DE2304046A1

DE2304046A1 - Verfahren und vorrichtung zum bestimmen des sauerstoffgehaltes im blut

Info

Publication number: DE2304046A1
Application number: DE2304046A
Authority: DE
Inventors: Donn D Lobdell; Robert F Shaw; David P Sidlauskas
Original assignee: Oximetrix Inc
Current assignee: Oximetrix Inc
Priority date: 1972-02-01
Filing date: 1973-01-27
Publication date: 1973-08-09
Also published as: CA971768A; DE2365342A1; DE2304046B2; AU463065B2; CH593067A5; NL7301460A; GB1419701A; US3847483A; FR2173981A1; GB1419702A; AU5142773A; CH563019A5; FR2173981B1

Description

PATENTANWALT D-703 Böblingen

DIPL-ING. KNUD SCHULTE cerok^e

Telefon ω TO 3D 28973

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Patentanwalt K. Schulte. D-703 BÖWingen. Gerokweg β

350 Parnassus Heights, San Francisco, California 94 117, USA

Verfahren und Vorrichtung zum Bestimmen des Sauerstof fgehaltes im Blut

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Bestimmen der SauerstoffSättigung durch abwechselnde Bestrahlung des untersuchten Blutes mit elektromagnetischer Strahlung mit ersten und zweiten unterschiedlichen Wellenlängen, wobei die Strahlung mit den ersten und zweiten Wellenlängen nach dem Durchgang durch das Blut erfaßt wird.

Die herkömmlichen Vorrichtungen zur Sauerstoffbestimmung arbeiteten gewöhnlich mit zwei Wellenlängen, von-denen eine eine sogenannte "isosbestische" Wellenlänge war, d.h. daß bei dieser Wellenlänge das optische Reflexionsvermögen für Oxyhämoglobin und reduziertes Hämoglobin im wesentlichen gleich ist.

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Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine Vorrichtung der eingangs genannten Art derart auszugestalten, daß die Wellenlängen der verwendeten Strahlung nicht mehr isosbestisch sein müssen. Auch sollen Änderungen der physiologischen Parameter des gemessenen Blutes, beispielsweise die Strömungsgeschwindigkeit, der pH Gehalt, die Hämatocrit- und Hämoglobinkonzentration, die Genauigkeit bei der Bestimmung der Sauerstoffsättigung nicht beeinträchtigen.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß bei einem Verfahren der eingangs genannten Art dadurch gelöst, daß erste und zweite elektrische Signale erzeugt werden, die für die Strahlungsintensitäten signifikant sind, die von dem untersuchten Blut bei den entsprechenden Wellenlängen aufgenommen worden sind, die ersten und zweiten elektrischen Signale und ein erstes Referenzsignal durch einen ersten Satz von Abschwächungskonstanten geändert und zu einem ersten elektrischen Ausgangsignal kombiniert werden, die ersten und zweiten elektrischen Signale und ein zweites Referenzsignal durch einen zweiten Satz von Abschwächungskonstanten geändert und zu einem zweiten elektrischen Ausgangsignal kombiniert werden und eine erste Ausgangsanzeige der Sauerstoffsättigung des untersuchten Blutes aus dem Verhältnis der ersten und zweiten elektrischen Ausgangsignale bestimmt wird. Es handelt sich um eine spektralphotometrische Vorrichtung, mit welcher die Sauerstoffsättigung des Blutes in einem Blutgefäß oder einem anderen das Blut aufnehmenden Behältnis genau gemessen wird.

Bei dem dargestellten Ausführungsbeispiel der Erfindung sind Strahlungsquellen und Detektoren am körpernahen Ende

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eines Katheters angeordnet, der optische Faserlichtleiter enthält. Zwischen den Lichtquellen und dem Katheter sind Einrichtungen zur optischen Zusammenfassung und Integration vorgesehen, welche die Verwendung eines einzigen optischen Sendelichtleiters und eines einzigen optischen Aufnahmelichtleiters gestatten. Dieser kann aus einer einzigen Paser oder einem Faserbündel bestehen. Der Lichtleiter kann einen Durchmesser von 0,25 mm oder weniger aufweisen und zusammen mit stationären Schmalbandlichtquellen, beispielsweise Licht emittierende Dioden verwendet werden. Die Verwendung von nur zwei optischen Fasern als Lichtleiter gemäß der Erfindung ergibt im Gegensatz zu den hunderten von Fasern, die bisher üblicherweise verwendet wurden, eine Gleichförmigkeit in der optischen Geometrie der Messung zwischen den öffnungen der sendenden und der empfangenden Lichtleiter am distalen Ende des Katheters, so daß nicht mehr jeder Katheter kalibriert werden muß.

Der Katheter nach der Erfindung hat zwei Kammern. Eine dieser Kammern ist zum Blutstrom hin am distalen Ende geöffnet und-.hat einen geeigneten Anschluß am körpernahen Ende, so daß er zur Blutuntersuchung, zur direkten Blutdruckmessung und/oder zur Injektion von Flüssigkeiten und Drogen verwendet werden kann. Die andere Kammer enthält die optischen Faserlichtleiter und ist am distalen Ende um die Fasern herum abgeschlossen. Daher befinden sich die optischen Fasern nicht im Kontakt mit dem Blut oder einer anderen Flüssigkeit, mit Ausnahme der distalen Oberfläche, wodurch die Wasserabsorbtion des Kunststoffmateriales herabgesetzt wird, aus welchem die Lichtleiter vorzugsweise hergestellt sind. Die Lichtleiter sind in einem lichtundurchlässigen Material enthalten, um den Durchgang von Licht in die Lichtleiter und aus diesen heraus zu vermeiden, was zu unerwünschten optischen Kopplungen zwischen

