атравматичный анализатор крови

Формула изобретения

1. Атравматичный анализатор крови, содержащий детектирующий блок, включающий в себя источник света для освещения части тканей живого организма, в том числе кровеносного сосуда, блок приема изображения для получения изображения освещенного кровеносного сосуда и тканей и фиксирующий элемент для относительной фиксации живого организма относительно источника света и блока приема изображения, и аналитический блок для анализа принятого изображения, соединенный с детектирующим блоком и содержащий извлекающий блок для извлечения изображения с распределением плотности по кровеносному сосуду в принятом изображении в виде профиля плотности изображения, блок количественного анализа для представления в количественной форме топологических характеристик профиля плотности изображения, вычислительный блок для вычисления количества составного компонента крови на основе количественных характеристик, и выходной блок для выведения вычисленного количества.

2. Атравматичный анализатор крови по п. 1, отличающийся тем, что вычислительный блок выполнен с возможностью вычисления количества составного компонента крови, представляющего собой, по меньшей мере, одну концентрацию гемоглобина и гематокрит.

3. Атравматичный анализатор крови по п. 1, отличающийся тем, что источник света включает в себя устройство, испускающее свет и выполненное с возможностью селективного испускания лучей света первой и второй длин волн, которые одинаково пригодны для окисленного и восстановленного гемоглобинов.

4. Атравматичный анализатор крови по п. 1, отличающийся тем, что извлекающий блок выполнен с возможностью обследования области в изображении, где изображение кровеносного сосуда наиболее контрастно, и извлечения профиля плотности изображения для найденной таким образом области.

5. Атравматичный анализатор крови по п. 1, отличающийся тем, что блок количественного анализа выполнен с возможностью нормализации профиля плотности изображения и вычисления максимального значения h и ширины распределения w, соответствующих диаметру кровеносного сосуда в нормализованном профиле плотности изображения.

6. Атравматичный анализатор крови по п. 5, отличающийся тем, что источник света включает в себя устройство, испускающее свет и выполненное с возможностью селективного испускания лучей света первой и второй длин волн, блок количественного анализа выполнен с возможностью вычисления максимальных значений h1 и h2 и ширины распределений w1 и w2 первого и второго профилей соответственно, полученных путем приема изображений одной и той же части тканей организма на первой и второй длинах волн, и вычислительный блок выполнен с возможностью вычисления концентрации гемоглобина и гематокрита на основе вычисленных максимальных значений h1 и h2 и ширины распределений w1 и w2.

7. Атравматичный анализатор крови по п. 6, отличающийся тем, что блок количественного анализа выполнен с возможностью оценки глубины L, на которой расположен кровеносный сосуд, на основе ширины распределений w1 и w2 первого и второго профилей плотности изображения, полученных при приеме изображений одной и той же части тканей организма на первой и второй длинах волн, и коррекции максимальных значений h1 и h2 на основе глубины L.

8. Атравматичный анализатор крови по п. 2, отличающийся тем, что блок приема изображения включает в себя линзу объектива, фокусирующую линзу, пространственный фильтр, расположенный между линзами и имеющий двухмерно изменяющиеся коэффициенты пропускания, и устройство, управляющее фильтром, для двумерного изменения коэффициента пропускания пространственного фильтра.

9. Атравматичный анализатор крови по п. 8, отличающийся тем, что блок приема изображения дополнительно включает в себя регулирующее устройство для регулирования положения фокальной точки линзы объектива относительно кровеносного сосуда.

10. Атравматичный анализатор крови по п. 9, отличающийся тем, что блок количественного анализа выполнен с возможностью нормализации профиля плотности изображения и вычисления максимального значения h и ширины распределения w, соответствующей диаметру кровеносного сосуда из нормализованного профиля плотности изображения.

11. Атравматичный анализатор крови по п. 10, отличающийся тем, что блок количественного анализа выполнен с возможностью вычисления глубины L, определенной между поверхностью тканей организма и кровеносным сосудом, на основе положения фокальной точки линзы объектива, регулируемой с помощью регулирующего устройства для приема изображения с наибольшей резкостью, и коррекции максимального значения h и ширины распределения w на основе глубины L.

12. Атравматичный анализатор крови по п. 8, отличающийся тем, что блок количественного анализа выполнен с возможностью нормализации профиля плотности изображения и вычисления максимального значения h и ширины распределения w, соответствующей диаметру кровеносного сосуда, из профиля плотности изображения.

13. Атравматичный анализатор крови по п. 12, отличающийся тем, что блок количественного анализа выполнен с возможностью коррекции максимального значения h и ширины распределения w на основе множества изображений, принимаемых каждый раз при пропускании через двухмерно изменяемый пространственный фильтр.

14. Атравматичный анализатор крови по п. 1, отличающийся тем, что блок приема изображения выполнен с возможностью приема изображения кровеносного сосуда и тканей в проходящем свете.

15. Атравматичный анализатор крови по п. 1, отличающийся тем, что блок приема изображения выполнен с возможностью приема изображения кровеносного сосуда и тканей в отраженном свете.

Приоритет по пунктам:

27.12.1995 по пп. 1-7, 15, 16;

15.05.1996 по пп. 8-13.

Описание изобретения к патенту

Настоящее изобретение относится к атравматичному анализатору крови. Этот анализатор согласно настоящему изобретению обладает способностью чрескожно отслеживать количество составного компонента крови, такого как концентрация гемоглобина или гематокрит, осуществляемому в масштабе реального времени с улучшенным воспроизведением результатов без взятия образца крови у живого организма.

Гематологический тест крови в сосуде периферической крови является одним из наиболее важных и часто осуществляемых тестов в клинической практике. В частности, существенными элементами теста для постановки диагноза в случае анемии являются концентрация гемоглобина и гематокрит. В настоящее время осуществление гематологического теста требует взятия образцов крови у пациентов. Однако частое взятие крови обременительно для пациентов и создает риск инфицирования, вызванного травмированном при прокалывании инъекционной иглой.

