A ₃ , b ₅ ) * C _b5

Ag _R (A3) = (Kτ/K _R ) * { E(A ₃ , bj * C _bl + E(A ₃ , b ₂ ) * C _b2 + E(A ₃ , D ₃ ) * C _b3 + E(A ₃ , b ₄ ) * C _b4 + E(A ₃ , b ₅ ) * C _b5 }

Ag _R (A4) = (Kτ/K _R ) * { E(A ₄ , bθ * C _bi + E(A ₄ , b ₂ ) * C _b2 + E(A ₄ , b ₃ ) * C _b3 + E(A ₄ ,

D ₄ ) * C _M + E(A ₄ , b _s ) * C _b5 }

Ag _R (A5) = (K _T /K _R ) * { E(A ₅ , b _x ) * C _bl + E(A ₅ , b ₂ ) * C _b2 + E(A ₅ , b ₃ ) * C _b3 + E(A ₅ , b ₄ ) * C _b4 + E(A ₅ , b ₅ ) * C _b5 >

Ag-r(λn) Gesamtabsorption in Transmission bei der Weilenlänge λn

Ag _R (λn) Gesamtabsorption in Reflexion bei der Wellenlänge λn

Das Gleichungssystem (11) besitzt die 5 Konzentrationen Q _5n sowie den Faktor (K _J /K _R ) als Unbekannte und ist deshalb eindeutig lösbar. Soll ausschließlich in Transmission oder Reflexion gemessen werden, reduziert sich die Anzahl der Gleichungen auf die Anzahl n der Wellenlängen. Andererseits ist auch eine überbestämmung mit mehr Gleichungen als Unbekannten möglich, um die Genauigkeit des Ergebnisses zu erhöhen. Durch das Lösen des Gleichungssystems (11) über Matrizen oder Substitution und das Einsetzen der entsprechenden Koeffizienten und der Ergebnisse der Absorptionsmessung erhält man direkt die diskreten Stoffkonzentrationen C _b i bis C _b s.

Es ist verständlich, dass das Gleichungssystem (11) von der Voraussetzung ausgeht, dass die in das Körperteil eingestrahlte Intensität I ₀ sowie die Empfindlichkeiten des Photosensors für alle Wellenlängen gleich ist bzw. eine entsprechende Normierung vorgenommen wurde. In diesem Zusammenhang wird auf die Fig. 14 sowie die entsprechenden Erläuterungen verwiesen.

Da die Messungen der Absorptionen Ag(λ) auf der Grundlage der ϊntensätätsdifferenzen δI nur bis auf die unbekannten Konstanten K _τ bzw. K _R genau bestimmt werden können, fehlt ein Parameter zur Bestimmung des Absolutwertes der Konzentration. Vereinbarungsgemäß wird deshalb der höchsten Konzentration einer Stoffkomponente das Maß 100% zugeordnet. Allerdings wird durch die Bestimmung der Hauptbestandteile des Blutes einschl. des Wasseranteils bis auf eine Ungenauigkeit von wenigen Prozent die Blutzusammensetzung insgesamt bekannt.

Ein beispielhafter Ablaufplan zur Berechnung der Konzentrationen der Blutbestandteile ist in Fig.15 dargestellt.

Zu erwähnen ist, dass bei Messungen im Reflexionsbetrieb La. Korrekturen notwendig sind, da die Verhältnisse komplexer sind als im

Transmissionsbetrieb, Insbesondere ist die unterschiedliche Streuung des Lichts bei verschiedenen Wellenlängen an den Blutbestandteüen zu berücksichtigen.

Eine zweite Möglichkeit zur Bestimmung der Konzentrationsverhältnisse bietet der heuristische Sintflutaigorithmus.

Es werden acht verschiedene Wellenlängen verwendet, bei welchen jeweils die zugehörige Gesamtabsorption gemessen wird. Wichtig hierbei sind nicht die absoluten Messwerte, sondern die Relationen der Messwerte zueinander, welche beim Sintflutalgorithmus verwendet werden. Die Messwerte werden so skaliert, dass die höchste Absorption 100% entspricht. Jede weitere Absorption der verbleibenden 7 Wellenlängen besitzt demzufolge einen Wert kleiner als 100%.

