DE60223787T2

DE60223787T2 - Verfahren und vorrichtung zur verbesserung der genauigkeit nichtinvasiver hematokritmessungen

Info

Publication number: DE60223787T2
Application number: DE60223787T
Authority: DE
Inventors: Joseph M. Andover SCHMITT
Original assignee: Nellcor Puritan Bennett LLC
Current assignee: Nellcor Puritan Bennett LLC
Priority date: 2001-03-16
Filing date: 2002-03-13
Publication date: 2008-11-27
Anticipated expiration: 2022-03-14
Also published as: CA2441017A1; ES2299558T3; US20020165439A1; EP1368638A2; JP2004523320A; WO2002075289A3; CA2441017C; EP1368638B1; HK1063072A1; WO2002075289A2; JP4176480B2; US6606509B2; DE60223787D1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
1. Gebiet der Erfindung
Diese Erfindung betrifft Systeme und Verfahren für eine spektrophotometrische Messung von biochemischen Verbindungen in der Haut für eine nichtinvasive medizinische Diagnose und Überwachung. Speziell betrifft die vorliegende Erfindung die Bestimmung des Hämatokrits oder der absoluten Konzentration von Hämoglobin im Blut durch optische Mehrfachwellenlängenplethysmographie.
2. Diskussion des Standes der Technik
Die Gesamtkonzentration von Hämoglobin im Blut (Hb_T) oder des Hämatokrits (Hct), definiert als ein Anteil oder ein Prozentsatz von roten Zellen im gesamten Blut, sind Primärvariablen, die von Ärzten verwendet werden, um die Gesundheit eines Patienten zu bewerten. Der Hämatokrit ist der Anteil des gesamten Blutvolumens, der von den roten Blutzellen besetzt wird, und Hämoglobin ist der aktive Hauptbestandteil der roten Blutzellen. Annähernd 34% des roten Zellvolumens ist von Hämoglobin besetzt. Ein Wert von Hb_T niedriger als 10 g/dl oder Hct < 0,30 zeigt einen anämischem Zustand an, der die normalen Funktionen des Körpers beeinträchtigen kann. Eine schwere Anämie kann zum Tod führen, wenn die Menge an Hämoglobin unzureichend wird, um Sauerstoff an das Gehirn und andere lebenswichtige Organe zu liefern. Patienten mit Nierenkrankheit, schwangere Frauen und junge Kinder in Entwicklungsländern sind besonders anfällig für chronische Anämie. Akute Anämie resultierend aus einem Blutverlust, einer Infektion oder Autoimmunstörungen kann lebensbedrohlich sein und erfordert eine strenge Überwachung.
Die herkömmlichen Mittel, die zum Messen von Hct in der klinischen Medizin verwendet werden, sind das Punktieren der Haut, das Abziehen von Blut von einer Vene oder Kapillare in eine Röhre von kleinem Durchmesser und das Messen des festen (gepackte Zellen) Anteils, der nach dem Zentrifugieren des Bluts verbleibt. Die Messung von Hb_T gemäß der Standardpraxis erfordert ebenfalls das Abziehen einer Blutprobe, die dann einem chemischen oder mechanischen Verfahren unterworfen wird, um die roten Zellen aufzulösen und das flüssige Hämoglobin freizusetzen. Nach dem Übertragen des Hämoglobins in eine Küvette wird seine Konzentration entweder durch direkte Spektrophotometrie oder durch Colorimetrie folgend auf die Zugabe eines chemischen Reagens gemessen.
Obwohl eine Anzahl von Verfahren entwickelt wurde, um diese Proben- und Verfahrensschritte weniger umständlich zu machen, ist Ärzten noch keine Vorrichtung für die zuverlässige und genaue Messung von Hct oder Hb_T verfügbar, die die Blutprobennahme erübrigt.
Eine Anzahl von Forschern und Erfindern hat den Wert eines vollständig nichtinvasiven Verfahrens für die Messung der Hämatokrit- oder Gesamthämoglobinkonzentration erkannt. Schmitt et al. (Proc. SPIE, 1992, Band 1641, Seiten 150–161) passten die Prinzipien der Pulsoxymetrie an die nichtinvasiven Messung des Hämatokrits von Blut in intakter Haut an. Das Verfahren basiert auf der Messung der Verhältnisse der pulsierenden (ac) und nicht-pulsierenden (dc) Komponenten des durch ein blutdurchströmtes Gewebe transmittierten Lichts innerhalb zweier Spektralbanden, in denen die molaren Extinktionskoeffizienten von oxygeniertem Hämoglobin (HbO₂) und desoxygeniertem Hämoglobin (Hb) nahezu dieselben sind. In einer der Wellenlängenbanden (800 ≤ λ ≤ 1000 nm) ist die Absorption des Hämoglobins der dominante Beitrag zur Abschwächung von Licht in Blut; in der anderen Bande (1200 ≤ λ ≤ 1550 nm) dominiert die Absorption von Wasser. Deshalb dient die Absorption von Wasser als ein Maß des Plasma-(nicht zellulären)Anteils des Bluts, der kein Hämoglobin enthält. Ein Hämatokritüberwachungssystem, basierend auf einem ähnlichen Verfahren, wurde von Steuer et al. ( US Patent 5499627 ) offenbart. In dieser Offenbarung wurde der Einfluss der optischen Eigenschaften von extravaskulärem interstitiellen Fluid auf die Genauigkeit der Messung erkannt und die Hinzufügung einer dritten Wellenlänge wurde vorgeschlagen, um diesen Einfluss zu verringern. Das Konzept der Hinzufügung von mehreren Wellenlängen zum Verbessern der Genauigkeit wurde weiter durch Kuenster ( US Patent 5377674 ) und Aoyagi et al. ( US Patent 5720284 ) erweitert. Steuer et al. ( US Patent 5499627 ) erkannte ebenfalls die Schwierigkeit des Erhaltens eines zuverlässigen plethysmographischen Pulses in der Wasserabsorptionsbande (deren Amplitude typischerweise 4–10 mal kleiner als die Hämoglobinabsorptionsbande ist). Um dieses Problem zu lindern, schlugen Steuer et al. ( US Patent 5499627 ) ein Verfahren zum Hervorrufen eines künstlichen Pulses durch mechanische Kompression des Gewebes am Ort der Hämatokritmessungen vor.
Trotz dieser früheren Fortschritte bleibt das genaue und zuverlässige Messen der absoluten Konzentration von Hämoglobin im Blut in der Praxis schwierig. Diese Schwierigkeit stammt hauptsächlich von zwei Einschränkungen.
