DE2304046B2 - Verfahren und Vorrichtung zum Bestimmen des Sauerstoffgehaltes im Blut - Google Patents
Verfahren und Vorrichtung zum Bestimmen des Sauerstoffgehaltes im BlutInfo
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Description
algebraischen Kombination der ersten und zweiten Ausgangssignale erzeugt.
Satz von Abschwächungskonstanten geändert und zu einem zweiten elektrischen Ausgangssignal kombiniert
werden und aus dem Verhältnis der beiden elektaschen Ausgangssignale die Ausgangsanzeige über
die Sauerstoffsättigung von Blut bestimmt wird. Es wird somit nicht einfach der Absorptionswert bei der
ersten Wellenlänge durch denjenigen bei der anderen Wellenlänge geteilt, sondern jedes der einem der
ao Absorptionswerte bei einer der beiden Wellenlängen entsprechenden elektrischen Signale sowie jeweils ein
Referenzsignal mit verschiedenen vorbekannten Ko-
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vor- effizienten multipliziert und daraus ein Zählersigniil
richtung zum Bestimmen der Sauerstoffsättigung von und ein Nennersignal hergeleitet, deren Verhältnis
Blut in vitro oder mittels eines in der Blutbahn oder »s den gewünschten Wert der Sauerstoffkonzentration
in ein Blutgefäß eingesetzten Katheters, bei welchem angibt. Es stehen somit sechs Parameter zur Verfüdieses
abwechselnd mit ersten und zweiten elektro- gung, welche einmalig im Herstellerwerk bestimmt zu
magnetischen Strahlungen unterschiedlicher V'ellen- werden brauchen, um eine optimale Anpassung an
länge bestrahlt wird, und dabei erste und zweite elek- die Funktion der Sauerstoffsättigung in Abhängigkeit
trische Signale erzeugt werden, die für die Strahlungs- 30 von der nichtlinearen Funktion von Oxyhämoglobin
Intensitäten signifikant sind, die von dem untersuchten zu Hämoglobin bei verschiedenen bekannten Werten
des Hämatokrits, des pH, der Strömungsgeschwindigkeit des Blutes und anderer Störgrößen zu bestimmen.
Dieses kann derart erfolgen, daß bei bekannten Werten der genannten Störgrößen eine Kurvenschar
ermittelt wird, welche den jeweiligen Verlauf der Sauerstoffkonzentration in Abhängigkeit des Verhältnisses
von HbO, zu HbO., 4- Hb darstellt. Durch
Blut bei den entsprechenden Wellenlängen aufgenommen worden sind, und aus den ersten und zweiten
elektrischen Signalen eine Ausgangsanzeige für die Sauerstoßkonzentration abgeleitet wird.
Wie seit langem bekannt ist, ergibt sich beim Bestimmen der Sauerstoffkonzentration im Blut durch
Absorptionsmessungen das Problem, daß die Messung unabhängig von dem jeweiligen Hämoglobin- diese Kurvenschar kann gemäß dem bekannten Vergehalt des Blutes gemacht werden soll. Hierzu wurde 40 fahren der Statistik eine mittlere Kurve gelegt werden früher eine Referenzmessung an derart zusammen- und diese kann durch entsprechende Wahl der entgedrücktem Gewebe vorgenommen, daß dieses im sprechenden Äbschwächungskonstanten optimal anwesentlichen kein Blut und damit auch keine schwan- genähert werden. Diese Berechnung kann vorzugskende Hämoglobinkonzentration enthielt. weise mit den Methoden der Statistik durch Com-
Absorptionsmessungen das Problem, daß die Messung unabhängig von dem jeweiligen Hämoglobin- diese Kurvenschar kann gemäß dem bekannten Vergehalt des Blutes gemacht werden soll. Hierzu wurde 40 fahren der Statistik eine mittlere Kurve gelegt werden früher eine Referenzmessung an derart zusammen- und diese kann durch entsprechende Wahl der entgedrücktem Gewebe vorgenommen, daß dieses im sprechenden Äbschwächungskonstanten optimal anwesentlichen kein Blut und damit auch keine schwan- genähert werden. Diese Berechnung kann vorzugskende Hämoglobinkonzentration enthielt. weise mit den Methoden der Statistik durch Com-
Gemäß DT-OS 2113 247 ist es in diesem Zusam- 45 puterprogramme optimiert werden,
menhang bekannt, direkt das Verhältnis der Absorp- Dieses Ergebnis kann gerätetechnisch in einfacher
tion bei einer Wellenlänge, welche die Messung abhängig von der Sauerstoffkonzentration macht, zu der
Absorption bei der isosbestischen Welelnlänge zu bestimmen, welche abhängig von der Gesamtkonzentra- 50
tion an Hämoglobin aber unabhängig von der Sauerstoffkonzentration ist. Dadurch sollen Zähler und
Nenner des Bruches in gleicher Weise durch die Konzentration an Hämoglobin beeinflußt und der Quotient somit unabhängig von der Hämoglobinkonzen- 55 länge als der isosbestischen Wellenlänge von 905 μ tration werden. und einer anderen Messung mit einer längeren WeI-