В свете вышеизложенного, были предложены аппараты для чрескожного (атравматичного) измерения вышеуказанных элементов теста. Например, публикация японского патента HEI-3-71135 описывает прибор для измерения концентрации гемоглобина, измеряющий гемоглобин в крови на основе изменения интенсивности света, обусловленного пульсацией света множественных длин волн, проецируемого на живой организм. Аналогично, патент США 5372136 описывает устройство и метод определения гематокрита в крови путем использования пульсации и т. д.

Однако этим техническим изделиям сопутствует проблема, связанная с уровнем точности определения абсолютного значения, поскольку объем образца крови, подвергаемый тестированию, не определяли. Кроме того, предполагается, что измерения могут варьировать в зависимости от части тела, к которому присоединен датчик, что ведет к недостаточной воспроизводимости.

Патент США 4998533 описывает прибор для осуществления измерения вышеуказанных тестируемых категорий на основе изображения тока крови в кровеносном капилляре, который, однако, нуждается в масштабной конструкции.

Хотя и сообщалось, что можно получить изображение кровеносных сосудов части живого организма в проходящем свете, такого как палец, попытка осуществить количественный анализ вышеуказанных тестируемых элементов путем анализа изображения в проходящем свете не предпринималась.

В свете вышеизложенного, в настоящем изобретении разработали устройство и способ, которые адаптированы для получения изображения кровеносного сосуда в тканях живого организма, таких как в пальце, в проходящем свете и анализа этого изображения в проходящем свете с помощью упрощенной конструкции для осуществления измерения вышеуказанных тестируемых категорий с улучшенной воспроизводимостью.

В частности, когда свет пронизывает ткани тела, в том числе кровеносный сосуд, и принимают изображение в проходящем свете, часть изображения кровеносного сосуда остается темной из-за поглощения света составным компонентом, содержащимся в крови, а другая часть изображения является яркой, потому что эта другая часть тканей тела пропускает используемый свет. В соответствии с настоящим изобретением, концентрация составного компонента крови (например, гемоглобина) определяется количественно путем сравнения плотностей изображения и, при необходимости, определяемую концентрацию корректируют на основе глубины, на которой находится обследуемый кровеносный сосуд.

В соответствии с настоящим изобретением создали атравматичный анализатор крови, который включает в себя источник света для освещения части тканей живого организма, в том числе кровеносного сосуда, блок приема изображения для приема изображения освещенного кровеносного сосуда и тканей и аналитический блок для анализа принятого изображения; аналитический блок анализирует плотность изображения кровеносного сосуда в принятом изображении для вычисления количества составного компонента крови и вывода вычисленного результата.

В настоящем изобретении живой организм означает млекопитающих, в том числе человека, а часть тканей живого организма означает часть тканей, которые есть в живом организме, например палец или мочка, но не означает ткани, отделенные от живого организма.

В анализаторе согласно настоящему изобретению аналитический блок может включать в себя извлекающий блок для извлечения изображения плотности распределения по кровеносному сосуду в принятом изображении в виде профиля плотности изображения, блок количественного анализа для представления в количественной форме топологических характеристик профиля плотности изображения, вычислительный блок для вычисления соответствующего количества составного компонента крови на основе полученных количественных характеристик и выходной блок для выведения вычисленного результата.

Анализатор согласно настоящему изобретению, кроме того, предпочтительно включает в себя фиксирующий элемент для фиксации источника света, и блок приема изображения, взаимосвязанный с частью живого организма, чтобы дать возможность блоку приема изображения принимать изображение нужной части тканей живого организма.

В настоящем изобретении принятое изображение может быть либо изображением в проходящем свете, либо изображением в отраженном свете.

Удобными в качестве источника света в настоящем изобретении являются полупроводниковый лазер (именуемый в дальнейшем как "LD"), светодиод (LED) и галогеновый источник света. Часть живого организма может быть освещена светом непосредственно или посредством оптического волокна. Длина волны света находится предпочтительно в диапазоне между 400 и 950 нм, при котором свет проходит через ткани тела и поглощение света водой невелико. Например, для изображения в проходящем свете используется диапазон между 600 и 950 нм, а диапазон между 400 и 950 нм используется для изображения в отраженном свете.

Более предпочтительно, источник света предпочтительно включает в себя устройство, испускающее свет, которое приспособлено для селективно испускаемых лучей света первой и второй длин волн или лучей света трех или более длин волн. Желательно, чтобы первая и вторая длины волн были, в основном, одинаково пригодны для окисленных и восстановленных форм гемоглобина.

Две или более длин волн необходимы для определения количества составного компонента крови, то есть концентрации гемоглобина и гемотокрита. Если это просто необходимо для наблюдения за состоянием анемии, то можно использовать одну длину волны.

Блок приема изображения может содержать оптическую систему, включающую в себя линзы и устройство приема изображения, такое как CCD.

Так как блок приема изображения приспособлен единственно для получения профиля плотности изображения по кровеносному сосуду, линейный датчик или матрица фотодиодов могут использоваться в качестве устройства приема изображения вместо CCD. Профиль плотности изображения предпочтительно берется вдоль линии, перпендикулярной кровеносному сосуду.

Альтернативно, профиль плотности изображения получали путем перемещения единственного фотодиода в направлении через кровеносный сосуд.

Оптическую систему блока приема изображения можно сконструировать исключительно с помощью TV-линз (например, BD1214D, предлагаемых фирмой COSMICAR Inc. ).

