устройство для исследования функции печени

Формула изобретения

1. Устройство для исследования функции печени, содержащее арифметический блок, соединенный с портом ввода-вывода, последовательно соединенные блок генераторов, блок синхронизации, первый декодер, источник постоянного тока, между выходами которого и земляной шиной включены первый источник света с длиной волны, поглощаемой красителем, второй источник света с длиной волны, непоглощаемой красителем, фотоэлектрический преобразователь световых потоков обеих длин волн в электрический сигнал, подключенный через предварительный усилитель к первому входу блока выборки-хранения, подключенного к последовательно соединенным мультиплексору, аналого-цифровому преобразователю и ключевому элементу, второй декодер, включенный между первым выходом порта ввода-вывода и вторым входом ключевого элемента, третий вход которого соединен с выходом третьего декодера, первый вход которого подключен к второму входу аналого-цифрового преобразователя и к первому выходу четвертого декодера, второй выход которого соединен с вторым входом блока выборки-хранения, а вход с вторым выходом блока синхронизации, третий выход которого подключен к второму входу мультиплексора, четвертый выход к входу третьего декодера, а второй вход к выходу блока генераторов и к второму выходу порта ввода-вывода, третий выход которого соединен с зуммером, четвертый и пятый выходы с вторым и третьим входами источника постоянного тока, а вход с выходом ключевого элемента, арифметический блок подключен к оперативному запоминающему устройству, постоянному запоминающему устройству, дисплею, принтеру, блоку ввода и пульту управления, отличающееся тем, что арифметический блок выполнен с возможностью определения первого коэффициента первого выражения линейной регрессии между первым и вторым сигналами фотоэлектрического преобразователя на основе переменных компонент в крови, входящих в первый и второй сигналы фотоэлектрического преобразователя, формируемых блоком выборки-хранения множество раз до инъекции специфической краски, второго коэффициента второго выражения линейной регрессии между первым и вторым сигналами фотоэлектрического преобразователя на основе переменных компонент в крови, входящих в первый и второй сигналы фотоэлектрического преобразователя, формируемых блоком выборки-хранения множество раз после истечения предопределенного периода, и запоминания множества выходных сигналов блока выборки-хранения в течение предопределенного периода от инъекции специфической краски для выработки величины, коррелированной с концентрацией специфической краски в крови на основе первого и второго коэффициентов первого и второго выражений линейной регрессии, и получение коэффициента моделирующей функции как функции времени путем использования метода наименьших квадратов на основе выработанной указанной величины, коррелированной с концентрацией специфической краски, определения скорости исчезновения плазмы крови специфической краски и степени Т-минутного удерживания специфической краски в предопределенный период на основе полученного коэффициента.

2. Устройство по п.1, отличающееся тем, что арифметический блок выполнен с возможностью определения второго коэффициента в пределах предопределенного периода после инъекции специфической краски в произвольно короткий период после момента, когда специфическая краска однородно распределялась в крови.

3. Устройство по п.1, отличающееся тем, что арифметический блок выполнен с возможностью определения констант A₁ и ₁ путем выполнения анализа линейной регрессии в соответствии со следующим операционным выражением

log CL₁= A₁log CL₂ + B₁,

где CL₁ и CL₂ представляют средние значения первого и второго сигналов фотоэлектрического преобразователя, выбранных блоком выборки-хранения множество раз перед инъекцией специфической краски,

определения вторых констант A₂ и ₂ путем выполнения анализа линейной регрессии в соответствии со следующим операционным выражением



где представляют средние значения первого и второго сигналов фотоэлектрического преобразователя, выбранных устройством выборки-хранения множество раз после прохождения предопределенного периода за инъекцией специфической краски, дающих для

log L₁₀= (A₁₂-A₂₁)/(A₁-A₂).

4. Устройство по п.2, отличающееся тем, что арифметический блок выполнен с возможностью определения величины C_g, коррелированной с концентрацией специфической краски, на основе полученных констант A₁, ₁ и L₁₀ в соответствии с операционным выражением



5. Устройство по п.4, отличающееся тем, что арифметический блок выполнен с возможностью вырабатывания констант A и на основе следующего операционного выражения

C_д = Ae^bt,

где t предопределенный период после инъекции специфической краски.

6. Устройство по п.1, отличающееся тем, что арифметический блок выполнен с возможностью решения операционного выражения K = -, где K представляет скорость исчезновения плазмы крови.

7. Устройство по п.1, отличающееся тем, что арифметический блок выполнен с возможностью решения операционного выражения

R% = e^t,

где R% представляет указанную степень Т-минутного удержания.

8. Устройство по п.1, отличающееся тем, что арифметический блок выполнен с возможностью включения режима вырабатывания коэффициента корреляции моделирующей функции информационного устройста для подачи тревожной сигнализации, когда коэффициет моделирующей функции больше предопределенного значения.

9. Устройство по п.1, отличающееся тем, что пульт управления имеет блоки выбора режима биокалибровки при определении коэффиента выражения линейной регрессии и режима измерений при операции вырабатывания величины, коррелированной с концентрацией специфической краски.

