用于確定微血管損傷的方法

專利名稱：用于確定微血管損傷的方法
技術領域：
本發明涉及一種針對小動脈和毛細血管的微血管疾病的無創確定方法。
背景技術：
這樣的微血管損傷例如可能由動脈硬化或因糖尿病引起的微血管病變造成。
動脈硬化被認為是一種慢性動脈疾病，其中，脂肪沉積在內膜(血管壁的 最內層)上，隨后管壁發生鉤化，由此管壁失去彈性(硬化)并最終導致血管 直徑縮小(窄化)。根據現在的科學研究，首先脂肪細胞和炎癥細胞沉積在受損 的血管壁上，并且這些細胞由于包括更多的脂肪、鉤鹽和各種細胞會形成所謂 的斑塊，這些斑塊引起血管直徑縮小。血液流量的下降導致對器官的共給不足， 由此導致缺氧。
對于糖尿病患者，微血管病變由山梨醇成分(Sorbithaushalts)的變化引起。 山梨醇濃度升高會引發血管內壁(內膜)肺大，進而導致血管直徑變窄，最終 導致血流量下降。
無論是由動脈硬化還是由糖尿病引起的樣i血管病變都會造成孩t血管疾病， 微血管疾病應當盡早診斷。以下解釋根據現有技術如何進行微血管分析，即分 析從毛細血管到小動脈的狀況。
微血管病可以在顯孩i鏡下以無創或微創的方式等進行檢測，或者通過眼底 的鏡檢進行。此外，也存在顯示微血管病變的變化的間接指示，如經由腎臟的 較低的蛋白流失。
眼底鏡檢-糖尿病型視網膜病變(視網膜微血管的血管病)
在檢查眼底(檢眼鏡檢查法)時，眼科醫生觀察眼球的 表面。在放大鏡 片的幫助下，眼科醫生通過瞳孔觀察眼睛內部。眼睛必須由光源照亮。基本上存在兩種檢查眼底^支術
直接檢眼鏡檢查法眼科醫生使用電手持眼窺器(檢眼鏡)。該眼窺器的 光照入患者眼晴，使得眼科醫生可以看到眼晴內部。此檢查相當易于實現，但 是由于很強的放大，只能呈現眼底的很小一部分。另一方面，可非常準確地評 估視網膜中心的具體情況，例如視神經的出口點、黃斑和中心血管。
間接檢眼鏡檢查法眼科醫生伸開的手臂將放大鏡置于患者眼睛前面。 眼科醫生將持有放大鏡的手支撐于患者額頭上，另一只手持有光源。通過這種 技術，眼底的圖像將被放大大約2.5倍并顛倒。與直接檢眼鏡檢查法相比，優點 在于更大的視野和提高的景深(Tiefenschaerfe)。當然，該間接技術需要醫生更 多的練習。間接檢眼鏡檢查法可以安裝于眼科醫生的核心檢查設備裂隙燈(檢 查顯微鏡)中。這使得檢查人員可是使用兩只眼睛(雙目)檢查并額外提高了 視覺效果。
曱床顯微鏡法-主要由糖尿病引起的肢端微血管病變
特別是在該病變的早期階段，借助于甲床毛細血管顯微鏡法(或者更好的 是視頻型甲床毛細血管顯微鏡法)可以很好地檢查和診斷末梢的微血管病變。 作為唯一的簡單且非損傷的方法，毛細血管顯微鏡法允許直接檢查和評估皮膚 的微循環和毛細血管的看得見的表現。當在檢查中使用視頻技術時，還可以獲 得毛細血管中的動態過程。通過毛細血管顯孩t鏡法，可以在顯孩t鏡下直接對毛 細血管中的血流進行觀察。毛細血管損傷可通過使用熒光色素呈現。這可在身 體表層的任何地方實現，優選是在甲床的褶皺處。通過這些最小血管的看得見 的表現和空間分布，以及根據類似的可觀察的血流，可對微循環功能失常作出 診斷。
尿液中的微白蛋白-糖尿病腎病(腎臟血管的微血管病變) 如果血糖處于較高水平較長時間，身體中的所有蛋白質將強烈糖化。腎臟 中的細小血管的壁同樣由蛋白質構成，這些血管組成用于過濾的精密網絡。如 果糖化的蛋白質置于該血管壁內，則血管壁膨脹，并且網絡會變得更粗糙，從 而降低腎臟的過濾能力。更大的分子可以通過變得粗糙的網絡而進入尿液。白蛋白是在功能受限的情況下通過腎臟進入尿液的主要蛋白質之一，在尿液中可 以檢測出這些蛋白質。現在，已有非常精密的測量方法可以檢測出非常少量的 蛋白質。
