WO2003079899A1 - Vorrichtung und verfahren zur messung von inhaltsstoffen im blut - Google Patents

Vorrichtung und verfahren zur messung von inhaltsstoffen im blut Download PDF

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WO2003079899A1
WO2003079899A1 PCT/DE2003/000372 DE0300372W WO03079899A1 WO 2003079899 A1 WO2003079899 A1 WO 2003079899A1 DE 0300372 W DE0300372 W DE 0300372W WO 03079899 A1 WO03079899 A1 WO 03079899A1
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radiation
sensors
blood
measurement
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PCT/DE2003/000372
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Klaus Forstner
Bernd Schöller
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MCC Gesellschaft für Diagnosesysteme in Medizin und Technik mbH & Co. KG
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
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    • A61B5/1495—Calibrating or testing of in-vivo probes
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    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts

Definitions

  • the invention relates to a method for controlling a device for measuring a proportion of constituents in the blood, in which electromagnetic radiation with different radiation frequencies is passed through a vessel containing the blood and in which at least some of the radiation emerging from the vessel is sensed and one Evaluation is forwarded.
  • the invention also relates to a device for measuring a proportion of the amount of constituents in the blood, which has at least one emission source for generating electromagnetic radiation and at least one sensor for detecting a transmission portion of the radiation, which sensor is connected to an evaluation device.
  • a device for determining concentrations of certain portions in the blood is determined, in which part of the living organism is irradiated with light from a light source and a portion of the light penetrating the organism is measured by measurement technology and fed to an evaluation becomes.
  • a comparable process is also described in PCT-O 00/42905.
  • a further arrangement is known from PCT-WO 99/39631, here a measuring arrangement is positioned in the area of an index finger, which shines through the finger with a plurality of light sources and in which reflection components are determined. Similar arrangements for the metrological detection of portions in the blood in which a finger is used as the measuring point are also explained in US Pat. No. 60 64 898 and US Pat.
  • a device for measuring the hemoglobin concentration in the blood is described in DE-PS 196 12 425 and a further device for measurement technology application in the area of the finger is explained in PCT-WO 89/01758.
  • a measuring device for the non-invasive determination of the hemoglobin content in the blood is already known from the publication "Annual Meeting of the Society for Biomedical Measurement Technology e.V., September 28-30, 2000 in Lübeck, Volume 45, Kraitl, Behrens, Hornberger, Gehring".
  • This object is achieved in that at least two sensors for radiation detection are positioned at a local distance relative to one another and in that the evaluation is assigned a calibration characteristic curve which is determined by an individual calibration measurement, in which at least one constant is used as the calibration criterion, of at least one a measured value variable detected by the sensors is determined.
  • Another object of the present invention is to design a device of the type mentioned in the introduction. structure that an improved measurement quality is achieved.
  • the evaluation device has at least two sensors and that the evaluation device has an analyzer for determining the angle-dependent scattering of the radiation by evaluating the received signals of the individual sensors.
  • the individual detection of the tissue-dependent scatter makes it possible to achieve a significant increase in measuring accuracy.
  • the expenditure on equipment is increased only insignificantly. There is no extension of the measuring time.
  • a particularly reliable measurement of the scatter can be achieved by using at least three receiving elements.
  • a particularly simple measurement setup can be achieved by using electromagnetic radiation in the visible and infrared frequency range.
  • the methodology of multi-wave pulse spectroscopy can be used to carry out the measurement.
  • a patient-specific calibration without extending the measurement time of a blood parameter can be carried out by measuring a spatial scattering of the radiation. For this purpose, it is necessary that the scatter is determined by detecting a radiation intensity that deviates from a main radiation direction.
  • a particularly simple evaluation criterion can be implemented in that the scatter is determined by examining the pulse-cyclic signals of the measured values of the individual sensors.
  • a preferred application is that an oxygen content in the blood is determined.
  • an oxygen concentration is determined relative to a reference value in the blood.
  • a symmetrical measurement setup can be achieved in that the sensors have essentially the same distances relative to one another.
  • This structure is a special case of a general arrangement in which this condition does not apply.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of a measuring arrangement
  • FIG. 3 shows a schematic block diagram to illustrate the measurement of a hemoglobin concentration or an oxygen saturation in the blood
  • Fig. 6 a histogram of the measurement variable Omega for three measurement channels
  • 11 shows a basic illustration to illustrate the determination of the values for omega, delta d and the concentration values as a function of the measured values recorded.
  • FIG. 1 in which a cross section through a tissue (9) with vessels (1, 50) is shown, there are three sensors (2, 3, 4) and three emission sources in an environment of the blood-carrying tissue (9) (5, 6, 7) arranged.
  • the emission sources (5, 6, 7) can be realized, for example, by light-emitting diodes or laser diodes. Photodiodes can be used as sensors (2, 3, 4).
  • the emission sources (5, 6, 7) are connected to a multiplexer (8) for sequential control.
  • the sensors (2, 3, 4) and the emission sources (5, 6, 7) are preferably arranged directly on an outer surface of the tissue (9) surrounding the vessel (1, 50).
  • the sensors (2, 3, 4) are connected to an evaluation device (10) which is provided with an analyzer (11). Measurement results provided by the evaluation device (10) can be visualized or printed out in the area of a display device (12), and electronic transmission to devices for further measurement value processing is also possible.
  • Fig. 2 shows a block diagram of the procedure for an individual calibration, a standard calibration function (13) initially a priori a patient-independent basic setting, which is then linked to a patient-specific with a scatter determination (14) when carrying out the measurement process Measuring device (15) is connected.