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den übertragenden und den aufnehmenden Fasern führen wurde. Xn dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist das lichtundurchlässige Material, in dem die Pasern enthalten sind, ein relativ inertes Metall, beispielsweise Titan oder Rhodium, das kein Wasser aufnimmt. Dieses schützt die optischen Fasern gegenüber der Absorbtion von Wasser, wodurch Änderungen de» optischen TransmissionsVermögens hervorgerufen würden, die allmählich zu "drift*-Erscheinungen bei der Messung führen würden. Einer oder mehrere Drähte sind, ebenfalls in der Kammer untergebracht, welche die optischen Fasern enthält, um eine Spannungsentlastung vorzusehen, die Änderungen der optischen übertragungscharakteristik der Faser infolge von mechanischen Spannungen verhindert. Die rohrförmige Kammer, welche die optischen Lichtleiter aufnimmt, kann nahe ihrer distalen Spitze ein seitliches Loch aufweisen, das in Verbindung steht mit dem Innenraum eines aufblasbaren Ballons, der die distale Katheterwand umgibt. Ein körpernaher Anschluß an diese Kammer des Katheters und ein Durchgangsraum in der Kammer gestatten, daß der Ballon aufgeblasen wird, wenn die Katheterspitze in eine Position in einer großen Vene vorwärtsbewegt wird. Dadurch kann die Katheterspitze durch den normalen venösen Blutstrom durch ausgewählte Venen und durch die Kammern des Herzens zu einer "zentralvenösen" Position in der Lungenarterie genommen werden, ohne daß eine Durchleuchtung erforderlich wäre, und bei nur minimaler Belästigung des Patienten. Die bevorzugte Ausführungsform der Erfindung, bei welcher lediglich zwei optische Faserlichtleiter verwendet werden, gestattet eine Herabsetzung der Größe des Katheters auf einen hinreichend kleinen Durchmesser, so daß er in ein peripheres Blutge-

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faß durch einen Nadelstich eingesetzt werden kann, welcher in Sekunden ausgeführt werden kann, so daß man die chirurgische Operation vermeidet, die typischerweise mehrere Minuten erfordert.

Das entlang der einzigen optischen Übertragungsfaser mit beiden Wellenlängen übertragene Licht wird von dem an der Katheterspitze fließenden Blut diffus zurückgeworfen. Ein Teil des zurückgeworfenen Lichtes tritt in die öffnung der aufnehmenden optischen Faser ein und wird durch die Faser zu einem Detektor zurückgeführt, der am körpernahen Ende des Katheters angeordnet ist. Der Detektor spricht an, und jede der Lichtwellenlängen wird dann erfindungsgemäß kombiniert, um eine Messung der SauerstoffSättigung im Blut zu ergeben, die wesentlich genauer ist als die bisher möglichen Messungen. Die Art der Signalverarbeitung der Lichtintensitätssignale nach der Erfindung verhindert, daß die Genauigkeit bei der Messung der Sauerstoffsättigung beeinträchtigt wird durch Änderungen in der Strömungsgeschwindigkeit des Blutes, dessen Hämatocrit- oder Hämoglobingehaltes und dergleichen.

Das herkömmliche Verfahren zum Messen der Sauerstoffsättigung erfordert, daß eine der verwendeten Wellenlängen eine isosbestische Wellenlänge sein muß, wie schon angegeben wurde. Demgegenüber wird erfindungsgemäß die Messung des Sauerstoffgehaltes gemäß folgender Formel durchgeführt:

Arf + Al x Iq, + A2 χ I,₂j

O. S. (1)

±B2£,I_{2)

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Dabei bedeuten:

O. S.: SauerstoffSättigung

Αφ, Al, A2, B0, Bl, B2: Eich-Koeffizienten

I_m ¹Zo^* rückgestreute bzw. rückgeworfene ixj, i-dj Lichtitensitäten bei beiden Wellenlängen, von denen keine isosbestisch zu sein braucht.

Es ergibt sich, daß Gleichung (1) zusätzliche Eichkoeffizienten A0, Bjzi, A2 und B2 und einen zusätzlichen zweiten intensitätsabhängigen Ausdruck Bl χ I/ι* im Henner enthält.

Im folgenden wird ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung anhand der Zeichnungen erläutert; es stellen dar:

» 1 schematisch einen Teil der Kathetermeßeinrichtung nach der Erfindung?

Fig. 2 schematisch einen Teil der Anzeigeschaltung der Vorrichtung nach der Erfindung?

Fig. 3 schematisch die Schaltung zur Berechnung des Unterschiedes der arteriell/venösen Sauerstoffkonzentration nach der Erfindung?

Fig. 4 eine Schnittansicht des Katheters nach der Erfindung?

Fig. 5 eine perspektivische Ansicht des Katheteranschlusses der Fig. 1?

Fig. 6 ein Diagramm, das den Meßfehler der Blutsauerstoffsättigung bei einer Sättigung von 100% und

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bei einer solchen - von 0% darstellt, die durch eine Änderung des pH Wertes bei herkömmlichen Messungen zu beobachten war;

Fig. 7 ein Diagramm, aus dem hervorgeht, daß durch eine Veränderung des pH Wertes bei der Messung der

Sauerstoffkonzentration im Blut zwischen einer Sättigung von 100% und einer solchen von 0% nunmehr kein Fehler mehr auftritt; und

Fig. 8 ein Diagramm, aus dem die hohe Genauigkeit der Messung der Sauerstoffkonzentration nach der Erfindung auch bei großen Änderungen des Hämatocrit-Gehaltes und der Strömungsgeschwindigkeit des Blutes an der Katheterspitze hervorgeht.

In Fig. 1 ist schematisch eine Vorrichtung mit Strahlungsquellen, optischen Einrichtungen zum Fokussieren und Integrieren, ein Katheter, ein Detektor und eine Signalverarbeitungseinheit nach einer Ausführungsform der Erfindung dargestellt. Die Strahlungsquelle weist zwei Licht emittierende Dioden 11 und 12 auf, die abwechselnd Strahlung an zwei Zweige 13 und 14 eines gabelförmigen optischen Faserleiters abgeben. Die licht-emittierenden Dioden 11 und 12 werden abwechselnd typischerweise während etwa 25% der Betriebsdauer, und zwar ohne zeitliche Überlappung, durch einen Impulsgenerator 15 erregt. Es folgt also jeder Erregungsperiode eine Zeitdauer von 25% des Betriebszyklus, in welcher Zeit keine der lichtemittierenden Dioden 11 oder 12 erregt ist.

Die licht-emittierenden Dioden Il und 12 emittieren Strahlung

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bei Wellenlänge Xl und /[2. Diese Strahlung wird durch optische Faserleiter 13 und 14 gesammelt, die eine oder mehrere Fasern enthalten können. Die optischen Faserleiter 13 und 14 sind räumlich zusammengefaßt, um eine optische Anschlußstelle 5 zu bilden, die einen Bereich mit einem minimalen Durchmesser hat, der gleich den ge·^ samten Durchmesserflächen der Leiter 13 und 14 ist. Das bedeutet bei kreisförmigem Querschnitt der Lichtleiter 13 und 14 und einem Durchmesser d, daß der Durchmesser der Anschlußstelle 5 d λ£Γ~ ist.