活檢(微創)
在活檢中，從身體中取下組織樣本。病理學家在顯微鏡下檢查取下的組織。 但是，所述檢測方法中也包含化學分析。從活檢獲得的發現使得可以對被檢組 織的顯微結構(組織結構)下結論。
經皮氧氣分壓測量
經皮氧氣分壓測量是一種用于確定在皮膚表皮上的氧氣分壓的無創方法， 允許(粗略)估計血液流通情況。為了能夠準確診斷，這種檢查方法通常需要 與另一方法一同使用。
以下將簡述^f艮據現有技術如何實施大血管分析，也就是分析較大動脈的狀況。
借助于血管多普勒法和其它血管學放射線學和容量掃描圖像法，可以評估 較大血管的狀況。但是，這些在大血管病診斷領域中處理，而大血管病診斷并
不明確指示存在孩i血管病。 超聲
借助于超聲進行的血管診斷又分成聲學方法和導像法。通常聲學方法就是 所謂的珍袖多普勒法。在這樣的方法中，利用多普勒效應將血流信息轉換成聲 信號。為此，檢測耦合的聲波的(由血紅細胞散射的)回聲，該回聲已相對于 輸入信號偏移了多普勒頻率。因為血管的變化會導致血流的變化，在對應血管 改變的位置上的聲信號也會改變。像導多普勒法基于與借助于珍袖多普勒^r查 相同的原理，不同的是，所記錄的頻率偏移信號不是轉換為聲信號而是轉換成 可視信號。
但是，借助于超聲檢測，通常只能在較大的動脈(直徑d大于3mm)中檢 測到血管的窄化和硬化。較小的血管幾乎不能通過超聲來呈現，更無法呈現這 些血管的可能的變化。但是，當檢測到較大血管的窄化時，動脈硬化已達到不可逆轉階段。
血管造影法
血管造影法是一種用于血管診斷的方法，其基于血管的X射線診斷表示。 為此，患者將被注射X射線造影劑，該造影劑在X射線畫面中可凸顯血流。通 過這種方法，小血管(直徑小于lmm)也可以呈現，由此可實現動脈硬化的早 期判斷。但是，血管造影法是一種復雜且并非沒有危險的方法。
冠狀血管造影法
冠狀血管造影法是心臟冠狀動脈血管的血管造影法，因而是特殊類型的X 射線檢查，其中，可以看見冠狀動^c。通過心臟導管，冠狀動^c的內腔^l注入 冠狀動脈的X射線造影劑填充。造影劑填充物可借助于X射線輻射而變得可見， 并顯示在膠片上，或者現今通常保存在數字存儲媒介上。所述填充物用于診斷 冠狀動脈的形態學狀況，并用于定位血管窄化的位置以及其類型和范圍。
容量描記法
阻抗容量描記法是以待檢查的組織部分的交流電阻(阻抗)的測量為基礎 的醫學檢查方法的名稱。對于此方法，通過兩個電極將電流輸送至患者的組織 中。由于該電流的原因，在待檢查的組織部分中建立電場，此電場受血管內血 液的動脈脈動的影響而變化。阻抗容量描記法用于確定"永沖波的運行時間并分 析脈沖波的形狀，因為在動脈血管系統中的病理變化會對動脈脈沖波及其波形 產生影響。但是，此方法僅適用于手臂和腿部的大血管，幾乎不能用于較小的 血管(例如手指和肢端)。
光容量描記法通常^皮描述為光度測量法，其中，對:取決于血液脈動的組織 部分的光吸收進行記錄。診斷的可能情況對應于阻抗容量描記法，不同的是， 此方法可在肢端用于檢查小血管。但是，對于動脈硬化的較少的已知階段，對 動脈硬化可能性的診斷確認不顯著，而僅僅對于明顯^f旦不可逆轉的動脈硬化， 診斷更為可靠
發明內容
本發明的目的是實現一種用于可靠確定微血管損傷的無創方法。
根據本發明，此目的是通過權利要求1所述的特征來實現的。
在用于無創確定微血管疾病的方法中，會確定血管中第 一血液成分的容積
脈搏演變(Volumenpulsverlauf)。此外，還會確定血管中不同于第一血液成分的 第二血液成分的容積脈搏演變。所述第二血液成分可以例如是血液中的總血紅 蛋白。接下來，會在第一血液成分的容積脈搏演變和第二血液成分的容積月永4專 演變中檢測可比較的參考點，例如局部最大值。然后，確定第一和第二血液成 分的容積脈搏演變中已檢測到的差別點的時間差。