Альтернативно, оптическая система блока приема изображения может включать в себя пару линз, обладающих одной и той же числовой апертурой или одним и тем же фокусным расстоянием и эффективным линзовым диаметром, пара линз используется, соответственно, в качестве линзы объектива и фокусирующей линзы, которые расположены вдоль одной и той же оптической оси, так, чтобы передняя фокальная точка одной из линз совпадала с задней фокальной точкой второй линзы, и между которыми расположен пространственный светофильтр, обладающий двухмерно различными коэффициентами пропускания (такая оптическая система именуется ниже как "сопряженная оптическая система"). Пространственный фильтр, используемый здесь, обладает изменчивостью в распределении двухмерного коэффициента пропускания. Удобными в качестве пространственного фильтра являются пластинки, затеняющие свет, обладающие диафрагмой малого сечения или кольцеобразной щелью, и жидкокристаллический затвор, созданный так, что распределение коэффициента его пропускания может быть изменено электрическим сигналом.

Аналитический блок включает в себя извлекающий блок, блок количественного анализа, вычислительный блок и выходной блок и адаптирован к вычислению на основе полученного профиля плотности изображения для определения количества составного компонента крови, такого как концентрация гемоглобина, гематокрит или состояния анемии и вывода результата вычисления. Удобным для аналитического блока является имеющийся в продаже серийный персональный компьютер.

Извлекающий блок анализирующего блока извлекает распределение плотности изображения кровеносного сосуда в виде профиля плотности изображения принятого изображения.

Блок количественного анализа может нормализовать профиль плотности извлеченного изображения и вычислять максимальное значение h для нормализованного профиля плотности изображения.

Далее, блок количественного анализа может определять ширину распределения w, корреспондирующую с диаметром кровеносного сосуда в профиле плотности изображения и корректировать максимальное значение h на основе ширины распределения w.

Когда изображения одной и той же части тканей живого организма приняты на первой и второй длинах волн, чтобы получить первый и второй профили, обладающие соответственно максимальными значениями h1 и h2 и шириной распределений w1 и w2, блок количественного анализа оценивает подкожную глубину L кровеносного сосуда на основе соотношения между шириной распределений w1 и w2 и корректирует максимальные значения h1 и h2. Таким образом, этот вычислительный блок может вычислить концентрацию гемоглобина и гемокрит на основе откорректированных максимальных значений.

Когда сопряженная оптическая система использует пластинку, затеняющую свет, обладающую кольцеобразной щелью, в качестве пространственного фильтра, угол падения света из тканей организма в объектив линзы определяют по топологии (диаметру или ширине щели) кольцеобразной щели так, чтобы только свет, входящий под заранее определенным углом падения, служил для формирования рассеянного светового изображения кровеносного сосуда. Изображение в рассеянном свете отражает влияние нарушения изображения кровеносного сосуда в тканях организма. По этой причине, при приеме изображений в рассеянном свете под множеством отличающихся углов рассеяния путем изменения диаметра кольцеобразной щели, блок количественного анализа может представить в количественной форме влияние в тканях организма, чтобы более точно откорректировать выявленную концентрацию составного компонента крови.

В этом случае, поскольку изображение в рассеянном свете ощутимо меняется в зависимости от условия фокусирования на кровеносный сосуд, сфокусированное положение может четко выявляться при сканировании фокальной точки в блоке приема изображения (объектив линзы) с поверхности тканей организма до более глубокого положения, тем самым давая возможность блоку количественного анализа прямо определять глубину, на которой находится кровеносный сосуд. Поэтому вышеприведенные вычисленные данные можно откорректировать на основе определенной таким образом глубины.

В частности, получают ряд изображений кровеносного сосуда в рассеянном свете под ранее установленным углом падения путем перемещения фокальной точки с поверхности тканей организма в более глубокое положение. Затем блок количественного анализа прямо определяет глубину L кровеносного сосуда на основе положения фокальной точки, на которой получают наиболее резко одно из последовательных изображений в рассеянном свете, а максимальные значения h1 и h2 корректируют на основе глубины L.

Далее блок количественного анализа определяет характеристики поглощения рассеяния тканями организма на основе множества отличающихся изображений в рассеянном свете, полученных на этой позиции фокальной точки при двумерно меняющемся коэффициенте пропускания оптического фильтра и затем корректирует максимальные значения h1 и h2 и ширину распределений w1 и w2 на основе характеристик поглощения рассеяния.

Вычислительный блок вычисляет количество компонента крови, такого как концентрация гемоглобина и гематокрит, на основе представленных в количественной форме топологических характеристик профилей плотности изображения. Здесь гематокрит означает объемное соотношение эритроцитов и плазмы крови. Удобными в качестве выходного блока являются электронно-лучевая трубка (CRT), жидкокристаллический индикатор (LCD) и т. п.

В соответствии с другим аспектом настоящего изобретения разработали способ атравматичного анализа крови, который включает в себя следующие стадии: освещение участка ткани живого организма, в том числе кровеносного сосуда; прием изображения освещенных тканей организма; и анализ принятого изображения; стадия анализа включает в себя стадии извлечения распределения плотности изображения по кровеносному сосуду в принятом изображении в виде профиля плотности изображения, количественного анализа топологических характеристик профиля плотности изображения, вычисление количества составного компонента крови на основе полученных количественных характеристик и выведения результата вычисления.

Также в соответствии с настоящим изобретением можно разработать способ атравматичного анализа крови, включающего в себя, кроме того, следующие стадии: предоставление оптической системе возможности воспринимать свет от тканей организма под заранее установленным углом падения по отношению к оптической оси оптической системы и получение последовательных изображений кровеносного сосуда в рассеянном свете путем перемещения фокальной точки оптической системы с поверхности тканей организма в более глубокую позицию; выявление глубины кровеносного сосуда на основе положения этой фокальной точки, на которой получают наиболее резкое изображение одного из последовательных изображений в рассеянном свете; определения характеристик рассеяния/поглощения тканей организма на основе множества изображений в рассеянном свете, полученных на позиции фокальной точки, путем изменения угла падения света; и корректирование полученных характеристик профиля на основе характеристик рассеяния/поглощения.