Absorption bei der isosbestischen Welelnlänge zu bestimmen, welche abhängig von der Gesamtkonzentra- 50
tion an Hämoglobin aber unabhängig von der Sauerstoffkonzentration ist. Dadurch sollen Zähler und
Nenner des Bruches in gleicher Weise durch die Konzentration an Hämoglobin beeinflußt und der Quotient somit unabhängig von der Hämoglobinkonzen- 55 länge als der isosbestischen Wellenlänge von 905 μ tration werden. und einer anderen Messung mit einer längeren WeI-
Diese herkömmliche, einfache Messung ist für die lenlänge durchgeführt werden kann, wodurch die
Praxis jedoch zu ungenau, da die Saucrstoffkonzen- Empfindlichkeit der Messung der Sauerstoffkonzentration
des Blutes keine lineare Funktion von Oxy- tration erhöht werden kann, wie sich unmittelbar an
hämoglobin zu der Gesamtkonzentration an Hämo- 60 Hand der Absorptionskurven zeigen läßt,
globin ist, sondern bei verschiedenen Konzentra- Die Erfindung kann auch auf die Bestimmung dei
tionswerten in verschiedener Weise durch physiolo- arteriell-venösen Sauerstoffdifferenz des Blutes in
gische Parameter beeinflußt wird, wie beispielsweise vitro oder mittels eines Katheters in der Blutbahn andurch
die Hämatokritkonzentration, den pH-Wert, gewendet werden. Hierbei wird in bekannter Weise
die Strömungsgeschwindigkeit des Blutes u. dgl. 65 abwechselnd elektromagnetische Strahlung mit ver-
Die Erfindung löst die Aufgabe, ein Meßverfahren schiedenen Wellenlängen dem Blut entlang eines zu-
und eine Meßvorichtung zu schaffen, wodurch mit sätzlichen Verbindungsweges zugeführt, der von den:
wesentlich erhöhter Genauigkeit die Sauerstoffkon- Weg getrennt ist, entlang welchem die Strahlung mi
Weise durch die Wahl einer Reihe von Widerständen und die Einstellung von Referenzspannungsquellen
realisiert werden.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform kann die elektromagnetische Spannung mit ersten und
zweiten nicht-isosbestischen Wellenlängen erzeugt werden. Hierbei ergibt sich der weitere Vorteil, daß beispielsweise
eine Messung mit einer kürzeren Wellen-
der ersten oder zweiten Wellenlänge dem untersuchten Blut zugeführt wird, werden dritte und vierte
elektrische Signale erzeugt, welche signifikant für die Intensitäten der erfaßten Strahlung bei den verschiedenen
Wellenlängen sind, und wird durch Verknüpfung der beiden verschiedenen Wellenlängen abgeleiteten
Signale die artiell-venöse O2-Differenz des Blutes
bestimmt, wobei erfindungsgemäß die dritten und vierten elektrischen Signale und ein erstes zusätzliches
Referenzsignal durch einen dritten Satz von Abschwächungskonstanten modifiziert werden und zu
einem dritten elektrischen Ausgangssignal kombiniert werden, die dritten und vierten elektrischen Signale
und ein zusätzliches zweites Referenzsignal durch einen vierten Satz ^n Abschwächungskonstanten
modifiziert und zu einem vierten elektrischen Ausgangssignal kombiniert werden und eine zweite Ausgangsanzeige
der Sauerstoffsättigung des untersuchten Blutes aus dem Verhältnis der dritten und vierten
elektrischen Signale erzeugt und aus der algebraischen Verknüpfung der ersten und zweiten Ausgangssignale
eine Ausgangsanzeige der arteriell-venösen Sauerstoffdifferenz des Blutes bestimmt wird.
Tm folgenden wird die Erfindung an Hand bevorzugter Ausführungsbeispiele unter Bezugnahme auf
die Zeichnungen erläutert; es stellt dar
F i g. 1 schematisch einen Teil einer Absorptionsmeßvorrichtung zum Bestimmen des Sauerstoffgehalts
im Blut,
F i g. 2 schematisch eine Auswertungs- und Anzeigeschaltung
als Teil der Meßvorrichtung nach Fig. 1,
Fi g. 3 schematisch eine Schaltung zur Berechnung
des Unterschiedes der arteriell-venösen Sauerstoffkonzentration,
Fi g. 4 ein Diagramm, welches den Fehler bei der
Messung der BlutsaucrstofTsättigung bei einem Sättigungsgrad von inO°/i) und bei einem solchen von O0O
darstellt, wie er infolge einer Änderung des pH-Wertes bei herkömmlichen Verfahren zu beobachten ist,
Fig. 5 ein Diagramm aus dem hervorgeht, daß durch eine Veränderung des pH-Wertes bei der
Messune der Sauerstoffkonzentration im Blut zwischen einem Sättigungsgrad von 1001Vo und einem
solchen von O0O eemäß dem Verfahren und der Vorrichtung
der Erfindung kein merklicher Fehler mehr auftritt, und
Fig. 6 ein Diagramm, aus dem die hohe Genauigkeit
der Messung der Sauerstoffkonzentration nach der Erfindung auch bei großen Änderungen des Hämatokritgehaltes
und der Strömungsgeschwindigkeit des Blutes an der Katheterspitze hervorgeht.
