DE3008651C2

DE3008651C2 - Gerät zur Messung der Pneusis-Funktion

Info

Publication number: DE3008651C2
Application number: DE3008651A
Authority: DE
Inventors: Hiroshi Nishinomiya Hyogo Abe; Kazuo Osaka Hirano; Kimio Ono; Nobuhiro Toyonaka Osaka Sato
Original assignee: Sumitomo Electric Industries Ltd
Current assignee: Sumitomo Electric Industries Ltd
Priority date: 1979-03-07
Filing date: 1980-03-06
Publication date: 1982-11-18
Also published as: JPS55118738A; GB2049168A; US4513751A; CA1140773A; GB2049168B; DE3008651A1; FR2450594A1; FR2450594B1

Description

Die Erfindung betrifft ein Gerät zur unblutigen Messung der Pneusis-Funktion menschlicher Organe und Gewebe.

Bisher stellte die visuelle Beobachtung menschlicher Organe und Gewebe eines der wesentlichsten Verfahren für die klinische Diagnose und die medizinische Forschung dar. In letzter Zeit können jedoch verschiedene Teile menschlicher Organe direkt mittels der sogenannten »Makroskopie« beobachtet werden. Zu diesem Zweck wird in den menschlichen Körper ein optisches Übertragungssystem eingesetzt, wie beispielsweise optische Fasern. Als Beispiel sie die sogenannte »Gastro-Kamera« erwähnt, bei welcher es sich um ein optisches Faserbündel handelt, welches in den Magen eines Patienten eingebracht wird und somit die Betrachtung der Magenwandung gestattet. Die Makroskopie ist jedoch von der Geschicklichkeit und der Erfahrung der sie vornehmenden Arztes abhängig und ermöglicht folglich keine objektive Diagnose.

Die Pneusis-Funktion, d. h. das Druck- bzw. Strömungsverhalten des Sauerstoffs im Gewebe, wird in der Regel durch Freilegen einer geeigneten Gewebepartie überprüft. Dabei besteht jedoch die Gefahr, daß das Organ bzw. die betroffene Gewebepartie von Krankheitserregern befallen werden. Ferner wird herkömmlicherweise die Pneusis des Gewebes als Pneusis des Gesamtorgans durch Sauerstoffvergleich zwischen dem venösen und arteriellen Blut und der Strömungsmenge dieses Blutes berechnet. Der dabei auftretende Fehler ist jedoch relativ hoch, so daß keine hinreichend genauen Ergebnisse erstellt werden können.

Aus der DE-OS 27 26 606 ist bereits ein medizinisches Spektralphotometer bekannt, mit dessen Hilfe der

Durchblutungszustand von Gewebeoberflächen gemessen und in einem Oszillographen-Bildschirm angezeigt werden kann. Eine Messung der Pneusis-Funktion menschlicher Organe und Gewebe ist jedoch mit diesem bekannten Spektralphoiometer nicht möglich, da es

,ο diesem bekannten Gerät u.a. an einer geeigneten Einrichtung zum Messen der Sauerstoff-Konsumptionsgeschwindigkeit fehlt Das bekannte Spektralphotometer benutzt einen Lichtleiter, der sowohl den Meßstrahlengang als auch den Beleuchtungsstrahlengang enthält, wobei die eine Hälfte des Lichtleiters das Licht zum Meßobjekt führt, während der übrige Lichtleiterteil das reflektierte Licht zu einem Monochromator leitet welcher das auffallende Licht spektral zerlegt. Dieses spektral zerlegte Licht wird sodann fokussiert und einer Lichtmeßeinrichtung zugeführt deren Ausgangssignale auf dem Bildschirm eines Oszillographen sichtbar gemacht werden.

Der Erfindung liegt somit die Aufgabe zugrunde, ein Gerät zur unblutigen Messung der Pneusis-Funktion menschlicher Organe und Gewebe zu schaffen, mit dessen Hilfe die Pneusis-Funktion gemessen werden kann, ohne daß die Gefahr einer Infektion durch

Krankheitserreger besteht. Diese Aufgabe wird durch die im Anspruch 1

angegebene Erfindung gelöst

Dem erfindungsgemäßen Gerät liegt der Leitgedanke zugrunde, die zeitabhängige Änderung eines spezifischen Spektrums nach einer Unterbrechung der Sauerstoffzufuhr zum zu untersuchenden Objekt zu