Фиг. 1 представляет собой блок-схему, иллюстрирующую конструкцию анализатора крови в соответствии с 1-м вариантом осуществления настоящего изобретения;

фиг. 2 представляет собой вид в перспективе, иллюстрирующий внешний вид анализатора крови из 1-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 3 представляет собой вид в разрезе, иллюстрирующий главную часть анализатора крови из 1-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 4 представляет собой схему последовательности операций, поясняющую функционирование анализатора из 1-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 5 представляет собой фотографию изображения (полутоновая шкала изображения, демонстрируемая на CRT), принятого с помощью анализатора крови из 1-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 6 представляет собой графически изображенное пояснение профиля плотности изображения, полученного с помощью анализатора крови из 1-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 7 представляет собой графически изображенное пояснение профиля плотности изображения, нормализованного в анализаторе крови из 1-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 8 представляет собой вид спереди источника света анализатора крови из 1-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 9 представляет собой график, поясняющий индикацию анализатора крови из 1-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 10 представляет собой блок-схему, иллюстрирующую конструкцию анализатора крови из 2-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 11 представляет собой вид в разрезе, иллюстрирующий основные части анализатора крови из 2-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 12 представляет собой вид в разрезе по линии Х-Х на фиг. 11;

фиг. 13 представляет собой схему последовательности операций, иллюстрирующую функционирование анализатора крови из 2-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 14 представляет собой схему последовательности операций, иллюстрирующую функционирование анализатора крови из 2-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 15 представляет собой схему последовательности операций, иллюстрирующую функционирование анализатора крови из 2-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 16 представляет собой фотографию изображения (полутоновая шкала изображения, демонстрируемая на электронно-лучевой трубке CRT), принятого с помощью анализатора крови из 2-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 17 представляет собой графически изображенное пояснение профиля плотности изображения, полученного с помощью анализатора крови из 2-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 18 представляет собой графически изображенное пояснение профиля плотности изображения, нормализованного в анализаторе крови из 2-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 19 представляет собой графическое изображение, поясняющее положение фокальной точки и ширины распределения рассеяния, выявляемых с помощью анализатора крови из 2-го варианта осуществления настоящего изобретения;

фиг. 20 представляет собой фотографию, иллюстрирующую пример для сравнения по отношению к фиг. 16.

фиг. 21 представляет собой вид в разрезе, показывающий строение детектирующего блока в соответствии с 3-м вариантом осуществления настоящего изобретения;

фиг. 22 представляет собой вид снизу детектирующего блока.

Настоящее изобретение подробно описывается ниже в виде трех вариантов его осуществления. Необходимо отметить, что эти варианты осуществления не ограничивают настоящее изобретение.

1-й вариант осуществления настоящего изобретения

Вначале будет описана конструкция анализатора крови в соответствии с настоящим изобретением.

Фиг. 1 представляет собой блок-схему, иллюстрирующую конструкцию анализатора крови. Как показано, в блоке детектирования 1 он включает в себя источник света 11 для освещения части тканей живого организма, в том числе кровеносного сосуда, и блок 12 приема изображения в проходящем свете освещенного кровеносного сосуда и тканей.

Аналитический блок 2 включает в себя извлекающий блок 21 для извлечения изображения с распределением плотности вдоль линии, перпендикулярной кровеносному сосуду в принятом изображении с помощью блока 12 приема изображения в виде профиля плотности изображения, блок 22 количественного анализа для представления в количественной форме топологических характеристик извлеченного изображения с распределением плотности, вычислительный блок 23 для вычисления количества составного компонента крови на основе представленных в количественной форме характеристик и выходной блок (CRT) 24 для выведения результата вычисления. Данный аналитический блок 2 может включать в себя персональный компьютер.

Фиг. 2 представляет собой вид в перспективе анализатора, показанного на фиг. 1. Источник света 11 и блок 12 приема изображения, включенные в детектирующий блок 1, соединены с аналитическим блоком 2 посредством сигнальных кабелей 3.

Фиг. 3 представляет собой вид в разрезе детектирующего блока 1. Детектирующий блок 1 включает в себя источник света 11 и блок приема изображения 12, содержащий линзу 14 и устройство 15 приема изображения. Когда палец 16 вставлен в открытую полость 13, источник света освещает палец 16 и изображение принимается в проходящем свете с помощью устройства 15 приема изображения через линзу 14. Открытая полость 13 постепенно уменьшается по направлению внутрь, в котором локализуется кончик пальца, так, чтобы вставленный палец 16 свободно входил в нее, представляя тем самым фиксирующий элемент.

Устройство 15 приема изображения включено в CCD. Фиг. 8 представляет собой вид спереди источника света 11, который включает в себя светодиоды (LED) 11а и 11b.

В данном варианте осуществления настоящего изобретения светодиод (LED) 11а использует VSF665M1 (предлагаемый OPTRANS Со. ), обладающий средней длиной волны 660 нм и величиной полуширины 40 нм, а светодиод (LED) 11b использует L2656 (предлагаемый Hamamutsu Photonics Co. ), обладающий средней длиной волны 890 нм и величиной полуширины 50 нм.

Аналитический процесс, осуществляемый аналитическим блоком 2 анализатора крови, обладающего такой конструкцией, описывается со ссылкой на схему последовательности операций, показанной на фиг. 4.

(1) Вычисление концентрации гемоглобина и гематокрита

Когда палец освещают при длине волны, испускаемой светодиодом LED 11a (именуемой в дальнейшем "первой длиной волны")(Стадия 1) и принимают изображение в проходящем свете, получают изображение кровеносного сосуда (вена), расположенного вблизи кожи со стороны устройства приема изображения (CCD) 15, как показано на фиг. 5. Когда представляющий интерес кровеносный сосуд имеет диаметр около 1 мм, количественные результаты можно получать с улучшенной воспроизводимостью.

В данном случае, когда используется высококогерентный светодиод (LD) в качестве источника света, изображение, свободное от пятен (дифракционные пятна изображения, полученные в когерентном свете), как показано на фиг. 5, может быть получено потому, что свет рассеян тканями. В свою очередь отыскивают (Стадия 1а) наиболее контрастную область в изображении, где располагается кровеносный сосуд, и заключают ее в четырехстороннюю конфигурацию, как показано на фиг. 5, которую используют в качестве аналитической области (Стадия 2).