本發明的方法的前提條件是第二血液成分與紅細胞有關，如血紅蛋白衍生 物。第一血液成分在其物理特征如大小、重量、密度等方面必須要明顯不同于 第二血液成分。第一血液成分優選是水。然而也可以由其他血液成分如血漿中 的脂質、血漿蛋白等形成。
本發明的方法的基礎在于微血管疾病會導致血管流通能力發生變化。特別 是會出現毛細血管中紅細胞流通能力下降。原因在于，紅細胞大于毛細血管的 實際直徑。只有借助于血管和紅細胞的良好彈性以及血流通道的未被縮小的橫 截面，才可保證紅細胞正常運動，從而運送足夠的氧氣。毛細血管中的氣體交 換通過紅細胞與血管壁之間的緊密接觸和盡可能大的表面接觸實現。在毛細血 管中對于紅細胞的流通能力的改變會導致例如血液中的血紅蛋白容積脈搏和水 容積脈搏之間的時間差。由于大量的更小的水分子能過;[艮快的通過狹窄的位置， 或者說它們的速度與血管壁的彈性無關，從而導致該時間差會一直傳播到動脈。 通過檢測到的在第一血液成分和第二血液成分(如紅細胞)的容積脈搏演變上 的時間差，可以得出關于血管狀況的信息。例如，如果第一血液成分的容積脈 搏與第二血液成分的容積脈搏之間的時間差的量大于特定閥值，則可診斷為微 血管疾病。合適的閥值可4艮據各癥狀方面來確定。
如果存在微血管疾病，則除了水容積脈搏和第二血液成分的容積脈搏之間 的時間差之外，通常會出現容積脈搏演變的形狀的變化。因此，通過檢測到的 第 一血液成分的容積脈搏演變的形狀與第二血液成分的容積脈搏演變的形狀，同樣可以得出血管狀況的信息。
通過測量第 一血液成分的流速演變以及第二血液成分的流速演變，可以獲 得更多的信息。優選是使用激光多普勒法測量流速。
到目前為止所描述的方法步驟的背景是，不同的血液成分由于微血管病變 的原因會以不同的狀況以及分別以不同的速度通過毛細血管系統。在心臟收縮 周期內，這會導致在毛細血管前各血液成分相對于彼此的濃度和速度出現短期 變化。這些變化會向后持續到小動脈。其后果是，各血液成分的容量和/或流脈 沖(其優選是同時記錄)會相互偏離。流脈沖理解為血液成分的流速。各血液 成分之間的偏離可以是在流速演變(流脈沖演變)和/或容積脈搏演變方面的特 征結構不同以及時間偏移。容積脈搏優選是使用容量描記法記錄，而流脈沖優 選是借助于激光多普勒法記錄。
血液和血液成分的流動主要由心室收縮(也就是通過"擠壓，，)引起。假設在 理想情況下沒有血管阻力，只存在一個流脈沖。由于容量突然增加以及由于實 際的血管阻力，在心臟收縮后，左心室流出管道(主動脈)會首先擴張。 一方 面，主動脈的功能是將血液分配到身體的各部分，另外，由于主動脈具有彈性， 主動脈會在其入口區域將脈沖血流轉換成均衡的血流。此效果稱為為彈性功能
(Windkesselfimktion )。因此，心室和彈性功能(Windkesselfunktion)都對于血 流或流脈沖起決定作用。例如，通過激光多普勒流測量，可確定流脈沖曲線， 從該曲線中可得出血管中紅細胞和其他血液成分的實際流速，即這些微粒以多 快的速度前進。
除血流(流脈沖)外還存在壓力或容積脈搏，壓力或容積脈搏可以以脈沖 波的形式被記錄下來。受實際血管阻力的影響，即血液在心室收縮后不能以無 阻礙的方式流動，所以引起血管的局部擴張，該擴張以脈沖波的形式從主動脈 傳播到身體各部分。與之相關的是局部局部壓力和容量增加，此增加可由光或 阻抗光容量描記法測量。在心室收縮后立刻產生脈沖波，脈沖波遠快于血流(平 均血流流速為大約5-20cm/s,平均力永沖波速度為大約600-1000cm/s )。