  • the measuring device (15) detects the signals of those sensors (2, 3, 4) that are not assigned to a current main radiation direction of the assigned emission source (5, 6, 7).
  • the results of the standard calibration function (13) and the initial value of the scattering determination (14) are linked to one another by a combiner (16) in accordance with a calculation rule specified as an individual calibration function.
  • An output value of the combiner (16) is linked to a measured value variable (17) which is determined from the measured value of the sensor (2, 3, 4) which is in the main radiation direction of the assigned emission source (5, 6, 7) lies . Linking the output value of the combiner (16) and the measured value variable (17) gives the respective target variable (18).
  • FIG. 3 shows a block diagram to explain an optical hemoglobin measurement in the blood in order to determine the oxygen content of the blood. It is measured here that hemoglobin with bound oxygen has a different optical absorption behavior than hemoglobin without bound oxygen.
  • the block diagram according to FIG. 3 consists of two functional components according to FIG. 2.
  • the arrangement of the standard calibration function (13), the scattering determination (14), the combiner (16) and the measured value variable (17) is a further arrangement of a standard calibration function (19), a scattering determination (20), a combiner (21) and a measured value variable (22) connected in parallel.
  • the target variable (18) and a target variable (23) as the initial value of the second arrangement are in the range of one Link (24) merged, which provides a resulting target value (25) as a starting value.
  • An absorption intensity (26) is plotted as a function of the respective wavelength (27).
  • a first minimum is found at a wavelength of about 600 nanometers, then there is another rise to an intermediate maximum at about 900 nanometers, and then the course approaches the zero line asymptotically.
  • the device according to the invention makes it possible to largely limit movement artifacts and sensor relocations, since in each case it is automatically calibrated to the new optical path. This makes it possible to use the device even with moving patients and to provide the attending physician with a decision basis for measures to be taken at short notice. It is taken into account here that rapid movements lead to a loss of measured values, but sensor rearrangements with phases of relative calm do not.
  • different wavelengths can be specified.
  • the emission characteristics can, for example, be bundled closely or implemented with a fanned out radiation lobe.
  • the patient-specific calibration can be carried out either before the measurement is actually carried out or cyclically during the measurement.
  • a cyclical determination in the course of the pulse spectroscopic measurement is particularly advantageous. This makes it possible to compensate for intentional or arterial changes in position of the optical sensors (2, 3, 4) or change of application location while the measurement is being carried out.
  • pulse-spectroscopic measurement offers the advantage that measurement results from tissue and blood can be delivered with a high degree of measurement accuracy in a very short time and without invasive methods on the patient.
  • the light energy detected by the sensors (2, 3, 4) has a pulse component and a constant component.
  • the pulse component is a consequence of the pulse-cyclical change in the thickness of blood vessels.
  • the direct component is the radiation component emerging after the tissue has passed through. The light energy changes depending on the lighting intensity due to the selected emission sources (5, 6, 7).
  • a permissible transmission path length is in a range from 3 mm to 35 mm, preferably in a range from 5 mm to 30 mm and particularly preferably in a range from 7 mm to 25 mm.
  • the number of emission elements is 7, preferably 4.
  • emission elements e.g. 4x LED + 3x LASER, preferably 2x LED + 2x LASER and particularly preferably 4x LASER, can be used.
  • the wavelengths in the area of the emission elements are 550 nm to 1,500 nm, preferably 620 nm to 1,350 nm and particularly preferably 660 nm to 1,300 nm.
  • the solid angle positions of the emission elements are in a range of 1 ° to 179 °, preferably 75 ° to 125 ° and particularly preferably 85 ° to 95 °.
  • the emission elements are preferably centered centrally via a main diode and particularly preferably laterally via secondary diodes. In principle, centering can also be omitted.
  • the LEDs and / or LASERS are preferably focused with a flat plane and particularly preferably with a lens. In principle, focusing can also be omitted.
  • the number of detector elements is in a range from 2 to 8, preferably 2 to 5 and particularly preferably 3.
  • the solid angle position of the detection elements is in a range from -89 ° to + 89 °, preferably from -25 ° to + 35 ° and particularly preferably from -10 ° to + 10 °.
  • the normals of the detector surface are centered preferably centrally with respect to the central emission and particularly preferably laterally with respect to the secondary emission.
  • the size of the detector elements is in a range of 2 mm 2 to 10mm 2, preferably 2 mm 2 to 5 mm 2 and more preferably 3mm. 2
  • plethysmograms are recorded on each photoreceiver for different wavelengths of emitted radiation.
  • the wavelengths are taken from the VIS and the NIR / IR range of the electromagnetic radiation.
  • a measurement variable ⁇ z is created for each photodiode Z by linking characteristic properties of these plethysmograms.
  • pulse-oximetric measuring technology it is possible for a measured value variable ⁇ to be recorded and for this to be a priority ri defined calibration is assigned to the value of a 0 2 saturation.
  • the process sequence according to the invention picks up all measured value variables ⁇ z and links them by means of a sensor-specific transfer function to form a new corrected measured value variable ⁇ CoIr - this measured value variable is also linked to the tissue-specific differential weakening ⁇ .
  • tissue-specific differential attenuation ⁇ is a measure of the decrease in the radiation intensity within the measurement location. This weakening results from the examination of the differences of all absolute intensities at all z photo receivers.
