DE69209698T2

DE69209698T2 - Optisches Organ-Messgerät

Info

Publication number: DE69209698T2
Application number: DE69209698T
Authority: DE
Inventors: Hideo Eda; Tomomi Tamura
Original assignee: Shimadzu Corp
Current assignee: Shimadzu Corp
Priority date: 1991-02-28
Filing date: 1992-02-18
Publication date: 1996-08-08
Anticipated expiration: 2012-02-19
Also published as: EP0501283A3; DE69209698D1; EP0501283A2; US5353791A; JPH04106748U; EP0501283B1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Gebiet der Erfindung

Die vorliegende Erfindung betrifft ein optisches Organ- Meßgerät, das dazu ausgelegt ist, lebenswichtige Information zu erhalten, indem Licht, so wie sichtbare Strahlung oder nahe Inf rarotstrahlung, auf ein Organ aufgegeben wird und das Licht, das von demselben durchgelassen oder reflektiert wird (einschließlich gestreuten Lichtes) gemessen wird.

Beschreibung der Hintergrundtechnik

Einige optische Meßgeräte sind mit optischen wegen versehen, die durch optische Fasern gebildet werden. Zum Beispiel ist ein Laser-Gewebe-Blutstrommeßgerät, das Laserlicht auf ein Organ durch eine Einzelkern-Faser aufgibt und das reflektierte Licht über eine optische Faser erhält, um das Gewebe- Blutstromvolumen zu berechnen, bereits auf den Markt gebracht worden. Das Licht, das von dem Organ reflektiert wird, wird von einem Bereich erhalten, der nahe einem Ende liegt, das dem Licht ausgesetzt ist.
Die US-Patente Nrn. 4,223,680 und 4,281,645 offenbaren ein Gerät, das Licht, welches von einer Lichtquelle emittiert wird, auf ein lebendes Gewebe durch ein optisches Faserbündel aufbringt und das Licht, das von dem lebenden Gewebe reflektiert wird, durch ein Licht aufnehmendes optisches Faserbündel, das auf der Mittenachse des optischen Faserbündels für das Aufbringen des Lichtes angeordnet ist, oder einen anderen Abschnitt zum Leiten des reflektierten Lichtes zu einem Detektor empfängt.
Es ist auch ein Gerät zur Verfügung gestellt worden, das ein Puls-Oximeter genannt wird, das dazu ausgelegt ist, direkt eine LED an einem Organ zu befestigen und Licht, das durch eine Fingerspitze oder dergleichen durchgelassen worden ist, durch eine Fotodiode aufzunehmen, so daß die Sauerstoffsättigung im arteriellen Blut gemessen wird.
Licht, das zum Messen von Information in einem Organ aufgebracht wird, wird aufgrund des Streuens oder der Absorption, die in vivo bewirkt wird, außerordentlich gedämpft. Selbst wenn enges Licht verwendet wird, wird dasselbe in dem Organ gestreut und über eine weite Fläche in alle Richtungen eines 2π-Raumes (Halbebene) auf der Erfassungsseite verteilt. Daher müssen sowohl die Lichtdurchlaß- als auch die Empfangsseite betrachtet werden, um die Empfindlichkeit zu verbessern.
Das zuvor genannte Organ-Meßgerät zum Berechnen des Gewebe- Blutstromvolumens hat eine starke Intensität beim Erhalten lebenswichtiger Information von einem Teil in großer Nähe eines Endes, das dem Licht ausgesetzt ist, über ein Reflexionsverfahren, und kein Problem entsteht insbesondere bei einem Meßsystem, das eine optische Faser benutzt. Um jedoch Information aus einem tiefen Bereich in dem Organ zu erhalten, werden optische Faserbündel, die aus einer Anzahl von optischen Fasern gebildet werden, im allgemeinen sowohl auf der Lichtdurchlaß- als auch auf der -empfangsseite benutzt, wegen der starken Streuung und Absorption, die in vivo verursacht wird. Auch in diesem Fall muß das optische Faserbündel, das auf der Lichtempfangsseite verwendet wird, in der Dicke vergrößert werden, wenn eine Lichtdurchlaßlänge in vivo etwa einige cm beträgt, um die Erfassungsempfindlichkeit für Licht zu verbessern, das durch das Organ durchgelassen oder von ihm reflektiert wird. Wenn das optische Faserbündel somit im Durchmesser vergrößert wird, ist es jedoch schwierig, dasselbe aufgrund seines eigenen Gewichtes stabil am Organ zu fixieren.
Selbst wenn das Licht von einem optischen Faserbündel mit einem großen Durchmesser aufgenommen wird, verbleibt ein Problem des Faserverlustes, der sich mit der Beladungsrate der optischen Fasern ändert, die in dem optischen Faserbündel enthalten sind, mit den Kernverhältnissen in den jeweiligen optischen Fasern, den Fortpflanzungsgeschwindigkeiten des durchgelassenen oder reflektierten Lichtes, das in die Kerne eintritt, und dergleichen.