Таким образом, можно с удобством анализировать кровеносный сосуд на постоянной подкожной глубине.

Получают (Стадия 3) профиль плотности изображения (фиг. 6) по линии, перпендикулярной кровеносному сосуду в этой области.

Затем профиль плотности изображения нормализуют с помощью базисной линии. Базисную линию определяют на основе участка профиля плотности изображения, соответствующего тканям, иным, чем кровеносный сосуд, методом наименьших квадратов. Таким образом, профиль плотности изображения из фиг. 6 нормализован, как показано на фиг. 7 (Стадия 4).

Профиль плотности изображения, полученный таким образом, не зависит от количества падающего света. Максимальная высота h1 и значение полуширины (распределение ширины при высоте (1/2)h1) w1 определяют из нормализованного профиля плотности изображения (фиг. 7) (Стадия-5).

Максимальная высота h1, полученная таким образом, отражает соотношение плотности изображения кровеносного сосуда (т. е. , участка с кровью) и плотности изображения другого участка, где кровь отсутствует. Параметр, соответствующий параметру, который получают методом обескровливания (который адаптирован для анализа крови на основе соотношения плотности изображения, полученного при наличии крови, и плотности изображения, полученного без обескровливания) или с помощью пульсирующей спектрометрии (которую адаптируют для получения компонента сигнала для синхронизации пульсации тока крови и извлекают компонент сигнала, свидетельствующий о пульсации тока крови, при анализе крови, т. е. на основе принципа оксиметра пульсаций), может быть определен без использования пульсации или обескровливания.

В частности, коэффициент рассеяния S1 и коэффициент поглощения А1 для крови на первой длине волны, согласующиеся с законом Beer, выражены в следующем виде:

log(1-h1)= -k(S1+A1)w1. . . . . (1)

где k представляет собой коэффициент пропорциональности.

Считается, что коэффициент рассеяния S1 и коэффициент поглощения А1 прямо пропорциональны гематокриту НСТ и концентрации гемоглобина HGB следующим образом:

S1= 1НСТ, А1= 2HGB. . . . . (2)

Поэтому,

log(1-h2) = -(k1HCT+k2HGB)w1 ..... (3)

Вышеуказанную последовательность процесса осуществляют путем использования длины волны, испускаемой светодиодом LED 11b (именуемой далее "второй длиной волны"), для определения максимальной высоты h2 и ширины распределения w2 (Стадии 6-10).

Аналогично, коэффициент рассеяния S2 и коэффициент поглощения А2 определяют следующим образом:



Так как константы k, 1, 2, 3 и 4 определены экспериментально, HGB и НСТ определяют по h1, h2, w1 и w2.

В действительности, изображение является расплывчатым для тканей, лежащих между кровеносным сосудом и блоком детектирования и, следовательно, наблюдаемые максимальные значения меньше, чем в случае, где промежуточных тканей не имеется.

Поэтому соотношение вышеуказанных коэффициентов выражается следующим образом:

log(1-h)= -k(S+A)W+T. . . . . . (5),

где S - коэффициент рассеяния крови, А - коэффициент поглощения крови, а Т - коэффициент, который указывает на влияние нерезкости и является функцией толщины L тканей (или глубины, на которой расположен кровеносный сосуд; именуемой в дальнейшем для простоты как "глубина").

Экспериментально было обнаружено, что коэффициент Т может поддерживаться фактически постоянным путем собственно выбора измеряемой области, так чтобы изображение кровеносного сосуда в полученном изображении находилось в наибольшем контрасте. Поэтому практически не возникает проблемы, когда коэффициент Т рассматривается в качестве константы, применяемой для контроля за анемией.

(2) Коррекция вычисленная концентрации гемоглобина и гематокрита

Для повышения точности вычисления концентрации гемоглобина и гематокрита коррекцию осуществляют следующим образом.

При установлении границ аналитической области в области, которую определяли путем использования первой длины волны, полученные значения полуширины w1 и w2 равны друг другу, когда влияние нерезкости является незначительным. Однако разница между значениями полуширины w1 и w2 увеличена, поскольку влияние нерезкости увеличивается (значение полуширины увеличивается с увеличением степени нерезкости).

Поэтому глубину L можно определить на основе соотношения между значениями полуширины w1 и w2 из нижеследующего уравнения (Стадия 11).

L= f(w2/w1). . . . . . (6),

где f - экспериментально определяемая функция.

Максимальные высоты h1 и h2 и значение полуширины w1 корректируют на основе глубины L с помощью нижеследующего уравнения для определения откорректированных значений H1, H2 и W (Стадия 12).

H1= g1(h1, L). . . . . . . . (7)

H2-g2(h2, L). . . . . . . . (8)

W= g3(w1, L). . . . . . . . (9),

где g1, g2 и g3 являются экспериментально определяемыми функциями.

Концентрацию гемоглобина HGB и гематокрит вычисляют вышеуказанным способом на основе откорректированных значений H1, Н2 и W (Стадия 13).

В анализирующем блоке 2 извлекающий блок 21 осуществляет Стадии 2, 3, 7 и 8, блок количественного анализа 22 осуществляет Стадию 4, 5, 9 и 10, а вычислительный блок 23 осуществляет Стадии 11-14.

Полученные таким образом результаты демонстрируются в выходном блоке (CRT) 24, как показано на фиг. 9.

На фиг. 9 изображения D1, D2 и D3 корреспондируют соответственно с фиг. 5, 6 и 7. Светодиоды "LED1" и "LED2" корреспондируют соответственно со светодиодами LED 11a и LED 11b. "МАКСИМУМ" и "ШИРИНА" корреспондируют соответственно с максимальными высотами h1, h2 и значениями полуширины w1, w2.