10. Устройство по п.1, отличающееся тем, что арифметический блок выполнен с возможностью установки уровней интенсивности света от первого и второго источников света так, чтобы уровни первого и второго сигналов фотоэлектрического преобразователя находились в предопределенном диапазоне.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к устройству для исследования работы печени и более точно к устройству проверки работы печени с автоматическим измерением для проверки /диагностирования/ печени с помощью инъекции в кровь краски специфического цвета, которая селективно вбирается и удаляется только печенью, и измерения скорости исчезновения плазмы крови специфической окраски и степень удерживания краски.

Скорость исчезновения плазмы крови и степень удерживания измерялись способом сбора крови с использованием индоцианиновой зелени (именуемой далее ИЦЗ), служащей в качестве специфической краски. В соответствии с этим способом испытуемому производится внутренняя инъекция ИЦЗ и три раза через пять, десять и пятнадцать минут после инъекции берется кровь, после коагуляции из сгустков крови выделяется ее сыворотка, на спектрофотометре измеряется поглощение при длине волны 805 нм, и по предварительно полученной калибровочной кривой (соответствующей концентрации ИЦЗ в крови в зависимости от поглощения) получают значения концентрации ИЦЗ в сыворотке крови спустя пять, десять и пятнадцать минут, вычисления скорости исчезновения плазмы крови и степени удерживания. Для измерения скорости исчезновения плазмы крови широко использовался способ неоднократного изменения количества инъекции ИЦЗ, позволяющий получить коэффициент, выражающий величину функции печеночной клетки P_мах (максимальное удаление).

В заявке Японии N 60-58649, кл. A 61 B 5/00, 1985 г был предложен способ измерения скорости исчезновения плазмы крови и степени удерживания без взятия крови. В соответствии с этим способом тело просвечивают поочередно светом с длиной волны, для которой ИЦЗ создает сильное поглощение, и с длиной волны, для которой ИЦЗ не создает поглощения. Соответствующие количества поглощенной энергии измеряются и по кривой исчезновения краски получают скорость исчезновения плазмы крови и степень удерживания.

При этом способе сбора крови необходимо правильно отмерять время взятия крови после инъекции. Однако в действительности время измерялось неточно и операция определения коэффициента, выражающего величину функции печеночной клетки P_мах, применительно к теории усложнялась. Кроме того, испытуемый подвергался тяжелой психологической и физической нагрузкам при взятии крови. В дополнение к этому, способ определения коэффициента P_мах многократного измерения скорости исчезновения плазмы крови при изменении количества инъекции ИЦЗ требует сбора крови более десяти раз, за счет чего нагрузка на испытуемого возрастает еще больше.

По второму способу измерения без взятия крови, раскрытом в заявке Японии N 62-2809, кл. A 61 B 5/00, 1987, выходной сигнал датчика, фактически прикрепленного к телу, флюктуирует под влиянием таких факторов, как нарушение потока крови, вызванное давлением на кровеносный сосуд, дрожь организма, являющего объектом измерений, пульсирование в организме, изменение объема крови в живой ткани (объем крови в каждой части живой ткани изменяется за счет простого поднятия руки вертикально) и т.д. за счет чего получить правильную кривую исчезновения краски нельзя. Следовательно, полученные по этой кривой скорость исчезновения плазмы крови и степень удерживания нельзя считать точным.

Основной целью изобретения является создание устройства исследования функции печени, которое может устранить влияние таких недостатков, как нарушение потока крови, дрожь, пульсирование и изменение объема крови в организме, чтобы обеспечить точные измерения.

В предлагаемом изобретении живая ткань облучается лучом с первой длиной волны, который поглощается специфической краской, введенной в кровь живой ткани, которая вбирается и удаляется печенью, и лучом с второй длиной волны, не поглощаемым специфической краской, первый и второй сигналы фотоэлектрического преобразователя, соответствующие первому лучу и второму лучу, полученные от живой ткани, выбираются множество раз, так что первый и второй коэффициенты первого и второго выражений линейной регрессии для первого и второго сигналов фотоэлектрического преобразователя определяются на основе переменных компонент в крови, вошедших в первый и второй сигналы фотоэлектрического преобразователя, выбранные множество раз до после инъекции специфической краски, и на основании сигналов, выбранных множество раз в преопределенный период после инъекции специфической краски, и определенных коэффициентов первого и второго выражений линейной регрессии вырабатывается значение, коррелированное с концентрацией специфической краски в крови, чтобы на основе указанного значения получить по методу наименьших квадратов коэффициент моделирующей функции как функции времени и тем самым получить скорость исчезновения плазмы крови специфической краски и степень удерживания специфической краски в предопределенный период.