Die erste Einschränkung ist der Fehler der in den Vorrichtungen des Standes der Technik verwendeten verfügbaren mathematischen Algorithmen, um der Tatsache Rechnung zu tragen, dass die Blutgefäße das extravaskuläre Gewebe dislozieren, wenn sie expandieren, da das Gewebe im Wesentlichen nicht komprimierbar ist. Aufgrund der Nichtkomprimierbarkeit von Gewebe hängt die Änderung in der diffusen Transmission von Licht durch Gewebe, die während arterieller Pulsation beobachtet wird, vom Unterschied zwischen den optischen Eigenschaften des Bluts und der umgebenden gelatinösen Gewebematrix ab. Deshalb muss man, um ein genaues Maß der absoluten Werte der Hämoglobinkonzentration im Blut zu erhalten, auch die optischen Eigenschaften des Gewebes berücksichtigen, das die Blutgefäße in der Haut umgibt. Eine Messung der ac/dc-Verhältnisse allein, ungeachtet der Anzahl von Wellenlängen, bei denen die Messung durchgeführt wird, kann die Abweichungen in den Streuungs- und Absorptionseigenschaften der Haut von verschiedenen Subjekten nicht vollständig kompensieren. Dieses Problem ist in herkömmlicher Pulsoxymetrie nicht wichtig, da die Abschwächung von Licht in Blut, diejenige im umgebenden Gewebe bei den Wellenlängen, bei denen ac/dc-Verhältnisse gemessen werden (typischerweise 660 nm und 910 nm) beträchtlich übersteigt. Das Gleiche gilt jedoch nicht in der Messung von Hb_T oder optischer Plethysmographie, was auf der Messung von Pulsationen resultierend von optischer Absorption von Wasser im Blut beruht. Da der Volumenanteil von Wasser im Blut nahe dem der extravaskulären Gewebematrix ist, ist der Unterschied zwischen den Absorptionskonstanten von Blut und dem umgebenden Gewebe innerhalb der Wasserabsorptionsbanden gering. Darüber hinaus variiert der Unterschied zwischen den Streuungseigenschaften von Blut und dem umgebenden Gewebe mit deren relativen Wassergehalten. Folglich war eine Einschränkung der Vorrichtungen und Verfahren des Standes der Technik, die für nichtinvasives Messen von Hämatokrit oder Hämoglobin verwendet wurden, die ungenaue Messung von Gewebewasser.
Die zweite Einschränkung ist die Zuverlässigkeit der Verfahren des Standes der Technik bezüglich der Messung von kleinen pulsierenden Änderungen im Blutvolumen, induziert durch Kontraktionen des Herzens. Wenn die Wassergehalte des Bluts und der extravaskulären Gewebe nahezu dieselben sind, ist die pulsierende (ac) Komponente der bei Wellenlängen größer als 1250 nm gemessenen Intensitäten üblicherweise geringer als ein Prozent der durchschnittlichen (dc) Intensität. Selbst bei Verwendung der fortschrittlichsten Schaltungen und Signalverarbeitungsverfahren sind die Amplituden von derartigen kleinen Pulsationen schwierig zuverlässig zu messen. Obwohl eine mechanische Kompression des Gewebes, wie von Steuer et al. ( US Patent 5,499,627 ) vorgeschlagen, dieses Problem durch Induzieren einer größeren Blutvolumenänderung lindert, führt dies auch große Änderungen im Streukoeffizient des Massengewebes ein, was die Kalibrierung der Instrumente basierend auf diesem Verfahren komplizieren kann, da die Kompression am selben Ort auftritt, wo die Hämatokritmessungen genommen werden.
Keine der US-A-5499627 , US-A-5833602 oder US-61-6178342 stellen die Berechnung eines Gewebewasseranteils und die Berechnung eines Hämatokritwerts unter Verwendung des Gewebewasseranteils bereit.
Deshalb besteht ein Bedarf an einer zuverlässigeren und genaueren Messung von Hämatokrit durch nichtinvasive Mittel.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Der Gegenstand der Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung ist es, eine zuverlässigere und genauere Messung von Hämatokrit (Hct) durch nichtinvasive Mittel bereitzustellen. Die Änderungen in den Intensitäten von Licht von mehreren Wellenlängen, das durch einen Gewebeort transmittiert oder davon reflektiert wird, werden unmittelbar vor und nach dem Okkludieren des Flusses von venösem Blut vom Gewebeort mit einer Okklusionsvorrichtung, positioniert nahe dem Gewebeort, gemessen. Wenn der venöse Rückstrom stoppt und das einströmende arterielle Blut die Blutgefäße expandiert, nehmen die Lichtintensitäten, die innerhalb eines speziellen Bandes von nahinfraroten Wellenlängen gemessen werden, in Proportion zum Volumen des Hämoglobins im Gewebeort ab; jene Intensitäten, die innerhalb eines separaten Bandes von Wellenlängen gemessen werden, in denen Wasser absorbiert, sprechen auf den Unterschied zwischen den Wasseranteilen innerhalb des Bluts und des dislozierten Gewebevolumens an. Ein mathematischer Algorithmus, der auf die zeitvariierenden Intensitäten angewendet wird, führt zu einer quantitativen Schätzung der absoluten Konzentration des Hämoglobins im Blut. Um den Effekt des unbekannten Anteils von Wasser im extravaskulärem Gewebe bei der Hct-Messung zu kompensieren, wird der Gewebewasseranteil bestimmt, bevor der Okklusionszyklus beginnt, indem die diffusen Transmissions- oder Reflexionsspektren des Gewebes bei ausgewählten Wellenlängen gemessen werden.
Ein wichtiges Merkmal der Ausführungsformen dieser Erfindung ist, dass sie Mittel zum Kompensieren der natürlichen Abweichungen im Wasseranteil von Haut von verschiedenen Individuen einarbeitet. Derartige Abweichungen wirken sich sowohl auf die Streuungs- als auch Absorptionskoeffizienten der Haut im nahinfraroten Bereich des Spektrums aus und sind eine primäre Fehlerquelle in Hämatokritschätzungen, die von der Annahme abgeleitet sind, dass die optischen Koeffizienten des extravaskulären Gewebes feste Größen sind.
Ein ebenso wichtiges Merkmal der Ausführungsformen dieser Erfindung ist, dass die relativ große Änderung im Blutvolumen, die durch die venöse Okklusion induziert wird, die Messung von kleinen Unterschieden zwischen den optischen Eigenschaften des Bluts und des extravaskulären Gewebes erleichtert. Folglich kann eine bessere Genauigkeit erhalten werden verglichen mit Verfahren, die auf arteriellen Blutpulsationen beruhen. Es sollte jedoch verstanden werden, dass der mathematische Algorithmus, auf dem die vorliegende Erfindung basiert, sich ebenso gut auf Intensitätsänderungen anwenden lässt, die durch natürliche arterielle Pulsationen oder Kompression der Haut induziert werden.
Für ein vollständigeres Verständnis der Natur und der Vorteile der Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung sollte auf die folgende detaillierte Beschreibung in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen Bezug genommen werden.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 ist eine graphische Darstellung eines expandierenden Blutgefäßes in der Haut, durch das Licht streut.
2 ist eine graphische Darstellung der nahinfraroten Absorptionsspektren der Verbindungen, die den hauptsächlichen Einfluss auf die transkutane Messung des Hämatokrits haben.
3 ist eine graphische Darstellung der vorhergesagten gegen die tatsächlichen Hämatokritwerte, erhalten durch numerische Simulation des ratiometrischen Zweiwellenlängenverfahrens, das der normalen Abweichung im Wasseranteil, f_w, Rechnung trägt.
