Verfahren zur Bestimmung des Sauerstoffsättigungsgrades des Hämoglobins
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zum Bestimmen des Sauerstoffsättigungsgrades des Hämoglobins durch Durchleuchten von durchbluteten Gewebeteilen mit Lichtstrahlen mindestens zweier Wellenlängen, die von zwei photoelektrischen Einrichtungen mit logarithmischer Abhängigkeit der Ausgangsspannung von der einfallenden Lichtintensität aufgenommen werden.
Die Erfindung betrifft weiterhin eine Einrichtung zur Durchführung dieses Verfahrens.
Es ist nun ein Zweck der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren der genannten Art zu schaffen, wobei im Gegensatz zu bisher bekanntgewordenen Verfahren die Dicke des durchleuchteten Gewebes sowie die durchstrahlte Masse des Hämoglobins wenigstens in erster Näherung kompensiert werden können, so dass das Messergebnis eine direkte Anzeige der Hämoglobinsättigung ist.
Weiterhin ist es ein Zweck der vorliegenden Erfindung, ein Verfahren der genannten Art zu schaffen, bei welchem die Sättigungswerte entsprechend der natürlichen Skala abgelesen werden können, wobei unter natürlicher Skala die Abhängigkeit des Sauerstoffgehaltes des Blutes von dem Extinktionskoeffizienten verstanden werden soll.
Weiterhin ist es ein Zweck der Erfindung, eine Einrichtung zur Durchführung des Verfahrens zu schaffen, wobei die Messwerte kontinuierlich aufgezeichnet werden können.
Das Verfahren gemäss der vorliegenden Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, dass mittels eines Spannungsteilers durch Nullabgleich das Verhältnis der Ausgangsspannungen der beiden photoelektrischen Einrichtungen bestimmt und der Sättigungsgrad des Hämoglobins aus diesem Verhältnis ermittelt wird.
Die Erfindung soll anschliessend anhand der beiliegenden Zeichnung beispielsweise näher erläutert werden, wobei darstellen :
Fig. 1 die Versuchsanordnung in schematischer Darstellung,
Fig. 2 in graphischer Darstellung die Abhängig- keit des Extinktions-bzw. Schwächungskoeffizienten von der Wellenlänge der verwendeten Lichtstrahlen, bei 100 /oig gesättigtem Hämoglobin und reduziertem Hämoglobin,
Fig. 3 in schematischer Darstellung eine Einrichtung zur Bestimmung des Hämoglobingehaltes mit Abgleich von Hand,
Fig. 4 und 5 je eine Einrichtung zur Bestimmung des Hämoglobingehaltes mit automatischem Abgleich.
Fig. 1 zeigt eine Vorrichtung in schematischer Darstellung zur Bestimmung des Hämoglobingehal- tes. Mit 1 ist ein durchblutetes Gewebeteil, beispielsweise das Ohrläppchen, bezeichnet, welches von dem Licht einer Lichtquelle 2 beispielsweise einer Glüh- lampe durchstrahlt wird. Zur Aufnahme der Strahlen sind zwei photoelektrische Einrichtungen vorgesehen, bei denen die abgegebene Leerlaufspannung eine logarithmische Funktion in Intensität des auftreffenden Lichtes ist. Als photoelektrische Einrichtungen 3 und 4 eignen sich daher beispielsweise Photoelemente oder andere lichtempfindliche Einrichtungen, die gegebenenfalls über eine Kunstschaltung ein Signal abgeben, welches die erwähnte logarithmische Funktion bezüglich der Lichtintensität darstellt.