Die Lichtempfangsseite wird bevorzugt in engen Kontakt gegen das Organ gepreßt, um aus allen Richtungen das durchgelassene oder gestreute Licht über einen weiten Bereich einzufangen. An diesem Punkt wird die Lichtmenge in bezug zu einem handhabbaren optischen Faserbündel mit einem kleinen Durchmesser verringert, und nur Lichtenergie innerhalb eines Fortpflanzungswinkels eines Kernabschnittes des optischen Faserbündels wird verwendet.
Was andererseits die Lichtdurchlaßseite betrifft, ist es vorteilehaft, wenn eine hohe Ausgabe mit monochromatischem Licht erhalten werden kann. In einem Meßsystem jedoch, wie einem Puls-Oximeter, das z.B. eine LED benutzt, ist die so erhaltene Lichtausgabe beschränkt. Ein solches Puls-Oximeter kann lediglich Licht messen, das wenigstens durch einen Fingerpunkt durchgelassen wird, aufgrund der kleinen Lichtausgabe der LED. Weiterhin wird die Meßgenauigkeit gestört, da die Bandbreite der LED zu groß ist.
Das Dokument WO-A-89/01758 betrifft ein Gerät für die nicht- invasive fotometrische Bestimmung von verdünnten Komponenten, so wie Hämoglobin, Oxihämoglobin usw., in einer lichtstreuenden Umgebung, so wie in menschlichen Körperteilen, wie es in dem einleitenden Teil von Patentanspruch 1 definiert ist.
Es ist aus der GB-A-2 228 314 bekannt, eine Vielzahl von Lasern mit unterschiedlichen Wellenlängen in entsprechenden Fasern in einem optischen Untersuchungsgerät zu verwenden.
Weiter offenbart das Dokument US-A 4,321,930 ein Gerät zum Überwachen des Metabolismus in Körperorganen, das die Fotoerfassung mittels einer am Körper angebrachten Anordnung vorschlägt, die eine Fotodiode und eine Diodenschaltung umfaßt, wobei das Signal weiter über ein elektrisches Kabel übertragbar ist.
Schließlich schlägt der Artikel "Depth Discrimination in Laser Doppler Skin Blood Flow Measurement Using Different Lasers (Tiefenunterscheidung in der Laser-Doppler-Hautblutstrommessung unter Verwendung unterschiedlicher Laser)", veröffentlicht in Medical & Biological Engeneering & Computing, Juli 1988, 26, 415 - 419, vor, die Erfassung durch empfindliche Silizium-Fotodioden durchzuführen.
Es ist die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein handhabbares optisches Organ-Meßgerät zur Verfügung zu stellen, mit einem Meßsystem, das Lichtdurchlaß- und Empfangsseiten hat, versehen mit ausreichend dünnen und flexiblen Kabeln, die Licht mit einem hohen Wirkungsgrad durchlassen und aufnehmen können, das in effektiver Weise auf ein Verfahren zum tiefen Einführen von Licht in ein Organ mit einer Lichtdurchlaßlänge von mehreren cm angewendet werden kann.
Diese Aufgabe wird durch das Gerät nach Patentanspruch 1 gelöst.
Gemäß der Erfindung wird eine handhabbare Sonde mit einer einzelnen Faser definiert, die gleichzeitig einen vergrößerten Sondenstrahldurchmesser liefert.
Die Durchlaßseite kann ausreichend flexibel, handhabbar und leichtgewichtig sein, selbst wenn optische Fasern abhängig von einer Vielzahl von Wellenlängen gebündelt werden, da die optischen Fasern aus solchen mit einzelnen Kernen hergestellt werden. Auf der Lichtempfangsseite andererseits kann ein Kabel von dem Detektor im Durchmesser verkleinert werden, da der Vorverstärker mit dem Feststoff-Detektor integriert ist. Somit kann das erfindungsgemäße Meßgerät in einfacher Weise an einem Organ befestigt werden, da sowohl die Lichtdurchlaßals auch die Empfangsseite in der Dicke ebenso wie im Gewicht verkleinert werden können.
Da die Lichtquelle, die auf der Lichtdurchlaßseite zur Verfügung gestellt wird, durch einen Halbleiterlaser gebildet wird, kann Meßlicht in einen engen Strahl gebracht werden, um so in effektiver Weise starkes Licht mit optischen Einzelkern-Fasern durchzulassen.
Die vorangehende und weitere Aufgaben, Merkmale, Aspekte und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden aus der folgenden genauen Beschreibung der vorliegenden Erfindung deutlicher, wenn sie zusammen mit den beigefügten Zeichnungen genommen wird.

KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Figur 1 ist ein Blockschaubild, das eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt;
Figur 2(A) ist eine Seitenansicht, die eine beispielhafte Lichtdurchlaßsonde ohne Abstandhalter zeigt, Figur 2(B) ist eine Ansicht davon von unten und Figur 2(C) ist eine graphische Darstellung, die die Leistungsverteilung des Laserlichtes, wie es aufgegeben wird, zeigt;
Figur 3 ist eine perspektivische Ansicht, die eine Lichtempfangs sonde zeigt;
Figur 4 ist eine perspektivische Ansicht, die das Aussehen der Ausführungsform zeigt; und
Figur 5(A) ist eine Seitenansicht, die die Lichtdurchlaßsonde gemäß der Erfindung zeigt, und Figur 5(B) ist eine graphische Darstellung, die die Leistungsverteilung des Laserlichtes, wie es aufgegeben wird, zeigt.

BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM

Figur 1 ist ein Blockschaubild, das eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt, welche auf eine Sauerstoff- Überwachung im nahen Infrarot angewendet wird.
Das Gerät, das in Figur 1 gezeigt ist, weist drei Halbleiterlaser 2-1 bis 2-3 unterschiedlicher Wellenlängen zum Berechnen von Absorptionswerten dreier Wellenlängen auf. Die Halbleiterlaser 2-1 bis 2-3 sind mit Einfallsenden von drei optischen Einzelkern-Fasern gekoppelt, die in einer Lichtdurchlaßsonde 12 über Lasermodule (entsprechend FC-Verbindem) 10 enthalten sind. Die drei optischen Einzelkern- Fasern, die in dem Gerätekörper verzweigt sind, sind in einer Umhüllung innerhalb der Sonde 12 gebündelt. Die Sonde 12 ist biegsam, wobei die Hülle etwa 3 mm Außendurchmesser hat. Laserlicht, das durch die optischen Einzelkern-Fasern geleitet wird, wird vom vorderen Endabschnitt der Sonde 12 auf ein Organ 8 aufgegeben.
Die Halbleiterlaser 2-1 bis 2-3 strahlen Laserstrahlen spezifischer Wellenlängen λ1, λ2 bzw. λ3 ab. Die jeweiligen Ausgangsleistungen sind beispielsweise 30 mW. Die Oszillationswellenlängen λ1, λ2 und λ3 werden bevorzugt so eingestellt, daß sie wenigstens 700 nm sind, in Kombinationen von beispielsweise 780 nm, 805 nm und 830 nm oder 700 nm, 730 nm und 750 nm, wobei diese nicht auf diese Werte beschränkt sind, sondern in einer beliebigen Kombination eingestellt werden können. Die Halbleiterlaser 2-1 bis 2-3 werden aufeinanderfolgend zur Schwingung von einer Treiberschaltung 4 eingeschaltet, die von einer CPU 6 gesteuert wird.
Eine Lichtempfangssonde 18 ist an ihrem vorderen Ende mit einem Feststoff-Detektor aus einer Silizium-Photodiode 14 versehen, die in engem Kontakt an dem Organ 8 befestigt ist, um Licht zu empfangen, das durch das Organ 8 durchgelassen oder von ihm reflektiert wird. Die Silizium-Photodiode 14 ist mit einem Vorverstärker 16 integriert ausgebildet. Ein Kabel zum Übertragen eines Erfassungssignals, das von dem Vorverstärker 16 verstärkt ist, besteht aus einem flexiblen Abschirmdraht.
Eine Probennahme- und Halte-Schaltung 20 ist so ausgelegt, daß sie das Signal abtastet und hält, das von dem Vorverstärker 16 verstärkt worden ist, und ein Hauptverstärker 22 ist so ausgelegt, daß er das Ausgangssignal von der Probennahmeund Halte-Schaltung 20 verstärkt, wobei ein S-F-Wandler 24 so ausgelegt ist, daß die verstärkte Signalspannung in eine Frequenz umgewandelt wird. Das Ausgangssignal von dem S-F- Wandler 24 wird in die CPU 6 eingegeben und gezählt.