In F i g. 1 ist schematisch eine Vorrichtung mit Strahlungsquellen, optischen Einrichtungen zum Fokussieren
und Integrieren, ein Katheter, ein Detektor und eine Signalverarbeitungseinheit dargestellt. Die
Strahlungsquelle weist zwei lichtemittierende Dioden 11 und 12 auf, die abwechselnd Strahlung an zwei
Zweige 13 und 14 eines gabelförmigen optischen Faserleiters abgeben. Die lichtemittierenden Dioden
11 und 12 werden abwechselnd typischerweise während etwa 25 0Zo 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 lichtemittierenden Dioden 11 und 12 emittieren Strahlung bei Wellenlänge A1 und A2. 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 gesamten Durchmesserflächen der Leiter 13 und 14 ist. Das bedeutet bei kreisförmigem Querschnitt der Lichtleiter 13 und ίο 14 und einem Durchmesser d, daß der Durchmesser der Anschlußstelle 0,5 · d ■ Vl ist.
Die lichtemittierenden Dioden 11 und 12 emittieren Strahlung bei Wellenlänge A1 und A2. 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 gesamten Durchmesserflächen der Leiter 13 und 14 ist. Das bedeutet bei kreisförmigem Querschnitt der Lichtleiter 13 und ίο 14 und einem Durchmesser d, daß der Durchmesser der Anschlußstelle 0,5 · d ■ Vl ist.
Die Strahlung der lichtemittierenden Dioden 11 und 12 an der Anschlußstelle S kann bezüglich der
Wellenlänge räumlich sehr konzentriert sein, so daß X5 derjenige Bereich, welcher Licht mit einer Wellenlänge
;., emittiert, nicht auch Licht mit der Wellenlänge A2 emittiert. Der optische Integrator 6 grenzt
unmittelbar an die Anschlußstelle 5 an und ist eine einzige Lichtleiterfaser mit einem Durchmesser, der
ao wenigstens gleich demjenigen der Anschlußstelle 5 ist. Sein Verhältnis Länge zu Durchmesser ist wenigstens
dreißig, um sicherzustellen, daß die räumlich getrennte Strahlung an der Anschlußstelle 5 gleichförmig
über die Ausgangsöffnung 6/1 verteilt wird.
as Eine einzige Übertragungsfaser 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 Übertragungsfaser
9 vorkommen könnten. Wenn demgegenüber eine Ubertragungsfaser an der Anschlußstelle 5
angeschlossen wäre, würden kleine transversale Fehlausnehmungen
zu beträchtlichen Änderungen der bei jeder der Wellenlängen aufgenommenen Strahlungsbeträge führen. Es wird nunmehr eine räumlich zusammenhängende,
homogene Strahlung an der öffnung 6/4 von den beiden räumlich getrennten lichtemittierenden
Dioden 11 und 12 abgegeben, ohne daß mechanisch betätigte optische Elemente erforderlich
wären. Es ist daher nur eine Faser 9 des Katheters 8 erforderlich, um Strahlung mit zwei
Wellenlängen zu übertrager
Der Übertragungslichtleiter 9 des Katheters ist nahe der Ausgangsöffnung 6/4 des optischen Integrators
6 angeordnet. Der Durchmesser des Lichtleiters 9 kann kleiner als der Durchmesser der Ausgangsöffnung
6/4 sein, so daß kleine transversale Änderungen in der Ausrichtung des Lichtleiters 9 und der Ausgangsöffnung
6/4 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 nur aus einer einzigen optischen Faser.