J₅ messen. Die spezifischen Spektren entsprechen den spezifischen Wellenlängen des oxygenierten sowie des desoxygenierten Hämoglobins. Der mit Hilfe der Erfindung erzielbare technische Fortschritt ist insbesondere darin zu sehen, daß das Gera; nach der Erfindung die Wechselbeziehung zwischen einer Vielzahl von Spektren nutzt, indem es die Veränderung von Spektral-Kennlinien erfaßt und verarbeitet, die zeitlich nach der Unterbrechung der Sauerstoffzufuhr zum Meßbereich erfolgen. Ferner sei unterstrichen, daß beim Gerät nach der Erfindung die Sauerstoff-Konsumption aus der wechselseitige ι Verknüpfung dreier spezifischer Wellenlängen des oygenierten Hämoglobins sowie des desoxgenierten Hämoglobins bestimmt werden kann. Ein besonderer Vorteil des Gerätes nach der Erfindung

so ist darin zu sehen, daß es imstande ist, zeitabhängige Spektraländerungen zu erfassen und zu verwerten.

Wie bereits erwähnt, werden mit Hilfe des Gerätes nach der Erfindung das zu untersuchende menschliche Organ oder Gewebe einer Unterbrechung der Sauer-

stoffzufuhr unterworfen und wird die Änderung der Kennlinie des Reflexionsspektrums in der Zeiteinheit gemessen. Diese Änderung bestimmt die Pneusis-Funktion des untersuchten Organs bzw. Gewebe. Der bei Unterbrechung der Sauerstoff-Zufuhr durch Unter drucksetzen erreichte Druckwert kann höher als der maximale Blutdruck sein.

Die Erfindung wird im folgenden anhand von Ausführungsbeispielen und unter Bezug auf die Zeichnung näher erläutert. In dieser zeigt

F i g. 1 eine graphische Darstellung der Änderung des Reflexionsspektrums des diffusen Lichtes je Zeiteinheit für ein inneres Organ nach der Unterbrechung der Sauerstoffzufuhr,

Fig,2 eine graphische Darstellung der Beziehung zwischen der Zeit nach dem Unterdrucksetzen und dem relativen Absorptionsvermögen des Deoxy-Hämoglobins und desOxy-Hämoglobins,

Fig.3 eine schematische Darstellung eines erfindungsgemäßen Geräts,

F i g. 4 eine Ansicht eines erfindungsgemäßen Geräts, wobei der Strahlenteiler und die benachbarten Bauelemente im Detail dargestellt sind, und

F i g. 5 eine Ansicht einer weiteren Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Geräts.

Die vorliegende Erfindung beruht auf einer Feststellung in bezug auf die Änderung der Reflexions-Spektrum-Kennlinie pro Zeiteinheit bei der Organ-Spektroskopie, so daß die hier erreichten, technischen Vorteile auf diese Feststellung zurückgeführt werden können. Fig. 1 zeigt die Reflexions-Kennlinie des Teils eines inneren Organs, das einer Unterbrechung der Sauerstoffzufuhr unterworfen wird. Auf der horizontalen bzw. vertikalen Achse sind die Wellenlänge bzw. das Reflexions-Absorptionsvermögen aufgetragen.

Die obere Kurve A wird während der Sauerstoffzufuhr zu dem inneren Organ erhalten, während die übrigen Kurven Bbis /während der Unterbrechung der Sauerstoffzufuhr zu dem Teil des Organs werden. Diese Kurven zeigen die Änderung des Spektrums pro Zeiteinheit. Wie man aus der Kurve A erkennen kann, werden in der Blutströmung in dem Organ zwei Spitzen für das Oxy-Hämoglobin (das im folgenden manchmal auch einfach als »Oxy-Hb« bezeichnet wird) beobachtet Andererseits wird nach der Unterbrechung der Sauerstoffzufuhr (nach dem Unterdrucksetzen) das relative Absorptionsvermögen stark verringert, und das spektrale Muster ändert sich stark, wie man an den Kurven flbis /erkennen kann.

Weiterhin endet die Verringerung des Absorptionsvermögens ungefähr 1 bis 2 sek nach dem Unterdrucksetzen bei dem Punkt gleichen Absorptionsvermögens für Oxy-Hb und Deoxy-Hämoglobin (das im folgenden manchmal auch einfach als »Deoxy-Hb« bezeichnet werden soll). Dieser Punkt befindet sich bei der Wellenlänge Ai bzw. A₂, beispielsweise 569 nm bzw. 586 nm. Andererseits setzt sich die Verringerung des Absorptionsvermögens an der Spitze (mit einer Wellenlänge A₃ von beispielsweise 577 nm) des Oxy-Hb noch einige wenige Sekunden weiter fort.