4 ist eine graphische Darstellung der vorhergesagten gegen die tatsächlichen Hämoglobinwerte, erhalten durch numerische Simulation des ratiometrischen Zweiwellenlängenverfahrens, wobei der Wasseranteil, f_w, bei Null festgesetzt ist.
5 ist eine graphische Darstellung der vorhergesagten gegen die tatsächlichen Hämatokritwerte, erhalten durch numerische Simulation eines zuvor offenbarten ratiometrischen Dreiwellenlängenverfahrens, wobei eine normale Abweichung im Wasseranteil, f_w eingeschlossen ist.
6 ist ein Blockdiagramm einer tragbaren Vorrichtung für nichtinvasive Messung und Anzeige der Hämatokrit- und Gesamthämoglobinkonzentration im Blut.
7 ist ein Zeitdiagramm des Datenerfassungsverfahrens, das verwendet wird, um die Lichtintensitäten für die Bestimmung des Hämatokrits durch das Venenokklusionsverfahren zu messen.
8 ist eine graphische Darstellung der Pulsspektren, die vom Finger eines gesunden erwachsenen Subjekts gemessen wurden.
9 ist eine graphische Darstellung des dc-Spektrums, das vom Finger eines gesunden erwachsenen Subjekts gemessen wurde.
10 ist ein Diagramm eines mechanisch bedienten Reflexionssensors für eine schnelle Messung des Hämatokrits über das Venenokklusionsverfahren.
BESCHREIBUNG DER SPEZIELLEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Um die Prinzipien zu verstehen, die der Erfindung zugrunde liegen, berücksichtige man zuerst ein kleines Blutgefäß 102, das in die Haut 104 eingebettet ist, auf dem Licht 106 von der Oberfläche 108 auftrifft, wie in 1 gezeigt. Ein Anteil der einfallenden Photonen streut durch das Blut, bevor sie vom Detektor erfasst werden. Wenn das Gefäß 102 in seinem Volumen expandiert, steigt die Wahrscheinlichkeit, dass Photonen vom Blut innerhalb des Gefäßes absorbiert oder gestreut werden. Die Absorption des Lichts, die innerhalb des Volumens auftritt, das durch das Licht untersucht wird, das den Detektor erreicht (das effektive Probenvolumen), kann näherungsweise durch eine modifizierte Form des Lambert-Beer'schen Gesetzes beschrieben werden, das die diffus reflektierte oder transmittierte Intensität I vor und nach der Expansion des Gefäßes durch eine Zunahme im Volumen des Bluts ΔV quantifiziert, (Vor Expansion)
(Nach Expansion)
wobei l die effektive Länge des optischen Wegs zwischen der Quelle und dem Detektor ist, V_T das Probenvolumen ist und V_t und V_b jeweils die Volumina des extravaskulären Gewebes des Bluts innerhalb V_T sind. Die Variablen μ b / a und μ t / a repräsentieren die optischen Schwächungskoeffizienten jeweils des Bluts und des extravaskulären Gewebes. Der zweite Term in den eckigen Klammern auf der rechten Seite von Gleichung 2 trägt der Dislozierung des Originalvolumens des Gewebes durch dasselbe Volumen an Blut Rechnung, was zu der Beobachtung führt, dass der Unterschied zwischen den logarithmisch transformierten Spektren vor und nach der Expansion (dieses Differenzspektrum wird als das "Blutpulsspektrum" im Rest dieser Offenbarung bezeichnet) vom Unterschied zwischen den optischen Abschwächungskoeffizienten des Bluts und des extravaskulären Gewebes, nicht von μ b / a allein, abhängt:
Hämoglobin, Wasser und die Plasmaproteine sind die hauptsächlichen Beitragenden zur Absorption des nahinfraroten Lichts in Blut. 2 zeigt die Absorptionsspektren von Wasser 202, globulärem Protein 204 und den oxygenierten 206 und desoxygenierten 208 Formen von Hämoglobin (HbO₂ und Hb) im Wellenlängenband zwischen 800 und 1800 nm. Es ist möglich, Wellenlängen auszuwählen, bei denen eine Absorption durch die Plasmaproteine vernachlässigbar ist verglichen mit der Absorption durch Wasser und Hämoglobin. Für derartige Wellenlängen kommt der Absorptionskoeffizient des Bluts annähernd μba = 0,34 HμHba + (1 – 0,34 H – fpp)μwa gleich, wobei H der Hämatokrit ist, μ w / a der Absorptionskoeffizient von Wasser ist und μ Hb / a die Summe der Absorptionskoeffizienten der zwei Formen von Hämoglobin ist; f_pp der Plasmaproteinanteil ist und der Faktor 0,34 der Anteil des roten Zellvolumens ist, das durch Hämoglobin besetzt ist (angenommen Konstante). Bei Wellenlängen, bei denen eine Absorption durch Proteine und Lipide vernachlässigt werden kann, kann der Absorptionskoeffizient von extravasklulärem Gewebe, das kein Hämoglobin enthält, als μta = fwμwa angenähert werden, wobei f_w der Anteil von Wasser im Gewebe ist. Die Ersetzung dieser Ausdrücke für μ t / a und μ b / a in Gleichung 3 ergibt
Man nehme nun an, dass ein Paar von Wellenlängen λ₁ und λ₂ derart gewählt wird, dass 0,34 HμHba >> μwa bei λ₁ und μwa >> 0,34 HμHba bei λ₂. Durch Auswählen von Wellenlängen, die dieser Beziehung folgen, wird die Absorption bei der ersten Wellenlänge primär aufgrund von Hämoglobin sein und die Absorption bei der zweiten Wellenlänge wird primär aufgrund von Wasser sein. Die Wellenlängen λ₁ = 805 nm und λ₂ = 1310 nm sind ein solches Paar. Dann ist das Verhältnis der Größen des Blutpulsspektrums, bewertet bei diesen zwei Wellenlängen, annähernd
was nach Umstellen geschrieben werden kann als
Diese Gleichung (Gleichung 6) ist noch unvollständig, da sie den Unterschied zwischen den Streuungskoeffizienten des Bluts und der umgebenden Gewebe, Δμ_S(λ) vernachlässigt, eine Variable, die vom Hämatokrit- und Gewebewasseranteil gemäß Δμs(λ) = μbs (λ) – μts (λ) = [H(1 – H)(1.4 – H)]σrbcs (λ)/vi – μts0 (λ)[4fw(1 – fw) (7)abhängt, wobei μ b / s und μ t / s Streuungskoeffizienten jeweils des Bluts und des extravaskulären Gewebes sind und μ t / s0 die Größe des μ t / s für f_w = 0,5 ist. die Konstanten σ rbc / s und v_i repräsentieren jeweils den Streuquerschnitt und das Volumen einer einzelnen roten Blutzelle. Die spezielle Form der Funktion bezüglich μ b / s und H in Gleichung 7 wurde experimentell gefunden (siehe Steinke und Sheperd, Applied Optics, 1988, Band 27, Seiten 4027–4033) und die parabolische Abhängigkeit von μ t / s von f_w erwächst aus dessen Abhängigkeit von der Dichte von streuenden Faktoren im Gewebe (siehe Schmitt und Kumar, Applied Optics, 1998, Band 37, Seiten 2788–2797).