Перечисленные выше операции осуществляются устройством, содержащим арифметический блок, соединенный с портом ввода-вывода, последовательно соединенные блоки генераторов, синхронизации, первый декодер, источник постоянного тока, между выходами которого и земляной шиной включены первый источник света с длиной волны, поглощаемой красителем, второй источник света, с длиной волны непоглощаемой красителем, фотоэлектрический преобразователь световых потоков обоих длин волн в электрический сигнал, подключенный через предварительный усилитель к первому входу блока выборки-хранения, подключенного к последовательно соединенным мультиплексору, АЦП и ключевому элементу, второй декодер, включенный между первым выходом порта ввода-вывода и вторым входом ключевого элемента, третий вход которого соединен с выходом третьего декодера, первый вход которого подключен к второму входу АЦП и к первому выходу четвертого декодера, второй выход которого соединен с вторым входом блока выборки-хранения, а выход с вторым выходом блока синхронизации, третий выход которого подключен к второму входу мультиплексора, четвертый выход к входу третьего декодера, а второй вход к выходу блока генераторов и к второму выходу порта ввода-вывода, третий выход которого соединен с зуммером, четвертый и пятый выходы с вторым и третьим входами источника постоянного тока, а вход с выходом ключевого элемента, арифметический блок подключен к оперативно-запоминающему устройству, постоянно-запоминающему устройству, дисплею, принтеру блоку ввода и пульту управления.

Таким образом, в соответствии с изобретением обеспечивается правильное временное управление кривыми исчезновения краски для получения правильных данных. Кроме того, скорость исчезновения плазмы крови и степень удерживания можно получить не по нескольким отсчетам обычного способа сбора крови, а по большому числу данных кривых исчезновения, чтобы тем самым улучшить надежность данных.

В предпочтительно примере реализации изобретения второй коэффициент определяется в пределах предопределенного периода после инъекции специфически в произвольный короткий интервал после момента, когда специфическая краска однородно распределится в крови.

Далее первые константы A₁ и B₁ получаются при выполнении анализа линейной регрессии в соответствии со следующим выражением:

log CL₁ A₁ log CL₂ + B₁

где CL₁ и CL₂ представляют средние значения первого и второго сигналов фотоэлектрического преобразования, сэмплированных множество раз до инъекции специфической краски.

Вторые константы A₂ и B₂ получаются при выполнении анализа линейной регрессии в соответствии со следующим выражением:



где CL₁ и CL₂ представляет значения первого и второго сигналов фотоэлектрического преобразования, выбранных множество раз после прохождения предопределенного периода вслед за инъекцией специфической краски, тогда как для log L₁₀ получаем:

log L₁₀ (A₁B₂ A₂B₁)/(A₁-A₂)

На фиг. 1-4 приведена схема для иллюстрации принципа биокалибровки, используемого в изобретении; на фиг. 5 блок-схема, изображающая всю конструкцию примера реализации изобретения. на фиг. 6 временная диаграмма для определения количества излучения с длиной волны ₁ и ₂ после прохождения по предопределенному оптическому пути в измеряемом объекте; на фиг. 7 данные, запоминаемые в ЗУПВ, изображенные на фиг. 1; на фиг. 8-11 блок-схемы, конкретно иллюстрирующие работу примера реализации изобретения, где на фиг. 8 изображена подпрограмма сэмплирования данных; на фиг. 9 режим блокировки; на фиг. 10 режим инициализации; на фиг. 11 режим измерений; на фиг. 12-15 - отображения на дисплее, показанном на фиг. 5; на фиг. 16 пример кривой исчезновения специфической краски, измеренной по изобретению; на фиг. 17 - соотношение между кривой исчезновения, скоростью исчезновения плазмы крови и степенью 15-минутного удерживания, измеренных по изобретению; на фиг. 18 - значения L₁ и L₂, измеренные по изобретению, и калибровочные кривые двух случаев; на фиг. 19 значения L₁ и L₂, измеренные по изобретению.

На фиг. 1-4 представлены диаграммы для иллюстрации принципа биокалибровки по изобретению.

Предположим, что символы I₁ и I₂ обозначают количества света, имеющего длину волны ₁, который сильно поглощается специфической краской, и света с длиной волны ₂, который не поглощается специфической краской, падающие на живую ткань, а символы L₂ и L₂ обозначают количества света после прохождения по предопределенному оптическому пути в живой ткани. Соотношение между количествами падающего света I₁ и I₂ и количествами прошедшего света L₁ и L₂ при инъекции специфической краски будут следующими:



Соответствующие коэффициенты и переменные показаны на фиг. 1. Символы f₁ и f₂ представляют функции, которые определяются характеристиками крови при длинах волн ₁ и ₂.

С другой стороны, соотношения между количествами падающего света I₂ и I₂ и количествами прошедшего света L₁ и L₂ до инъекции специфической краски представляют следующее:



Соотношение между количествами прошедшего света L₁ и L₂ перед фактической инъекцией специфической краски измеряется как показано на фиг. 2, находясь в линейном отношении, изображенном на фиг. 3. Это данное для случая прикрепления датчика к организму и изменения объема крови в организме. Было подтверждено, что такая линейность имеет воспроизводимость без индивидуального различия.

