DE2304046B2 - Verfahren und Vorrichtung zum Bestimmen des Sauerstoffgehaltes im Blut - Google Patents

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-

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-

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 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 V_R 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. J_u) 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-

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

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

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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.

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 A_os und V_BS 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)

Patentansprüche:

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 (V_R) 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 (V_R) 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