Ein vollständiger Ausdruck, der H und das gemessene Verhältnis der Intensitätsdifferenz, R, in Relation setzt, kann nun geschrieben werden als
wobei Δμ_S durch Gleichung 7 definiert ist. Diese Gleichung gibt an, dass das Reziproke des Hämatokrit linear proportional zu R ist, jedoch die Verschiebung und die Steigung der Beziehung von f_w, des Volumenanteils von Wasser im extravaskulären Gewebe, das die Blutgefäße in der Haut umgibt, und von f_pp, dem Plasmaproteinanteil im Blut, abhängt. Die restlichen Terme sind Konstanten, die inhärente Eigenschaften des Bluts oder des extravaskulären Gewebes repräsentieren. Ausgenommen in extremen Fallen von Fehlernäherung und gewissen anderen pathologischen Zuständen wird f_pp enger Grenzen (0,06–0,08) durch Rückkopplungsmechanismen innerhalb des Körpers gesteuert. Deshalb kann es in den meisten Situationen als eine Konstante behandelt werden. Andererseits variiert f_w beträchtlich von Individuum zu Individuum. Der Wasseranteil in der Haut von älteren oder fettleibigen Patienten kann niedrig bis 0,5 sein; in der Haut von jungen Erwachsenen, ist der Massenwasseranteil typischerweise zwischen 0,65 und 0,75, jedoch kann sich der lokale Wasseranteil 1,0 in gut vaskularisierten Bereichen annähern. Angesichts derartiger Abweichungen können die Terme in Gleichung 8, die von f_w abhängen, nicht vernachlässigt werden.
Aufgetragen in 3 sind Ergebnisse von numerischen Simulationen der Lichtausbreitung in Haut, die die vorhergesagten Fehler in der Messung von Hämoglobin zeigen, die durch Abweichungen im Anteil von Wasser im extravaskulären Gewebe verursacht werden (siehe Schmitt et al, Proc. SPIE, 1996, Band 2678, Seiten 442–453, für eine Beschreibung des Simulationsverfahrens). Die Simulation trägt normalen Abweichungen im Blutvolumen, der Sauerstoffsättigung und der Hautdichte Rechnung, die man im gesunden Erwachsenen zu beobachten erwarten würde. Zum Vergleich zeigt 4 die vorhergesagten Fehler unter denselben Bedingungen, mit der Ausnahme, dass in diesem Fall der Wasseranteil im extravaskulären Gewebe bei Null festgesetzt war (ein Fall äquivalent zur Annahme von keiner Gewebeversetzung während Blutgefäßexpansion). Die relativ großen Fehler in den vorhergesagten Werten des Hämatokrit in 3 verglichen mit jenen in 4 zeigen an, dass die Sensitivität bezüglich Gewebewasserabweichungen die Genauigkeit des ratiometrischen Zweiwellenlängenverfahrens verschlechtert.
Die Durchführung von ratiometrischen Messungen bei mehr als zwei Wellenlängen kann die Fehler reduzieren, die von Veränderungen in den optischen Eigenschaften des extravaskulären Gewebes resultieren, kann diese jedoch nicht eliminieren. 5 bewertet die Leistung eines ratiometrischen Dreiwellenlängenalgorithmus, modelliert nach de^m von Steuer et al. ( US Patent 5,499,627 ) vorgeschlagenen Algorithmus,
Die Regressionskonstanten k', k'' und k''', die in der Simulation verwendet werden, wurden derart gewählt, dass sie den besten Ausgleich zwischen den tatsächlichen und vorhergesagten Hämatokriten ergeben. Obwohl in gewisser Weise verbessert, sind die vorhergesagten Fehler der Hämatokritmessung in 5 immer noch groß verglichen mit jenen, die für den Fall von Nicht-Null festgesetztem f_w erhalten wurden (3). Wie von 5 zu sehen ist, überwindet das Messen von Verhältnissen des Blutpulsspektrums bei zusätzlichen Wellenlängen nicht die inhärente Abhängigkeit der Größe des Spektrums von den optischen Eigenschaften des extravaskulären Gewebes.
Von der vorherigen Analyse kann erkannt werden, dass das Messen des Blutpulsspektrums an einer Körperstelle, bei der f_w klein und konstant ist, die Messgenauigkeit verbessern würde. Das Ohrläppchen, in welchen viele der Blutgefäße in Fettgewebe eingebettet sind, kommt der Erfüllung dieses Erfordernisses am nächsten. In vielen Anwendungen jedoch ist das Ohrläppchen eine ungelegene Messstelle und sein Fettanteil variiert von Individuum zu Individuum.
Ein robusterer Ansatz zur Verringerung der Fehler, die durch Gewebewasserabweichungen verursacht werden, ist es, f_w zu messen und den gemessenen Wert in der Vorhersagegleichung (Gleichung 8) zu verwenden. In einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wird der Gewebewasseranteil von Diffuslichtintensitäten abgeleitet, die bei einer Gruppe von Wellenlängen innerhalb desselben Bandes von Nahinfrarotwellenlängen (800–1800 nm), verwendet zum Messen des Blutpulsspektrums, gemessen wurden. Intensitätsverhältnisse werden aufgezeichnet, wenn die Haut sich im ruhenden Zustand (vor Blutvolumenexpansion) befindet und werden dann logarithmisch transformiert und kombiniert gemäß
Für spezielle Gruppen von Wellenlängen, λ₃–λ₆ und Konstanten k₁–k₃, ermöglicht dieser allgemeine Ausdruck eine präzise Messung des absoluten Gewebewasseranteils f_w. Die Werte der Konstanten können von mathematischen Modellen oder durch empirische Kalibrierung bestimmt werden. Die Ergebnisse numerischer Simulationen schlagen vor, dass f_w-Werte, abgeleitet von Gleichung 10, für λ₃ = 850 nm, λ₄ = 1370 nm, λ₅ = 1250 nm, λ₆ = 1140 nm, genau bis innerhalb ±1% über den physiologischen Bereich von Blutvolumen- und Streuabweichungen sind. Ein wichtiges Merkmal dieser speziellen Wahl der Wellenlängen ist, dass Intensitäten, die bei den längsten und kürzesten Wellenlängen λ₃ = 850 nm, λ₄ = 1370 nm gemessen wurden, auch in der Berechnung des Verhältnisses R bei Wellenlängen λ₁ und λ₂ in Gleichung 5 verwendet werden können. Das heißt, für λ₁ = λ₄ = 1370 nm und λ₂ = λ₃ = 850 nm, werden Messungen bei vier anstatt bei sechs Wellenlängen benötigt, um den Hämatokrit zu bestimmen. Das Verringern der Anzahl von Messwellenlängen senkt die Herstellungskosten von tragbaren Vorrichtungen, die diskrete lichtemittierende Dioden als Lichtquellen einsetzen. Ein weiterer Vorteil des Überlappens der Wellenlängen, die verwendet werden, um R und f_w zu messen, ist, dass Abweichungen in den optischen Weglängen, die die Geometrie des Probenvolumens bestimmen, minimiert werden. Gleichung 10 ist jedoch nicht der einzige mögliche Algorithmus für die Bestimmung eines Gewebewasseranteils. Andere Verfahren und Algorithmen einschließlich jener, die durch den Erfinder hierin und in einer ebenfalls anhängigen Patentanmeldung im Namen des vorliegenden Anmelders mit dem Titel: Device and Method for Monitoring Body Fluid and Electrolyte Disorders, Attorney Docket: TTC-09103-017200US, offenbart sind, werden ebenfalls zu genauen Schätzungen eines Gewebewasseranteils führen.