Es wird angenommen, daß die ungefähr 1 oder 2 sek dauernde Verringerung des Absorptionsvermögens entsprechend der Verringerung der Hb-Menge auftritt. Die Verringerung Hb-Menge wird auf das Ausstoßen praktisch des gesamten Bluics in der lokalen Blutbahn aufgrund der Unterdrucksetzung zurückgeführt, da das Absorptionsvermögen an den Punkten Ai, A₂ gleichen Absorptionsvermögens für Oxy-Hb und Deoxy-Hb gleichzeitig verringert wird.

Andererseits wird angenommen, daß die kontinuierliche Verringerung des Absortionsvermögens bei der Wellenlänge A₃ durch die Umwandlung des Oxy-Hb in Deoxy-Hb aufgrund einer Erhöhung des Absorptionsvermögens in der Nähe des unteren Punktes mit der Wellenlänge A* (beispielsweise 555 nm) des Oxy-Hb erfolgt. D. h. also, vollständig blockiert wird, so daß die restlichen Sauerstoffmoleküle aufgrund der Pneusis bzw. Sauerstoffaufnahme der lokalen Zellen verbraucht werden; dadurch wird aus dem gesamten Hb nunmehr Deoxy-Hb.

Deshalb kann eine Messung der Variations-Kennlinie der Umwandlung von Oyy-Hb in Deoxy-Hb pro Zeiteinheit, d, h., die Messung der Pneusis-Funktion, durch Ermittlung des; Reflexionsspektrums bei den Punkten Ai, A₂ mit gleichem Absorptionsvermögen des Oxy-Hb und Deoxy-Hb und bei dem charakteristischen

Punkt Aj entweder von Oxy-Hb oder von Deoxy-Hb erfolgen.

Gemäß der obigen Beschreibung wird der Spitzenpunkt A₃ des Oxy-Hb als charakteristischer Punkt betrachtet. Es ist jedoch auch möglich, eine Messung sogar am untersten Punkt des Oxy-Hb oder an der Spitze oder dem untersten Punkt des Deoxy-Hb durchzuführen.

Eine Ausführungsform eines Geräts zur Messung der Pneusis-Funktion nach der vorliegenden Erfindung ist in F i g. 3 dargestellt; dabei emittiert eine Lichtquelle 1, wie beispielsweise eine Quarzhalogen-Lampe, insbesondere eine Wolfram-Halogen-Lampe, eine Xenon-Lampe oder eine Quecksilberlampe, Licht mit verschiedenen Wellenlängen. Eine optische Faser 2-1 kann das Licht von der Lichtquelle 1 in ein zu untersuchendes, inneres Organ einführen. Eine zweite optische Feder 2-2 kann das Reflexionslicht von dem Orgai»· in eine als Strahlenteiler ausgebildete Lichtempfangstinrichtung, wie beispielsweise ein Spektroskop 4, einführen.

Weiterhin ist ein Druck-Steuerventil 3 vorgesehen, i'm die Sauerstoffzufuhr zu dem Organ zu unterbrechen. Die Druckkraft kann höher als der maximale Blutdruck sein. Die Lichtquelle 1 und die optische Faser 2-1 sind nicht unbedingt erforderlich, sondern sie hängen von

J° der Meß-Umgebung und dem Reflexionsfaktor des zu messenden Teils ab.

An dem Strahlenteiler 4 wird Licht mit einer bestimmten Wellenlänge ausgewählt und in einen photoelektrischen Wandler 5 eingeführt, in dem das

« Licht in ein elektrisches Signal umgewandelt wird. Das elektrische Signal wird bei einer Verarbeitungseinheit 6 verarbeitet, so daß die ermittelte Pneusis-Funktion in einer Anzeigevorrichtung 7 dargestellt werden kann.

Bei der Ausführungsform nach Fig.4 werden mehrere optische Fasern zu einem Faserbündel 2-2 zusammengefaßt. Diese Fasern werden in Gruppen unterteilt, beispielsweise drei Gruppen, die mit der Anzahl der zu messenden Wellenlänge übereinstimmen. Außerdem sind entsprechende Filter 4-1, 4-2, 4-3 mit unterschiedlichen Durchlaßwellenlängen Aj, Λ₂, A₃ vorgesehen, um die jeweiligen Lichtstrahlen xn empfangen und die Lichtstrahlen aufzuteilen. Die so aufgeteilten Lichtstrahlen werden durch zugeordnete photoelektrische Wandler 5-1, 5-2, 5-3 in elektrische Signale umgewandelt.