Die Strahlung der licht-emittierenden Dioden 11 und 12 an der Anschlußstelle 5 kann bezüglich der Wellenlänge räumlich sehr konzentriert sein, so daß derjenige Bereich, welcher Licht mit einer Wellenlänge /Vl emittiert, nicht auch Licht mit der Wellenlänge Λ 2 emittieren. Der optische Integrator 6 grenzt unmittelbar an die Anschlußstelle 5 an und ist eine einzige Lichtleiterfaser mit einem Durchmesser, der wenigstens gleich demjenigen der Anschlußstelle 5 ist. Sein Verhältnis Länge zu Durchmesser ist wenigstens dreißig, um sicher—zu—stellen, daß die räumlich getrennte Strahlung an der Anschlußstelle 5 gleichförmig über die Ausgangsöffnung 6A verteilt wird. Eine einzige ubertragungsfaser oder ein Bündel von Übertragungsfasern wird an der öffnung 6A angeordnet und nimmt gleichförmige Strahlungsbeträge bei jeder der beiden Wellenlängen auf. Diese Beträge werden nur in unbedeutender Weise durch kleine transversale Fehlausrichtungen geändert, welche zwischen dem optischen Integrator 6 und der ubertragungsfaser 9 vorkommen könnten. Wenn demgegenüber eine Ubertragungsfaser an der Anschlußstelle 5 angeschlossen wäre, würden kleine transversale Fehlaus-

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richtungen zu beträchtlichen Änderungen der bei jeder der Wellenlängen aufgenommenen Strahlungsbeträge führen. Es wird nunmehr eine räumlich zusammenhängende, homogene Strahlung an der öffnung 6A von den beiden räumlich getrennten licht-emittierenden Dioden 11 und 12 abgegeben, ohne daß mechanisch betätigte optische Elemente erforderlich wären. Es ist daher nur eine Paser 9 des Katheters 8 erforderlich, um Strahlung mit zwei Wellenlängen zu übertragen, während nach dem Stande der Technik entweder eine mechanische Bewegung oder die Verwendung von zwei Übertragungszweigen des Katheters erforderlich war, um dem Blut die Strahlung bei zwei Wellenlängen zuzuführen.

Der übertragungslichtleiter 9 des Katheters ist nahe der Ausgangsöffnung 6A des optischen Integrators 6 angeordnet. Der Durchmesser des Lichtleiters 9 kann kleiner als der Durchmesser der Ausgangsöffnung 6A sein, so daß kleine transversale Änderungen in der Ausrichtung des Lichtleiters 9 und der Ausgangsöffnung 6A nicht zu merklichen Änderungen der im Lichtleiter 9 bei der einen oder anderen Wellenlänge übertragenen Strahlungsmenge führen.

Der Lichtleiter 9 und der aufnehmende Lichtleiter 10 bestehen in dem bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung jeweils nur aus einer einzigen optischen Faser. Dies vereinfacht den Aufbau des Katheters wesentlich, so daß dieser preisgünstig und , allgemein verwendbar wird. Die Verwendung von nur zwei optischen Pasern mit einem Durchmesser, der nicht größer als etwa 0,375 mm, typischerweise 0,25 mm ist, um die optische Übertragung und die Aufnahme durch den flexiblen Katheter zu ermöglichen, setzt den Gesamtdurchmesser wesentlich^ herab, so daß der Katheter

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in eine periphere Arterie oder Vene mittels einer hohlen transkutanen Nadel mit bequemen Abmessungen eingesetzt werden kann. Das Einsetzen erfordert daher nur Sekunden, während bisher viele Minuten erforderlich waren, um das Blutgefäß mit chirurgischer Genauigkeit zu trennen¹,' und zu isolieren. Noch wichtiger ist, daß wegen der Verwendung von nur zwei optischen Fasern ein wiederholbares und inhärent stabiles geometrisches Verhältnis zwischen den öffnungen der Fasern an der distalen Spitze des Katheters existiert. Die Übertragungs- und Empfangsfaseui9 und 10 werden einfach axial parallel und in engem Kontakt miteinander an der distalen Spitze gehalten, um eine optische Meßgeometrie zu erhalten, die in hohem Maße von Katheter zu Katheter reproduzierbar ist, so daß keine Eichung erforderlich ist, um Änderungen der optischen Geometrie bei jedem individuell verwendeten Katheter vorzusehen. Demgegenüber ergab sich bei den herkömmlichen Kathetern mit einer Vielzahl von Fasern keine beständige optische Geometrie an der distalen Spitze, und es war daher erforderlich, daß für jeden individuell verwendeten Katheter eine Eichung vorgenommen wird.

Die distale Spitze des Katheters 8 wird im Blut eingesetzt, und zwar entweder in ein Blutgefäß oder ein anderes blutaufnehmendes Behältnis. Die Strahlung von dem übertragenden Lichtleiter 9 wird bei jeder der beiden Wellenlängen selektiv von den roten Blutkörperchen absorbiert und zurückgeworfen, und ein Teil der zurückgeworfenen Strahlung tritt in die öffnung an der distalen Spitze des Aufnahmelichtleiters 10 ein. Am körpernahen Ende des Katheters 8 ist die öffnung des Lichtleiters 10 nahe dem aktiven Bereich des Strahlungsdetektors 16 angeordnet, so daß im

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wesentlichen die gesamte aus dem Lichtleiter 10 austretende Strahlung auf den aktiven Bereich des Detektors 16 auftrifft· Die durch den Detektor 16 erfaßten Strahlungssignale werden durch den Verstärker A, verstärkt. Während der Zeitintervalle, in denen keine der Dioden 11 oder 12 Strahlung emittiert, ist der Schalter S^ durch ein Signal vom Impulsgenerator 15 geschlossen. Dadurch wird eine Regelschleife zwischen den Verstärkern A, und A₂ geschlossen, und es wird eine Vorspannung für den Verstärker A, abgegeben, so daß dessen Ausgangsspannung auf Null eingestellt wird. Während der Zeiten, in denen der Schalter S^ geöffnet ist, wird diese den Verstärker A, auf Null stellende Vorspannung durch die Ladung aufrecht erhalten, die in dem Rückkopplungskondensator 18 enthalten ist. Hierdurch vird sicher-gestellt, daß die Ausgangsspannung des Detektorverstärkers A^ Null ist, wenn der Detektor 16 keine zurückgeworfene Strahlung aufnimmt, und es wird somit die Drift des Verstärkers sowie ein Störausgangssignal vom Detektor kompensiert.