Es wird nun eine erste zufällige, theoretisch mögliche Blutzusammensetzung angenommen.

Unter Kenntnis der stoffspezifischen und wellenläπgenspezifischen Absorptionskoeffizienten der beteiligten Blutbestandteiie wird eine theoretisch zu erwartende Gesamtabsorption bei jeder Wellenlänge berechnet. Genau wie bei der realen Messung werden auch die theoretischen Absorptionen auf 100% skaliert. Dieses erste errechnete Absorptionsspektrum wird mit dem reaϊ gemessenen Absorptionsspektrum korreliert. Der sich daraus ergebende Korrelationskoeffizient bildet den Startpunkt des Algorithmus.

Nun wird in jeder Runde die vorherige theoretisch angenommene Blutzusammensetzung leicht verändert und das daraus resultierende Absorptionsspektrum erneut mit dem gemessenen Absorptionsspektrum

korreliert. Dieser neue Korrelatioπskoeffizient wird mit einem pro Runde Seicht steigenden Schwellwert verglichen.

übersteigt der Schweilwert den aktueilen Korrelationskoeffizienten, so wird die neu bestimmte theoretische Blutzusammensetzung verworfen und ausgehend von der vorherigen eine neue Blutzusammensetzung bestimmt.

übersteigt der Schwellwert den aktuellen Korrelationskoeffizienten nicht, so wird der SchweiSwert leicht angehoben, und die neu bestimmte Blutzusammensetzung wird als Ausgangspunkt der nächsten Runde verwendet.

Ist keine Veränderung der Blutzusammensetzung mehr möglich, welche nicht zur überschreitung des aktuellen Schwellwertes fuhren kann, wird der Algorithmus beendet.

Es kann davon ausgegangen werden, dass die aktuelle Blutzusammensetzung einer guten Näherung an die reale gemessene Blutzusammensetzung entspricht.

Der Algorithmus kann mehrfach mit verschiedenen Randparametern und verschiedenen Startpunkten ausgeführt werden, um das heuristisch bestimmte Ergebnis besser verifizieren zu können.

Nach der Sintflutmethode werden mit leicht variierten Parametern Nachbarlösungen gesucht, die im Falle einer schlechteren Anpassung an den Messwert genau dann noch akzeptiert werden, wenn sie einen als „Wasserstand" bezeichneten Schweliwert überschreiten. Dieser Schwellwert wird im Laufe des Verfahrens, bei Null beginnend, kontinuierlich angehoben, bis keine Verbesserung der aktuellen Lösung mehr erzielt werden kann. Diese Methode führt mit vergleichsweise geringem Rechenaufwand zu guten Näherungen.

Die Koπzentrationsverhältnisse können weiterhin mittels Korrelation bestimmt werden.

Unter Kenntnis der stoff- und wellenlängenspezifischen Absorptionskoeffizienten kann unter Annahme einer theoretisch möglichen Blutzusammensetzung eine entsprechende zu erwartende Gesamtabsorption bei den einzelnen Lichtwellenlängen errechnet werden. Hierbei ist wiederum das Verhältnis der Absorptionen zueinander ausschlaggebend.

Es wird ein Set solcher theoretisch denkbarer Absorptionsspektren berechnet, wobei jede zu bestimmende Stoffkonzentratϊon jeweils vom minimal möglichen Anteil bis zum maximal möglichen Anteil in kleinen Schritten vertreten ist. Dies sind in unserem Fall:

• Wasser 44-54%

• Oxygeniertes Hämoglobin 50-100%

• Nichtoxygeniert.es Hämoglobin 1-50%

• Carboxyhämoglobin 1-60%

• Methämoglobin 1-70%

Das gemessene Absorptionsspektrum wird nun mit allen so vorherberechneten Spektren korreliert. Die theoretisch bestimmten Konzentrationsverhältnisse der Blutbestandteile des Spektrums im Set, welches am besten mit dem gemessenen Spektrum korreliert, entsprechen mit guter Näherung den realen Konzentrationsverhäitnissen,

Die Genauigkeit dieses Verfahrens hängt vor allem von der zur Verfügung stehenden Rechenleistung der Hardware ab. Je mehr Rechenleistung zur Verfügung steht, umso feiner können die Konzentratioπsabstufungen gewählt werden, und umso genauer ist das zu erwartende Ergebnis.