Da die beiden Photoelemente 3 und 4 eine Spannung abgeben sollen, die der Intensität je eines bestimmten unterschiedlichen Spektralbereiches entsprechen soll, sind Filter 5 und 6 vorgesehen, die nur Strahlen dieser Wellenlängenbereiche durchlas sen. Die beiden Wellenlängen bzw. Wellenlängen- bereiche müssen bezüglich des Hämoglobins bei praktisch aIlen Sättigungsgraden einen unterschied- lichen Extinktionskoeffizienten aufweisen. Es sei an dieser Stelle angemerkt, dass die Filter selbstver ständlich auch zwischen dem Ohrläppchen 1 und der Lichtquelle 2 vorgesehen sein können.
Weiterhin können die Photoelemente auch ineinander angeordnet werden, wobei einzelne photoempfindliche Flächen der Photoelemente 3 und die restlichen photoempfindlichen Flächen der Photoelemente 4 zugeordnet sind. Bei dieser Ausführungsform sind vorzugsweise die photosensitiven Schichten selbst wel lenlängenabhängig.
Zur Erläuterung der an die Photoelemente 3 und 4 angeschlossenen Schaltungen ist zunächst auf die Funktionsweise des Messprinzipes einzugehen.
Für die Theorie der Oxymeter kann die Gültigkeit des Lambert-Beerschen Gesetzes vorausgesetzt werden, welches wie folgt dargestellt werden kann : ¯kCd
I= Ioe Hierbei ist lo die Intensität des von der Lichtquelle 2 abgegebenen Lichtes, I die Intensität des auf die Photozelle auftreffenden Lichtes, d die durchdrungene Gewebedicke, C die gesamte Hämoglobinkonzentra- tion und k der Extinktionskoeffizient des Hämo- globingemisches. Das Hämoglobingemisch setzt sich zusammen aus Oxyhämoglobin bzw. gesättigtem Hämoglobin und reduziertem Hämoglobin.
Der Ausdruck kC setzt sich somit wie folgt zusammen : kC = koCo T krCr (2) wobei ko, Co dem Oxyhämoglobin entsprechen und kr, Cr dem reduzierten Hämoglobin.
Nach der Gleichung (1) ist die Grösse I von dem Wert dC, das heisst von dem Blutgehalt im durchleuchteten Gewebe abhängig. Diese Abhängigkeit muss jedoch kompensiert werden, da die Menge des in dem Gewebe vorhandenen Blutes das Messergebnis bezüglich der Sättigung des Hämoglobins nicht beeinflussen darf. Um diese Kompensation vorzunehmen, werden nun bei zwei verschiedenen Wellenlängen Messungen mittels photoelektrischer Einrichtungen vorgenommen, wobei diese Einrichtungen eine logarithmische Abhängigkeit der Spannung von dem einfallenden Licht aufweisen.
Es ergeben sich somit die beiden folgenden Beziehungen : V1 = log 11 (3a)
V = log I2 (3b) wobei V1 und V2 die Spannung der photoelektrischen Einrichtungen bei den Intensitäten li und Io bei den Wellenlängen 21 und 22 ist. Durch Multiplikation mit der Verhältniszahl S ergibt sich die Formel 3b zu SV2=, 5 log 1 (3bt)
Zur Kompensation werden die beiden Spannungen voneinander subtrahiert, so dass sich die folgende Beziehung ergibt :
vi ¯SV2 = log I,-S log I,- (log IOl-S log 1U2)- (kl-Sk,) Cd (4)
Eine Kompensation ist nur dann gegeben, wenn der Klammerausdruck (k-Sk. l) = 0, da dann der Wert von Ccl keinen Einfluss mehr auf das Messergeb- nis ausüben kann. Mit anderen Worten bedeutet dies, dass der Ausdruck S bzw. der Multiplikationsfaktor, mit dem die Spannung V"multipliziert wird, so lange variiert wird, bis kl = 57 wird.
Um dies zu erreichen, wird beispielsweise an das eine Photoelement ein Spannungsteiler angeschlossen, mittels welchem die an dem Angriff erscheinende Spannung so lange variiert wird, bis diese Spannung gleich der Spannung ist, welche am zweiten Photoelement erscheint.