Während der Zeitdauer, in welcher die Diode 11 emittiert, ist der Schalter S₂ durch ein Signal vom Impulsgenerator 15 geschlossen, und die Signalspannung am Ausgang des Verstärkers A, (aufgrund der von den Dioden empfangenen und durch das Blut zurückgeworfenen Strahlung) wird einem Filter zugeführt, das aus einem Widerstand 17 und einem Kondensator 19 besteht. Durch den Betrieb des Schalters S«, den Widerstand 18 und den Kondensator 19 wird daher eine durchschnittliche Signalspannung am Kondensator 19 erzeugt, die für die Intensität der Strahlung bei der Wellenlänge repräsentativ ist, die durch die licht-

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emittierende Diode 11 erzeugt und vom Blut zurückgeworfen wird. Diese durchschnittliche Signalspannung wird durch den Verstärker 20 verstärkt, der eine kontinuierliche Ausgangsspannung abgibt, die im direkten Verhältnis zu der Strahlungsintensität bei der Wellenlänge steht, die von der.licht-emittierenden Diode 11 abgegeben und vom Blut zurückgeworfen wird.

Ein Schalter S3, ein Widerstand 22, ein Kondensator 23 und ein Verstärker 24 arbeiten im wesentlichen in der gleichen Weise während des anderen Zyklus, wobei die Diode 12 erregt ist und eine kontinuierliche Spannung am Ausgang des Verstärkers 24 abgibt, welche direkt auf die Strahlungsintensität bei der Wellenlänge bezogen ist, die durch die Diode 12 erzeugt und vom Blut zurückgeworfen wird.

In Fig. 2 ist ein Blockdiagramm der Signalverarbeitungseinrichtung nach einer Ausführungsform der Erfindung dargestellt. Die Ausgangsignale von Verstärkern 20 und 24 in Fig. 1 werden Klemmen 37 bzw. 38 in Fig. 2 zugeführt. Diese Signale und ein Paar Referenzsignale an den Klemmen 28 und 3~2 werden in einem Widerstandsnetzwerk mit Widerständen 25, 26, 27, 29, 30 und 31 kombiniert, um ein Paar resultierender Signale auf den Leitungen und 34 zu ergeben. Das resultierende Signal auf der Leitung 33 ist die algebraische Summe der Signale an den Klemmen 28,. 37 und 38 und stellt den Zähler der Gleichung dar. In ähnlicher Weise gibt das resultierende Signal auf der Leitung 34 die algebraische Summe der Signale an den Klemmen 32, 37 und 38 wieder und stellt den Nenner in Gleichung 1 dar. Diese resultierenden Signale werden einer

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¹U) * ⁸I ^{+ 1}U).* ^B2

Logikschaltung 35 zugeführt, welche das Verhältnis der beiden Signale 33 und 34 bildet und ein Ausgangsignal abgibt, das die SauerstoffSättigung des untersuchten Blutes anzeigt. Die direkt auf eine geeignete Anzeigevorrichtung 36, beispielsweise einem digitalen Anzeigegerät, dargestellte SauerstoffSättigung entspricht der Formel:

O S -

Vp im Zähler und im Nenner sind gleich-ⁿReferenzspannungen an den Klemmen 28 und 32. Die Koeffizienten ^Äo^{f A}l' ^A2' ^Bo' ^Bl^{r B}2 ^sinä Eich-Koeffizienten entsprechend den Widerständen 25, 26, 27, 31, 30 und 29. 1^. ist die ermittelte Lichtintensität entsprechend dem Sig-.nal am Ausgang 37 des Verstärkers 20, und I/₂) entspricht dem Lichtintensitätssignal am Ausgang 38 des. Verstärkers 24.

Der Wert der Widerstände 25-31 kann zu Beginn der Messung eingestellt werden, indem Proberaessungen mit der Katheter-Spitze im Blut durchgeführt werden, wobei dieses bekannte Werte der Sauerstoffsättigung sowie einen weiten Bereich von Strömungsgeschwindigkeiten, pH Werte und der Hämatocrit- und Häraoglobinkonzentration hat. Dann können die Widerstandswerte berechnet werden, welche erforderlich sind, um die geeignete Anzeige für die von den Verstärkern 20 und 24 abgegebenen Ausgangsspannungen zu ergeben, die den bekannten Werten der SauerstoffSättigung entsprechen.

Die Anzeigeeinrichtung 36 ergibt eine genaue Anzeige der

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SauerstoffSättigung des Blutes an der Katheterspitze, welche unabhängig von der Strömungsgeschwindigkeit, dem pH Wert und den Hämatocrit- und Hämoglobinkonzentrationen-. des Blutes ist.

Bei einer anderen Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung ist kein optischer Paserkatheter 8 erforderlich, und es wird ein geeignetes Behältnis zur Blutaufnahme nahe der Ausgangsöffnung 6A der optischen Mischeinrichtung 6 und des Detektors vorgesehen.

In einer anderen Ausführungsform werden die licht-emittierenden Dioden 11 und 12 intermittierend bei verschiedenen Frequenzen erregt. Bei dieser Ausführungsform ist die Schaltung gemäß Fig. 1 mit dem Schalter S₂ , dem Widerstand 17, dem Kondensator 19 und dem Verstärker 20 durch ein bezüglich der Frequenz selektives Filter ersetzt, das auf die Srregungsfrequenz der Diode 11 abgestimmt ist. Ein ähnliches Filter ist auf die Erregungsfrequenz der Diode 12 abgestimmt und ersetzt den Schalter S₃, den Widerstand 22, den Kondensator 23 und den Verstärke- 24. Die Ausgangsignale der Verstärker 20 und 24 sind daher direkt auf die Intensitäten der Strahlungen bei den entsprechenden Wellenlängen der zugeordneten Dioden 11 und 12 bezogen, wobei diese Strahlungen vom Blut zurückgeworfen werden.

Bei. einer anderen Aus führungs form der Erfindung wird ein Paar optischer Faserkatheter verwendet, wobei jeder Katheter mit einer Schaltung verbunden ist, die ähnlich derjenigen gemäß Fig. 1 ist. Ein Katheter wird in eine Arterie eingesetzt, um die arterielle SauerstoffSättigung zu messen, und der andere Katheter wird in die rechte Herz- oder

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Pulmonar-Arterie eingesetzt, um die gemischte venöse SauerstoffSättigung zu messen. Der Unterschied zwischen diesen beiden Anzeigen der Sauerstoffsättigung ergibt die sogenannte "A-V Sauerstoff-Differenz", die ein gutes Maß für die angemessene Herzausgangsleistung ist, um den sich verändernden Sauerstoffbedarf des Körpers zu erfüllen. Bei dieser Ausführungsform ist die Schaltung gemäß Fig. 1 verdoppelt und erzeugt an den Klemmen 37 und 38 ein Paar Signale, welche repräsentativ für die venöse Sauerstoffsattigung sind. Außerdem wird ein Paar Signale an zusätzlichen Klemmen 39 und 40 erzeugt, die repräsentativ für die arterielle SauerstoffSättigung sind, und diese Signalpaare werden einem Differenznetzwerk gemäß Fig. 3 zur Bestimmung der A-V Sauarstoffdifferenz zugeführt.