Тогда выражения (3) и (4) должны выглядеть следующим образом ( показано прямой линией (1) на фиг. 4):

5) log L₁= A₁log L₂+ ₁

Это же самое можно выразить, используя уравнения (3) и (4), следующим образом:



где C_b представляет концентрацию крови в пробе, а V_b - объем крови в пробе.

Функция C, получаемая умножением концентрации специфической краски на объем крови в пробе и коэффициент поглощения специфической краски при использовании выражений (1) и (2) после инъекции специфической краски, может быть выражена:

7) C = log L₁- [A log L₂+ ]

Функция C находится по выражению (7) следующим образом:



С учетом выражения (6) имеем:

9) C -K_gC_gV_b

Итак, понятно, что сигнал функции C может быть получен путем использования фиг. 3 в качестве калибровочной кривой.

Однако, что касается функции C, хотя коэффициент K_g представляет константу, можно считать, что объем крови V_b в каждой части время от времени измеряется. Следовательно, если объем крови в предопределенной пробе, создаваемой однажды прикрепленным датчиком, изменяется, то количество специфической краски также изменяется пропорционально этому, хотя концентрация краски остается неизменной. Это типично изображено на фиг. 4.

Обратимся к фиг. 4. Прямая линия (1) представляет калибровочную кривую перед инъекцией специфической краски, тогда как другая прямая линия (2) представляет калибровочную кривую в произвольный короткий период после инъекции специфической краски. Прямая линия (2) выполняет калибровку в короткий период и, следовательно, считается, что специфическая краска постоянна. Прямая линия (2), рассматриваемая аналогично выражению (5), выражается следующим образом:

log L₁= A₂log L₂+ ₂

Пересечение 0 прямых линий (1) и (2) считается ишемической точкой, которая выражается следующим образом:

log L₁₀=(A₁B₂-A₂B₁/(A₁-A₂)

На фиг. 4:

GH/CD=OG/OC=OE/OA=EG/AC,

GH/EG=CD/AC,

следовательно:

K_gC_gV_b1/V_b1=K_gC_gV_b2/V_b2

Таким образом:

GH/EG=K_gC_g=CD/AC

посредством чего можно измерить концентрацию в крови.

Нормализуя по значению log L₁₀ ординаты пересечения 0 между прямыми линиями (1) и (2), объем крови V_b выражается следующим образом:



Следовательно, сигнал C_g, соответствующий концентрации специфической краски, может быть найден по выражениям (7) и (10) в следующем виде:



Используя метод наименьших квадратов, функция C_g моделирующей кривой для временного измерения вышеупомянутого результата вычислений C_g выражается следующим образом:

12) C_g= Ae^t

где t представляет время, прошедшее после инъекции специфической краски, а символы A и B представляют константы.

Константы A и B находятся по выражению (12). Скорость исчезновения плазмы крови и степень T-минутного удержания P выражаются следующим образом:

13) K = -

14) R% = e^bT,

где T представляет время, прошедшее после инъекции, характеристическим образом выражающее вбирание краски в печень.

Поскольку выше была раскрыта биокалибровка, используемая в изобретении, теперь будет описание примера реализации изобретения, использующего вышеупомянутую биокалибровку.

На фиг. 5 представлена блок-схема устройства для реализации настоящего изобретения. На фиг. 6 представлена временная диаграмма для детектирования количеств света с длиной волны ₁ и ₂ после прохождения по определенному оптическому пути в измеряемом объекте. На фиг. 7 приведены данные, запоминаемые в ЗУПВ, изображенном на фиг. 5.

Обратимся к фиг. 5. Устройство проверки функционирования печени образовано блоком датчика 10 и блоком обработки измерений 20. Блок датчика 10 включает первый источник света 11, второй источник света 12, фотоэлектрический преобразователь 13 и предварительный усилитель 14. Первый источник света 11 и второй источник света 12 генерирует оптические импульсы с длиной волны ₁, имеющие сильное поглощение специфической краской, и оптические импульсы с длиной волны ₂, не имеющие поглощения, соответственно. Фотоэлектрический преобразователь 13 принимает свет, подаваемый к живой ткани 15 от источников света 11 и 12, прошедший по предопределенному оптическому пути. Источники света 11 и 12 управляются блоком обработки измерений 20, чтобы посредством импульсной работы излучать свет поочередно.

Блок обработки измерений 20 включает арифметический блок 34. Арифметический блок 34 подает запускающий сигнал к боку генератора 24 и боку синхронизации 23 через порт ввода/вывода 32. Блок генератора 24 создает предопределенный тактовый сигнал. Этот тактовый сигнал и вышеупомянутый запускающий сигнал используются для того, чтобы в моменты времени (фиг. 6) подавать через схему тактирования 23 и декодер 22 стабилизированные токи i₁ и i₂ к первому источнику света 11 и второму источнику света 12 от источника стабилизированного тока 21.