Хотя в этом варианте осуществления настоящего изобретения устройство 15 приема изображения сравнивают с CCD, вместо него можно использовать линейный датчик. В этом случае профили плотности можно получить непосредственно на Стадиях 3 и 8, показанных на фиг. 4. Однако необходимо осуществить специальное рассмотрение, например, следует ли использовать линейный датчик, обладающий двумя линейными элементами, потому что линейный датчик не всегда расположен перпендикулярно к кровеносному сосуду.

Поскольку вычисление концентрации гемоглобина и гематокрита описаны выше, анализатор в соответствии с этим вариантом осуществления настоящего изобретения может также использоваться в качестве контролера анемии. Так как концентрация гемоглобина и гематокрит коррелируют друг с другом, приблизительный контроль степени анемии (контроль анемии) может быть осуществлен путем реализации, части технологической последовательности (Стадии 1-5) путем использования одной из двух, первой или второй, длин волн.

Далее, когда представляет интерес кровеносный сосуд на постоянной глубине, стадию коррекции глубины можно опустить. Приблизительную коррекцию глубины можно осуществить путем обследования области изображения, обладающей наиболее резким контрастом, как на Стадии 1а фиг. 4.

2-й вариант осуществления настоящего изобретения

Здесь впервые описана конструкция анализатора крови в соответствии со 2-м вариантом осуществления настоящего изобретения.

В этом варианте осуществления настоящего изобретения блок 12 приема изображения и анализирующий блок 2 модифицированы для более точной коррекции, чем способ коррекции в 1-м варианте осуществления настоящего изобретения.

Фиг. 10 представляет блок-схему, иллюстрирующую конструкцию анализатора из 2-го варианта осуществления настоящего изобретения, в которой цифровые позиции обозначают компоненты, подобные компонентам на фиг. 1. Детектирующий блок 1а включает в себя источник света 11 для освещения части тканей живого организма, в том числе кровеносного сосуда, и блок 12а приема изображения, обладающий сопряженной оптической системой.

Фиг. 11 представляет собой вид в разрезе детектирующего блока 1а. Источник света 11 обладает той же конструкцией, что и в 1-м варианте осуществления настоящего изобретения и поэтому дополнительное объяснение опускается.

Блок 12а приема изображения включает в себя управляющую ступень 19а, перемещающуюся в направлениях стрелок А и В и включающую в себя линзу объектива 14а и фокусирующую линзу 14b, обладающие каждая одной и той же цифровой апертурой, устройство 15 приема изображения, пространственный фильтр 18 и блок 19b для управления фильтром, и отражатель 17.

Задняя фокальная точка линзы 14а совпадает с передней фокальной точкой линзы 14b. То есть линзы 14а и 14b располагаются так, что обладают общей фокальной точкой, на которой располагается пространственный фильтр 18. Устройство 15 приема изображения располагается на задней фокальной точке линзы 14b. Как и в 1-м варианте осуществления настоящего изобретения CCD или что-либо подобное используют в качестве устройства 15 приема изображения.

Как показано на фиг. 11, ступень 19а установлена на механизме 31 скольжения, который двигается в направлениях, указанных стрелками А и В, с помощью шагового электродвигателя M1. Таким образом, регулируется положение фокальной точки F линзы 14а.

Фиг. 12 представляет собой вид в разрезе, взятый по линии Х-Х на фиг. 11. Блок 19b, управляющий фильтром, имеет блок 34 скольжения, на который опирается пластинка 33 с присоединенным фильтром, выполненный с возможностью скольжения в направлениях, указанных стрелками С и D. Так как ведущая шестерня 33b шагового электродвигателя М2 находится в зацеплении с зубчатой рейкой 33, снабженной в верхней части пластинки 33 присоединения фильтра, пластинка 33 присоединения фильтра перемещается в направлениях, указанных стрелками С и D, при приведении в движение шагового электродвигателя М2.

Пространственные фильтры 18, 18а, 18b и 18с присоединены к пластинке 33 присоединения фильтра. Пространственные фильтры 18, 18а и 18b представляют собой затеняющие свет пластинки, включающие соответственно кольцеобразные пропускающие свет щели 32, 32а и 32b, имеющие разные диаметры. Пространственный фильтр 18с представляет собой затеняющую свет пластинку, имеющую круговое окно 32с для пропускания света.

Поэтому любой выбранный один из пространственных фильтров 18, 18а, 18b и 18с может быть помещен в общую фокальную точку посредством блока 19b, управляющего фильтром. Ситуация, где фильтр в действительности не помещен, может быть создана путем помещения пространственного фильтра 18с в обычной фокальной точке.

Данный аналитический блок 2b включает в себя извлекающий блок 21, для извлечения профиля из принятого изображения, блок количественного анализа 22 для представления в количественной форме профиля, вычислительный блок 23 для вычисления концентрации гемоглобина и гематокрита на основе параметров, таким образом вычисленных, выходной блок (CRT) 24 для показа вычисленных результатов и контролирующий блок 25 для управления шаговыми электродвигателями Ml и М2, чтобы контролировать положение фокальной точки и введение пространственных фильтров.

В детектирующем блоке 1а, как показано на фиг. 11, свет, испускаемый источником света 11, имеет возможность проходить сквозь палец 16, потом поворачивается на 90 при помощи отражателя 17 и фокусируется на устройство 15 приема изображения через линзы 14а и 14b.

Когда пространственный фильтр 18 (фиг. 12) расположен в позиции общей фокальной точки, на устройство приема изображения фокусируют только свет, рассеиваемый под определенным углом тканями пальца 13. Определенный угол определяют по диаметру щели 32.

Далее, при движении ступени 19а вдоль оптической оси (в определенном направлении, указанном стрелкой А или В), фокальная точка F может быть расположена в нужном положении в тканях пальца 16.

Процесс анализа осуществляют с помощью аналитического блока 2b анализатора крови, имеющего подобную конструкцию, описанную со ссылкой на схему последовательности технологических операций, представленной на фиг. 13.