Die CPU 6 steuert die Oszillation der Halbleiterlaser 2-1 bis 2-3 und enthält Daten über die jeweiligen Wellenlängen λ1, λ2 und λ3, um auf der abgelaufenen Zeit basierende Absorptionsänderungen Δ A1, Δ A2 und Δ A3 zu berechnen. Die CPU 6 berechnet dann die Oxyhämoglobin-Fluktuationsvolumina Δ[Hb02] und Gesamthämoglobin-Fluktuationsvolumina Δ [THb] aus den berechneten auf Zeitablauf basierenden Absorptionsänderungen Δ A1, Δ A2 und Δ A3 und Oxyhämoglobin-Absorptionskoeffizienten k1, k2 und k3 und Deoxyhämoglobin-Absorptionskoeffizienten k1', k2' und k3', die zuvor gemessen und eingestellt worden sind, und berechnet weiter Sauerstoff-Sättigungswerte SO2 = Δ [Hb02] / Δ [THb] x 100 (%). Ein Verfahren zum Berechnen solcher Hämoglobinvolumina ist bereits von Tamura vorgeschlagen worden, einem der Erfinder (s. japanisches Patent-Offenlegungsblatt Nr. 2-95262 (1990)).
Δ [HbO2] = { (k2'-k3') ΔA1 - (k1'-k3') ΔA2 + (k1'-k2') ΔA3}/K
Δ [THb] = { (k2'-k3'-k2+k3) ΔA1 + (k1-k3-k1'+k3') ΔA2 + (k1'-k2'-k1+k2) ΔA3}/K
K = (k1-k3) (k2'-k3') - (k2-k3) (k1'-k3')
Die CPU 6 ist mit einer Tastatur 28 zum Betreiben dieses Gerätes und zum Eingeben von Absorptionskoeffizienten, einer Flüssigkristallanzeige 30 zum Anzeigen gemessener Werte und dergleichen, einem Aufzeichnungsgerät 32 zum Ausgeben der Ergebnisse der Messung, einer Alarmvorrichtung 34 für die Information über einen anomalen Zustand und dergleichen durch einen Eingabe/Ausgabe-Teil 26 verbunden. Mit Bezug auf Figur 1 ist der Gerätekörper durch Doppellinien eingeschlossen.
Signale, die von der Silizium-Photodiode 14 erfaßt worden sind, werden von der CPU 6 verarbeitet, so daß die berechneten Hämoglobinvolumina kontinuierlich an das Aufzeichnungsgerät 32, die Flüssigkristallanzeige 30 und dergleichen ausgegeben werden.
Figur 2(A) ist eine Seitenansicht, die einen beispielhaften vorderen Endabschnitt 36 der Lichtdurchlaßsonde 12 zeigt, d.h. eines Abschnittes, der in Kontakt mit dem Organ 8 sein soll, Figur 2(B) ist eine Ansicht davon von unten, und Figur 2(C) ist eine graphische Darstellung, die die Leistungsverteilung des Laserlichtes zeigt, wie es aufgegeben wird.
Ein Prisma ist in den vorderen Endabschnitt 36 der Sonde 12 integriert, so daß das Laserlicht senkrecht zu der Richtung der Achsen der optischen Faser innerhalb der Sonde 12 aufgegeben werden kann. Eine Fensterplatte 40 wird in Kontakt mit dem Organ 8 gebracht, um Laserlicht austreten zu lassen, das durch das Prisma 38 abgelenkt worden ist, und dasselbe auf das Organ 8 aufzugeben. Da das Laserlicht senkrecht durch das Prisma 8 abgelenkt wird, ist es möglich, die Sonde 12 an das Organ 8 zu kleben und sie daran zu befestigen.