Свет, излучаемый из первого источника света 11, и свет, излучаемый из второго источника света 12, проходит по предопределенному оптическому пути в живой ткани 15, падая на фотоэлектрический преобразователь 13. Ток, вырабатываемый в нем, подается в предварительный усилитель 14, где происходит преобразование тока в напряжение, которой усиливается и прикладывается к блоку обработки измерений 20. Выходной сигнал предварительного усилителя 14 усиливается до уровня, находящегося в пределах предопределенного диапазона, усилителем 16, предусмотренным в блоке обработки измерений 20, после чего получается выходной сигнал V_pd, такой как изображен на фиг. 6. Блок выборки-хранения 28 считывает и удерживает выходной сигнал с усилителя 16 на основе тактирующего сигнала ТМ₂, изображенного на фиг. 6, генерируемого схемой тактирования 23 и декодером 25.

Считанный и удерживаемый таким образом сигнал селектируется мультиплексером 29 и преобразуется с помощью АЦП 30 в цифровой сигнал в ключевом элементе 31. В это время мультиплексер 29, АЦП 30 и ключевой элемент 31 синхронизируются схемой тактирования 23 и декодером 26.

Эти данные синхронизируются декодером 27 через сигнал селекции, выводимый из ЦП 34 через порт ввода/вывода 32, и вводятся в ЗУПВ 35 в виде цифровых сигналов L₁ и L₂. Порт ввода/вывода 32 соединен с зуммером 33, который информирует о времени производства инъекции специфической краски. ЦП 34 соединен далее с ЗУПВ 35 и ПЗУ 36, узлом дисплея 37 и рабочим узлом 39. ЗУПВ 36 предназначено для запоминания данных, как показано на фиг. 7, и будет раскрыто ниже, а ПЗУ 36 запоминает программы, основанные на блок-схемах, изображенных на фиг. 8-11. Дисплей отображает данные, как показано на фиг. 12-15. Принтер 38 предназначен для распечатки результатов проверки функционирования печени.

Рабочий узел 39 включает светодиод тревожной сигнализации 40, клавиши первой и второй калибровки 41 и 44, клавишу запуска 42 и клавишу распечатки 43. Светодиод тревожной сигнализации 40 предназначен для отображения тревоги, когда надежность результата проверки мала, клавиша первой калибровки 41 предназначена для установки режима первой биокалибровки перед инъекцией специфической краски, а клавиша второй калибровки 44 предназначена для установки режима второй биокалибровки после инъекции специфической краски. Клавиша запуска 42 предназначена для подачи команды запуска режима измерений, а клавиша распечатки 43 предназначена для подачи команды распечатки результата проверки.

В примерной конструкции, изображенной на фиг. 5, свет излучаемый из первого и второго источников счета 11 и 12, пройдя по предопределенному оптическому пути в живой ткани 15, принимается одним фотоэлектрическим преобразователем 13. Однако подобное устройство не ограничено этим, а могут быть предусмотрены счетоприемные элементы, соответствующие первому и второму источникам света 11 и 12 соответственно, чтобы выбирать выходные сигналы соответствующих светоприемных элементов и считывать выбранные выходные сигналы с помощью ЦП 34 одновременно. Как вариант в качестве источника счета может быть предусмотрен единый источник, изучающий свет с длиной волны ₁, поглощаемый специфической краской, и свет с длиной волны ₂, не поглощаемый ею, и предусмотрены два фильтра для индивидуального пропускания света соответствующей длины волны и светоприемные элементы, соответствующие своему одному из фильтров.

Фиг. 7 иллюстрирует данные, запоминаемые в ЗУПВ 35, которые показано на фиг. 5, а фиг. 8-11 представляют блок-схемы, иллюстрирующие контактную работу примера реализации настоящего изобретения. Фиг. 12-15 иллюстрируют примеры отображений на узле дисплея, показанном на фиг. 5. Фиг. 17 представляет пример кривой исчезновения краски, скорость исчезновения плазмы крови K и степень T-минутного удерживания R% измеренные по изобретению.

Теперь со ссылкой на фиг. 5, фиг. 8-11 и фиг. 17 и 18 опишем конкретную работу примера реализации настоящего изобретения.

Работа устройства по данному изобретению включает режим выборки данных, режим первой и второй биокалибровок, режим инициализации и режим измерений, а фиг. 8-11 показывают соответственно прохождение операции в этих режимах.

Во-первых, укажем, что режим выборки данных, изображенный на фиг. 8, выполняется как подпрограмма в режимах биокалибровки и режиме измерений, раскрываемых ниже. Этапы (обозначаемые на чертежах сокращением SР) от SPII до SP16 предназначены для определения количества света пары длин волн ₁ и ₂ после прохождения через измеряемый объект и его запоминания в ЗУПВ 35. А именно, на этапе SPII ЦП 34 выдает по линии, показанной на фиг. 5, через порт ввода/вывода 25 сигнал запуска. Значение данных L₁ и L₂ защелкивается сигналом запуска, как описано выше. ЦП 34 ждет на этом этапе SP12 до тех пор, пока данные не защелкнутся.