因此，流速和脈沖波速度是兩個不同的、相互疊加的現象，其可4皮相互獨立的纟企測和估計。流速通常表示為時間函數V(t)，然而有時也可^皮稱為流"永沖
(Flusspuls ) i(t)。
第 一血液成分和第二血液成分的容積脈搏演變的測量優選由以下方法實 現。首先從輻射源發出具有兩個不同波長的至少兩個測量輻射，測量輻射可以 連續發射，但是優選是順序發射。每個波長的測量輻射中由需要4全查的身體部 分(如人的手指)反射和穿透的部分被一個或多個光接收器(如光電二極管) 接收。在該過程中，水和其他血液成分的取決于波長的吸收能力影響光強度。 檢測并存儲兩個波長的測量輻射的脈動的演變。優選地，在多個脈動周期上求 平均。
本發明涉及的步驟，例如根據使用的兩個波長的強度演變確定第一血液成 分和其他血液成分的容積脈搏演變，還有確定在容積脈搏演變中的可比較的參 考點，以及確定所確定參考點的時間差，將與患者身體的身體數據的檢測獨立 地進行。例如，可以對患者身體進行用于檢測兩個波長處的吸收值的測量，且 這些吸收值被存儲以進行后續處理。現在，借助于發明性的上述步驟，這些被 存儲的吸收值可在另 一地點或另 一時間-波繼續處理。所確定的值的處理可例如 由與患者身體沒有聯系的計算設備(如計算機)來處理。因此，本發明方法的 主要步驟的執行可以與患者在場與否無關。
例如，用于執行本發明方法的合適的裝置已在由申請人提交的專利申請 "Vorrichtung zum Ermitteln von Konzentrationen von Blutbestandteilen (用于確定 血液成分濃度的裝置)，，中做過描述。也可以使用其他用于確定不同血液成分的容 積脈搏演變的合適裝置。
特別優選的是，所述至少兩個使用的波長包括基本上只被第二血液成分吸 收且不被第一血液成分吸收的第一波長。這可以例如是在大約500nm至600nm 范圍內的波長。具有此波長的輻射基本上只被血液中的血紅蛋白吸收，而不會 被第一血液成分所吸收。而且，優選是使用的第二波長基本上只被水吸收而不 會被第二血液成分吸收。這可以例如是在大約11 OOnm至1300nm范圍內的波長。 該波長基本上只被第一血液成分吸收而不會被血紅蛋白吸收。通過使用這些合適的波長，可簡單地確定第 一血液成分的容積脈搏演變和第二血液成分的容積 脈搏演變。在此，各血液成分的容積脈搏演變與所發射的每一波長的輻射的所
測強度演變對應。
在以下內容中將筒述用于確定流速的激光多普勒法。
在激光多普勒類型的流測量中，激光被射入組織中。該激光中的至少一部 分會入射到移動的血紅蛋白，則由于光學多普勒效應，激光的頻率發生偏移。 從所述組織散射回來的波列在傳感器的光探測器上發生干擾。基于產生的光電 流，能夠確定多普勒頻率并由此確定血液流速的度量。
另外，基于由激光多普勒法測得的流速的演變，可以與容積脈搏曲線的形 狀分析類似地進行所確定的曲線的形狀分析。
利用特定的參考，關于幅度演變、最大值和最小值、上升等，考查所測得 的容積脈搏曲線的形狀。另外，可以在波長的各個周期之間考查容積脈搏曲線 的形狀的變化性。同樣，也可以在周期內考查第一血液成分的脈沖曲線與第二 血液成分的脈沖曲線之間的輪廓差別。以最后所述的兩步為基礎，同樣可以考 查總的變化性。在考查兩個容積脈搏曲線之間的時間差的過程中，在除了最大 值之外還可以使用局部最小值。
在以下內容中根據附圖闡述發明的優選實施例。


附圖中所示
圖1為水和血紅蛋白的容積脈搏演變的圖形表示。
圖2為用于確定不同血液成分的容積脈搏演變的合適裝置的示意性表示。
圖3表示水和血紅蛋白部分的吸收系數。
圖4為動脈系統中流脈沖曲線的圖形表示，且