Figur 3 zeigt eine beispielhafte Struktur der Lichtempfangssonde 18. Die Silizium-Photodiode 14 ist so ausgelegt, daß sie das Meßlicht aufnimmt, das auf das Organ 8 aufgegeben und in Richtung auf die Lichtempfangsseite durch Streuung und Absorption innerhalb des Organs 8 ausgegeben wird. Der Vorverstärker 16 ist mit der Silizium-Photodiode 14 integriert ausgebildet, um ein Erfassungssignal von der Silizium- Photodiode 14 zu verstärken und dasselbe zu dem Gerätekörper in einem Zustand, der wenig Rauschen enthält, zu übertragen. Das Signal, das von der Silizium-Photodiode 14 erfaßt wird, wird durch den Vorverstärker 16 aus einem Strom in eine Spannung umgewandelt und dann zu dem Gerätekörper über einen dünnen Abschirmdraht mit ungefähr 2 mm im Außendurchmesser übertragen. Es ist auch möglich, die Lichtempfangssonde 18 an das Organ 8 zu kleben und daran zu befestigen, da dieselbe leichtgewichtig und extrem flexibel ist.
Figur 4 zeigt das Aussehen der Ausführungsform. Mit Bezug auf Figur 4 sind der vordere Endabschnitt 36 der Lichtübertragungssonde 12 und die Silizium-Photodiode 14 der Lichtempfangssonde 18, die sich von dem Gerätekörper 46 erstrecken, an ein Organ geklebt und daran befestigt. Die Tastatur 28, die Flüssigkristallanzeige 30, das Aufzeichnungsgerät 32, die Alarmvorrichtung 34 und dergleichen sind an der Vorderfläche des Gerätekörpers 46 angeordnet.
Figur 5(A) ist eine Seitenansicht, die einen vorderen Endabschnitt 36 einer weiteren beispielhaften Lichtdurchlaßsonde zeigt, und Figur 5(B) ist eine graphische Darstellung, die die Leistungsverteilung des Laserlichtes, wie es aufgegeben wird, zeigt.
Mit Bezug auf Figur 5(A) ist ein Abstandsstück 56 eines lichtdurchlässigen Materials in einem Teil des vorderen Endabschnittes 36 vorgesehen, der in Kontakt mit einem Organ sein soll. Aufgrund des Vorsehens eines solchen transparenten Abstandsstückes 56 wird der Fleckdurchmesser des Laserlichtes auf der Hautoberfläche erhöht, um die Energiedichte zu verringern.
Da ein Organ ein starker Streukörper in bezug auf Licht ist, wird die Intensität des Lichtes, das eine Erfassungsseite erreicht, kaum geändert, selbst wenn leicht gestreutes Licht auf das Organ einfällt, während die Sicherheit verbessert wird, da kein Laserlicht hoher Konzentration auf dem Organ gesammelt wird.
Um lediglich den Fleckdurchmesser des Laserlichtes, wie es aufgegeben wird, zu erhöhen, kann der vordere Endabschnitt der Sonde vom belichteten Bereich des Organs getrennt werden, wobei das transparente Abstandsstück 56 in dem abgetrennten Teil angeordnet ist, um in effektiver Weise den auszumessenden Bereich des Organs niederzudrücken. Um beispielsweise einen Kopfbereich auszumessen, wird das transparente Abstandsstück 56 so ausgelegt, daß es das Organ niederdrückt, um den Blutstrom in der Haut, die die Mündung überdeckt, zu verschieben, um somit Information über einen tiefen Abschnitt mit geringerem Einfluß zu erhalten, der von dem Blutstrom im Außenbereich des Gehirns ausgeübt wird. Zu diesem Zweck ist das transparente Abstandsstück 56 bevorzugt mit Elastizität versehen. Aufgrund des Vorsehens eines solchen transparenten Abstandsstückes 56 ist es möglich, physikalisch zu verhindern, daß das Organ irrtümlich Licht hoher Konzentration aus dem vorderen Ende der optischen Fasern nahekommt.