  • the photoreceivers are arranged in a geometrically sufficiently defined manner. For this reason, the changes in the absolute intensities are due to the different types of patient-specific light paths.
  • the differential attenuation ⁇ follows from the absorption and deflection (scattering and refraction) of photons at the measurement location. The proportions from these individual processes do not have to be determined individually for the present method.
  • the differential weakening ⁇ and the corrected measured value variable ⁇ z determine the target variable of the method, namely the arterial oxygen saturation, via the calibration function according to the invention.
  • the PIC correction function is:
  • variable ⁇ C ⁇ ⁇ r represents the resulting measured value variable, which is via the calibration function
  • K lz , K 22 . and K 3z are validated and adjusted by an empirical (clinical) examination.
  • the course of the calibration function g ( ⁇ C ⁇ rr) corresponds to the known, empirically determined calibration at the application sites of pulse oxy etry.
  • Another preferred application of the invention is the non-invasive continuous determination of the hemoglobin concentration.
  • the determination of the hemoglobin concentration is based on the patient-specific calibration PIC. Without this calibration, an absolute determination, i.e. a size with a physical unit of measure (here [mg / dl]) cannot be carried out with sufficient accuracy.
  • the weakening of substance concentrations within a tissue can only be derived using the method of pulse spectroscopy via the product of the change in thickness and the substance concentration.
  • Ij . and I 2 VIS / NIR / IR intensities after tissue passage ⁇ ( ⁇ ): wavelength-dependent extinctions of the substance derivatives X from S sX: saturation of the substance S with the derivative X.
  • N number of the spectroscopically relevant substance derivatives at the measurement site
  • the change in thickness on the pulsating vessels is associated with a pulse-cyclical change in transmission, which is the basis of every plethysmogram.
  • the amplitude of plethysmograms is defined by three characteristics:
  • the differentiation of the absorbance ⁇ ⁇ ( ⁇ ) from the vascular thickness change D is determined by an additional NIR / IR emission, the so-called reference measurement. werkstelligt. This NIR / IR emission to the measuring wavelength know where R ange no significant (concentration-dependent) absorption at the desired blood substances. Their absorption should primarily take place in water.
  • the differential weakening ⁇ introduced under PIC is again recorded. This determines which signal change at the photoreceivers is caused by a specific change in the absorption.
  • the hemoglobin concentration is now calculated from the given determination relationship on the basis of the known relative concentrations ( saturations).
  • N Number of hemoglobin derivatives on the patient side
  • ⁇ counting variable
  • the hemoglobin measurement is thus accessible to a continuous, non-invasive measurement.
  • the derivatives saX ⁇ are newly determined using the PlC methodology. This more precise method of determination is a prerequisite for a sufficiently precise determination of the substance concentration CHb sought.
  • the determination relationship also includes the measurement of the attenuation ⁇ , which is also novel.

Abstract

Das Verfahren und die Vorrichtung dienen zur Messung eines Mengenanteiles von Inhaltsstoffen im Blut. Durch ein Blutgefäße (1) enthaltendes Gewebe (9) hindurch werden elektromagnetische Strahlungen mit unter­schiedlichen Strahlungswellenlängen geleitet. Min­destens ein Teil der aus dem Gefäß austretenden Strahlung wird sensorisch erfaßt und ein daraus ab­geleiteter entsprechender Meßwert wird einer Auswer­tungseinrichtung zugeleitet. Die Auswertungseinrich­tung (10) ist mit mindestens zwei Sensoren (2, 3, 4) verbunden und weist einen Analysator (11) zur Ermittlung einer Streuung der Strahlung durch Auswertung der Empfangsstärke bei den einzelnen Sensoren auf. Durch die Auswertung der winkelabhängigen Streuung kann eine individuelle Kalibrationsbestimmung durchgeführt werden, die zu einer Puls-spektroskopischen Bestimmung von Stoff­konzentrationen herangezogen werden kann.

Description

Vorrichtung und Verfahren zur Messung von Inhaltsstoffen im Blut
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Steuerung einer Vorrichtung zur Messung eines Mengenanteiles von Inhaltsstoffen im Blut, bei dem durch ein das Blut enthaltendes Gefäß hindurch elektromagnetische Strahlung mit unterschiedlichen Strahlungsfrequenzen geleitet wird und bei dem mindestens ein Teil der aus dem Gefäß austretenden Strahlung sensorisch erfaßt und einer Auswertung zugeleitet wird.
Die Erfindung betrifft darüber hinaus eine Vorrichtung zur Messung eines Mengenanteiles von Inhaltsstoffen im Blut, die zur Generierung von elektromagnetischer Strahlung mindestens eine Emissionsquelle sowie zur De- tektion eines Durchlaßanteiles der Strahlung mindestens einen Sensor aufweist, der mit einer Auswertungseinrichtung verbunden ist. Derartige Verfahren und Vorrichtungen sind in unterschiedlichen Ausführungsformen bekannt . Beispielsweise wird in der US-PS 61 51 518 eine Vorrichtung zur Ermittlung von Konzentrationen bestimmter Anteile im Blut ermittelt, bei der ein Teil des lebenden Organismus von einer Lichtquelle mit Licht durchstrahlt wird und ein den Organismus durchdringender Anteil des Lichtes meßtechnisch erfaßt sowie einer Auswertung zugeführt wird. Ein vergleichbares Verfahren wird auch in der PCT- O 00/42905 beschrieben. Eine weitere Anordnung ist aus der PCT-WO 99/39631 bekannt, hier wird im Bereich eines Zeigefingers eine Meßanordnung positioniert, die mit einer Mehrzahl von Lichtquellen den Finger durchstrahlt und bei der Reflektionsanteile ermittelt werden. Ähnliche Anordnungen zur meßtechnischen Erfassung von Anteilen im Blut bei denen als Meßort ein Finger verwendet wird, werden auch in der US-PS 60 64 898 sowie US-PS 61 49 588 erläutert.