圖5為根據脈沖曲線形狀確定的參數的圖形表示
具體實施方式
通過發射波長大約為1200nm的測量輻射確定血管系統中的水的容積脈搏 演變。對于該波長，檢測要檢查的身體部位(如人的手指)隨時間對所述波長 的吸收。因為該波長基本上只被血液中的水吸收，但基本上不會被血紅蛋白所 吸收，所以水的容積脈搏演變可直接從所確定的吸收演變得出。相應地，總血 紅蛋白的容積月永4f演變通過大約為500-600nm的波長確定，因為此波長只由血 紅蛋白吸收，而血液中的水對該波長的吸收可被忽略。
為了能夠使這兩個容積脈搏演變能夠相互比較，優選是確定可比較的參考 點，這種情況下為局部最大值、在水的相應強度曲線的有效點以及在血紅蛋白 部分的強度曲線中的有效點之間的時間差以及幅度關系。接下來，確定在水和 血紅蛋白部分的強度演變中所確定的局部最大值的時間差厶t,或計算時間差的 比以及幅度差的比。
如在圖1中所示，水的容積脈搏演變比血紅蛋白部分的容積脈搏演變超前 At。這意味著血液中的血紅蛋白部分由于血管的特定變化而被延遲。由延遲的 程度(At的量)可得出血管的狀態信息。特別地，這樣可以以無創、快速、簡 單的方式診斷孩i血管疾病。
用于比較不同波長的強度曲線的另一個參數例如是各強度曲線內的時間差 的比。因此，在脈沖周期內強度曲線的兩個最大值(由二波脈(Dikrotie)引起) 的時間間隔Dl或D2以及由此得出的時間比Dl/D2有重要含義。
另外，幅度比可以相互比較。為此，適合將兩個不同波長的脈動幅度A1和 A2相互校準，也就是各自設置為100%。然后，由二波脈引起的相對幅度差AD1 與Ao2可以相對于脈沖波的第二主最大值而被設置成與最大幅度Al和A2有關， 并且這些比AD1/A1和AD2/A2可以相互比較。
另外，各血液成分的容積脈搏演變可分成各個周期(ai， bp Cl...; a2，b2， c2...)，在此，對血液成分的容積脈搏演變的各個周期(aP bP c卜.)關于它們 的變化性進行考查。由容積脈搏演變的兩個周期之間的差可得出關于血管狀態 的其它信息。從水(aj的容積脈搏演變的形狀與同一周期的血紅蛋白部分(a2) 的容積脈搏演變的形狀之間的不同可以得出更多發現。此外，將最后兩個所述比較步驟結合可用于獲取更多進一步的結果。
為了關于時間差、形狀以及幅度比來比較兩個波長的不同強度曲線，通常 不要求知道絕對強度比，因為重要的僅僅是這些參數與最大脈動強度變化的相 對變化。
在又一步驟中，例如通過激光多普勒法確定水和血紅蛋白部分的流速，使 得可以由所確定的流速得出其他信息，其中，激光多普勒法對于不同的血液成 分同樣反應靈壽文。
圖4中示出動脈系統中的流脈沖，其中，在動^^系統的入口處還處于^^動
的流呈現出隨著距主動脈瓣的距離的增大(在圖4中向右)而一直更加連續的
特性。在毛細血管中，流脈沖幾乎完全被抑制。
圖2示例性示出適于確定不同血液成分的容積脈搏演變的合適的裝置。該 裝置包括輻射源12以及光電二極管形式的第一反射輻射接收器18,輻射源12 和第一反射輻射接收器18^^皮容納在第一容納單元28中。與第一容納單元28相 對放置的是第二容納單元30 ，光電二極管形式的第二輻射接收器22被容納在第 二容納單元30中。在第一容納單元28和第二容納單元30之間，形成接收空間 38,該接收空間38適于容納要檢查的身體部分16，如人的手指。通過輻射源 12,優先順序地發射波長大約為500-600nm和1100-1300nm的測量輻射14。測 量輻射14的一部分20 ^^朝向反射光電二極管18反射，而測量輻射14的又一 部分24朝向透射光電二極管22傳送。如果較長波長的測量輻射通過透射被捕 獲且較短波長的測量輻射通過反射被捕獲，則是有利的。