Ein Erfassungssystem, das im allgemeinen bei einem optischen Organ-Meßgerät verwendet wird, ist so ausgelegt, daß es Licht, das durch ein Organ durchgelassen oder von ihm reflektiert wird, durch ein optisches Faserbündel aufnimmt und das Licht zu einem Photomultiplizierer führt. Die Empfindlichkeit eines solchen herkömmlichen Erfassungssystems wird nun verglichen mit der des Erfassungssystems, das einen Feststoff-Detektor gemäß der vorliegenden Erfindung benutzt. Obwohl ein Photomultiplizierer in der Ansprechbarkeit im allgemeinen einer Silizium-Fotodiode überlegen ist, ist es wegen einer großen Elementgröße notwendig, das Licht von einem Organ durch ein optisches Faserbündel aufzunehmen. Andererseits kann die Silizium-Photodiode direkt an einem Organ befestigt werden, da dieselbe eine geringe Größe hat. Um diese Erfassungssysteme miteinander zu vergleichen, was die Empfindlichkeit von optischen Organ-Meßgeräten betrifft, ist es notwendig, Empfindlichkeitspegel der gesamten Erfassungssysteme zu vergleichen, einschließlich optischer Verlustwerte in optischen Faserbündeln.
(a) Die Empfindlichkeit des Erfassungssystems, das eine Silizium-Photodiode verwendet, wird nun angenähert.
Es wird angenommen, daß eine Meßwellenlänge 800 mm ist und die Größe der lichtempfangenen Fläche 10 mm x 10 mm. Die spektrale Empfindlichkeit von 0,55 A/W wird mit einem kommerziell erhältlichen Silizium-Photodiodenelement erhalten.
(b) Die Empfindlichkeit des Erfassungssystems, das einen Photomultiplizierer verwendet, wird nun angenähert.
Es wird angenommen, daß die Meßwellenlänge 800 nm ist, und eine Multialkali-Photoelektrikfläche wird verwendet. Ein kommerziell verfügbarer Photomultiplizierer hat beispielsweise eine Kathoden-Empfindlichkeit von 8,5 mA/W, einen Stromverstärkungsfaktor von 2 x 10&sup4; bei einer aufgegebenen Spannung von 600 V und eine Anodenempfindlichkeit von 170 A/W.
Der Lichtverlust bei jedem optischen Faserbündel wird berechnet. Wenn angenommen wird, daß das optische Faserbündel einen Außendurchmesser von 2 mm und eine Belastungsrate der optischen Faser von 70 % hat, ein Kernverhältnis der optischen Faser 64 % beträgt, eine Wahrscheinlichkeit der Fortpflanzung von durchgelassenem oder reflektiertem Licht, das auf den Kern einfällt, etwa 20 % beträgt, und der Verlust, der durch Reflexion, Transmission und Krümmung an einer Endfläche der optischen Faser verursacht wird, d.h. der Faserverlust, 10 % beträgt, ist die tatsächliche Empfindlichkeit des Erfassungssystems, das den Photomultiplizierer verwendet, wie folgt:
(Detektorempfindlichkeit) x (1 - Faserverlust)
Mit den zuvor genannten numerischen Werten ist die tatsächliche Empfindlichkeit wie folgt:
(Tatsächliche Empfindlichkeit) = 170 x 0,7 x 0,64 x 0,2 x (1- 0,1)
= 13,7 (A/W)
Wenn Licht, das von einem starken Streukörper, so wie einem Organ ausgeht, erfaßt wird, ist eine lichtempfangene Fläche des Detektors proportional zu der erfaßten Menge des Lichts. Während die Silizium-Photodiode die Lichtmenge, die von dem Abschnitt 10 mm x 10 mm empfangen wird, erfassen kann, kann der Photomultiplizierer lediglich Licht erfassen, das von einem Teil mit 2 mm im Durchmesser empfangen wird. Daher ist eine Flächenkorrektur für den Vergleich der Empfindlichkeitspegel erforderlich. Die Empfindlichkeit der Silizium-Photodiode ist virtuell 10²/π x 1² = 31,8 mal der im Vergleich des Fotomultiplizierers. Daher beträgt die korrigierte Empfindlichkeit der Silizium-Photodiode 0,55 x 31,8 = 17, 5 (A/W). Somit ist das Erfassungssystem, das eine Silizium-Photodiode benutzt, in der Empfindlichkeit dem ziemlich überlegen, das einen Photomultiplizierer benutzt.