Eine Vorrichtung zur Messung der Hämoglobinkonzentration im Blut wird in der DE-PS 196 12 425 beschrieben und eine weitere Vorrichtung für eine meßtechnische Applikation im Bereich des Fingers ist in der PCT-WO 89/01758 erläutert.
Ein Meßgerät zur nicht-invasiven Bestimmung des Hämoglobingehaltes im Blut ist bereits aus der Veröffentlichung "Jahrestagung der Gesellschaft für Biomedizinische Meßtechnik e.V., 28.-30.09.2000 in Lübeck, Band 45, Kraitl, Behrens, Hornberger, Gehring" bekannt.
Sämtliche Vorrichtungen gemäß dem Stand der Technik weisen den Nachteil auf, daß eine standardmäßige Ka- libration der eingesetzten Vorrichtungen entsprechend einem Kollektiv von Personen erfolgt, welches bei der Entwicklung der betreffenden Vorrichtungen ausgewählt wurde. Dies führt dazu, daß bei einer Verwendung für einen individuellen Patienten eine relativ hohe Meßun- genauigkeit vorliegen kann, da die individuelle Histo- Anatomie hinsichtlich des Strahlungsdurchganges des betreffenden Patienten bei der allgemeinen Kalibrierung nicht berücksichtigt werden konnte. In vielen Fällen kann bis dato lediglich eine relative Veränderung der spektroskopisch gemessenen Stoffkonzentrationen erfolgen.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es daher, ein Verfahren der einleitend genannten Art derart anzugeben, daß eine erhöhte Meßgenauigkeit bereitgestellt werden kann und das es ermöglicht, die individuelle Charakteristik des Patienten automatisch zu erfassen, und damit eine Absolutmessung (d.h. eine Einheiten gebundene, nicht nur relative Messung) zu ermöglichen.
Diese Aufgabe wird dadurch gelöst, daß mindestens zwei Sensoren zur Strahlungserfassung mit einem örtlichen Abstand relativ zueinander positioniert werden und daß der Auswertung eine Kalibrationskennlinie zugeordnet wird, die durch eine individuelle Kalibrationsmessung ermittelt wird, bei der als Kalibrierungskriterium mindestens eine Konstante verwendet wird, die von mindestens einer von den Sensoren erfaßten Meßwertvariablen determiniert wird.
Weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, eine Vorrichtung der einleitend genannten Art derart zu kon- struieren, daß eine verbesserte Meßqualität erreicht wird.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß die Auswertungseinrichtung mindestens zwei Sensoren aufweist, und daß die Auswertungseinrichtung einen Ana- lysator zur Ermittlung der winkelabhängigen Streuung der Strahlung durch Auswertung der EmpfangsSignale der einzelnen Sensoren aufweist .
Durch die individuelle Erfassung der gewebeabhängigen Streuung ist es möglich, eine deutliche Erhöhung der Meßgenauigkeit zu erreichen. Der apparative Aufwand wird nur unwesentlich erhöht. Es tritt keine Verlängerung der Meßdauer auf .
Eine besonders zuverlässige meßtechnische Erfassung der Streuung kann dadurch erreicht werden, daß mindestens drei Empfangselemente verwendet werden.
Ein besonders einfacher meßtechnischer Aufbau läßt sich dadurch erreichen, daß elektromagnetische Strahlungen im visiblen und infraroten Frequenzbereich verwendet werden.
Für die Meßdurchführung kann die Methodik der Mehrwellen-Puls-Spektroskopie verwendet werden.
Eine patientenindividuelle Kalibrierung ohne Verlängerung der Meßzeit eines Blutparameters kann dadurch erfolgen, daß eine räumliche Streuung der Strahlung meßtechnisch erfaßt wird. Hierzu ist es notwendig, daß die Streuung durch Erfassung einer von einer HauptStrahlungsrichtung abweichenden Strahlungsintensität ermittelt wird.
Zur Ermöglichung einer Kompensation von Parameteränderungen (z.B. Veränderung der Sensorlage, Patientenbewegungen) während der Durchführung der Messung wird vorgeschlagen, daß während der Durchführung der Messung eine zyklische Kalibration durchgeführt wird.
Ein besonders einfaches Auswertungskriterium läßt sich dadurch implementieren, daß die Streuung durch eine Untersuchung der pulszyklischen Signale der Meßwerte der einzelnen Sensoren ermittelt wird.
Eine bevorzugte Anwendung besteht darin, daß ein Sauerstoffgehalt im Blut ermittelt wird.
Darüber hinaus ist daran gedacht, daß eine Sauerstoff- konzentration relativ zu einer Bezugsgröße im Blut ermittelt wird.
Ebenfalls ist es möglich, daß eine absolute Sauerstoffkonzentration im Blut ermittelt wird.
Ein symmetrischer Meßaufbau läßt sich dadurch erreichen, daß die Sensoren relativ zueinander im wesentlichen gleiche Abstände aufweisen. Dieser Aufbau ist ein Sonderfall einer allgemeinen Anordnung, bei der diese Bedingung nicht gilt .