Затем на этапе SP15 ЦП 34 выдает через порт ввода/вывода 32 сигнал селекции на линии селекции, показанной на фиг. 5, для считывания на этапе SP 14 через порт ввода/вывода 32 данных L₁, запоминая их тем самым в ячейках памяти 8аI ЗУПВ 35, как показано на фиг. 7.

Аналогично, ЦП 34 на этапах SP15 и SP16 записывает данные L₂ в ячейке памяти 8а2 ЗУПВ 35.

После выполнения указанной работы на этапе SP 16 ЦП 34 возвращается к первоначальному этапу. Это будет описано со ссылкой на фиг. 9, где показан режим биокалибровки, и фиг. 11, где показан режим измерений.

На фиг. 9 изображена блок-схема операций режима первой биокалибровки, который запускается при подаче питания на устройство или при завершении работы в режиме измерений, показанном на фиг. 11, описанном ниже. На этапе SP21 ЦП 34 заставляет появиться на узле дисплея 37 отображение режима биокалибровки. Это отображение показывает, что устройство вводит режим биокалибровки и подсказывает установить узел датчика 10 так, как изображено, например, на фиг. 12. В соответствии с этим указанием оператор прикрепляет узел датчика 10 к живой ткани 15.

После этого ЦП 34 ждет до тех пор, пока на этапе SP22 не будет задействована клавиша калибровки 41. Когда клавиша 41 сработает, ЦП 34 перейдет к этапу SP 23, чтобы выполнить подпрограмму сэмплирования данных, показанную на фиг. 8.

Затем ЦП 34 управляет схемой источника стабилизированного тока 21, как показано на фиг. 5, так чтобы данные L₁ и L₂, считываемые на этапе SP23, оказались в пределах диапазонов данных количества света L_max и L_min, запомненных в ячейках памяти 8bI и 8bI ЗУПВ 35. Потом ЦП 34 записывает установку значений тока i₁ и i₂ в ячейках памяти 8cI и 8cI ЗУПВ 35. После этого токи i₁ и i₂ регулярно протекают к источнику света 11 и 12. Операция инициализации вышеупомянутых токов будет описана ниже со ссылкой на фиг. 10.

Затем ЦП 34 на этапе SP25 включает гудок, информируя, что инициализация завершена. Последующие этапы от SP26 по SP29 показывают блок-схему выполнения вышеупомянутой биокалибровки. Более конкретно, ЦП 34 на этапах SP27 сэмплирует значения L₁ и L₂ n раз, соответственно записывая значения CL₁(1) CL₁(h) в ячейках памяти 8dI 8dn и CL₂(1) - CL₂(n) в ячейках 8зI 8зn. На последующем этапе SP28 ЦП 34 выполняет анализ линейной регрессии по отношению к

log CL₁(I) и log CL₂(I)/I до n

в соответствии со следующим выражением операции:

log CL₁(I) = A₁log CL₂(I) + ₁

ЦП 34 находит значения A₁ и B₁ в вышеприведенном операционном выражении, коэффициент корреляции ₁ и максимальное значение CL₁(1) / 1 1 до n/ как CL₁₀, записывая их в ячейки памяти 8f1, 8f2, 8f3 и 8f4 ЗПУВ 35 соответственно.

Затем на этапе SP29 ЦП 34 определяет, меньше коэффициент корреляции чем 0,998 или нет, чтобы проверить надежность биокалибровки, переходит к этапу SP30, если менее 0,998, зажигая светодиод тревожной сигнализации 40, и возвращается к этапу SP22, чтобы снова выполнить биокалибровку. С другой стороны, если найдено, что коэффициент корреляции ₁ составляет по меньшей мере 0,998, ЦП 34 переходит к режиму измерений, показанному на фиг. 11. Опорная величина коэффициента корреляции ₁= 0,998 используется здесь в качестве примера и определяется характеристика всего устройства. Во время сэмплирования данных n раз на этапе SP26 испытуемый поднимает и опускает свою руку и прижимает ее датчиком, чтобы изменить объем крови в организме.

Теперь со ссылкой на фиг. 10 в более конкретных выражениях будет раскрыта вышеупомянутая операция инициализации на этапе P 24, показанном на фиг. 9.

Данные количества света L₁ и L₂ с длинами волн ₁ и ₂ запоминаются в ячейках памяти 8aI и 8a2 ЗУПВ 35. На этапе SP241 ЦП 34 записывает значение L₁ и L₂ в ячейках памяти 8hI и 8h2 ЗУПВ 35 как L0 ₁ и L0 ₂ соответственно. Затем ЦП 34 выполняет этапы от SP242 до SP249, регулируя установку значений токов, протекающих от схемы источника стабилизированного тока 21, так что L0 ₁ и L0₂ устанавливаются между данными количества света L_max и L_min /L_max> L_min/, запомненными в ячейках памяти 8bI и 8b2 ЗУПВ 35.