不同血液成分對所4吏用波長的吸收以及對所接收強度的吸收方面的不同基 于朗伯-比爾定律(Lambert-BerrschenGesetz)。透射強度根據下列公式計算<formula>formula see original document page 14</formula>
其中
E為消光比 I為出射/透射強度Io為入射強度
S為摩爾消光系數 C為濃度
d為層厚
朗伯-比爾定律描述了輻射強度在穿過吸收物質時隨物質的濃度如何變化。 這樣，根據透射光部分與入射光部分之間的比得出消光比。在當前情況下，層
厚d的直徑由于血液脈動的原因會出現微小的變化，從而會引起小的強度調制， 該強度調制幾乎線性對應于層厚變化。依賴關系的線性是直接由朗伯-比爾定律 的連續發展(Reihenentwicklung)引起的，在此，連續發展的線性部分已經以足 夠的精度描述了吸收和層厚d之間的相互關系。另一方面，層厚的變化對應于 容積脈搏演變。此外，特別是在評估所記錄的強度演變的有效點的時間差的過 程中，根本不要求距離d與強度I之間呈線性關系。
用于執行本發明方法的合適的裝置在申請人提交的專利申請"Vomchtung zum Ermitteln von Konzentrationen von Blutbestandteilen (用于確定血液成分濃度 的裝置)"中做過特別描述。只要存在用于確定不同血液成分的容積脈搏演變的其 它合適的裝置，這些裝置同樣可以使用。本發明因此也涉及用于確定不同血液 成分的容積脈搏演變以檢測孩支血管疾病的裝置。
所確定的關于測量輻射14的兩個所使用的波的吸收值被存儲，緊接著重新 順序地發射測量輻射14的兩個波長。每次測量輻射14重復發射時，會關于每 一個波長存儲檢測到的吸收值，于是，所存儲的吸收值會與關于測量輻射14的 每一所用波長的吸收的時間進程的表示結合。通過這些吸收進程可確定水以及 總血紅蛋白的容積脈搏演變。
圖5中示出能夠從脈沖曲線提取的可能的參數。這些參數可以是來自容積 脈搏曲線的參數，以及來自流速演變曲線的參數。基于這些有效的參數，如上 所述，可以獲取血管狀況的信息。
權利要求
1、一種用于確定微血管疾病的方法，包括步驟a)確定血管系統中第一血液成分的容積脈搏演變，b)確定血管系統不同于所述第一血液成分的第二血液成分的容積脈搏演變，c)確定所述第一血液成分的容積脈搏演變中和所述第二血液成分的容積脈搏演變中的可比較的參考點，d)確定所述第一血液成分和第二血液成分的容積脈搏演變中所確定的參考點的時間差(Δt)和/或確定在所述第一血液成分的容積脈搏演變中和所述第二血液成分的容積脈搏演變中參考點之間的幅度或時間差，接著計算在所述第一血液成分和所述第二血液成分的容積脈搏演變之間的所確定的幅度或時間差的比。
2、 根據權利要求1所述的方法，其特征在于，根據步驟a)和b)確定所述第 一血液成分和所述第二血液成分的容積脈搏演變包括步驟 通過輻射源(12)發射具有兩個不同波長的至少兩個測量輻射， 通過一個或多個光接收器(18; 22)接收從要檢查的身體部分(16)發 出的不同波長的測量輻射， 確定由血液脈動引起的接收強度的脈動部分以及所得到的脈動吸收變 化， 執行上述方法步驟一次或多次，針對每一個重復循環，存儲關于測量輻射(14)的每個波長的相應脈動強度演變， 將存儲的脈動強度演變與關于所述測量輻射(14)的每一所用波長的強度的時間演變的表示結合， 基于所述測量輻射(14)的不同波長的^r測到的強度演變，確定所述第一血液成分和所述第二血液成分的容積脈搏演變。