Gemäß Fig. 3 werden die jeder Wellenlänge von den Signalquellen und Detektoren der arteriellen und venösen Katheter entsprechenden Signale Klemmen 39, 40, 37 und 38 eines Rechners zur Berechnung der A-V Sauerstoffdifferenz zugeführt. Eine Multiplex-Schaltung 46 erzeugt Taktgebersignale, durch welche Schalter 41 und 42 betätigt werden, die gleichzeitig Verbindungen zu den Klemmen 37 und 38 oder den Klemmen 39 und 40 herstellen. Auf diese Weise werden die Signale für einen gegebenen Katheter einem Summationsnetzwerk mit Widerständen 25, 26, 27, 29, 30 und 31 und Referenzspannungsquellen 28, 32 zugeführt. Das Summationsnetzwerk arbeitet in der vorbeschriebenen Weise und erzeugt auf den Leitungen 33 und 34 resultierende Signale, wobei der Katheter über Schalter 41 und 42 abgetastet wird. Die Multiplex-Schaltung 46 steuert auf den Schalter 43 im

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Synchronismus mit dem Betrieb der Schalter 41 und 42, so daß das von dem Logik-Netzwerk 35 iür den zugeordneten Katheter erzeugte Sauerstoffkonzentrationssignal den geeigneten Eingang des Subtraktions-Netzwerkes 44, d.h. dem Eingang für arterielle Sauerstoffsättigung oder venöse Sauerstoffsättigung zugeführt wird. Das Subtraktions-Netzwerk 44 kann eine herkömmliche Signalspeichereinrichtung für jedes der Eingangsignale A__ und V__ und

OS OS

ein geeignetes Signaldifferenz-Netzwerk aufweisen, um am Ausgang 47.ein Signal abzugeben, das gleich der Differenz zwischen den gespeicherten Eingangsignalen ist und die A-V Sauerstoffdifferenz wiedergibt. Dieses Signal kann zusammen mit den an den Eingängen des Subtraktions-Netzwerkes 44 auftretenden Signalen und dem am Ausgang der Logik-Schaltung 35 auftretenden Signal über den Schalter 45 zur Anzeige durch die Anzeigevorrichtung 36 gewählt werden. In Fig. 4 ist eine Querschnittsansicht des Katheters 8 der Fig. 1 dargestellt. Der Katheter weist ein Rohr 51 mit Kammern 52 und 54 auf, die durch eine Scheidewand 53 getrennt sind. Die Kammer 54, welche die optischen Faserlichtleiter 9 und 10 enthält, die entweder jeweils aus einer einzelnen Faser oder einem Faserbündel bestehen. können, enthält auch Drähte und kleine mehrfaserige Stränge 55 und 58 und ist an der distalen Spitze um die Lichtleiter 9 und 10 abgeschlossen.

Da das Rohr 51 typischerweise aus flexiblem thermoplastischen Material besteht, führt jedes Strecken des Rohres zu großen Spannungskräften in den optischen Faserlichtleitern 9 und 10, welche die Tendenz haben, die optischen übertragungseigenschaften der Lichtleiter zu ändern. Die Drähte 55 und 58 haben einen Elastizitätsmodul, der größer

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als derjenige der Fasern ist, so daß sichergestellt wird, daß Spannungskräfte von den Drähten und nicht von den Fasern 9 und IO aufgenommen werden. Der Durchmesser der Drähte 55 und 58 ist hinreichend klein, so daß die Biegesteifigkeit des Katheters nicht wesentlich beeinträchtigt wird.

Die Kammer 52 ist zum Blut hin an der distalen Spitze geöffnet und hat einen geeigneten Anschluß am körpernahen Ende, so daß sie zur Blutprobenentnahme, zur direkten Blutdruckmessung und zur Injizierung von Flüssigkeiten, Medikamenten, Farbstoffen und dergleichen geeignet ist. Die Scheidewand 53 hat bei der Trennung der Kammern 52 und 54 bedeutende Funktionen. Da Änderungen der von dem plastischen Material der Lichtleiter 9 und IO absorbierten Flüssigkeit zu Schwankungen der optischen Übertragungseigenschaften der Lichtleiter 9 und 10 führen würden, dient die Scheidewand 53 dazu, die Wasserabsorbtion der Lichtleiter minimal zu machen, indem eine Trennwand zwischen der mit Flüssigkeit gefüllten Kammer 52 und der den Lichtleiter enthaltenden Kammer 54 gebildet wird, die Lichtleiter 9 und 10 sind in einem optisch lichtundurchlässigen Material 57 enthalten, um das Eindringen von ümgebungslicht und das Austreten von Licht aus den Lichtleitern 9 und 10 und dadurch eine unerwünschte optische Kopplung der Lichtleiter 9 und 10 zu vermeiden, um die Lichtleiter 9 und 10 gegen Änderungen des optischen Übertragungsverhaltens zu schützen, die durch die veränderliche Absorbtion von Flüssigkeiten durch das plastische Material hervorgerufen werden, aus denen die Lichtleiter bestehen, kann das lichtundurchlässige Material 57 aus einem inerten Metall, beispielsweise Titan oder Rhodium oder anderem wasserundurch-

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lässigem Material bestehen. Andererseits können Schwankungen des optischen übertragungsvermögens der Lichtleiter 9 und IO infolge veränderlicher Flüssigkeitsabsorbtion in dem Kunststoffmaterial der Lichtleiter dadurch herabgesetzt werden, daß die Lichtleiter mit einem 1ichtundurchlassigen Material ausgekleidet werden, das nicht undurchlässig für -Flüssigkeiten ist und indem eine geeignete Flüssigkeit in die Kammer 54 injiziert wird, um das Kunststoffmaterial der Lichtleiter 9 und IO zu sättigen. Bei dieser Ausführungsform erfüllt die Trennwand 53 die wichtige Funktion, daß sie die Verunreinigung des Blutstrpmes durch das Material verhindert, das sich in der Kammer 54 befindet und in den Blutstrom durch die Kammer 52 gelangt, die an der distalen Spitze offen ist.