Der Vorteil dieses Verfahrens gegenüber dem Sintflutalgorithmus ist, dass das Ergebnis eindeutig und nicht heuristischer Natur ist, das heißt es gibt unter Berücksichtigung einer gewissen Unscharfe des Ergebnisses, welche durch eine Schrittweite größer als Null bei der Parameterverteilung unvermeidbar ist, mit Sicherheit kein möglicherweise besseres Ergebnis als das Bestimmte.

Beim Sintflutalgorithmus kann nicht mit Sicherheit davon ausgegangen werden, dass das ermittelte Ergebnis dem besten Ergebnis entspricht. Dies wird dadurch kompensiert, dass der Algorithmus mehrfach mit verschiedenen Startpunkten durchlaufen wird.

Der Vorteil dieses Verfahrens liegt darin, dass das ermittelte Ergebnis durch das Verkleinern der Schrittweite der Parameter kurz vor dem Ende des Algorithmus ein vergleichsweise genaueres Ergebnis liefern kann als die Methode der Korrelation,

Ausgangspunkt für die erläuterten Berechnungsmethoden sind die Voiumenpulskurven, die für jede Wellenlänge ermittelt wurden {Fig. 10). Die Kurven werden in einzelne Herzperioden unterteilt und für jede Periode wird das Maximum bei jeder Wellenlänge bestimmt. Für jede Wellenlänge wird dann ein Mittelwert der Maxima (Amplituden) gebildet. Es ergeben sich also je nach Anzahl der verwendeten Wellenlängen fünf oder mehr mittlere Absorptionswerte, die als Verhältnisse zueinander zu betrachten sind. Mit Hilfe der erwähnten Berechnungsmethoden kann die anteilsmäßige Konzentration der Blutbestandteile berechnet werden. Aus diesen Konzentrationen lassen sich weitere Parameter, wie zum Beispiel Sauerstoffsättϊgung, Gesamthämoglobinkonzentration oder der Hämatokritwert ermitteln.

Um eine prinzipielle Verbesserung der Messergebnisse zu erzielen, ist es möglich, die Vorrichtung in unterschiedlichen Zeitabständen zu eichen. Dazu kann gemäß Fig. 11 eine erste Eichvorrichtung 48 verwendet werden, die beispielsweise als Eichhülse für den reflexiven Empfänger ausgebildet ist. Die

Kalibrierung der Vorrichtung erfolgt zur Feststellung der tatsächlichen Lichtintensitäten der LEDs zunächst ohne das zu untersuchende Körperteil.

Zur Eichung des reflexiven Strahlungsempfängers 18 kann eine haSbkugelförmige Eichhuise 48 auf den reflexiven Sensor 18 positioniert werden, so dass die emittierende Fläche mit eingeschlossen wird. Die Eichhuise 48 weist eine weiße Innenfläche 50 auf, durch die eine diffuse Reflexion des Lichts simuliert wird, so dass die Lichtintensität der einzelnen LEDs ermittelt werden kann.

Gemäß Fig. 12 kann weiterhin zur Eichung des Sensors für den transmittierten üchtanteil 22 eine insbesondere kegelstumpfförmϊge Eichhuise 52 zwischen dem Empfänger für den transmittierten Lichtantei! 22 und dem reflexiven Empfänger 18 positioniert werden. Die Eichhülse weist ebenfalls eine weiße Innenfläche 54 und ferner ein zwischen den beiden Detektorflächen mittig platzierte weiße Membran 56 auf. Die weiße Membran 56 verhindert ein direktes Einstrahlen der LEDs auf den Empfänger für den transmittierten Lichtanteil und erzeugt gleichzeitig eine ungerichtete diffuse Lichteinstrahlung. Mit Hilfe dieser Messung werden die Lichtintensitäten der jeweiligen LEDs im Bezug auf den in Transmission arbeitenden Empfänger 22 festgestellt.