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
wesentlichen die gesamte aus dem Lichtleiter lü aus-
7 8 r
tretende Strahlung auf den aktiven Bereich des De- Anzeigevorrichtung 36, beispielsweise einem digita- i
tektors 16 auftrifft. Die durch den Detektor 16 erfaß- len Anzeigegerät, dargestellte Sauerstoffsättigung entten
Strahlungssignale werden durch den Verstärker spricht der Formel: ύ
A1 verstärkt. Während der Zeitintervalle, in denen f
keine der Diodenil oder 12 Strahlung emittiert, ist 5 q q __ ^R^o + /(1) · A1 + /(M · A2 Ϊ
der Schalter S, durch ein Signal vom Impulsgenerator ' ' y g 4· / · β + / . β \
15 geschlossen. Dadurch wird eine Regelschleife zwi- ti) 1 (*>
2 j.
sehen den Verstärkern A l und /I2 geschlossen, und es VR im Zähler und im Nenner sind gleich den Rewird
eine Vorspanunng für den Verstärker A, abge- ferenzspannungen an den Klemmen 28 und 32. Die
geben, so daß dessen Ausgangsspannung auf Null 10 Koeffizienten A0, A1, A2, B0, B1, B2 sind Eich-Koeffieingestellt
wird. Während der Zeiten, in denen der zienten entsprechend den Widerständen 25, 26, 27,
Schalter S1 geöffnet ist, wird diese den Verstärker A, 31, 30 und 29. Ju) ist die ermittelte Lichtintensität
auf Null stellende Vorspannung durch die Ladung entsprechend dem Signal am Ausgang 37 des Verstäraufrechterhalten,
die in dem Rückkopplungskonden- kers 20, und /(z) entspricht dem Lichtintensitätssator
18 enthalten ist. Hierdurch wird sichergestellt, 15 signal am Ausgang 38 des Verstärkers 24.
daß die Ausgangsspannung des Detektorverstärkers Der Wert der Widerstände 25 bis 31 kann zu Be-
daß die Ausgangsspannung des Detektorverstärkers Der Wert der Widerstände 25 bis 31 kann zu Be-
A1 Null ist, wenn der Detektor 16 keine zurückge- ginn der Messung eingestellt werden, indem Probeworfene
Strahlung aufnimmt, und es wird somit die messungen mit der Katheter-Spitze im Blut durchDrift
des Verstärkers sowie ein Störausgangssignal geführt werden, wobei dieses bekannte Werte der
vom Detektor 16 kompensiert. 20 Sauerstoffsättigung sowie einen weiten Bereich von
Während der Zeitdauer, in welcher die Diode 11 Strömungsgeschwindigkeiten, sowie Werten des pH,
emittiert, ist der Schalter S2 durch ein Signal vom des Hämatokrit und der Hämoglobinkonzentration
Impulsgenerator 15 geschlossen, und die Signalspan- hat. Dann können die Widerstandswerte berechnet
nung am Ausgang des Verstärkers A1 (auf Grund der werden, welche erforderlich sind, um die geeignete
von den Dioden empfangenen und durch das Blut 25 Anzeige für die von den Verstärkern 20 und 24 abzurückgeworfenen Strahlung) wird einem Filter zu- gegebenen Ausgangsspannungen zu ergeben, die den
geführt, das aus einem Widerstand 17 und einem bekannten Werten der Sauerstoffsättigung entspre-Kondensator
19 besteht. Durch den Betrieb des chen.
Schalters S1, den Widerstand 18 und den Konden- Die Anzeigeeinrichtung 36 ergibt eine genaue An-
sator 19 wird daher eine durchschnittliche Signal- 30 zeige der Sauerstofisättigung des Blutes an der Kathespanmmg
am Kondensator 19 erzeugt, die für die terspitze, welche unabhängig von der Strömungsge-Intensität
der Strahlung bei der Wellenlänge reprä- schwindigkeit, dem pH-Wert und dem Hämatokritsentativ
ist, die durch die lichtemittierende Diode 11 Wert und den Hämoglobinkonzentrationen des BIuerzeugt
und vom Blut zurückgeworfen wird. Diese tes ist.
durchschnittliche Signalspannung wird durch den 35 Statt des optischen Faserkatheters 8 kann auch ein
Verstärker 20 verstärkt, der eine kontinuierliche Aus- geeignetes Behältnis zur Blutaufnahme nahe der Ausgangsspannung
abgibt, die im direkten Verhältnis zu gangsöffnung 6 A der optischen Mischeinrichtung 6
der Strahlungsintensität bei der Wellenlänge steht, und des Detektors vorgesehen sein,
die von der lichtemittierenden Diode 11 abgegeben Ferner können die lichtemittierenden Dioden 11
die von der lichtemittierenden Diode 11 abgegeben Ferner können die lichtemittierenden Dioden 11
und vom B'ut zurückgeworfen wird. 40 und 12 intermittierend bei verschiedenen Frequen-
Ein Schalter S3, ein Widerstand 22, ein Konden- zen erregt werden. Bei dieser Ausführungsform ist
sator 23 und ein Verstärker 24 arbeiten im wesent- die Schaltung gemäß F i g. 1 mit dem Schalter S2,
liehen in der gleichen Weise während des anderen dem Widerstand 17, dem Kondensator 19 und dem
Zyklus, wobei die Diode 12 erregt ist und eine kon- Verstärker 20 durch ein bezüglich der Frequenz setinuierliche
Spannung am Ausgang des Verstärkers 45 lektives Filter ersetzt, das auf die Erregungsfrequenz
24 abgibt, welche direkt auf die Strahlungsintensität der Diode 11 abgestimmt ist Ein ähnliches Filter ist
bei der Wellenlänge bezogen ist, die durch die Diode auf die Erregungsfrequenz der Diode 12 abgestimmt
12 erzeugt und vom Blut zurückgeworfen wird. und ersetzt den Schalter S3, den Widerstand 22, den
In Fig. 2 ist ein Blockdiagramm der Signalverar- Kondensator 23 und den Verstärker 24. Die Ausbeitungseinrichtung
dargestellt. Die Ausgangssignale so gangssignale der Verstärker 20 und 24 sind daher
von Verstärkern 20 und 24 in F i g. 1 werden Klem- direkt auf die Intensitäten der Strahlungen bei den
men 37 bzw. 38 in F i g. 2 zugeführt. Diese Signale entsprechenden Wellenlängen der zugeordneten Dio-
und ein Paar Referenzsignale an den Klemmen 28 den 11 und 12 bezogen, wobei diese Strahlungen vom
und 32 werden in einem Widerstandsnetzwerk mit Blut zurückgeworfen werden.