Obwohl die Schlüsselkonzepte, die den offenbarten Verfahren für nichtinvasive Hct-Messung in Gleichungen 8 und 10 verkörpert sind, spielt das Design mit der Vorrichtung, mit der die erforderlichen Intensitäten gemessen werden, auch eine ebenso entscheidende Rolle. Insbesondere müssen die Größenordnungen der optischen Signale, von denen R und f_w abgeleitet werden, groß genug sein, um eine minimale Interferenz bzw. Störung von elektronischem Rauschen wie von Rauschen bezüglich physiologischer Variablen, die Körperbewegungen und räumliche Heterogenität im lokalen Blutfluss umfassen, sicherzustellen.
Die in 6 abgebildete Vorrichtung weist mehrere Merkmale auf, die die genaue Messung des Hct nichtinvasiv erleichtern. Die elektromagnetbetriebene Klammer 602 okkludiert bzw. verschließt den venösen Rückstrom vom Finger 604 durch Anwenden von Druck um den Umfang des Fingers 604 herum mittels des kreisenden Elektromagneten 616, der an die Klammer 602 gekoppelt ist. Der angewendete Druck wird auf ein Niveau justiert, das gerade oberhalb des Werts des diastolischen Blutdrucks liegt. Als ein Ergebnis fließt das arterielle Blut weiter ungehindert in die Fingerspitze, bis der Fluss stoppt, wenn die Blutgefäße zu ihren maximalen Füllvolumina gedehnt sind. Ein Mikroprozessor 606 steuert die Zeitgebung des Okklusionszyklus, die Datenerfassung und -verarbeitung, um den Wert des Hct zu bestimmen. Vor dem Start des Okklusionszyklus beginnt das mikroprozessorgesteuerte Datenerfassungssystem, die elektrischen Signale aufzuzeichnen, die durch den Photodetektor 608 erzeugt werden. Der Photodetektor 608 ist auf einer kompressiblen Gummiunterlage (nicht gezeigt) oder einem federbelasteten Pfosten (nicht gezeigt) montiert, der einen Kontakt mit der hohlhandseitigen Seite des Fingers 604 aufrechterhält, ohne dessen Expansion während der Okklusionsperiode zu beschränken. Bevor die Signale durch den Analog-Digital(A/D)-Konverter 618 digitalisiert werden, werden sie durch den Vorverstärker 612 verstärkt und normalisiert, um ihre Proportionalität zu den Intensitäten des durch den Finger von den lichtemittierenden Dioden(LED)-Quellen 610, die nahe beieinander auf demselben Substrat (nicht gezeigt) montiert sind, transmittierten Lichts sicherzustellen. Die Signale werden gleichzeitig gesendet durch Anschalten der LEDs infolge, um eine beinahe-simultane Messung der Intensitäten durch einen einzelnen Photodetektor zu erlauben. Nachdem annähernd fünf Sekunden verstrichen sind, lässt die Klammer 602 automatisch los und der Finger 604 kann entfernt werden. Eine kurze Zeit später wird das Hct auf dem Anzeigefeld 614 als ein Prozentsatz gemeinsam mit dem berechneten Wert des Hb_T in g/dl angezeigt. In einer Ausführungsform ist das Anzeigefeld 614 ein eingebautes Flüssigkristall(LCD)-Panel.
In alternativen Ausführungsformen können die Lichtemissionsquellen und -optiken andere Quellen anstatt LEDs umfassen, wie beispielsweise weißglühende Lichtquellen oder Weißlichtquellen, die eingestellt werden, um Strahlung bei geeigneten Wellenlängen zu emittieren.
In einer Ausführungsform der Erfindung sind ein Miniaturelektromagnet 616 zum Durchführen der Okklusion, die Lichtemissions- 610 und -detektionsoptiken 608, eine Verarbeitungsvorrichtung 606 sowie eine Anzeige 614 alle innerhalb einer tragbaren Vorrichtung 600 enthalten. Eine Betätigung des Elektromagneten leitet den Start des Messzyklus ein. Der Unterschied zwischen den Logarithmen der bei spezifischen Wellenlängen im Band zwischen 800–1000 nm gemessenen Intensitäten, in welchem Hämoglobin das dominante Absorptionsmittel ist, und zwischen 1250–1600 nm, in welchem Wasser das dominante Absorptionsmittel ist, werden unmittelbar vor und unmittelbar nach der Okklusion aufgezeichnet. Um den Hämatokrit zu berechnen, werden diese gemessenen Differenzen mit einer Schätzung des extravaskulären Wasseranteils, abgeleitet von der gewichteten Summe der Ableitungen der Transmissions- oder Reflexionsspektren des Gewebes, gemessen in einem überlappenden Band von Wellenlängen, kombiniert. Alternative Ausführungsformen verwenden Ersatzokklusionsmittel wie beispielsweise pneumatisch oder hydraulisch betriebene Klammern. Zusätzliche alternative Ausführungsformen verwenden andere Algorithmen zur Bestimmung des Gewebewasseranteils wie oben beschrieben.