Более точное, если L0 ₁ на этапе P242 окажется больше L_max, ЦП 34 переходит к этапу SP 243, устанавливается меньшее значение тока i₁, чтобы снова выполнить этапы SP241, и снова определяется больше или нет L0 ₁ 0чем L_max. Если L0 ₁ меньше чем L_max, ЦП 34 переходит к этапу SP 244, чтобы определить меньше или нет L0 ₁ чем L_max. Если L0 ₁ меньше чем L_max, ЦП 34 увеличивает значение установки тока i₁ на этапе SP245, возвращаясь к вышеупомянутому этапу SP23. Эта работа по установке значения i₁ повторяется до тех пор, пока L0 ₁ не окажется между L_max и L_min.

Затем на этапах от SP246 до SP249 устанавливается значение тока i₁, так чтобы L0 ₂ оказалось между L_max и L_min аналогично этапам SP242 -SP245. Таким образом, значения токов i₁ и i₂, окончательно установленные на этапах от SP24 до S P249, запоминаются в ячейках памяти 8c1 и 8c2 ЗУПВ 35.

Теперь со ссылкой на фиг. 11 опишем режим измерений. На этапе P41 ЦП 34 создает на дисплее 37 сообщение об инъекции специфической краски. Что касается этого сообщения, оно напоминает об инъекции краски, такой как ИЦЗ, как показано, например, на фиг. 13. В соответствии с сообщением оператора подготавливают инъекцию специфической краски испытуемому. На этапе SP42 ЦП 34 ждет, пока не работает клавиша запуска 42. Определив, что клавиша запуска 42 сработала, ЦП 34 отображает течение времени для инъекции специфической краски на этапе SP43, а гудок 33 звучит. Оно отображается в виде 1_ 2_ 3_ 4_ 5 как показано, например, на фиг. 14, так что испытатель производит инъекцию специфической краски при отображении "5". ЦП 34 генерирует первый тон гудка 33 при отображениях "1", "2", "3" и "4" и генерирует отличный второй тон гудка 33 при появлении отображения "5". После генерирования гудка и отображения испытатель производит инъекцию специфической краски. ЦП 34 устанавливает на этапе SP44 "0" в качестве первоначального значения таймера. Затем на этапе S P45 ЦП 34 выполняет программу выборки данных, которая предоставляет подпрограмму, описанную ранее со ссылкой на фиг. 8. Затем данные выборки запоминаются в ячейках памяти 8a11 8a1n и 8а21 8а2n ЗУПВ 35 как L₁(1) - L₁(n) и L₂(1) L₂(n) соответственно. Предполагая, что представляет номер сэмплирования кривых исчезновения специфической краски, 1 представляет целое число от 1 до m, а время одной выборки выражается как ГТМ TS(m-1), где T_s представляет время измерения кривой исчезновения. Если 1=1, оно, разумеется, совпадает с временем инъекции специфической краски. ЦП 34 определяет на этапе SP46 больше ли i нежели m, или нет, если i меньше чем m, то возвращается к этапу SP45, повторяя выборку и запоминание. При определении, что i больше m, ЦП 34 переходит к этапу SP47 и выполняет вторую биокалибровку аналогично вышеописанному по отношению к фиг. 9, получая константы A₂ и B₂ и функцию корреляции ₂ и запоминая все это в ячейках памяти 8f5, 8f6 и 8f7 ЗУПВ 35 соответственно. Вторая биокалибровка не ограничена до этапа SP47, а может выполняться на этапах SP45 и SP46 в состоянии однородного распределения концентрации ИЦЗ в крови после ее инъекции через клавишу калибровки 44, изображенную на фиг. 5.

На этапе SP48 ЦП 34 выполняет операцию, основанную на нижеследующем операционном выражении, путем использования констант A₁, B₁, A₂, B₂, полученных в режимах первой и второй биокалибровок, как описано выше, в запомненных в ячейках памяти 8f1, 8f2, 8f3, 8f5 и 8f6 ЗУПВ 35, чтобы запомнить C_g(1) в ячейке памяти 8g1 ЗУПВ 35:



Значение C_g(1) отображается на этапе SP48 на дисплее 34 в виде, показанном, например, на фиг. 12. Обратимся к фиг. 12. Ось абсцисс показывает время, прошедшее после инъекции специфической краски, а ось ординат показывает значение C_g(1). Данные C_g(1), запомненные в ячейках памяти 8g1 - 8gm ЗУПВ 35, рисуют кривую исчезновения специфической краски, как показано, например, на фиг. 13, и детектируются на передний фронт, так что данные, предшествующие ему, вычисляются как базовая линия из соответствующих значений C_g(1) на этапе SP49, чтобы снова быть запомненными в ячейках памяти 8g1 8gm. Нет необходимости говорить, что моменты выборки данных от T₁ и T₂ на этапе SP45 могут быть средними значениями из K раз, чтобы повысить точность измерений.