(1) Вычисление концентрации гемоглобина и гематокрита

Вначале пространственный фильтр 18 удаляют из положения общей фокальной точки с помощью устройства 19b, управляющего фильтром (Стадия S0). Таким образом, блок приема изображения фактически имеет ту же конструкцию, что и блок приема изображения в 1-м варианте осуществления настоящего изобретения. Так как способ вычисления концентрации гемоглобина и гематокрита, который осуществляют в соответствии с последовательными стадиями 1а-10, является тем же, что и в 1-м варианте осуществления настоящего изобретения, показанном на фиг. 4, его пояснение опускается.

(2) Коррекция вычисленной концентрации гемоглобина и гематокрита

Так как вариант осуществления настоящего изобретения характеризуется способом, откорректированным на стадии 12а, в дальнейшем коррекция способа описывается более подробно со ссылками на схемы последовательностей технологических операций, показанных на фиг. 14 и 15.

Пространственный фильтр 18 помещают в положение общей фокальной точки при помощи блока 19b, управляющего фильтром (Стадия 21).

В этом положении фокальная точка располагается на поверхности кожи пальца (Стадия 23). Начальное положение фокальной точки F определяют заранее, поскольку положение вставленного пальца фиксируется заранее.

Затем осуществляют прием изображения (Стадия 24).

Стадия приема изображения отличается от Стадии 1 (фиг. 4). А именно, принимаемое изображение формируется из света, рассеянного в границах определенного угла, и в дальнейшем именуется, во избежание путаницы, как "изображение рассеяния".

Изображение рассеяния показано на фиг. 16. Следует отметить, что так как рассеянное изображение формируется исключительно из рассеянного света, высокой яркостью в рассеянном изображении обладают лишь периферические части кровеносного сосуда. Для справки, изображение одного и того же объекта, полученного на Стадии 1 из фиг. 4, показано на фиг. 20.

В извлекающем блоке 21 из рассеянного изображения (Стадия 25) получают профиль в пределах аналитической области, определенной на Стадии 2 (фиг. 4). Этот профиль именуется как "профиль рассеяния" для его различения от профиля плотности изображения, полученного на стадии 3 (фиг. 4). Образец профиля рассеяния показан на фиг. 17.

Далее, блок 22 количественного анализа определяет базисную линию в профиле рассеяния, а затем максимальную высоту sh и ширину распределения sw профиля рассеяния определяют, как показано на фиг. 18 (Стадия 26).

Максимальную высоту и ширину распределения в дальнейшем именуют, соответственно, как "максимальная высота SH рассеяния" и "ширина распределения SW рассеяния", во избежание путаницы. Значение ширины распределения SW рассеяния, единожды таким образом определенное, сохраняют в качестве минимального значения (Стадия 27).

В свою очередь фоакальную точку F перемещают на заранее определенное расстояние F внутрь пальца 13 (Стадия 28).

Расстояние F составляет порядка 0,1 мм.

В этом положении последовательность технологического процесса повторяется со Стадии 24 до Стадии 26 для определения максимальной высоты sh рассеяния и ширины распределения sw рассеяния.

Ширину распределения sw рассеяния, определяемую таким образом, сравнивают с ранее сохраненным минимальном значением. Если ширина распределения sw рассеяния оказывается меньше, чем сохраненное значение, эту ширину распределения рассеяния используют в качестве нового минимального значения (Стадия 27).

Последовательность процесса со Стадии 24 до Стадии 27 повторяют до тех пор, пока фокальная точка не достигнет заранее установленной глубины (Стадия 28).

Эта заранее установленная глубина может составлять около 2 мм, так как представляющий интерес кровеносный сосуд обычно располагается под кожей на глубине от 1 до 2 мм.

Полученные таким образом значения максимальной ширины SW рассеяния наносят на график по отношению к положению фокальной точки, как показано на фиг. 19. Максимальная ширина рассеяния является минимальной, когда фокальная точка расположена на глубине, на которой представлен кровеносный сосуд. Это означает, что когда фокальная точка системы приема изображения совпадает с положением представляющего интерес кровеносного сосуда, изображение, рассеивающее свет, является наиболее резким.

Поэтому положение фокальной точки, которое представляется изображению кровеносного сосуда, имеющему минимальную ширину, соответствует подкожной глубине L кровеносного сосуда, описанного в 1-м варианте осуществления настоящего изобретения (Стадия 29). То есть подкожная глубина может быть определена более точно. В этом положении получены (Стадия 30) максимальная высота SH1 рассеяния и ширина распределения SW1 рассеяния.

В соответствии с этой схемой последовательности технологических операций сохраняют лишь минимальное значение ширины распределения рассеяния. Альтернативно, сохраняют все максимальные высоты SH рассеяния и ширину распределения SW рассеяния, полученные путем изменения положения фокальной точки, и затем подгоняют к надлежащей функции для определения минимального значения.

В свою очередь фокальную точку системы приема изображения перемещают на подкожную глубину L" (Стадия 31), и затем используемый в текущий момент пространственный фильтр заменяют пространственным фильтром 18а, присоединяемым при помощи управляющего фильтром блока 19b.

Этот пространственный фильтр 18а отличается по диаметру от пространственного фильтра 18. Это означает, что угловой диапазон рассеянного света для формирования изображения изменяется.

Светорассеянное изображение принимается с использованием пространственного фильтра 18а (Стадия 33), а извлечение (Стадия 34) и количественный анализ (Стадия 35) профиля рассеяния осуществляют тем же способом, который описан выше. Затем определяют (Стадия 36) максимальную высоту SH2 рассеяния и ширину распределения SW2 рассеяния. Далее осуществляют практически ту же последовательность процесса, которая описана выше, с использованием пространственного фильтра 18b (Стадии 37-41).