7 zeigt das Timing der Datenerfassung und -verarbeitung während des Messzyklus. Ein Drucktransducer erfasst die Anwesenheit eines Fingers und betätigt die Okklusionsvorrichtung, die wiederum die Datenerfassungssequenz startet. Die Sequenz startet automatisch, nachdem der Mikroprozessor die Anwesenheit des Fingers detektiert hat. Bevor der Elektromagnet aktiviert wird, werden die LEDs angeschalten, um die durchschnittlichen Werte der diffusen Transmissionen vor Expansion, log[I(λ₁)]_dc, ..., log[I(λ_n]_dc über ein Intervall von 0,5–1,0 Sekunden aufzuzeichnen. Diese dc-Messungen werden sowohl für die Werte vor Venenexpansion zum Bestimmen der Hct als auch für Messungen des Gewebewassers verwendet. Das Aufzeichnen der Transmissionen fährt kontinuierlich fort bei einer schnellen Abtastrate, nachdem der Elektromagnet aktiviert ist und die Fingerklammer schließt. Die Transmissionen nach Expansion, log[I(λ₁)]_ac+dc, ..., log[λ_n)]_ac+dc, werden aufgezeichnet als gemittelte Werte, berechnet über ein Intervall von einer halben Sekunde oder weniger, gerade vor dem Maximum der Blutvolumenexpansion, wie von der Größenordnung von
bestimmt. Es ist wichtig, die Messungen nach Expansion innerhalb eines Intervalls von nicht länger als wenigen Sekunden durchzuführen, nachdem der venöse Blutfluss vom Finger unterbleibt, da der erhöhte venöse Druck zur Desaturation bzw. Entsättigung des Bluts und zum Verlust von Wasser durch die Kapillaren führen kann, Faktoren, die die Genauigkeit der Hämoglobinmessung beeinflussen können. Die anteilsmäßige Änderung im Blutvolumen, die durch die venöse Okklusion induziert wird, ist typischerweise eine Größenordnung größer als die durch normale arterielle Pulsationen erzeugte. Diese Signalverbesserung, verbunden mit der Reduktion von Rauschen, das von längeren Mittelungszeiten herrührt, verleiht dem Venenokklusionsverfahren einen signifikanten Vorteil gegenüber optischer Plethysmographie basierend auf der Messung von natürlichen Blutpulsationen. Ein zusätzlicher Vorteil des Venenokklusionsverfahrens ist, dass es die Detektion und Entfernung einer beliebigen asynchronen Rauschkomponente der zeitvariierenden Intensitäten, verursacht durch die plötzliche Expansion der Blutgefäße, erleichtert. Ballistische Wellen, erzeugt durch expandierende Gefäße, können temporär den Streukoeffizienten des Massengewebes verändern und optische Artefakte erzeugen. Ähnliche Artefakte, verbunden mit natürlichen arteriellen Blutpulsationen, sind schwerer zu entfernen, da sie zu annähernd derselben Zeit auftreten wie der Aufstrich des optischen Plethysmogramms. Die als ein Ergebnis der venösen Okklusion verursachte Änderung im Blutvolumen wird beliebige derartige ballistische Wellen übertönen und folglich beliebige potentielle optische Artefakte minimieren. Das Design der Vorrichtung und des Mikroprozessors integriert das Verfahren und die Vorrichtung zum Reduzieren des Effekts von Rauschen auf das Messen physiologischer Parameter wie beschrieben im US Patent Nr. 5853364 , erteilt an Nellcor Puritan Bennett, Inc., nun eine Abteilung des Anmelders der vorliegenden Erfindung. Zusätzlich integriert das Design der Vorrichtung und des Mikroprozessors auch den elektronischen Prozessor, wie beschrieben im US Patent Nr. 5348004 , erteilt an Nellcor Incorporated, nun eine Abteilung des Anmelders der vorliegenden Erfindung.
8 und 9 zeigen Beispiele einer Gruppe von Pulsspektren D(λ), gemessen als eine Funktion der Zeit kurz nach der Okklusion des Blutflusses am Zeigefinger, gemeinsam mit dem korrespondierenden log[I(λ)]_dc-Spektrum des Fingers. Die Größenordnungen dieser Spektren bei ausgewählten Wellenlängen enthalten die Informationen, die für die Bestimmung des Hct gemäß Gleichung 8 und Gleichung 10 und anderen Algorithmen, die zum Messen des Gewebewassers wie oben beschrieben verwendet werden, benötigt werden.
Eine zusätzliche Ausführungsform der Vorrichtung ist in 10 gezeigt. 10 zeigt eine manuelle Version eines Reflexionssensors 1000, entworfen für die Anwendung an der Spitze eines Fingers oder Zehs. Diese Ausführungsform beruht auf einer teilweisen, anstatt einer vollständigen, venösen Okklusion von jedem beliebigen gut durchströmten Bereich der Haut durch Anwenden einer Kompression an einem benachbarten Bereich mit einer geeignet geformten Sonde. Wenn die Haut 1002 komprimiert wird, erfasst ein Drucktransducer 1004, montiert auf dem Ende des Okkluders 1006, den angewendeten Druck und steuert das Timing der Datenerfassung. Wenn das Blutvolumen im Bereich der Haut 1002 proximal zum Okkluder 1006 zunimmt, zeichnen die Lichtquellen 1008 und der Detektor 1010, montiert in einer federbelasteten Miniatursonde 1012, die Abnahme in der diffus reflektierten Intensität während des Okklusionszyklus auf. Diese Ausführungsform ist geeigneter für schnelles Screening bezüglich Anämie in einem großen Bestand von Subjekten.
In der in 10 dargestellten Ausführungsform trifft das Licht direkt auf der Haut auf und wird eingesammelt, indem der Detektor und die Lichtquellen an der Spitze des Sensors montiert sind. Ebenso werden in der in 6 gezeigten automatischen Ausführungsform die Lichtemission und -detektion lokal im Vorrichtungsgehäuse positioniert. In alternativen Ausführungsformen der automatischen und manuellen Versionen der Vorrichtung werden die Lichtemission und -detektion zu und von einer entfernten Einheit, die die Quellen und den Photodetektor enthält, über optische Fasern durchgeführt.
Individuen, die mit der Kunst der Spektrenverarbeitung vertraut sind, werden erkennen, dass Vollspektrumverarbeitungsverfahren, wie Teilkleinstquadratanalyse und Hauptkomponentenregression, auch auf die gemessenen Spektren angewendet werden können, um die Genauigkeit der Hämoglobinschätzungen zu verbessern. Zusätzliche Ausführungsformen, die diese Techniken implementieren, verwenden eine Weißlichtquelle und einen Gitterdetektor zum Messen der Transmissionen und Reflexionen von blutdurchströmtem Gewebe über einen kontinuierlichen Bereich von Wellenlängen.
Eine Anzahl von Abweichungen der Vorrichtung wird Fachleuten auf dem Gebiet der Gewebeoptik ersichtlich sein. Reflektierte statt transmittierte Intensitäten können durch Platzieren der Lichtquellen auf derselben Seite des blutdurchströmten Gewebes wie der Lichtdetektor gemessen werden. Die Separation zwischen den Quellen und Detektoren ist eine wichtige Variable, die die Sondierungstiefe als auch die Sensitivität der gemessenen Intensitäten bezüglich Streuabweichungen beeinflusst. Durch Betreiben der Vorrichtung im Reflexionsmodus mit einem Abstand von 2–3 Millimetern zwischen den Lichtquellen und Detektoren kann der effektive optische Weg auf die gut durchströmte Hautschicht beschränkt werden. Der Betrieb im Reflexionsmodus hat den zusätzlichen Vorteil, dass er es erlaubt, Messungen auf Teilen des Körpers über die Appendices bzw. Fortsätze hinaus durchzuführen. Darüber hinaus können Lichtquellen oder Lichtemissionsoptiken anders als LEDs, einschließlich und nicht beschränkt auf Schmalbandlichtquellen, geeignet eingestellt auf die gewünschten Wellenlängen, und damit verbundene Lichtdetektionsoptiken innerhalb des Probengehäuses platziert werden, das nahe dem Gewebeort platziert ist, oder können innerhalb einer entfernten Einheit positioniert werden; und welche Licht an einen Untersuchungsort über optische Fasern liefern und davon empfangen. Diese Äquivalente und Alternativen gemeinsam mit offensichtlichen Veränderungen und Modifikationen sollen innerhalb des Bereichs der vorliegenden Erfindung eingeschlossen sein. Folglich soll die vorangehende Offenbarung veranschaulichend, jedoch nicht beschränkend bezüglich des Bereichs der Erfindung sein, der in den folgenden Ansprüchen ausgeführt ist.