In den Zeichnungen sind Ausführungsbeispiele der Erfindung schematisch dargestellt. Es zeigen: Fig. 1 Eine Prinzipskizze einer Meßanordnung,
Fig. 2 ein schematisches Blockschaltbild zur Veranschaulichung einer individuellen Kalibrierung,
Fig. 3 ein schematisches Blockschaltbild zur Veranschaulichung der meßtechnischen Ermittlung einer Hämoglobinkonzentration oder einer SauerstoffSättigung im Blut,
Fig. 4 ein typisches Absorptionsspektrum bei der optischen Hämoglobinmessung,
Fig. 5 einen Zeitverlauf der Meßvariablen Omega für drei Meßkanäle,
Fig . 6 ein Histogramm der Meßvariablen Omega für drei Meßkanäle,
Fig. 7 Intensitäten zu den drei Meßkanälen für jeweils zwei Variablen,
Fig. 8 Mittelwerte der Meßvariablen Omega für die drei Meßkanäle,
Fig. 9 ermittelte Standardabweichungen der Meßvariablen Omega für die drei Meßkanäle,
Fig. 10 Plethysmogramme zu den drei Meßkanälen für jeweils zwei Variable und
Fig. 11 eine Prinzipdarstellung zur Veranschaulichung der Ermittlung der Werte für Omega, Delta d sowie die Konzentrationswerte in Abhängigkeit von den erfaßten Meßwerten.
Gemäß dem Ausführungsbeispiel in Fig. 1, in der ein Querschnitt durch ein Gewebe (9) mit Gefäßen (1, 50) dargestellt ist, sind in einer Umgebung des blutführenden Gewebes (9) drei Sensoren (2, 3, 4) sowie drei Emissionsquellen (5, 6, 7) angeordnet. Die Emissions- quellen (5, 6, 7) können beispielsweise durch Leuchtdioden oder Laserdioden realisiert werden. Als Sensoren (2, 3, 4) können Fotodioden verwendet werden.
Die Emissionsquellen (5, 6, 7) sind an einen Multiple- xer (8) zur sequentiellen Steuerung angeschlossen. Die Sensoren (2, 3, 4) und die Emissionsquellen (5, 6, 7) werden vorzugsweise unmittelbar auf einer äußeren Oberfläche des das Gefäß (1, 50) umgebenden Gewebes (9) angeordnet. Die Sensoren (2, 3, 4 ) sind mit einer Aus- wertungseinrichtung (10) verbunden, die mit einem Ana- lysator (11) versehen ist. Von der Auswertungseinrichtung (10) zur Verfügung gestellte Meßergebnisse können im Bereich einer Anzeigeeinrichtung (12) visualisiert oder ausgedruckt werden, ebenfalls ist eine elektronische Übertragung an Geräte zur weiteren Meßwertverarbeitung möglich.
Fig. 2 zeigt in einem Blockschaltbild schematisch den Ablauf bei einer individuellen Kalibrierung, über eine Standardkalibrierungsfunktion (13) erfolgt zunächst a priori eine patientenunabhängige Grundeinstellung, die anschließend bei der Durchführung des meßtechnischen Vorganges patientenindividuell mit einer Streuungsermittlung (14) verknüpft wird, die mit einer Meßeinrichtung (15) verbunden ist. Die Meßeinrichtung (15) erfaßt hierbei die Signale derjenigen Sensoren (2, 3, 4), die nicht einer aktuellen Hauptstrahlungsrichtung der zugeordneten Emissionsquelle (5, 6, 7) zugeordnet sind. Die Ergebnisse der Standardkalibrierungsfunktion (13) sowie der Ausgangswert der Streuungsermittlung (14) werden von einem Kombinator (16) entsprechend einer als individuelle Kalibrierungsfunktion vorgegebenen Berechnungsvorschrift miteinander verknüpft . Ein Ausgangswert des Kombinators (16) wird mit einer Meßwertvariablen (17) verknüpft, die aus dem Meßwert desjenigen Sensors (2, 3, 4) ermittelt wird, der in der HauptStrahlungs- richtung der zugeordneten Emissions-quelle (5, 6, 7) liegt . Eine Verknüpfung des Ausgangswertes des Kombinators (16) und der Meßwert-variablen (17) ergibt die jeweilige Zielgröße (18) .
Fig. 3 zeigt ein Blockschaltbild zur Erläuterung einer optischen Hämoglobinmessung im Blut, um den Sauerstoff- gehalt des Blutes zu ermitteln. Es wird hierbei meßtechnisch ausgewertet, daß Hämoglobin mit gebundenem Sauerstoff ein anderes optisches Absorptionsverhalten aufweist, als Hämoglobin ohne gebundenen Sauerstoff.
Prinzipiell besteht das Blockschaltbild gemäß Fig. 3 aus zwei Funktionskomponenten gemäß Fig. 2. Der Anordnung aus der Standardkalibrierungsfunktion (13) , der Streuungsermittlung (14) , des Kombinators (16) sowie der Meßwertvariablen (17) ist hier eine weitere Anordnung aus einer Standardkaiibrierungsfunktion (19) , einer Streuungsermittlung (20) , eines Kombinators (21) sowie einer Meßwertvariablen (22) parallel geschaltet. Die Zielgröße (18) sowie eine Zielgröße (23) als Ausgangswert der zweiten Anordnung werden im Bereich einer Verknüpfung (24) zusammengeführt, die als Ausgangswert eine resultierende Zielgröße (25) bereitstellt.