In Fig. 13 c ist die gesamte gemessene Lichtintensität jeder LED dargestellt. Diese Messung wird als Nullmessung bezeichnet und kann mit den oben dargestellten Eichhulsen durchgeführt werden. Um für weitere Berechnungen eine gleichmäßige Strahlung anzunehmen, erfolgt die Normierung der Intensitäten auf 100%, Dabei ergibt sich für jede LED ein Normierungsfaktor für die Lichtintensität (Abbildung 14c). Diese Eichmessung erfolgt einmalig für jeden Sensorkopf und wird in definierten Zeitabständen, beispielsweise alle zwei bis drei Jahre erneut durchgeführt. Dieses Verfahren ist bedingt durch die Abnahme der Lichtleistung der verwendeten Lichtquellen, beispielsweise der LEDs.

Nach der beschriebenen Kalibrierung kann die Messung an einem Körperteil erfolgen. Die nun folgenden Verfahrensschritte können einzeln oder insgesamt Teile des erfindungsgemäßen Verfahrens sein. Bevorzugt wird ein Gleich- und ein Wechselanteil erfasst Um die erfassten pulsatilen Lichtabsorptionen vergleichen zu können, müssen sie in Abhängigkeit vom Gleichanteü für jede Wellenlänge normiert werden. Zu diesem Zweck erfolgt mindestens einmal pro Messung eine Bestimmung des Gleichanteils für jede Wellenlänge.

In Abbildung 14b ist beispielsweise der transmϊttierte Lichtanteil dargestellt. Wie aus der Abbildung ersichtlich ist, ist der weitaus größte Teil des Lichts durch das Gewebe (Knochen, Haut und ihre Bestandteile, z. B. Melanin, Abbauprodukte des Hämoglobin, z. B. Bilirubin, Venolen usw.) absorbiert worden.

Zu den bei der Eichung gemessenen Lichtintensitäten ohne Finger (Fig. 13c) werden wie in Fig. 14 dargestellt, Lichtintensitätsfaktoren (1,33 ; 1,25 ; 1,00 ; usw.) ermittelt. Weiterhin werden Faktoren zur Normierung des Gleichanteils auf 100% ermittelt (in Fig. 14 : 20,00 ; 33,33 ; 12,5 ; usw.).

Die Berechnung findet wie in der folgenden Tabelle dargestellt statt:

Bei einer Wellenlänge von 542 nrn wird beispielsweise ein Peakwert von 3 AU (beliebige Einheit) gemessen. Dieser Peakwert wird mit dem Lichtintensitätsfaktor (hier 1,33) multipliziert, so dass man zu dem Ergebnis 4 AU gelangt. Daraufhin wird dieses Ergebnis mit dem DC-Anteil-Faktor (hier 20) multipliziert. Die erhaltenen 80 AU werden danach durch die analoge Verstärkung von 1 dividiert, wobei jede Wellenlänge durch eine eigene Verstärkung gekennzeichnet ist (gem. Fig. 14: 542 nm:l ; 560nm : 1 ; 577nm ; 1 ; 66önm : 10 ; 805nm:5 ; 950nm : 20 ; 1200nm:20).

Die absolute Intensität des pulsatilen Wechselanteiis bei 542 nm beträgt somit 80,00 AU. Für die restlichen Wellenlängen erfolgt die Berechnung der Wechselanteile nach dem selben Prinzip, so dass die normierten Werte miteinander verglichen werden können. Durch diese Verfahrensweise werden die Gleichanteile entfernt und es werden nur die pulsatil variierenden Anteile betrachtet. Der Gleichanteil besitzt für jeden Menschen einen individuellen

Wert auf Grund seiner Hautfarbe, Hautbeschaffenheit (Verhornung), seines Knochenbaus und anderen messortbedJngten Eigenschaften.

Wie vorstehend erläutert können bei dem erfindungsgemäßen Verfahren jedoch auch andere Berechnungsmethoden Anwendung finden.

Weitere Detaiis verschiedener Ausfuhrungsformen einer geeigneten Vorrichtung zum Ermitteln von Konzentrationen verschiedener Blutbestanteiie sind im Folgenden anhand der Figuren 16 bis 21 beschrieben.

In Fig, 16 ist die mit Hilfe einer Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung durchgeführte Reflexionsmessung schematisch dargestellt. Dabei emittiert die Strahlungsquelie 12 eine Messstrahiung 14. Die Strahlungsquelle 12 kann bevorzugter Weise als eine Vielzahl von LEDs 12a bis 12h ausgebildet sein. Die emittierte Messstrahlung 14 wird durch das zu untersuchende Körperteil 16 zumindest teilweise reflektiert, so dass ein Anteil der Messstrahlung 14 als reflektierte Strahlung 20 in Richtung des ersten Strahlungsempfängers 18 reflektiert wird.