Затем на этапе SP51 ЦП 34, используя метод наименьших квадратов в модулирующей кривой, определяет константы A и B:

C_g(I) = Ae^t, I=T_S/(m-1),min,

относящиеся к данным между моментами от T₁ до T₂ / 0<T<T<T/, в диапазоне данных C_g(1), запомненных в ячейках памяти 8g1 8gm.

Затем ЦП 34 на этапе SP52 выполняет операцию определения скорости исчезновения плазмы крови K B и степени T-минутного удерживания R - e^вт. Определенные таким образом значения k и R запоминаются в ячейках памяти 8₁ и 8₂ ЗУПВ 35 соответственно. В это время ЦП 34 методом наименьших квадратов вырабатывает коэффициент корреляции ₂, записывая его в ячейке памяти 8f3 ЗУПВ 35. Далее ЦП 34 подает гудком 33 сигнал окончания.

Кроме того, ЦП 34 заставляет значения K и R появиться на дисплее 26 в виде, изображенном, например, на фиг. 12. Затем на этапе SP53 ЦП 34 определяет меньше ли коэффициент корреляции чем 0,95, или нет. Это определение производится для того, чтобы проверить степень корреляции,поскольку, когда коэффициент корреляции приближается к -1, корреляция улучшается. Величена - 0,95 предварительно выбирается между 0 и -1 и надежность устройства повышается, когда это значение приближается к -1.

Если коэффициент корреляции ₂ станет больше, например, чем 0,95, ЦП 34 определяет, что надежность недостаточна, и зажигает на этапе SP54 светодиод тревожной сигнализации 40. С другой стороны, если коэффициент корреляции ₂ на этапе S P53 меньше, например, чем -0,95, ЦП 54 переходит к этапу SP55, не зажигая светодиод тревожной сигнализации 40, поскольку измерение надежно. На этапе SP55 ЦП 34 определяет, сработала ли клавиша распечатки 45 или нет, и если ответом будет ДА, то заставляет принтер распечатать значения K и R

Если необходимо, ЦП 34, переходя к режиму первой биокалибровки, показанному на фиг. 9, производит распечатку характеристических кривых исчезновения краски С (1), запомненных в ячейках памяти 8g1 8gn ЗУПВ 35. Кроме того, когда определяется, что клавиша распечатки 43 на этапе SP55 не сработала, ЦП 54 переходит к режиму первой биокалибровки.

Фиг. 18 иллюстрирует кривые двукратной калибровки в эксперименте, где кривая а снята перед инъекцией, а кривая б представляет калибровочную кривую, снятую спустя предопределенное время после кривой а.

В эксперименте, показанном на фиг. 17, узел датчика крепится на конце пальца левой руки пациента мужского пола, имеющего болезнь печени (возраст 66 лет, вес 48 кг) и в переднюю вену правого локтя внутривенно вводился водный раствор, содержащий 24 мг ИЦЗ (0,5 мг на 1 кг). На фиг. 19 показано временное изменение L₁ и L₂ в случае применения светодиодов с длиной волны ₁ 810 нм в качестве первого источника света 11 и светодиода с длиной волны ₂ 940 нм в качестве второго источника света 12.

Величина K, вычисленная по кривой исчезновения ИЦЗ, была 0,09, как показано на фиг. 17, а величина R была 24,1 тогда как величина K, измеренная обычным способом сбора крови, была 0,099, а величина R 22,6 что по существу совпадает. На фиг. 15 также показаны исходные данный L₁ и L₂. На фиг. 18 ясно, что объем крови в организме флюктуировал.

Получение величины K по изобретению может быть распространено на устройство для вычисления величины K по различным дозам ИЦЗ.

В соответствии с изобретением живая ткань облучается светом с первой длиной волны, поглощаемым специфической краской, вводимой в кровь живой ткани, которая вбирается и удаляется печенью, и светом с второй длиной волны, не поглощаемым специфической краской, а первый и второй сигналы фотоэлектрического преобразователя, соответствующие первому и второму лучам, полученным от живой ткани, выбираются множество раз, так что первый и второй коэффициенты первого и второго выражений линейной регрессии между первым и вторым сигналами фотоэлектрического преобразователя определяются на основе переменных компонент в крови, входящих в выбранные первый и второй сигналы фотоэлектрического преобразователя до и после инъекции специфической краски, чтобы выполнять биокалибровку и тем самым получить скорость исчезновения плазмы крови специфической краски и степень удерживания на основе множества выбранных выходных сигналов в течение предопределенного периода после инъекции специфической краски, найденных коэффициентов выражений линейной регрессии и предопределенных операционных выражений. Таким образом, обеспечивается правильное временное управление кривой исчезновения специфической краски, обеспечивая получение правильных данных. Кроме того, скорость исчезновения плазмы крови и степень удерживания могут быть получены не из нескольких проб по обычному способу сбора крови, а из большого числа данных кривой исчезновения, что повышает надежность данных.

Хотя изобретение раскрыто и проиллюстрировано подробно, ясно, что это является только примером и не должно считаться ограничением. Идея и объем настоящего изобретения ограничиваются только прилагаемой формулой изобретения.