Obwohl es möglich ist, die Empfindlichkeit des Erfassungssystems, das den Photomultiplizierer benutzt, zu verbessern, indem man die aufgegebene Spannung oder den Durchmesser des lichtempfangenden optischen Faserbündels vergrößert, ist es nicht bevorzugt, die Spannung außerordentlich zu vergrößern, die auf den Photomultiplizierer aufgegeben wird, da das Signal in gewissem Maße bei klinischer Anwendung bei Vorliegen von Störlicht erfaßt wird. Wenn der Durchmesser des optischen Faserbündels vergrößert wird, ist es weiter schwierig, dasselbe an einem Organ zu befestigen, da sein eigenes Gewicht auch vergrößert wird.
Folglich kann es vorteilhaft, einen Feststoff-Detektor, so wie eine Silizium-Photodiode, als einen Detektor für die optische Organmessung zu verwenden, im Hinblick auf Empfindlichkeit ebenso wie auf Befestigung an einem Organ, insbesondere bei der Durchlässigkeitsmessung, im Vergleich zu einem Photomultiplizierer.
Gemäß der zuvor aufgeführten Rechnung ist ein solcher Schluß gezogen worden, daß die Silizium-Photodiode in der Empfindlichkeit um einen Faktor 1,3 vorteilhafter im Vergleich mit dem Photomultiplizierer ist. Zusätzlich ist die Silizium- Photodiode weiter vorteilhaft im Hinblick auf die Kosten bei einem hohen praktischen Wert, da kein kostenträchtiges optisches Faserbündel oder ein Photomultiplizierer verwendet werden. Dies insbesondere trägt zu einem Gerät bei, das mit einer Vielzahl von Detektorabschnitten versehen ist.
Obwohl drei Wellenlängen bei der zuvor genannten Ausführungsform verwendet werden, können als Alternative vier oder mehr Wellenlängen verwendet werden, um die Meßgenauigkeit zu verbessern.
Weiter kann das Gerät nur einen Halbleiterlaser aufweisen, um lebenswichtige Information durch Messen der Absorptionsfähigkeit bei einer spezifischen Wellenlänge zu erhalten.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird eine Lichtquelle durch einen Halbleiter-Laser gebildet, um Laserlicht auf ein Organ durch eine optische Einzelkern-Faser zu übertragen, wobei das Meßlicht, das durch den Organismus übertragen wird, direkt von einem Feststoff-Detektor mit einer großen Fläche ohne optische Faser empfangen wird, so daß es möglich ist, Licht einer spezifischen Wellenlänge zu dem Organ mit hoher Leistung zu leiten, um das Licht, das durch das Organ durchgelassen wird, mit hoher Empfindlichkeit zu erfassen.
Die Sonden, die in Kontakt mit dem Organ sein sollen, können in Größe und Gewicht in einen Bereich verkleinert werden, der in einem klinischen Gebiet anwendbar ist, so daß die Befestigung des Gerätes an dem Organ erleichtert wird.
Die lichtempfangende Seite kann kostenmäßig außerordentlich reduziert werden, aufgrund des Verwendens des Feststoff- Detektors. Selbst wenn eine Vielzahl von Detektoren beispielsweise zum Ausmessen einer Vielzahl von Bereichen verwendet wird, ist es möglich, das Anwachsen der Kosten zu unterdrücken. Die vorliegende Erfindung ist insbesondere wirksam, wenn ein Lichtdurchlaßbereich mit einer Vielzahl von Lichtempfangsbereichen kombiniert wird.