Claims

Vorrichtung zur Messung von Hematokritwerten unter Verwendung optischer Spektrophotometrie, aufweisend: ein Sondengehäuse, ausgebildet, um nahe an einer Gewebestelle positioniert zu werden, die überwacht wird; eine Okklusionsvorrichtung (602, 1006), verbunden mit besagtem Gehäuse und ausgebildet, um die partielle Änderung im vaskulären Blutvolumen auf einen Wert größer als die besagte partielle Änderung, erzeugt durch normales arterielles Pulsieren, zu vergrößern; Lichtemissionsoptik (610, 1008), verbunden mit besagtem Gehäuse und ausgebildet, um Strahlung auf die besagte Gewebestelle zu richten; Lichtdetektionsoptik (608, 1010), verbunden mit besagtem Gehäuse und ausgebildet, um Strahlung von der Gewebestelle zu empfangen; gekennzeichnet durch eine Verarbeitungsvorrichtung (606), verbunden mit besagtem Gehäuse und ausgebildet, um Strahlung von besagter Lichtemissionsoptik (610, 1008) und besagter Lichtdetektionsoptik (608, 1010) zu verarbeiten, um einen Gewebewasseranteil zu berechnen und unter Verwendung des besagten Gewebewasseranteils Hematokritwerte zu berechnen.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, weiterhin umfassend einen Druckaufnehmer (1004), verbunden mit besagtem Gehäuse und angeordnet, um angrenzend zu besagter Gewebestelle positioniert zu werden, und ausgebildet, um an die besagte Verarbeitungsvorrichtung (606) und die besagte Okklusionsvorrichtung (602, 1006) zu koppeln, um ein Eingangssignal an die besagte Verarbeitungsvorrichtung (606) zur Verfügung zu stellen, um die Zeitsteuerung der Datenerfassung durch die besagte Verarbeitungsvorrichtung (606) zu steuern.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die besagte Verarbeitungsvorrichtung (606) ausgelegt ist, um mindestens zwei Reihen von optischen Messungen bei mindestens einer ersten und einer zweiten Wellenlänge zu empfangen, wobei für jede Wellenlänge zwei optische Messungen erzielt werden, die Messungen vor und nach einer venösen Okklusion entsprechen, ausgeführt durch besagte Okklusionsvorrichtung, um bei jeder Wellenlänge Messungen vor und nach Okklusion zu erzielen; Verknüpfen besagter Messungen vor und nach Okklusion bei jeder Wellenlänge, um bei jeder Wellenlänge ein Blutpulsspektrum zu bestimmen; Verknüpfen besagter Blutpulsspektren bei jeder Wellenlänge, um ein Verhältnis besagter Blutpulsspektren zu erzielen; und Verknüpfen des besagten Verhältnisses mit Messungen von Gewebewasseranteilen, um die Konzentration von Hämoglobin im Blut zu bestimmen.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, weiterhin umfassend eine Anzeigeeinheit (614), verbunden mit besagtem Sondengehäuse und ausgebildet, um besagte Hematokritwerte anzuzeigen.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, weiterhin aufweisend Mittel dafür, Hämoglobin zu berechnen.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei besagte Lichtemissionsoptik (610, 1008) eingestellt ist, um Strahlung bei mindestens einer ersten und einer zweiten Wellenlänge zu emittieren, wobei besagte erste Wellenlänge innerhalb eines Bands von Wellenlängen liegt, in dem Hämoglobin der dominierende Absorber ist, und wobei besagte zweite Wellenlänge innerhalb eines Bands von Wellenlängen liegt, in dem Wasser der dominierende Absorber ist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei besagte Lichtemissionsoptik (610, 1008) eingestellt ist, um Strahlung bei mindestens einer ersten und einer zweiten Wellenlänge zu emittieren, wobei besagte erste Wellenlänge innerhalb eines Bands von Wellenlängen im Bereich von etwa 800–1000 nm liegt, und wobei besagte zweite Wellenlänge innerhalb eines Bands im Bereich von etwa 1250–1600 nm liegt.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei besagte Lichtemissionsoptik (610, 1008) eingestellt ist, um Strahlung bei mindestens einer ersten und einer zweiten Wellenlänge zu emittieren, wobei die besagten ersten und besagten zweiten Wellenlängen mit einander in Beziehung stehen auf eine Weise, dass 0,34 Hμ_a ^Hb >> μ_a ^w ist bei besagter erster Wellenlänge und μ_a ^w >> 0,34 H ist bei besagter zweiter Wellenlänge, wobei H der Hematokritwert ist, μ_a ^Hb die Summe des Absorptionskoeffizienten der zwei Formen des Hämoglobins ist, und μ_a ^w der Absorptionskoeffizient von Wasser ist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei besagte Lichtemissionsoptik (610, 1008) eingestellt ist, um Strahlung bei mindestens einer ersten und einer zweiten Wellenlänge zu emittieren, wobei besagte erste Wellenlänge in einem Bereich ungefähr zwischen und einschließlich 805 bis 850 nm liegt und besagte zweite Wellenlänge in einem Bereich ungefähr zwischen und einschließlich 1310 bis 1370 nm liegt.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei besagte Lichtemissionsoptik (610, 1008) und besagte Lichtdetektionsoptik (608, 1010) innerhalb des Sondengehäuses befestigt sind und mit entsprechender Ausrichtung angeordnet sind, um Detektion in einem transmissiven Modus zu ermöglichen.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei besagte Lichtemissionsoptik (1008) und besagte Lichtdetektionsoptik (1010) innerhalb des Sondengehäuses befestigt sind und mit entsprechender Ausrichtung angeordnet sind, um Detektion in einem reflektierenden Modus zu ermöglichen.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei besagte Lichtemissionsoptik (610, 1008) und besagte Lichtdetektionsoptik (608, 1010) innerhalb einer entfernten Einheit angeordnet sind, und über Glasfasern Licht übermitteln an und Licht empfangen von besagtem Sondengehäuse.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei besagte Lichtemissionsoptik (610, 1008) mindestens eines aus einer (a) weißglühenden Lichtquelle, (b) schmalbandigen Lichtquelle aufweist, wobei eine schmalbandige Lichtquelle eines aus einer Licht emittierenden Diode ("LED") und einer gefilterten weißen Lichtquelle aufweist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei besagte Verarbeitungsvorrichtung (606) ausgelegt ist, um mindestens zwei Reihen von optischen Messungen zu empfangen, wobei die erste Reihe von optischen Messungen der Detektion des Lichts entspricht, dessen Absorption in erster Linie auf Grund von Hämoglobin verursacht wird, und wobei die zweite Reihe von optischen Messungen der Detektion des Lichts entspricht, dessen Absorption in erster Linie auf Grund von Wasser verursacht wird, und wobei eine Kombination der besagten mindestens zwei Reihen von optischen Messungen ein Maß für den besagten Hematokritwert zur Verfügung stellt.