Fig. 4 zeigt einen typischen Absorptionsverlauf bei einer Messung der SauerstoffSättigung im Blut. Es ist eine Absorptionsintensität (26) in Abhängigkeit von der jeweiligen Wellenlänge (27) aufgetragen. Ein erstes Minimum findet sich bei einer Wellenlänge von etwa 600 Nanometer, es erfolgt dann nochmals ein Anstieg zu einem Zwischenmaximum bei etwa 900 Nanometer, anschließend nähert sich der Verlauf asymptotisch der Null- Linie.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung ermöglicht es, weitgehend Bewegungsartefakte und Sensor-Relokationen zu e- liminieren, da jeweils selbsttätig an die neue optische Wegstrecke kalibriert wird. Hierdurch ist es möglich, die Vorrichtung auch bei bewegenden Patienten einzusetzen und dem behandelnden Arzt kurzfristig eine Entscheidungsgrundlage für zu ergreifende Maßnahmen bereitzustellen. Es wird hierbei berücksichtigt, daß rasche Bewegungen zu einem Meßwertausfall führen, Sensorumlagerungen mit Phasen der relativen Ruhe jedoch nicht .
In Abhängigkeit von den jeweiligen Anwendungsanforderungen können unterschiedliche Wellenlängen vorgegeben werden, darüber hinaus ist es auch möglich, unterschiedliche Emissions-Charakteristiken der Emissionsquellen (5, 6, 7) zu implementieren. Die Emissionscharakteristiken können dabei beispielsweise eng gebündelt oder mit einer aufgefächerten Strahlungskeule implementiert werden. Die Durchführung der patientenindividuellen Kalibrierung kann entweder vor der tatsächlichen Durchführung der Messung oder zyklisch während der Durchführung der Messung erfolgen. Vorteilhaft ist insbesondere eine zyklische Ermittlung im Verlaufe der puls- spektroskopischen Messung. Hierdurch ist es möglich, beabsichtigte oder arterielle Positionsveränderungen der optischen Sensoren (2, 3, 4) oder Applikationsort- wechsel während der Durchführung der Messung zu kompensieren.
Generell bietet eine puls-spektroskopische Messung den Vorteil, daß mit sehr kurzem Zeitaufwand und ohne inva- sive Methoden am Patienten Messergebnisse aus Gewebe und Blut mit hoher Meßgenauigkeit geliefert werden können. Die von den Sensoren (2, 3, 4) erfaßte Lichtenergie weist einen Pulsanteil und einen Gleichanteil auf. Der Pulsanteil ist eine Folge der pulszyklischen Dickenänderung von Blutgefäßen. Der Gleichanteil ist der nach dem Gewebsdurchtritt austretende Strahlungsanteil. Die Lichtenergie ändert sich in Abhängigkeit von der Beleuchtungsintensität durch die jeweils ausgewählten Emissionsquellen (5, 6, 7) .
Eine konkrete gerätetechnische Realisierung der in Fig. 1 bis Fig. 3 beschriebenen Vorrichtung kann je nach vorgesehener Anwendung innerhalb unterschiedlicher konstruktiver Parameterintervalle erfolgen. Eine zulässige Transmissionsweglänge liegt in einem Bereich von 3mm bis 35mm, bevorzugt in einem Bereich von 5mm bis 30mm und besonders bevorzugt in einem Bereich von 7mm bis 25mm. Die Anzahl der Emissionselemente liegt bei 7, bevorzugt bei 4.
Als Emissionselemente können z.B. in der Ausführung 4x LED + 3x LASER, bevorzugt 2x LED + 2x LASER und besonders bevorzugt 4x LASER, eingesetzt werden.
Die Wellenlängen im Bereich der Emissionselemente liegen bei 550nm bis 1.500nm, bevorzugt bei 620nm bis 1.350nm und besonders bevorzugt bei 660nm bis 1.300nm.
Die Raumwinkelstellungen der Emissionselemente liegen in einem Bereich von 1° bis 179°, bevorzugt bei 75° bis 125° und besonders bevorzugt bei 85° bis 95°.
Die Zentrierung der Emissionselemente erfolgt bevorzugt zentral über eine Hauptdiode und besonders bevorzugt lateral über Nebendioden. Grundsätzlich kann eine Zentrierung aber auch entfallen.
Die Fokussierung der LED 's und / oder LASER erfolgt bevorzugt mit einer planen Ebene und besonders bevorzugt mit einer Linse. Grundsätzlich kann eine Fokussierung aber auch entfallen.
Die Anzahl der Detektorelemente liegt in einem Bereich von 2 bis 8, bevorzugt bei 2 bis 5 und besonders bevorzugt bei 3.
Die Raumwinkelstellung der Detektionselemente liegt in einem Bereich von -89° bis +89°, bevorzugt bei -25° bis +35° und besonders bevorzugt bei -10° bis +10°. Die Zentrierung der Normalen der Detektorfläche erfolgt bevorzugt zentral bezüglich der Mittenemission und besonders bevorzugt .lateral bezüglich der Nebenemission.
Die Größe der Detektorelemente liegt in einem Bereich von 2mm2 bis 10mm2, bevorzugt bei 2mm2 bis 5mm2 und besonders bevorzugt bei 3mm2.
Grundsätzlich können das vorstehend allgemein beschriebene Meßverfahren sowie die erläuterte Vorrichtung für unterschiedliche Anwendungen eingesetzt werden. Nachfolgend werden zwei besonders bevorzugte Anwendungen im Detail erläutert.