3、 根據權利要求2所述的方法，其特征在于，所述測量輻射(14)優選是連續發射并且由至少兩個光接收器(18; 22)接收這些測量輻射，在此，由所述光 接收器(18; 22)通過結構性設計或通過附著的過濾器可檢測所用波長中的相 應波長。
4、 才艮據權利要求2所述的方法，其特征在于，所述兩個測量輻射(14)以定時 的方式發射，并且所述一個或多個光接收器(18; 22)以該定時體制被激活， 使得關于所述兩個波長中的每一個波長能夠確定準連續的強度曲線。
5、 根據權利要求2-4中任意一項所述的方法，配置一個或多個光接收器(18; 22),用于檢測反射的(20)測量輻射(14)或者透射的(24)測量輻射(14)， 或者檢測由待檢查的身體部分(16)發出的所述測量輻射(14)的兩個部分。
6、 根據權利要求2-5中任意一項所述的方法，其特征在于，所述至少兩個所使 用的波長為第一波長和第二波長，所述第一波長基本上僅被所述第二血液成分 吸收而不被所述第一血液成分吸收，所述第二波長基本上僅被所述第一血液成 分吸收而不被所述第二血液成分吸收。
7、 根據權利要求1-6中任意一項所述的方法，其特征在于，在所述第一血液成 分和所述第二血液成分的容積脈搏演變中的所述可比較的參考點為局部最大值 或最小值。
8、 根據權利要求1-7中任意一項所述的方法，其特征在于，所述第二血液成分 為血液中的總血紅蛋白。
9、 根據權利要求1-8中任意一項所述的方法，其特征在于，所述第一血液成分 為血液中的水。
10、 根據權利要求1-9中任意一項所述的方法，其特征在于，由所述時間差(At) 的值或者由所述第 一和第二血液成分的容積脈搏演變之間的幅度和時間差的比 得出有關血管狀況的信息。
11、 根據權利要求IO所述的方法，其中，如果所述時間差(At)的值超出閥值， 則檢測為微血管疾病。
12、 根據權利要求1-11中任意一項所述的方法，其特征在于還包括步驟 測量所述第 一血液成分的流速以及第二血液成分的流速。
13、 根據權利要求12所述的方法，其中，由所述第一血液成分的測得的流速以 及所述第二血液成分的測得的流速得出有關血管狀況的信息。
14、 根據權利要求1-13中任意一項所述的方法，其特征在于，由所述第一血液成分的所確定的容積脈搏演變的形狀和所述第二血液成分的容積脈搏演變的形 狀得出有關血管狀況的信息。
15、 根據權利要求1-14中任意一項所述的方法，其特征在于，由所述第一血液 成分的流速演變的形狀和所述第二血液成分的流速演變的形狀得出有關血管狀 況的信息。
16、 根據權利要求12所述的方法，其特征在于，確定所述第一血液成分的流速 和所述第二血液成分的流速是由激光多普勒法執行的。
17、 根據權利要求1-16中任意一項所述的方法，其特征在于，確定所述第一血 液成分的容積脈搏演變優選是僅由透射測量執行的，并且確定所述第二血液成 分的容積脈搏演變優選是由反射測量執行的，其中，由相對于關于第二血液成分的輻射具有更大波長的輻射確定所述第一血液成分的容積脈搏演變。
全文摘要
本發明涉及一種針對微血管疾病的無創確定方法。首先確定血管中第一血液成分的容積脈搏演變和血管中不同于第一血液成分的第二血液成分的容積脈搏演變，然后確定在第一血液成分的容積脈搏演變和第二血液成分中的容積脈搏演變中的可比較的參考點，最后確定第一血液成分和第二血液成分中的容積脈搏演變中所確定的參考點的時間差(Δt)。
文檔編號A61B5/026GK101641045SQ200880009515
公開日2010年2月3日 申請日期2008年3月20日 優先權日2007年3月23日
發明者托馬斯·西普納, 米歇爾·阿爾特 申請人:安維爾蒂斯股份有限公司