Widerständen 25, 26, 27, 29, 30 und 31 kombiniert, 55 Ferner kann auch ein Paar optischer Faserkatheum ein Paar resultierender Signale auf den Leitungen ter verwendet werden, wobei jeder Katheter mit 33 und 34 zu ergeben. Das resultierende Signal auf einer Schaltung verbunden ist, die ähnlich derjenigen der Leitung 33 ist die algebraische Summe der Signale gemäß F i g. 1 ist. Ein Katheter wird in eine Arterie an den Klemmen 28, 37 und 38 und stellt den Zähler eingesetzt, um die arterielle Sauerstoffsättigung zu der Gleichung 1 dar. In ähnlicher Weise gibt das re- 60 messen, und der andere Katheter wird in die rechte sultierendc Signal auf der Leitung 34 die algebraische Herz- oder Pulmonar-Arterie eingesetzt, um die ge-Summe der Signale an den Klemmen 32, 37 und 38 mischte venöse Sauerstoffsättigung zu messen. Der wieder und stclll den Nenner in Gleichung 1 dar. Unterschied zwischen diesen beiden Anzeigen der Diese resultierenden Signale werden einer Logik- Sauerstoffsättigung ergibt die sogenannte »A-V-schaitung 35 zugeführt, welche das Verhältnis der 65 Sauerstoff-Differenz«, die ein gutes Maß für die anbeiden Signale 33 und 34 bildet und ein Ausgangs- gemessene Herzausgangsleistung ist, um den sich versignal abgibt, das die Sauerstoffsättigung des unter- ändernden Sauerstoffbedarf des Körpers ru erfüllen, suchten Blutes anzeigt. Die direkt auf eine geeignete Bei dieser Ausführungsform ist die Schaltung gemäß
Widerständen 25, 26, 27, 29, 30 und 31 kombiniert, 55 Ferner kann auch ein Paar optischer Faserkatheum ein Paar resultierender Signale auf den Leitungen ter verwendet werden, wobei jeder Katheter mit 33 und 34 zu ergeben. Das resultierende Signal auf einer Schaltung verbunden ist, die ähnlich derjenigen der Leitung 33 ist die algebraische Summe der Signale gemäß F i g. 1 ist. Ein Katheter wird in eine Arterie an den Klemmen 28, 37 und 38 und stellt den Zähler eingesetzt, um die arterielle Sauerstoffsättigung zu der Gleichung 1 dar. In ähnlicher Weise gibt das re- 60 messen, und der andere Katheter wird in die rechte sultierendc Signal auf der Leitung 34 die algebraische Herz- oder Pulmonar-Arterie eingesetzt, um die ge-Summe der Signale an den Klemmen 32, 37 und 38 mischte venöse Sauerstoffsättigung zu messen. Der wieder und stclll den Nenner in Gleichung 1 dar. Unterschied zwischen diesen beiden Anzeigen der Diese resultierenden Signale werden einer Logik- Sauerstoffsättigung ergibt die sogenannte »A-V-schaitung 35 zugeführt, welche das Verhältnis der 65 Sauerstoff-Differenz«, die ein gutes Maß für die anbeiden Signale 33 und 34 bildet und ein Ausgangs- gemessene Herzausgangsleistung ist, um den sich versignal abgibt, das die Sauerstoffsättigung des unter- ändernden Sauerstoffbedarf des Körpers ru erfüllen, suchten Blutes anzeigt. Die direkt auf eine geeignete Bei dieser Ausführungsform ist die Schaltung gemäß
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F i g. 1 verdoppelt und erzeugt an den Klemmen 37 35 auftretenden Signal über den Schalter 45 zur An-
und 38 ein Paar Signale, welche repräsentativ für die zeige durch die Anzeigevorrichtung 36 gewählt wer-
venöse Sauerstoffsättigung sind. Außerdem wird ein den.