Bei einer pulsoximetrischen patientenindividuellen Kalibration (PIC) ist in den Mittelpunkt zu stellen, daß im Gegensatz zum derzeitigen Stand der Technik mehrere Plethysmogramme an Photoempfängern erfaßt werden, die einen definierten räumlichen Bezug zueinander aufweisen. Der Verfahrensablauf wird nachfolgend beschrieben und ist in Fig. 11 graphisch erläutert.
Diese Plethysmogramme werden an jedem Photoempfänger für verschiedene Wellenlängen emittierter Strahlung aufgenommen. Die Wellenlängen sind dabei aus dem VIS und dem NIR / IR Bereich der elektromagnetischen Strahlung entnommen.
Über eine Verknüpfung von charakteristischen Eigenschaften dieser Plethysmogramme wird für jede Photodiode Z eine Meßwertvariable Ωz erstellt. Über die pulso- ximetrische Meßtechnik ist es möglich, daß eine Meßwertvariable Ω erfaßt wird und diese über eine a prio- ri definierte Kalibrierung dem Wert einer 02-Sättigung zugeordnet wird.
Der erfindungsgemäße Verfahrensablauf greift alle Meßwertvariable Ωz auf und verknüpft diese mittels einer sensorspezifischen Transfer-Funktion zu einer neuen korrigierten Meßwertvariablen ΩCoIr- Diese Meßwertvariable ist außerdem mit der gewebsspezifischen differen- tiellen Schwächung θ verknüpft.
Die gewebsspezifische differentielle Schwächung θ ist ein Maß für die Abnahme der Strahlungsintensität innerhalb des Meßorts. Diese Schwächung ergibt sich durch die Untersuchung der Differenzen aller Absolutintensitäten an allen z Photoempfängern.
Die Photoempfänger sind geometrisch hinreichend definiert angeordnet. Aus diesem Grund sind die Änderungen der Absolutintensitäten auf die verschiedenartigen, patientenindividuellen Lichtwege zurückzuführen.
Die differentielle Schwächung θ folgt aus der Absorption und der Ablenkung (Streuung und Brechung) von Photonen am Meßort zusammen. Die Anteile aus diesen Einzel- prozessen müssen für die vorliegende Methode nicht einzeln ermittelt werden.
Die differentielle Schwächung θ sowie die korrigierte Meßwertvariable Ωz bestimmt über die erfindungsgemäße Kalibrationsfunktion die Zielgröße des Verfahrens, nämlich die arterielle SauerstoffSättigung. Die PIC- Korrekturfunktion lautet hierbei:
Figure imgf000016_0001
Die Variable ΩCθιr stellt die resultierende Meßwertvariable dar, welche über die Kaiibrationsfunktion
saö2 = g(Ω.Corr)
der arteriellen Sauerstoff-Sättigung zugeordnet ist.
Die Faktoren Klz, K22. sowie K3z werden durch eine empirische (klinische) Untersuchung validiert und angepaßt.
Die Kaiibrationsfunktion g(ΩCθrr) entspricht in Ihrem Verlauf der bekannten, empirischen ermittelten Kalibration an den Applikationsorten der Pulsoxi etrie.
Eine weitere bevorzugte Anwendung der Erfindung besteht in der non-invasiven kontinuierlichen Bestimmung der Hämoglobin-Konzentration .
Die Bestimmung der Hämoglobin-Konzentration basiert auf der patientenindividuellen Kalibration PIC. Ohne diese Kalibration kann eine absolute Bestimmung, d.h. eine Größe mit einer physikalischen Maßeinheit (hier [mg/dl] ) nicht hinreichend genau durchgeführt werden.
Die Schwächung an Stoffkonzentrationen innerhalb eines Gewebes kann über die Methode der Puls-Spektroskopie nur über das Produkt aus der Dickenänderung und der Stoffkonzentration abgeleitet werden.
Figure imgf000017_0001
In der obigen Formel bedeuten:
C: Konzentration der gesuchten Stoffkonzentrati- on
Δd; Dickenänderung des puls-spektroskopischen
Zielgewebes
Ij. und I2: VIS / NIR / IR Intensitäten nach Gewebspassa- ge ε(λ) : wellenlängenabhängige Extinktionen der Stoff- derivate X von S sX: Sättigung des Stoffes S mit dem Derivat X.
N: Anzahl -der spektroskopisch relevanten Stoff- derivate am Meßort
Die Dickenänderung an den pulsierenden Gefäßen ist mit einer pulszyklischen Transmissionsänderung verbunden, dies ist die Grundlage eines jeden Plethysmogramms. Die Amplitude von Plethysmogrammen ist durch drei Charakte- ristika definiert:
1. Die pulszyklische vasale Durchmesseränderung D.
2. Die Extinktionen εη(λ) der darin enthaltenen Stoffkonzentrationen zum Meßzeitpunkt.
3. Die Modifikation von pulszyklischen Schwächungen am Begleitgewebe.
Die Differenzierung der Extinktion εη(λ) von der vasa- len Dickenänderung D wird durch eine zusätzliche NIR / IR-Emission, durch die sogenannte Referenzmessung, be- werkstelligt. Diese NIR / IR-Emission soll in dem Bereich der Meßwellenlänge keine nennenswerte (konzentrationsabhängige) Absorption an den zu bestimmenden Blutsubstanzen erfahren. Deren Absorption soll primär an Wasser erfolgen.