Wenn der Katheter für die Sauerstoffmeßvorrichtung zur ¹¹ zentral venösen* überwachung des Sauerstoffgehaltes benutzt werden soll, kann die Kammer 54 ein Seitenloch an der distalen Spitze aufweisen, die mit dem Innenraum eines aufblasbaren Ballons in Verbindung steht, der das Katheterrohr 51 an seinem distalen Ende umgibt. Durch einen körpernahen Anschluß, der mit der Kammer 54 in Verbindung steht, kann entweder Gas in einer Ausfuhrungsform oder Flüssigkeit in einer anderen Aus führungs form in die Kammer 54 injiziert und dazu benutzt werden, den distalen Ballon aufzublasen. Wenn die Katheterspitze in eine Vene eingesetzt und bis zu einer Vene hinreichender Größe vorwärts bewegt worden ist, wird durch das Aufblasen des Ballons in der vorbeschriebenen Weise erreicht, daß der normale venöse Blutstrom den Ballon durch die großen Venen und durch die Herzkammern in eine zentralvenöse Position in der Pulmonar-Arterie zieht, so daß eine Einrichtung ge-

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schaffen wird, um die Katheterspitze optimal auszurichten, ohne daß eine Durchleuchtung erforderlich ware, und bei nur minimaler Beeinträchtigung des Patienten. In dieser Position können der Katheter und die angeschlossene Einrichtung kontinuierlich die gemischte venöse Sauerstoffsättigung überwachen, was ein guter Indikator für den €tesamtbetriebszustand des Atmungssystemes und des Herz-Kreislaufsystemes ist. Der Aufbau des vorbeschriebenen Mehrkaimnerkatheters erlaubt, daß der Katheter im Durchmesser hinreichend klein gemacht wird, so daß er durch einen Nadelstich eingesetzt werden kann und nicht länger ein chirurgischer Eingriff erforderlich ist, bei dem das Blutgefäß aufgeschnitten und das distale Blutgefäß zerstört Werden muß. Das transkutane Einführen des Katheters erfordert nur einige Sekunden, während chirurgische Eingriffe mehrere Minuten erfordern. Folglich wird der Bereich medizinischer Fälle wesentlich erhöht, indem die Erfindung eingesetzt werden kann.

In Fig. 5 ist eine perspektivische Ansicht der Klemmvorrichtung dargestellt, die an der Katheteranschlußfläche in Fig. 1 angeordnet ist. Diese Klemmvorrichtung gestattet eine einfache und schnelle Verbindung und Ausrichtung zwischen dem körpernahen Ende des Lichtleiters und der optischen Integratorausgangsöffnung 6ä und zwischen dem körpernahen Ende des Lichtleiters 10 und der Detektordiode 16* Der Block 62 hat wenigstens eine V-Hut 64 und lagert einen Zylinder 61 genau in der Hut 64, so daß das Zentrum 63 des Zylinders 61 (d.h.ein Lichtleiter) in einem definierten räumlichen Verhältnis sur Hut 64 gehalten wird. Ein anderer nicht dargestellter Zylinder hat im wesentlichen den gleichen Durchmesser wie der

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Zylinder 61 und kann daher in die Nut 64 eingesetzt werden, daß die zentrale Achse 66 des Zylinders 65, der einen Lichtleiter aufweist, genau mit der zentralen Achse 63 des Zylinders 61 ausgerichtet ist. Die sich längs eines der an den zentralen Achsen 63 und 66 angeordneten Lichtleiter ausbreitende Strahlung wird daher wirksam übertragen und durch den anderen Lichtleiter eingefangen, der daher in axialer Ausrichtung gehalten wird. Die Klemmeinrichtung kann geeignete Mechanismen aufweisen, um radiale und axiale Klemmkräfte auf die Zylinder mit den zentral angeordneten Lichtleitern auszuüben, so daß die Zylinder in engem Kontakt und axial ausgerichtet in einer V-Nut gehalten werden. Mehrere parallele V-Nuten können verwendet werden, um die Halterung und Ausrichtung für mehr als einen optischen übertragungsweg herzustellen. Auch kann ein Zylinder die V-Nut dauernd in dem Block (als Teil der Dauermeßeinrichtung) festgehalten werden, während der andere Zylinder (als Teil eines frei verfügbaren Katheters) zeitweilig in dem ersten Katheter festgeklemmt und ausgerichtet werden kann, während eine Messung des Sauerstoffgehaltes durchgeführt wird.

In Fig. 6 sind die experimentell erhaltenen Daten aufgezeichnet, wobei die SauerstoffSättigung von Blut, das bekannterweise zu 100% bzw. zu 0% mit Sauerstoff gesättigt war, als Funktion des veränderlichen pH Wertes in der herkömmlichen Weise bestimmt wurde. Der Meßfehler liegt in der Größenordnung von 1% Änderung des angezeigten Wertes der SauerstoffSättigung bei einer Änderung von 0,1 Einheiten des pH Wertes.

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Die graphische Darstellung in Fig. 7 gibt die gleiche Messung wieder, welche nunmehr mit der Vorrichtung der Erfindung durchgeführt wurde, die von der Gleichung (1) ausgeht. Dabei wird angemerkt, daß in beiden Fällen zur Bestimmung der SauerstoffSättigung die gleichen Lichtintensitätswerte verwendet wurden.

In Fig. 8 sind die Meßwerte für die SauerstoffSättigung im Vergleich mit gleichzeitig an Blutproben vorgenommenen Vergleichsreferenzmessungen dargestellt. Die in Fig. 8 dargestellten Meßergebnisse wurden erzielt, indem die Kathetermeßvorrichtung nach der Erfindung bei verschiedenen Blutströmungsgeschwindigkeiten und Hämatocrit- und Hämoglobinkonzentrationen verwendet wurde. Dennoch liegt die Standardfehlerabweichung zwischen den Meßergebnissen, die mit der Vorrichtung nach der Erfindung erzielt wurden und den Vergleichsreferenzmeßergebnissen nur in der Größenordnung von 1% der SauerstoffSättigung. Demgegenüber haben die herkömmlichen Kathetermeßvorrichtungen nach dem Stande der Technik üblicherweise Fehler in der Größenordnung von 5-7% und 5-12% der Sauerstoffsättigung aufgrund von Schwankungen der Strömungsgeschwindigkeit des Blutes. Andere Berichte ergeben Fehler bei der Messung der Sauerstoffkonzentration aufgrund von Schwankungen der Hämoglobinkonzentration in der Größenordnung von 10%.