Paar Signale an zusätzlichen Klemmen 39 und 40 er- In F i g. 4 sind die experimentell erhaltenen Daten
zeugt, die repräsentativ für die arterielle Sauerstoff- 5 aufgezeichnet, wobei die Sauerstoffsättigung von
Sättigung sind, und diese Signalpaare werden einem Blut, das bekannterweise zu 100 bzw. zu 00/o mit
Differenznetzwerk gemäß F i g. 3 zur Bestimmung der Sauerstoff gesättigt war, als Funktion des veränder-A-V-Sauerstoffdifferenz
zugeführt. liehen pH-Wertes in der herkömmlichen Weise be-Gemäß
F i g. 3 werden die jeder Wellenlänge von stimmt wurde. Der Meßfehler liegt in der Größenden
Signalquellen und Detektoren der arteriellen und io Ordnung von 1 °/o Änderung des angezeigten Wertes
venösen Katheter entsprechenden Signale Klemmen der Sauerstoffsättigung bei einer Änderung von
39,40, 37 und 38 eines Rechners zur Berechnung der 0,1 Einheiten des pH-Wertes.
A-V-Sauerstoffdifferenz zugeführt. Eine Multiplex- Die graphische Darstellung in F i g. 5 gibt die Schaltung 46 erzeugt Taktgebersignale, durch welche gleiche Messung wieder, welche nunmehr mit der Schalter 41 und 42 betätigt werden, die gleichzeitig 15 Vorrichtung der Erfindung durchgeführt wurde, die Verbindungen zu den Klemmen 37 und 38 oder den von der Gleichung (1) ausgeht. Dabei wird ange-Klemmen 39 und 40 herstellen. Auf diese Weise wer- merkt, daß in beiden Fällen zur Bestimmung der den die Signale für einen gegebenen Katheter einem SauersioffsMttigung die gleichen Lichtintensitätswerte Summatiottsnetzwerk mit Widerständen 25, 26, 27, verwendet wurden.
A-V-Sauerstoffdifferenz zugeführt. Eine Multiplex- Die graphische Darstellung in F i g. 5 gibt die Schaltung 46 erzeugt Taktgebersignale, durch welche gleiche Messung wieder, welche nunmehr mit der Schalter 41 und 42 betätigt werden, die gleichzeitig 15 Vorrichtung der Erfindung durchgeführt wurde, die Verbindungen zu den Klemmen 37 und 38 oder den von der Gleichung (1) ausgeht. Dabei wird ange-Klemmen 39 und 40 herstellen. Auf diese Weise wer- merkt, daß in beiden Fällen zur Bestimmung der den die Signale für einen gegebenen Katheter einem SauersioffsMttigung die gleichen Lichtintensitätswerte Summatiottsnetzwerk mit Widerständen 25, 26, 27, verwendet wurden.
29, 30 und 31 und Referenzspannungsquellen 28, 32 ao In F i g. 6 sind die Meßwerte für die Sauerstoff-
zugeführt. Das Summationsnetzwerk arbeitet in der Sättigung im Vergleich mit gleichzeitig an Blutproben
vorbeschriebenen Weise und erzeugt auf den Leitun- vorgenommenen Vergleichsreferenzmessungen darge-
gen 33 und 34 resultierende Signale, wobei der Ka- stellt. Die in F i g. 6 dargestellten Meßergebnisse wur-
theter über Schalter 41 und 42 abgetastet wird. Die den erzielt, indem eine Kathetermeßvorrichtung nach
Multiplex-Schaltung 46 steuert auf den Schalter 43 35 der Erfindung bei verschiedenen Blutströmungsge-
im Synchronismus mit dem Betrieb der Schalter 41 schwindigkeiten, Hämotokritwerten und Hämoglo-
und 42, so daß das von dem Logik-Netzwerk 35 für binkonzentrationen verwendet wurde. Dennoch liegt
den zugeordneten Katheter erzeugte. Sauerstoffkon- die Standardfehlerabweichung zwischen den Meß-
zentrationssignal den geeigneten Eingang des Sub- ergebnissen, die mit der Vorrichtung nach der Er-
traktions-Netzwerkes 44, d. h. dem Eingang für arte- 3° findung erzielt wurden, und Messungen an Referenz-
rielle Sauerstoffsättigung oder venöse Sauerstoffsätti- blutproben nur in der Größenordnung von 1 % der
gung zugeführt wird. Das Subtraktions-Netzwerk 44 Sauerstoffsättigung.