Aufgrund der Modifikation von Schwächungen im Begleit- gewebe wird wiederum durch die unter PIC eingeführte differentielle Schwächung θ erfaßt. Damit wird ermittelt, welche Signaländerung an den Photoempfängern durch eine spezifische Änderung der Absorption hervorgerufen wird.
Unter Verwendung der Wasser-Referenzmessung sowie der differentiellen Schwächung θ wird nun aus der gegebenen Bestimmungsbeziehung aufgrund der bekannten Relativkonzentrationen (Sättigungen) die Hämoglobin-Konzentration errechnet .
Figure imgf000018_0001
In der obigen Formel bedeuten:
Δd; differentielle Dickenänderung der pulsierenden arteriellen Gewebsanteile
N: Anzahl der patientenseitigen Hämoglobinderivate η : Zählvariable
εη (λ) : Wellenlängenabhängige spektrale Extinktion der Hb- Fraktion η
K VIS / NIR (IR) -Schwächung für Empfänger No. Z saXη: Sättigung des Gesamthämoglobins durch die Fraktion η
Beispiel: Xη = CO d.h. saCO.
Die Hämoglobinmessung ist damit einer kontinuierlichen, non-invasiven Messung zugänglich.
Die Derivate saXη werden durch Anwendung der PlC-Methodik neuartig bestimmt. Diese genauere Bestimmungsmethode ist eine Voraussetzung für eine hinreichend genaue Bestimmung der gesuchten Stoffkonzentration CHb.
Weiter geht in die Bestimmungsbeziehung die ebenfalls neuartige Messung der Schwächung θ ein.

Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
1. Verfahren zur Steuerung einer Vorrichtung zur Messung eines Mengenanteiles von Inhaltsstoffen im Blut, bei dem durch ein das Blut enthaltendes Gefäß hindurch eine elektromagnetische Strahlung mit unterschiedlichen StrahlungsSequenzen geleitet wird und bei dem mindestens ein Teil der aus dem Gefäß austretenden Strahlung sensorisch erfaßt und einer Auswertung zugeleitet wird, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens zwei Sensoren (2, 3, 4) zur Strahlungserfassung mit einem örtlichen Abstand relativ zueinander positioniert werden und daß der Auswertung eine Kalibrationskennlinie zugeordnet wird, die durch eine individuelle Kalibrationsmessung ermittelt wird, bei der als Kalibrierungskriterium mindestens eine Konstante verwendet wird, die von mindestens einer von den Sensoren (2, 3, 4) erfaßten Meßwertvariablen (22) determiniert wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens 3 Sensoren (2, 3, 4) verwendet werden.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die meßtechnische Erfassung in einem Multiplexbetrieb durchgeführt wird.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß eine elektromagnetische Strahlung im optischen Frequenzbereich verwendet wird.
5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß bei der meßtechnischen Erfassung eine Puls-Spektroskopie verwendet wird.
6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß bei der meßtechnischen Erfassung Spektral-Fotometrie verwendet wird.
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß eine räumliche Streuung der Strahlung meßtechnisch erfaßt wird.
8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Streuung durch Erfassung einer von einer Hauptstrahlungsrichtung abweichenden Strahlungsintensität ermittelt wird.
9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß während der Durchführung der Messung eine zyklische Kalibration durchgeführt wird.
10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Streuung durch eine Amplitudenrelation der Meßwerte der einzelnen Sensoren (2, 3, 4) ermittelt wird.
11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß ein Sauerstoffgehalt im Blut ermittelt wird.
12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, daß eine relative Sauerstoffkonzentration im Blut ermittelt wird.
13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, daß eine absolute Sauerstoffkonzentration im Blut ermittelt wird.
14. Vorrichtung zur Messung eines Mengenanteiles von Inhaltsstoffen im Blut, die zur Generierung von elektromagnetischer Strahlung mindestens eine Emissionsquelle sowie zur Detektion eines Durchlaßanteiles der Strahlung mindestens einen Sensor aufweist, der mit einer Auswertungseinrichtung verbunden ist, dadurch gekennzeichnet, daß die Auswertungseinrichtung (10) mindestens zwei Sensoren (2, 3, 4) aufweist und daß die Auswertungseinrichtung (10) einen Analysator (11) zur Ermittlung der winkelabhängigen Streuung der Strahlung durch Auswertung der Empfangssignale bei den einzelnen Sensoren (2, 3, 4) aufweist.
15. Vorrichtung nach Anspruch (14), dadurch gekennzeichnet, daß an die Auswertungseinrichtung (10) mindestens drei Sensoren (2, 3, 4) angeschlossen sind.
16. Vorrichtung nach Anspruch 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens zwei Emissionsquellen (5, 6, 7) verwendet sind.
17. Vorrichtung nach Anspruch 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens drei Emissionsquellen (5, 6, 7) verwendet sind.
18. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 14 bis 17, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens eine der Emissionsquellen (5, 6, 7) als eine Leuchtdiode ausgebildet ist.
19. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 14 bis 17, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens eine der Emissionsquellen (5, 6, 7) als eine Laserdiode ausgebildet ist .
20. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 14 bis 19, dadurch gekennzeichnet, daß mindestens einer der Sensoren
(2, 3, 4) als eine Fotodiode ausgebildet ist.
21. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 14 bis 20, dadurch gekennzeichnet, daß die Sensoren (2, 3, 4) relativ zueinander im wesentlichen gleiche Abstände aufweisen.
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