Die Messung der durch das zu untersuchende Körperteil 16 transmittierten Strahlung 24 ist in Fig. 17 schematisch dargestellt. Hierbei wird ebenfalls durch die Strahlungsquelle 12 eine Messstrahlung 14 in Richtung des zu untersuchenden Körperteils 16 emittiert. Wenigstens ein Anteil der Strahlung 14 passiert das zu untersuchende Körperteil 16 und trifft als transmittϊerte Strahlung 24 auf den zweiten Strahlungsempfänger 22. Der erste 18 und der zweite 22 Strahlungsempfänger sind bevorzugt als Fotodioden ausgebildet.

Die Vorrichtung weist ferner gemäß Fig, 2 eine Berechnungseinrichtung 26 auf, die mit dem ersten 18 und dem zweiten 22 Strahlungsempfänger verbunden ist. Der gemessene reflektierte 20 und traπsmititterte 24

Strahlungsaπteil wird der Berechnungseinrichtung 26 zugeführt, so dass diese auf Basis der gemessenen Strahlungsanteile die durch das zu untersuchende Körperteil 16 erfolgte Absorption der emittierten Strahlung 14 ermitteln kann.

Die Berechungseinrϊchtung 26 kann beispielsweise als ein PC ausgebildet sein, auf dem ein spezifisches Softwareprogramm zur Durchführung der vorstehend genannten Berechnungen abläuft. Insbesondere können diese Berechnungen auf einem PC auch zu einem anderen Zeitpunkt als zu der Messung der transmittierten und reflektierten Strahlung erfolgen. Somit erfolgen die erfinduπgswesentlichen Berechnungsschritte unabhängig von der physikalischen Erfassung der bisher beschriebenen Patientenmerkmale.

Besonders bevorzugt ist die Vorrichtung 10 gemäß Fig. 18 derart ausgebildet, dass die Strahlungsquelle 12 mehrere Einzelstrahlungsquellen 12a bis 12h aufweist. Diese Einzeistrahlungsquellen können als LEDs ausgebildet sein und um den ersten Strahlungsempfänger 18 herum kreisförmig angeordnet sein.

Gemäß den Fign. 18 und 19 ist der erste Lichtempfänger 18 innerhalb einer insbesondere kreisförmigen Trennvorrichtung 32 angeordnet, die eine innere iichtundurchlässige Hülse 32a sowie eine äußere lichtundurchlässige mit einer weiß beschichteten Innenwand versehene Hülse 32b, aufweisen kann, Die LEDs 12a bis 12h sind dabei in einem Zwischenraum 33 zwischen der inneren Hülse 32a und der äußeren Hülse 32b angeordnet. Die LEDs sind dabei an ihrer von dem ersten Lichtempfänger 18 weg weisenden Seite um einen Winkel von 15° angehoben. Dadurch erfolgt ein Bündeln der emittierten Messstrahlung auf einem Punkt an dem sich das zu untersuchende Körperteil 16 befindet.

Insbesondere verlaufen die innere 32a und die äußere Hülse 32b in einem unteren Abschnitt 34, ausgehend von einer Grundplatte 36, wie beispielsweise einer Platine, senkrecht nach oben und verlaufen weiterhin in einem oberen Abschnitt 35 in einem Winkel ß nach innen geknickt, d. h. in Richtung des

ersten Strahlungsempfängers 18. Diese Anordnung in Verbindung mit der Anhebung der LEDs, beispielsweise um einen Winkel von 15° gewährleistet, dass lediglich ein schmaler Spalt 37 zur Verfügung steht, durch den die emittierte Messstrahlung 14 in Richtung des zu untersuchendenden Körperteils 16 strahlen kann. Dadurch kann wirkungsvoll vermieden werden, dass Streulicht (Shuntlicht) direkt von der Lichtquelle 12 in Richtung des ersten Strahlungsempfängers 18 strahlt Ziel dieser Maßnahme ist es, dass der erste Strahlungsempfänger 18 lediglich die Strahlung 20 empfängt, die durch das zu untersuchende Körperteil 16 reflektiert wird.