kann eine herkömmliche Signalspeichereinrichtung Demgegenüber hat cn die herkömmlichen Meßvorfür
jedes der Eingangssignale Aos und VBS und ein richtungen nach dem Stand der Technik üblicherweise
geeignetes Signaldifferenz-Netzwerk aufweisen, um 35 Fehler in der Größenordnung von 5 bis 12°/o der
am Ausgang 47 ein Signal abzugeben, das gleich der Sauerstoffsättigung auf Grund von Schwankungen der
Differenz zwischen den gespeicherten Eingangssigna- Strömungsgeschwindigkeit des Blutes. Aus anderen
len ist und die A-V-Sauerstoffdifferenz wiedergibt. Berichten ergeben sich Fehler bei der Messung der
Dieses Signal kann zusammen mit den an den Ein- Sauerstoffkonzentration auf Grund von Schwankungängen
des Subtraktions-Netzwerkes 44 auftretenden 40 gen der Hämoglobinkonzentration in der Größen-Signalen
und dem am Ausgang der Logik-Schaltung Ordnung von 10°/o.
Hierzu 4 Blatt Zeichnungen
Claims (6)
1. Verfahren zum Bestimmen der Sauerstoffsättigung
von Blut in vitro oder mittels eines in der Blutbahn oder in ein Blutgefäß eingesetzten
Katheters, bei welchem dieses abwechselnd mit ersten und zweiten elektromagnetischen Strahlungen
unterschiedlicher Wellenlänge bestrahlt wird, und dabei 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, und aus den ersten und zweiten
elektrischen Signalen eine Ausgangsanzeige für die Sauerstoffkonzentration abgeleitet wird, dadurch
gekennzeichnet, daß die ersten (/,) und zweiten (/«,) elektrischen Signale und ein
erstes Referenzsignal (K^) durch einen ersten
Satz von Abschwächungskonstanten (A1; A^ ge- ao
ändert und zu einem ersten elektrischen Ausgangssignal kombiniert werden, die ersten und
zweiten elektrischen Signale und ein zweites Referenzsignal (VR) durch einen zweiten Satz von
Abschwächungskonstanten (B1; B2) geändert und
zu einem zweiten elektrischen Ausgangssignal kombiniert werden und aus dem Verhältnis der
beiden elektrischen Ausgangssignale die Ausgangsanzeige über die Sauerstoffsättigung von
Blut bestimmt wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die elektromagnetische Strahlung mit ersten und zweiten nicht-isosbestischen
Wellenlängen erzeugt wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei welchem
die arteriell-venöse Sauerstoffdifferenz des Blutes in vitro oder mittels eines in die Blutbahn
oder ein Blutgefäß eingesetzten Katheters bestimmt wird, indem abwechselnd elektromagnetische
Strahlung mit verschiedenen Wellenlängen dem 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, dritte und vierte elektrische Signale
erzeugt werden, welche signifikant für die Intensitäten der erfaßten Strahlung bei den verschiedenen
Wellenlängen sind und durch Verknüpfung der bei den verschiedenen Wellenlängen abgeleiteten Signale die arteriell-venöse Sauer-Stoffdifferenz
des Blutes bestimmt wird, dadurch gekennzeichnet, daß die dritten und vierten elektrischen
Signale und ein erstes zusätzliches Referenzsignal durch einen dritten Satz von Abschwächungskonstanten
modifiziert werden und zu einem dritten elektrischen Ausgangssignal kombiniert werden, die dritten und vierten elektrischen
Signale und ein zusätzliches zweites Referenzsignal
durch einen vierten Satz von Abschwäciiungskonstanten
modifiziert und zu einem vierten elektrischen Ausgangssignal kombiniert werden, eine zweite Ausgangsanzeige der Sauerstoffsättigung
des untersuchten Blutes aus dem Verhältnis der dritten und vierten elektrischen Signale
erzeugt und aus der algebraischen Verknüpfung der ersten und zweiten Ausgangssignale eine Ausgangsanzeige
der arteriell-venösen Sauerstoffdifferenz des Blutes bestimmt wird.
4. Vorrichtung zum Durchführen des Verfahrens nach einem der Ansprüche i bis 3 mit Strahlungsquellen,
die in einer ausgewählten zeitlichen Reihenfolge elektromagnetische Strahlung mit
verschiedenen Wellenlängen, abgeben, einem ersten optischen Strahlengang, in welchem von
den Strahlungsquellen Strahlung auf das zu untersuchende Blut gerichtet werden kann, einer Detektoreinrichtung,
welche in einem zweiten optischen Strahlengang liegt und die Strahlung mit den verschiedenen Wellenlängen von dem untersuchten
Blut aufnimmt und elektrische Signale erzeugt, die für die Strahlungsintensitäten signifikant
sind, die bei der jeweiligen Wellenlänge von dem untersuchten Blut aufgenommen worden
sind, und einer Auswerteschaltung, die aus den ersten und zweiten Signalen eine Ausgangsanzeige
über die Sauerstoffkonzentration des Blutes ableitet, dadurch gekennzeichnet, daß eine erste
Schaltung (25, 26, 27) die elektrischen Signale (Z1, I2) und ein erstes Referenzsignal (VR) aufnimmt
und ein erstes elektrisches Ausgangssignal (33) gemäß der Kombination der elektrischen Signale
und des ersten Referenzsignals erzeugt, wobei die Signale jeweils durch einen ersten Satz
von Abschwächungskonstanten (A0, A1, A2) gewichtet
sind, eine zweite Schaltung (29, 30, 31) die elektrischen Signale und ein zweites Referenzsignal
(V R) aufnimmt und ein zweites elektrisches Ausgangssignal (34) gemäß der Kombination dieser
elektrischen Signale und des zweiten Referenzsignals erzeugt, wobei jedes Signal wahlweise
durch einen zweiten Satz von Abschwächungskonstanten (B0, B1, B,) gewichtet ist, und eine
Ausgangsschaltung (35) ein erstes Ausgangssignal abgibt, welches die Sauerstoffsättigung des untersuchten
Blutes als das Verhältnis der ersten und zweiten elektrischen Ausgangssignale von den
ersten und zweiten Schaltungen angibt.