Vorrichtung gemäß Anspruch 3, wobei besagte Verarbeitungsvorrichtung (606) ausgelegt ist, um Hematokrit basierend auf optischen Messungen zu bestimmen aus der Beziehung
wobei: H der Hematokritwert ist; f_w der Gewebewasseranteil ist; f_pp Plasmaeiweißanteil ist; R das Verhältnis der Größenordnungen des Blutpulsspektrums ist; μ_a ^Hb(λ₁) die Summe der Absorptionskoeffizienten der zwei Formen des Hämoglobins bei einer ersten Wellenlänge ist; μ_a ^w(λ₂) der Absorptionskoeffizient von Wasser bei einer zweiten Wellenlänge ist; Δμ_s(λ₁) der Unterschied zwischen den Streuungskoeffizienten des Bluts und umliegendem Gewebe bei einer ersten Wellenlänge ist; Δμ_s(λ₂) der Unterschied zwischen den Streuungskoeffizienten des Bluts und umliegendem Gewebe bei einer zweiten Wellenlänge ist; und 0,34 der Anteil des Volumens mit Hämoglobin besetzter roter Zellen ist, von dem angenommen wird, dass er konstant ist.
Verfahren zur Messung von Hematokritwerten an einer Gewebestelle unter Verwendung optischer Spektrophotometrie: Bestrahlen der besagten Gewebestelle und Verarbeiten empfangener Signale von besagter Gewebestelle, um einen Gewebewasseranteil zu vergleichen, Okkludieren des zu besagter Gewebestelle benachbarten venösen Blutflusses; Wiederholen der Bestrahlung besagter Gewebestelle; Detektion der Strahlung von besagtem Gewebe folgend der besagten wiederholten Bestrahlung; und Berechnen eines Hematokritwerts aus besagter detektierter Strahlung unter Verwendung besagten Gewebewasseranteils.
Verfahren gemäß Anspruch 16, wobei besagte Berechnung aufweist: Erhalten von mindestens zwei Reihen von optischen Messungen bei mindestens einer ersten und einer zweiten Wellenlänge, wobei für jede Wellenlänge zwei optische Messungen erzielt werden, entsprechend Messungen vor und nach besagter Okklusion, um Messungen vor und nach Okklusion bei jeder Wellenlänge zu erzielen; Verknüpfen besagter Messungen vor und nach Okklusion bei jeder Wellenlänge, um bei jeder Wellenlänge ein Blutpulsspektrum zu bestimmen; Verknüpfen besagter Blutpulsspektren bei jeder Wellenlänge, um ein Verhältnis besagter Blutpulsspektren zu erzielen; und Verknüpfen besagten Verhältnisses mit besagtem Gewebewasseranteil, um den Hematokritwert im Blut zu bestimmen.
Verfahren gemäß Anspruch 16, weiterhin aufweisend die Hematokritwerte anzuzeigen.
Verfahren gemäß Anspruch 16, weiterhin aufweisend die Berechnung von Hämoglobin.
Verfahren gemäß Anspruch 16, wobei besagtes Bestrahlen vorsieht, besagte Gewebestelle unter Verwendung von Lichtemissionsoptik zu bestrahlen, die eingestellt ist, um Strahlung bei mindestens einer ersten und einer zweiten Wellenlänge zu emittieren, wobei besagte erste Wellenlänge innerhalb eines Bands von Wellenlängen liegt, in dem Absorption in erster Linie auf Grund von Hämoglobin verursacht wird, und wobei besagte zweite Wellenlänge innerhalb eines Bands von Wellenlängen liegt, in dem Absorption in erster Linie auf Grund von Wasser verursacht wird.
Verfahren gemäß Anspruch 16, wobei besagtes Bestrahlen vorsieht, besagte Gewebestelle unter Verwendung von Lichtemissionsoptik zu bestrahlen, die eingestellt ist, um Strahlung bei mindestens einer ersten und einer zweiten Wellenlänge zu emittieren, wobei besagte erste Wellenlänge innerhalb eines Bands von Wellenlängen im Bereich von etwa 800–1000 nm liegt, und wobei besagte zweite Wellenlänge innerhalb eines Bands im Bereich von etwa 1250–1600 nm liegt.
Verfahren gemäß Anspruch 16, wobei besagtes Bestrahlen vorsieht, die besagte Gewebestelle unter Verwendung von Lichtemissionsoptik zu bestrahlen, die eingestellt ist, um Strahlung bei mindestens einer ersten und einer zweiten Wellenlänge zu emittieren, wobei besagte erste und besagte zweite Wellenlängen auf eine Weise mit einander in Beziehung stehen, dass 0,34 Hμ_a ^Hb >> μ_a ^w ist bei besagter erster Wellenlänge und μ_a ^w >> 0,34 H ist bei besagter zweiter Wellenlänge, wobei H der Hematokritwert ist, μ_a ^Hb die Summe der Absorptionskoeffizienten der zwei Formen des Hämoglobins ist, und μ_a ^w der Absorptionskoeffizient von Wasser ist.
Verfahren gemäß Anspruch 16, wobei das Bestrahlen vorsieht, besagte Gewebestelle unter Verwendung von Lichtemissionsoptik zu bestrahlen, die eingestellt ist, um Strahlung bei mindestens einer ersten und einer zweiten Wellenlänge zu emittieren, wobei besagte erste Wellenlänge in einem Bereich ungefähr zwischen und einschließlich 805 bis 850 nm liegt und besagte zweite Wellenlänge in einem Bereich ungefähr zwischen und einschließlich 1310 bis 1370 nm liegt.
Verfahren gemäß Anspruch 17, wobei besagtes Berechnen vorsieht das Bestimmen von Hematokrit basierend auf optischen Messungen aus der Beziehung
wobei: H der Hematokritwert ist; f_w der Gewebewasseranteil ist; f_pp der Plasmaeiweißanteil ist; R das Verhältnis der Größenordnungen des Blutpulsspektrums ist; μ_a ^Hb(λ₁) die Summe der Absorptionskoeffizienten der zwei Formen des Hämoglobins bei einer ersten Wellenlänge ist; μ_a ^w(λ₂) der Absorptionskoeffizient von Wasser bei einer zweiten Wellenlänge ist; Δμ_s(λ₁) der Unterschied zwischen den Streuungskoeffizienten des Bluts und umliegendem Gewebe bei einer ersten Wellenlänge ist; Δμ_s(λ₂) der Unterschied zwischen den Streuungskoeffizienten des Bluts und umliegendem Gewebe bei einer zweiten Wellenlänge ist; und 0,34 der Anteil des Volumens mit Hämoglobin besetzter roter Zellen ist, von dem angenommen wird, dass er konstant ist.