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Claims

Patentansprüche :

Verfahren zum Bestimmen der Sauerstoffsättigung durch abwechselnde Bestrahlung des untersuchten Blutes mit elektromagnetischer Strahlung mit ersten und zweiten unterschiedlichen Wellenlängen, wobei die Strahlung mit den ersten und zweiten Wellenlängen bestimmt wird, die vom Blut zurückgeworfen wird, dadurch gekennzeichnet, daß erste, und zweite elektrische Signale erzeugt werden, die für die Strahlungsintensitäten signifikant sind, die von dem untersuchten Blut bei den entsprechenden Wellenlängen aufgenommen worden sind, die ersten und zweiten elektrischen Signale und ein erstes Referenzsignal durch einen ersten Satz von Abschwächungskonstanten geändert und zu einem ersten elektrischen Ausgangsignal kombiniert werden, die ersten und zweiten elektrischen Sigr ae und ein zweites Referenzsignal durch einen zweiten Satz von Abschwächungskonstanten geändert und zu einem zweiten elektrischen Ausgangsignal kombiniert werden und eine erste Ausgangsanzeige des Sauerstoffgehaltes des untersuchten Blutes aus dem Verhältnis der ersten und zweiten elektrischen Ausgangsignale bestimmt wird.

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2. Verfahren nach Anspruch l_r dadurch gekennzeichnet, daß die elektromagnetische Strahlung mit ersten und zweiten nicht-isosbestischen Wellenlängen erzeugt wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch g e k e η η -

ζ e:.i c h η e t , daß die elektromagnetische Strahlung mit der ersten und zweiten Wellenlänge abwechselnd dem untersuchten Blut entlang eines ersten gemeinsamen optischen Übertragungsweges zugeführt wird und die ermittelte Strahlung mit der ersten und der zweiten Wellenlänge längs eines zweiten gemeinsamen optischen Übertragungsweges von einer Stelle in dem untersuchten Blut übertragen wird, die nahe dem optischen Ausgang des ersten gemeinsamen Übertragungsweges ist.

4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei welchem die arteriell-venöse Sauerstoffdifferenz des Blutes in vivo bestimmt wird, indem abwechselnd elektromagnetische Strahlung mit ■„ verschiedenen Wellenlängen dem untersuchten Blut entlang eines zusätzlichen Verbindungsweges zugeführt wird, der von dem Weg getrennt ist, entlang welchem die Strahlung mit der ersten oder zweiten Wellenlänge dem untersuchten Blut zugeführt wird, und die von dem untersuchten Blut bei den verschiedenen Wellenlängen zurückgeworfene Strahlung ermittelt wird, dadurch gekennzeichnet, daß dritte und vierte Signale erzeugt werden, welche signifikant für die Intensitäten der erfaßten Strahlung bei den verschiedenen Wellenlängen sind, die dritten und vierten elektrischen Signale und ein erstes zusätzliches

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Referenzsignal durch einen dritten Satz von Abschwächungskonstanten modifiziert v/erden und zu einem dritten eictrischen Ausgangsignal kombiniert werden, die dritten und vierten elektrischen Signale und ein zusätzliches zweites Referenzsignal durch einen vierten Satz von Abschwächungskonstanten modifiziert und zur Erzeugung eines vierten elektrischen Ausgangsignales kombiniert werden und eine zweite Ausgangsanzeige der Sauerstoffsättigung des untersuchten Blutes aus dem Verhältnis der dritten und vierten elektrischen Signale erzeugt wird und eine Ausgangsanzeige des SauerstoffUnterschiedes erzeugt wird, die der algebraischen Summe der ersten und zweiten Ausgangsignale entspricht.

Verfahren zum Messen der Sauerstoffsättigung des Blutes in vivo nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet , daß das Paar optischer Übertragungswege transkutan in ein Blutgefäß durch die Innenbohrung einer hohlen Nadel eingeführt wird und die optischen Übertragungswege längs des Blutgefäßes durch die Innenbohrung einer hohlen Nadel zur Messung der Sauerstoffsättigung des Blutes an einer ausgewählten Stelle ausgedehnt werden.

Vorrichtung zum Bestimmen der Sauerstoffsättigung von Blut mit Strahlungsquellen, die in einer ausgewählten zeitlichen Reihenfolge betätigt werden, um ::.eine elektromagnetische Strahlung mit verschiedenen Wellenlängen abzugeben, einem ersten optischen Strahlengang, auf dem von den Strahlungs-

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quellen Strahlung auf das zu untersuchende Blut gerichtet werden kann, und einem Detektor, der in einem zweiten optischen Strahlengang liegt und die Strahlung mit den verschiedenen Wellenlängen von dem untersuchten Blut aufnimmt und ein elektrisches Signal bei jeder der aufgenommenen Strahlen der einzelnen Wellenlängen erzeugt, dadurch gekennzeichnet , daß jedes der elektrischen Signale (von 20; 24) für die Intensität der aufgenommenen Strahlung bei der entsprechenden Wellenlänge repräsentativ ist, eine erste Schaltung (25, 26, 27) die elektrischen Signale und ein erstes Referenzsignal (28) aufnimmt und ein erstes elektrisches Ausgangsignal (33) gemäß der Kombination der elektrischen Signale und des ersten Referenzsignales erzeugt, wobei die Signale jeweils durch einen ersten Satz von Abschwächungskonstanten gewichtet sind, eine zweite Schaltung (29, 30, 31) die elektrischen Signale und ein zweites Referenzsignal (32) aufnimmt und ein zweites elektrisches Ausgangsignal (34) gemäß der Kombination dieser elektrischen Signale und des zweiten Referenzsignales erzeugt, wobei jedes Signal wahlweise durch einen zweiten Satz von Abschwächungskonstanten gewichtet ist, und eine Aus~ gangsschaltung (35; 37) ein erstes Ausgangsignal abgibt, das die SauerstoffSättigung des untersuchten Blutes als das Verhältnis der ersten und zweiten elektrischen Ausgangsignale von den ersten und zweiten Schaltungen angibt.

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7. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch g e Jc e η η zeichnet, daß die Strahlungsquellen elektromagnetische Strahlung mit nicht-isosbestischen Wellenlängen erzeugen.