5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Strahlungsquellen elektromagnetische
Strahlungen mit nicht-isosbestischen Wellenlängen erzeugen.
6. Vorrichtung nach Anspruch 4 oder 5 zum Bestimmen der arteriell-venösen Sauerstoffdifferenz
des Blutes in vitro oder mittels eines in die Blutbahn oder ein Blutgefäß eingesetzten Katheters
mit zusätzlichen Strahlungsquellen, die in einer ausgewählten zeitlichen Reihenfolge betätigt
werden und elektromagnetische Strahlungen mit verschiedenen Wellenlängen abgeben, und einem
dritten optischen Strahlengang, in welchem Strahlung von den zusätzlichen Strahlungsquellen auf
das untersuchte Blut gerichtet wird und einem zusätzlichen mit einem vierten optischen Strahlengang
verbundenen Detektor zur Aufnahme der Strahlungen mit den verschiedenen Wellenlängen
aus dem Blut und zur Abgabe elektrischer Signale, welche signifikant für die. Intensität der
aufgenommenen Strahlung bei der entsprechenden Wellenlänge sind, dadurch gekennzeichnet,
daß eine dritte Schaltung die zusätzlichen elektrischen Signale und ein zusätzliches Referenzsignal
zur Abgabe eines dritten elektrischen Ausgangssignals aus der Kombination der elektrischen
Signale und des zusätzlichen Referenzsignals aufnimmt, die wahlweise durch einen dritten Satz
von Abschwächungskonstanten gewichtet sind,
eine vierte Schaltung die zusätzlichen elektrischen
Signale und ein zusätzliches Referenzsignal zum
Erzeugen eines vierten elektrischen Signals aus der
Kombination der elektrischen Signale und des
zusätzlichen Referenzsignals aufnimmt, wobei die
Signale wahlweise durch einen vierten Satz von
Äbschwächungskonstanten gewichtet sind, eine
zusätzliche Ausgangsschaltung (44) ein zweites
Ausgangssignal abgibt, das die Sauerstoffsättigung
des untersuchten Blutes aus dem Verhältnis der 10 werden, die ersten und zweiten elektrischen Signale
dritten und vierten elektrischen Ausgangssignale und ein zweites Referenzsignal durch einen zweiten
von den dntten und vierten Schaltungen angibt " "
und eine Anzeige der Sauerstoffdifferenz aus der
zentration im Blut bei Berücksichtigung der diese üblicherweise beeinträchtigenden physiologischen
Parameter gemessen wird.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß bei einem Verfahren der eingangs genannten Art dadurch gelöst,
daß die ersten und zweiten elektrischen Signale und ein erstes Referenzsignal durcL einen ersten Satz
von Äbschwächungskonstanten geändert und zu einem ersten elektrischen Ausgangssignal kombiniert
Applications Claiming Priority (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US22257972A | 1972-02-01 | 1972-02-01 | |
US22257972 | 1972-02-01 | ||
US00400085A US3847483A (en) | 1972-02-01 | 1973-09-24 | Optical oximeter apparatus and method |
Publications (3)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE2304046A1 DE2304046A1 (de) | 1973-08-09 |
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Family
ID=
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
FR2173981B1 (de) | 1974-02-01 |
AU463065B2 (en) | 1975-07-17 |
DE2365342A1 (de) | 1975-02-27 |
CH593067A5 (de) | 1977-11-15 |
CA971768A (en) | 1975-07-29 |
GB1419702A (de) | 1975-12-31 |
NL7301460A (de) | 1973-08-03 |
CH563019A5 (de) | 1975-06-13 |
US3847483A (en) | 1974-11-12 |
FR2173981A1 (de) | 1973-10-12 |
DE2304046A1 (de) | 1973-08-09 |
GB1419701A (de) | 1975-12-31 |
AU5142773A (en) | 1974-08-15 |
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