Eine weitere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist in F i g. 5 dargestellt, wobei gleiche Teile und Bauelemente die gleichen Bezugszeichen wie bei den obigen Ausführungsfonnen haben. Bei der Ausführungifonn nach Fig.5 wird das aufgeteilte Licht zu einem zu untersuchenden bzw. zu messenden Teil gestrahlt. Lichtquellen 1-1, 1-2 und 1-3 sind an jeweils unterschiedlichen Stellen angeordnet. Filter 4-1,4-2 und 4-3 dienen dazu, das Licht von den entsprechenden Lichtquellen in Lichtstrahlen mit der gewünschten Wellenlänge aufzuteilen. Außerdem ist ein drehbarer Spiegel 8 vorgesehen, um selektiv einen der Lichtstrahlen zu einer optischen Faser 2-1 zu richten, die dss Licht in den zu messenden Teil einführen kann. Die Drehung

^b5 des drehbaren Spiegels 1 wird durch eine Verarbeitungsschaltung 6 gesteuert. Eine optische Faser 2-2 kann das Reflexionslicht von dem zu messenden Teil in einen photoelektrischen Wandler 5 durchlassen. Auch hier

wieder die Pneusis-Funktion mittels einer Anzeigevorrichtung 7 dargestellt.

Bei dieser Ausführungsform wird der zu untersuchende Teil nicht unter Druck gesetzt. Wenn die Bedienungsperson einen konstanten Druck aufrechterhalten kann, ist das Unterdrucksetzen und damit das Drucksteuerteil nicht erforderlich.

Die optischen Fasern 2-1, 2*2 können durch jedes andere lichtdurchlässige Element ersetzt werden. Außerdem kann als Strahlenteiler ein Interferenz-Filter, ein Interferenz-Spiegel, ein optisches Prisma oder ein Spektroskop eingesetzt werden. Bei dem photoelektrischen Wandler5 kann es sich um einen Bildsensor, einen Phototransistor, einen Photomultiplier bzw. Sekundärelektronenvervielfacher oder eine Sonnenbatterie handeln.

Bei der in F i g. 3 dargestellten Ausführungsform kann

die Messung unabhängig von externem, diffusem Licht erfolgen, d. h., die Messung muß nicht in einer Dunkelkammer durchgeführt werden.

Gemäß der vorliegenden Erfindung können also die Pneusis-Funktion eines inneren Organs und eines Textus während der Unterbrechung der Sauerstoffzufuhr zu dem Organ gemessen werden, ohne daß die Gefahr einer Infektion besteht; gleichzeitig wird die quantitative Diagnose der lokalen Pneusis-Funktion möglich. Außerdem können die Abweichungen der Pneusis-Funktion vom Normalverhalten festgestellt werden, die durch die Makroskopie nicht beobachtet werden können. Und da die Änderung des Reflexionsspektrums pro Zeiteinheit als Informationsquelle gemessen wird, werden technisch keine hohen Anforderungen an die Spektral-Kennlinie gestellt, so daß sich eine kompakte und vereinfachte Einrichtung ergibt.

Claims

Patentansprüche:

1. Gerät zur unblutigen Messung der Pneusis-Funktion menschlicher Organe und Gewebe, gekennzeichnet durch eine Steuereinrichtung (3), um die Sauerstoffzufuhr zu einem zu untersuchenden Bereich, insbesondere durch Unterdrucksetzen des Bereichs, zu unterbrechen, eine mit dem zu untersuchenden Bereich optisch verbindbare Lichtempfangseinrichtung (4) zum Messen der Reflexions-Spektrum-Kennlinienänderungen pro Zeiteinheit, einen an die Lichtempfangseinrichtung (4) angeschlossenen Wandler (5) zum Abgeben von auf eine Zeiteinheit bezogenen elektrischen Signalen, die den Kennlinienänderungen entsprechen, und eine an den Wandler (5) angeschlossene Anzeigevorrichtung (7) zum Anzeigen der Pneusis-Funktion.

2. Gerät nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß an die Lichtempfangseinrichtung (<ä) eine optische faser (2-2) angeschlossen ist

3. Gerät nach Anspruch 1 und 2. dadurch gekennzeichnet, daß an die Lichtempfangseinrichtung (4) ein Bündel von Fasern (2-2) angeschlossen ist, daß das Bündel von Fasern (2-2) in mehrere Fasern unterteilt ist, um jeweils Lichtstrahlen mit der benötigten Wellenlänge durchzulassen, und daß im Strahlengang der Lichtstrahlen-Filter (4-1, 4-2, 4-3) angeordnet sind, die jeweils eine vorgegebene Durchlaß-Wellenlänge haben.

4. Gerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß eine Lichtquelle (1) vorgesehen ist, mit der Licht auf zu untersuchenden Bereich lenkbar ist und dat> ein Filter (4-2) derart angeordnet ist, daß oas von der Lichtquelle (1) abgebene Licht durch das Filte. (4-2) gelangt.