Максимальные высоты SH1-SH3 рассеяния и ширина распределения SW1-SW3 рассеяния, полученные таким образом, отражают оптические характеристики, например коэффициент рассеяния и коэффициент поглощения тканей живого организма. В частности, максимальная высота рассеяния уменьшается, так как коэффициент поглощения у живого организма становится выше. Максимальная высота рассеяния уменьшается и ширина распределения рассеяния увеличивается, поскольку коэффициент рассеяния становится выше. Следовательно, эти параметры отражают коэффициент рассеяния и коэффициент поглощения живого организма.

Как описано в 1-м варианте осуществления настоящего изобретения, профиль плотности изображения подвержен возмущающему воздействию тканей тела. Коррекцию возмущающего воздействия осуществляют на основе соотношения между шириной распределения профилей плотности изображения, полученных в 1-м варианте осуществления настоящего изобретения.

Во 2-м варианте осуществления настоящего изобретения могут быть получены более точные результаты, так как возмущающее воздействие тканей организма можно прямо проанализировать количественно на основе вышеуказанных параметров. В частности, максимальную высоту h1 и ширину распределения w1 в уравнении (4) корректируют с помощью нижеследующего уравнения для определения откорректированной максимальной высоты HI и откорректированной ширины распределения W (Стадии 42 и 43).

H1"= g1"(h1, L", SH1, SH2, SH3, SW1, SW2, SW3). . . . . . (10)

W"= g3"(w1", L", SH1, SH2, SH3, SW1, SW2, SW3). . . . . . (11)

Функции g1" и g2" можно определить экспериментально или, альтернативно, можно определить теоретически.

Для измерения на второй длине волны (Стадия 44), осуществляют (Стадия 45) замещение пространственного фильтра, прием рассеянного изображения, извлечение профиля рассеяния, вычисление параметров рассеяния SH1"-SH3" и SW1"-SW3", а затем максимальную высоту h2 в уравнении (4) корректируют для определения откорректированной максимальной высоты H2" (Стадии 44 и 45) следующим образом:

Н2"= g2"(h2, L", SH1", SH2", SH3", SW1", SW2", SW3"). . . . . (12)

Функцию g2" определяют тем же способом, что и функцию g1". Затем программа возвращается к Стадии 13а на фиг. 13. Концентрацию гемоглобина HGB и гематокрит НСТ определяют на основе H1", H2" и W1" (Стадия 13а).

3-й вариант осуществления настоящего изобретения

Анализаторы крови, описанные в 1-м и 2-м вариантах осуществления настоящего изобретения, представляют собой анализатор крови в проходящем свете, в котором концентрацию составного компонента крови вычисляют на основе изображения в проходящем свете. С другой стороны, 3-й вариант осуществления настоящего изобретения использует анализатор крови в отраженном свете, в котором концентрацию составного компонента крови вычисляют на основе изображения в отраженном свете.

Хотя место измерения для анализатора крови в проходящем свете ограничено пальцами и ушными мочками, сквозь которые может проходить свет, анализатор крови в отраженном свете обладает тем преимуществом, что он может применяться к широкому ряду частей организма, таких как подошва, щека, и живот. Поэтому анализатор в отраженном свете эффективен для таких людей, как новорожденные и дети до семи лет, чьи пальцы нелегко фиксировать и удерживать.

Также отраженный свет, используемый в этом варианте осуществления настоящего изобретения, может находиться в диапазоне более короткой длины волны, а именно от 400 нм до 950 нм. Так как свет, обладающий более короткой длиной волны, поглощается гемоглобином в большей степени, можно осуществить более точное измерение.

Далее описана конструкция анализатора крови в соответствии с 3-м вариантом осуществления настоящего изобретения. Фиг. 21 представляет собой вид в разрезе, показывающий строение детектирующего блока 1b в соответствии с 3-им вариантом осуществления настоящего изобретения. Фиг. 22 представляет собой вид снизу детектирующего блока 1b. Здесь анализатор крови 3-го варианта осуществления настоящего изобретения является таким же, что и анализатор крови из 1-го варианта осуществления настоящего изобретения, за исключением того, что детектирующий блок модифицирован и поэтому пояснение соответствующих других элементов опущено.

Как показано на фиг. 21 и 22, детектирующий блок 1b сконструирован компактно благодаря включению в него устройства 15а приема изображения и линзы 14b, расположенной в центральной части трубчатого корпуса 41, и благодаря расположению светодиодов (LED) 11c и 11d на его периферии в качестве источника света. Данный источник света может включать в себя лазерные диоды или может быть подключен извне путем использования круглого оптоволокна. Если для анализатора крови в отраженном свете требуется больше света, чем для анализатора крови в проходящем свете, количество световых источников, например светодиод (LED) 11c и 11d, можно увеличить для удовлетворения требования в варианте осуществления настоящего изобретения.

По периферии корпуса 41 создана колоколоподобная задняя часть 42 из резины для стабильного удерживания детектирующего блока 1Ь в части тела 16а. Здесь светодиоды (LED) 11с и 11d излучают свет разной длиной волны, которые соответствуют упомянутым в 1-м варианте осуществления настоящего изобретения первой и второй длинам волн. Изображения, полученные из детектирующего блока 1b преобразовывают способом, уже объясненным в 1-м варианте осуществления настоящего изобретения.

Промышленная применимость

Промышленная применимость настоящего изобретения заключается в следующем:

(1) Чрескожный анализ крови можно осуществлять без применения метода обескровливания или метода сфигмоспектрометрии;

(2) Чрескожное и атравматичное определение концентрации гемоглобина и гематокрита можно осуществлять с помощью простой конструкции;

(3) Так как можно ограничиться отдельным измеряемым объектом (в частности, представляющим интерес кровеносным сосудом), можно получать результаты с улучшенной воспроизводимостью;

(4) Концентрацию гемоглобина и гематокрит можно отслеживать непрерывно;

(5) Можно получать результаты с улучшенной воспроизводимостью путем обработки изображения;

(6) Анализатор крови, обладающий уменьшенным размером, можно приобрести по низкой цене; и

(7) Анализатор крови можно использовать в качестве контроллера анемии.