8. Vorrichtung nach Anspruch 6 .-oder 7, dadurch gekennzeichnet , daß der erste optische Strahlengang einen Abschnitt mit feststehender Geometrie (13;, 14;6) und einen Abschnitt mit einem flexiblen optischen Strahlengang (9) aufweist, der an einer optischen Ausgangsöffnung endet, welche direkt mit dem untersuchten Blut in Verbindung steht, und das der Abschnitt mit feststehender Geometrie ein optisches Element (13; 14) aufweist, das mit den Strahlungsquellen zur übertragvmg der Strahlung von diesen zu dem ersten optischen Strahlengang verbunden ist.

9. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß der erste optische Strahlengang an einer Stelle zwischen dem flexiblen Abschnitt und dem Element einen optischen Integrator (6) aufweist, der einen Lichtleiter mit einem solchen Längen/ Durchmesserverhältnis enthält, daß eine Strahlung am Ausgang des optischen Integrators erzeugt wird, die gleichmäßig über den Bereich des Ausgangs und im wesentlichen unabhängig von der räumlichen Trennung der Strahlung im Bereich des Einlasses des optischen Integrators erzeugt wird.

10. Vorrichtung nach Anspruch 6, 7 oder 8, dadurch gekennzeichnet , daß der erste optische

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Strahlengang einen optischen Anschluß (Fig. 5) aufweist, der zwischen dem flexiblen Abschnitt und dem Element zur wahlweisen Trennung des flexiblen Abschnittes von dem Abschnitt mit feststehender Geometrie angeordnet ist.

11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß die entfernten Enden der ersten und zweiten optischen Strahlengänge im wesentlichen koplanar unmittelbar neben einander angeordnet sind und direkt mit dem untersuchten Blut in Verbindung stehen.

12. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 11 zum Bestimmen der arteriell-venösen Sauerstoffdifferenz des Blutes in vivo mit zusätzlichen Strahlungs-

■ quellen, die in einer ausgewählten zeitlichen Reihenfolge betätigt werden und eine elektromagnetische Strahlung mit verschiedenen Wellenlängen abgeben, und einem dritten optischen Strahlengang, in welchem Strahlung von den zusätzlichen Strahlungsquellen zu dem untersuchten Blut abgegeben wird und einem zusätzlichen mit dem vierten optischen Strahlengang verbundenen Detektor zur Aufnahme der Strahlung mit den verschiedenen Wellenlängen aus dem Blut und zur Abgabe eines zusätzlichen elektrischen Signales für jede der aufgenommenen Strahlungswellenlängen, dadurch gekennzeichnet, daß jedes der zusätzlichen elektrischen Signale repräsentativ für die Intensität der aufgenommenen Strahlung bei der entsprechenden Wellenlänge ist, eine dritte Schaltung die zusätzlichen elektrischen Signale und ein zusätzliches Referenzsignal zur Ab-

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gäbe eines dritten elektrischen Ausgangaignales als Kombination dor elektrischen Signale und des zusätzlichen Referenzsignales aufnimmt, die wahlweise durch einen dritten Satz von Abschwächungakonstanten gewichtet sind, eine vierte Schaltung die zusätzlichen elektrischen Signale und ein zusätzliches Referenzsignal zum Erzeugen eines vierten elektrischen Signales aus der Kombination der elektrischen Signale und des zusatzlichen Referenzsignales aufnimmt, wobei die Signale wahlweise durch einen vierten Satz von Abschwächungskonstanten gewichtet sind, eine zusätzliche Ausgangsschaltung ein zweites Ausgangsignal abgibt, das die SauerstoffSättigung des untersuchten Blutes als das Verhältnis der dritten und vierten elektrischen Auscrangsignale von den dritten und vierten Schaltungen angibt und eine Anzeige der Sauerstoffdifferenz aus der •algebraischen Kombination der ersten und zweiten Ausgänge erzeugt ist.

13* Katheter zum Betrieb in einer Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 12, dadurch gekennzeichnet , daß ein Rohr (51) vorgesehen ist, welches eine Scheidewand (53) aufweist, durch welche das Rohr längsseitig in erste: und zweite? getrennte:. Kammern bzw. Leitungen (54» 52) unterteilt ist, ein Paar flexibler, zusammenhängender, optischer Lichtleiter (S; 10) in und längs der ersten Leitung (54) angeordnet ist, wobei die erste Leitung an dem distalen Ende der Lichtleiter abgeschlossen ist, und eine zweite Leitung (52)

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an beiden Enden offen ist und Flüssigkeiten außer Kontakt mit den Lichtleitern in der ersten Leitung führen kann.

14. Katheter nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet , daß wenigstens eine zusammenhängende Faser (55; 58) entlang des Rohres angeordnet ist und einen höheren Elastizitätsmodul als die Elastizitätsmodule des kombinierten Paares von Lichtleitern und des Rohres hat.

15. Katheter nach Anspruch 13 oder 14, dadurch

. gekennzeichnet , daß der Lichtleiter wenigstens eine optische Faser aufweist, die einen Durchmesser hat, der nicht größer als 0,375 mm ist.

16. Katheter nach einem der Ansprüche 8 bis 10, dadurch gekennzeichnet , daß die gesamten kombinierten Bereiche der Lichtleiter nahe

deren distalen Enden nicht größer als 0,233 mm sind.

17. Katheter nach einem der Ansprüche 13 bis 16, dadurch, gekennzeichnet , daß die erste der Leitungen Flüssigkeit enthält.

18. Katheter nach einem der Ansprüche 13 bis 17, dadurch gekennzeichnet , daß die Lichtleiter längsseitig mit einem nicht-lichtdurchlässigen Material (57) ausgekleidet sind.

19. Katheter nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß das licht-undurchlässige Material für Flüssigkeiten undurchlässig ist.

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20. Katheter nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß das lichtundurchlässige Material aus Metall besteht.

21. Katheter nach Anspruch 20, dadurch gekennzeichnet , daß das lichtundurchlässige Material aus Titan oder Rhodium besteht.

22. Katheter nach :. einem der Ansprüche 13 bis 21, dadurch gekennzeichnet, daß ein aufblasbares Glied die Wand des Rohres an der distalen Spitze umgibt, nahe dem distalen Ende eine Strömung^ ffnung durch die Wand des Rohres vorgesehen ist, die mit einer der Leitungen und mit dem inneren des aufblasbaren Gliedes in Verbindung steht und eine Druckmittelströmungsquelle mit der einen Leitung nahe derem körpernahen Ende zum Aufblasen des aufblasbaren Gliedes verbunden ist.

23. Katheter nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß die eine Leitung die flexiblen Lichtleiter und einen spannungsbeständigen Faden enthält und ein unter Druck stehendes Strömungsmittel zum Aufblasen des distalen aufblasbaren Gliedes enthält.

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I ^ · L

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