Zwischen der inneren Hülse 32a und der äußeren Hülse 32b ist ein Hohlraum 33 ausgebildet, in dem die LEDs 12a bis 12h beispielsweise an der Platine 36 angebracht sind. Dieser Hohlraum 33 kann beispielsweise mit einem transparenten Klebstoff ausgefüllt sein.

Basierend auf der Tatsache, dass verschiedene Hämoglobin-Derivate sowie das Wasser im Blut verschiedene Wellenlängen unterschiedlich stark absorbieren können die Einzellichtquellen 12a bis 12h derart ausgebildet sein, dass sie folgende Wellenlängen ausstrahlen :

• 540nrn±5nm, 562nm±5nm, 573±5nm

• 623±5nm

• 660nm±10nm

• 805nm±10nm

• 950nm±10nrn

• 1200nm±50nm

Eine graphische Darstellung der detektierbaren Weiieniängenbereiche der verwendeten Empfängerflächen ist in den Fign. 20 und 21 zu finden. Die in Fig. 21 dargestellten Kennlinien zeigen zwei verschiedene Indium-Galltum- Arsenid-Detektoren. Besonders bevorzugt ist die Verwendung des linken Detektors (L 1713-05/-09).

Sieben der acht Wellenlängen werden von dem Silicium-Detektor detektiert. Weilenlängen über 1100 nm werden entsprechend von der Indtum-Gallium- Arsenid-Fotodiode detektiert.

Gemäß Fig. 2 ist es bevorzugt, dass das zu untersuchende Körperteil 16 in einem Aufnahmeraum 38 aufgenommen wird, der sich zwischen dem ersten Aufnahmeelement 28 und dem zweiten AufnahmeeSement 30 befindet.

Weiterhin kann die Vorrichtung eine Klemmmechanik 40, wie beispielsweise eine Federmechanik aufweisen, durch die das erste 28 und das zweite 30 Aufnahmeelement derart miteinander verbunden sind, dass ein Anbringen der Vorrichtung 10 an dem zu untersuchenden Körperteil 16 erfolgen kann. Zum leichteren Anbringen der Vorrichtung 10, beispielsweise an einem Finger 16, können zwei Betätigungsansätze 42 vorgesehen sein.

Besonders bevorzugt weist die Vorrichtung 10 eine Steuervorrichtung 41 zum sequentiellen Einschalten der Einzellichtquellen 12a bis 12h auf.

Anhand der Figur 22 ist der schematische Ablauf der Berechnung der Konzentration von Blutbestandteilen anhand eines einfachen Beispiels mit Hilfe mit Hilfe eine Gleichungssystems verdeutlicht. Es finden vorzugsweise die folgenden Verfahrensschπtte statt:

1. Einstrahlung von Licht unterschiedlicher Wellenlänge λ in das Körpergewebe

2. Ermittlung der Intensitätskurven I des transmittierten oder reflektierten Lichtanteiis

3, Bestimmung der Intensitätsdifferenz L ₅ - I _d zwischen Systole und Diastole

4. Einsetzen der bekannten Extinktionskoeffizienten E für die im Körpergewebe erwarteten BlutbestandteMe in das Gleichungssystem (U)

5, Lösung der Gleichungssystems ( 11)

6. Setzen des Blutbestandteils mit der höchsten Konzentration auf 100%

7, Ermitteln der Konzentration der weiteren Blutbestandteile

Im Folgenden werden die erforderlichen Berechnungen anhand eines einfachen Beispiels erläutert:

Aus dem Lambert-Beerschen Gesetz

1/I ₀ = 10- ^Ecd

I = durchgelassene Intensität

I ₀ = einfallende Intensität

E = Absorptionskoeffizient (molare Extinktion) eines Blutbestandteils

(für eine bestimmte Wellenlänge) C = Konzentration des Blutbestandteils d = Schichtdicke

folgt näherungsweise für kleine änderungen δd der durchstrahlten Schicht mit der Dicke d

- 4 i -

(Is-IdVIo = -2,3EC(d _s -d _d )

d _s Schichtdicke (gesamt) während der Systole da Schichtdicke (gesamt) während der Diastole