Claims

1. Optisches Organ-Meßgerät zum Aufbringen einer spezifischen Wellenlänge auf ein Organ (8) und Erfassen des Lichtes, das durch das Organ (8) durchgelassen oder von ihm reflektiert wird, um somit lebenswichtige Information zu erhalten, das eine Lichtaufgabeseite mit einem Halbleiterlaser (2-1 bis 2-3), der als eine Lichtquelle dient, und einer Sonde (12) zum Leiten von Laserlicht, das von dem Halbleiterlaser (2-1 bis 2-3) emittiert wird, auf das Organ (8) durch eine Einzelkern-Faser, und eine Lichterfassungsseite mit einem Feststoff-Detektor (14), der mit einem Vorverstärker (16) integriert ausgebildet ist, zum Aufnehmen des Lichtes von dem Organ (8) aufweist, dadurch gekennzeichnet, daß

die Sonde (12) für die Lichtübertragung an ihrem vorderen Endabschnitt mit einem Prisma (38) zum Reflektieren des Laserlichts senkrecht zu der Richtung der optischen Faserachse in der Sonde (12) zum Aufgeben reflektierten Lichtes auf das Organ (8) versehen ist, und

ein Teil eines vorderen Endabschnittes der Sonde (12) für den Lichtdurchlaß, der in Kontakt mit dem Organ (8) sein soll, mit einem Abstandsstück (56) aus einem lichtdurchlässigen Material versehen ist, das eine geeignete Dicke zum Durchlassen des Laserlichtes, das von dem Prisma (38) reflektiert wird, und zum Führen desselben zu dem Organ (8) derart, daß der Fleckdurchmesser des Laserlichts auf der Organfläche vergrößert wird, um die Energiedichte zu verringern, hat.

2. Optisches Organ-Meßgerät nach Anspruch 1, bei dem das Abstandsstück (56) durch einen elastischen Körper gebildet ist.

3. Optisches Organ-Meßgerät nach Anspruch 1, bei dem der Feststoff-Detektor (14) durch eine Silizium-Photodiode gebildet ist.

4. Optisches Organ-Meßgerät nach Anspruch 1, bei dem ein Kabel, das auf der Lichtempfangsseite zum Übertragen eines Signals von dem Vorverstärker (16) zu dem Gerätekörper (46) vorgesehen ist, durch einen dünnen Abschirmdraht mit Flexibilität gebildet ist.

5. Optisches Organ-Meßgerät nach Anspruch 1, bei dem die Lichtquelle durch eine Vielzahl von Halbleiterlasern (2-1 bis 2-3) mit unterschiedlichen Wellenlängen gebildet ist und die Sonde (12) für die Lichtübertragung optische Einzelkern- Fasern entsprechend den jeweiligen Halbleiterlasern enthält, wobei die optischen Fasern in einer Hülle innerhalb der Sonde (12) gebündelt und mit Flexibilität versehen sind.

6. Optisches Organ-Meßgerät nach Anspruch 5, bei dem die Lichtquelle durch drei Typen von Halbleiter-Lasern mit unterschiedlichen Wellenlängen gebildet ist, wobei die Halbleiterlaser (2-1 bis 2-3) in Folge durch eine Treiberschaltung geschaltet werden, so daß sie gemeinsam von dem Feststoff-Detektor (14) erfaßt werden.

7. Optisches Organ-Meßgerät nach Anspruch 6, bei dem die Oszillations-Wellenlänge jedes der Halbleiterlaser (2-1 , 2- 2, 2-3) so eingestellt ist, daß sie wenigstens 700 mm beträgt, und eine auf Zeitablauf basierende Absorptionsänderung auf einem Erfassungssignal des Feststoff-Detektors (14) für jede Wellenlänge berechnet wird, wobei Fluktuation ebenso wie Sauerstoff-Sättigung von Hämoglobin in Blut mit zuvor eingesetzten Absorptionskoeffizienten berechnet werden, so daß das optische Organ-Meßgerät mit einem Sauerstoff-Uberwachungsgerät, das im nahem Infrarot arbeitet, angewendet wird.