Das Produkt aus der molaren Extinktion E und der Konzentration C des Blutbestandteϊls ist dabei definiert als die Gesamtabsorption Ag:

Ag = E * C

Durch Vergleich der beiden vorangehenden Gleichungen zeigt sich, dass die Gesamtabsorption proportional zur messbaren Intensitätsdiffereπz δI = (I _s -I _d ) ist, wenn die eingestrahlte Intensität I ₀ sowie die Strecken differenz δd=d _s -d _ü für alle Messungen gleich ist:

δI ~ Ag

In Fig. 22 ist die Extinktionskurve für zwei verschiedene Stoffe bei zwei verschiedenen Wellenlängen λ dargestellt. In den Abbildungen zeigt sich, dass die Intensitätsänderung δI bei einer sehr kleinen Distanzänderung δd jeweils sehr gering ist, so dass die oben abgeleitete lineare Näherung plausibel wird.

Für die beiden Stoffe 1 und 2 (Blutbestandteile O ₁ und b ₂ ) sind die Extinktionskoeffizienten für die zwei Wellenlängen λi und A ₂ bekannt:

E(A ₁ , I) ₁ ), E(A ₂ , bθ, E(A ₁ , b ₂ ) und E(A ₂ , b ₂ )

Es ist weiterhin bekannt, dass sich bei nicht zu hohen Konzentrationen C der Blutbestandteile die Absorptionen für die Einzelkomponenten addieren lassen. Damit folgt

Ag (A) = E(A, bθ * C ₁ + E(A, b ₂ ) * C ₂

A ₉ (λ) = Gesamtabsorption (für eine bestimmte Wellenlänge) E(λ, b _n ) = Absorptionskoeffizient des Blutbestandteils n bei der

Lichtwellenlänge λ (bekannt)

C _n = Konzentration des Blutbestandteils n

Für zwei verschiedene Wellenlängen λi und A ₂ ergibt sich das GSeichungssystem

Ag (A ₁ ) = E(A ₁ , bθ * C ₁ + E(A ₁ , b ₂ ) * C ₂ Ag (A2) = E(A ₂ , b,) * C ₁ + E(A ₂ , b ₂ ) * C ₂

Mit den angenommenen Werten (als Beispiel) E(A ₂ , bθ=2 E(A ₁ , b ₂ )=0,25 E(A ₂ , b ₂ ) = l,5 C ₁ =I C ₂ - 2

folgt:

Ag (A ₁ ) = 1 * 1 + 0,25 * 2 = 1,5 Ag (A ₂ ) = 2 * 1 + 1,5 *2 = 3

Tatsächlich sind allerdings nur die molare Extinktion E und die Gesamtabsorption Ag (für verschiedene Wellenlängen) bekannt. Die Konzentrationen C (die im konstruierten Beispiel als bekannt angenommen

wurden) sind dagegen zu berechnen. Diese Berechnung wird im Folgenden durchgeführt.

Mit den unbekannten Konzentrationen C ₁ und C ₂ lautet das Gleichungssystem:

Ag (A ₁ ) = 1 * C ₁ + 0,25 * C ₂ = 1,5 K ₀ Ag (A ₂ ) = 2 * C ₁ + 1,5 * C ₂ = 5 K ₀

K ₀ Konstante, die durch die eingestrahlte Intensität I ₀ sowie durch die Streckendifferenz δd (Blutpuisationen) bestimmt ist

Aus der ersten Gleichung folgt

C ₁ = 1,5 K ₀ - 0,25*C ₂ .

Aus der zweiten Gleichung ergibt sich

2*(1,5 K ₀ - 0,25 C ₂ ) + 1,5 C ₂ = 5 K ₀ C ₂ = 2 K ₀

Durch Einsetzen von C ₂ in die erste Gleichung des Gleichungssystems folgt:

1 C ₁ + 0,25 * 2 K ₀ = 1,5 K ₀ C ₁ = 1 K ₀

Vereinbarungsgemäß wird der Blutbestandteil mit der höchsten Konzentration, also C ₂ , gleich 100% gesetzt.

Damit folgt

C ₂ =100%

C ₁ = 50%

Damit wurde die Konzentration der Blutbestandteile an einem besonders einfachen und übersichtlichen Beispiel berechnet.