Fig. 2 zeigt den Verlauf des Extinktionskoeffi- zienten in Abhängigkeit der WellenlÅange A bei reduziertem Hämoglobin (Kurve A) und bei Oxyhämoglobin (Kurve B). Die beiden Kurven schneiden sich im Punkt C, dem sogenannten isosbestischen Punkt. Vorzugsweise wird die Ansprechwellenlänge eines Photoelementes durch entsprechende Wahl des vorgeschalteten Filters in diesen isobestischen Punkt gelegt (A2), während die andere Wellenlänge von dem isosbestischen Punkt aus gesehen vorzugsweise in den kurzwelligeren Bereich gelegt wird (iS1).
Sämt- liche Kurven, die einem praktischen, vorkommenden Sättigungsgrad des Hämoglobins entsprechen, liegen zwischen den Kurven A (reduzgertes Hämoglobin) und der Kurve B (Oxyhämogiobiil). Ist nun S gemäss der Formel (4) so gewählt, dass der Klammerausdruck (k,-Sks) Null wird, lässt sich ki zufolge des Be kanntseins von k2 oder durch Eichungen bzw. Vergleichsmessungen bestimmen, was auf der Geraden der Wellenlänge 1 (Fig. 2) ohne weiteres den Sätti- gungsgrad festzulegen gestattet.
Lediglich beispielshalber sei angeführt, dass, wie in Fig. 2 ersichtlich, ein Wert von ki = 2 einem Sättigungsgrad von 60'!'o zugeordnet sein kann.
Fig. 3 zeigt eine Einrichtung zur Durchführung der beschriebenen Messung, wobei die Photoelemente wiederum mit 3 und 4 bezeichnet sind. Da wie aus der Formel 4 zu ersehen ist, die beiden Spannungen V, und V2, die an den Photoelementen 3 und 4 erscheinen, voneinander subtrahiert werden müssen, sind die beiden Photoelemente entgegengesetzt gepolt. wie dies den eingezeichneten Vorzeichen entspricht. Parallel zu den Photoelementen 4 liegt ein die Widerstände 10 und 11 enthaltender fester Spannungsteiler und parallel zu den Photoelementen 3 ein veränderlicher Spannungsteiler in Form eines Potentiometers 12. An den Abgriffen der beiden Spannungsteiler erscheint somit eine Spannung, die durch einen Verstärker 13 verstärkt wird.
Es ist ohne weiteres zu ersehen, dass der Wert S durch Verstellen des Potentiometers 12 variiert werden kann.
An dem Ausgang des Verstärkers 13 ist eine Kathodenstrahlröhre 14 angeschlossen. Es sei an dieser Stelle erwähnt, dass das Blut in dem durch geleuchteten Gewebestück 1 pulsiert, so dass der Spannungswert (Vt-SV2) ebenfalls im Rhythmus des Herzschlages Amplitudenänderungen unterworfen ist. Diese Amplitudenänderungen treten jedoch nur auf, wenn am Eingang des Verstärkers 13 eine Spannung erscheint, das heisst wenn V3 7 52 ; diese Änderungen sind dann auf dem Schirm der Katho denstrahlröhre 14 sichtbar. Das Potentiometer 12 wird nun bei der Durchführung der Messung so lange verstellt, bis auf dem Schirm der Kathodenstrahlröhre 14 keinerlei zeitliche Abhängigkeit mehr erkennbar ist.
Ist ein derartiger Abgleich des Potentiometers 12 erreicht, ist der Klammerausdruck (k-Sk2) = 0.
Der Hämoglobingehalt kann nun beispielsweise an einem Zeiger, der mit dem Abgriff des Potentio- meters 12 verbunden ist, ohne weiteres abgelesen werden.
Es ist noch darauf hinzuweisen, dass an den Verstärker 13 keine hohen Anforderungen gestellt werden müssen, da es beispielsweise ausreichend ist, wenn nur eine Wechselstromkomponente des Pulses, beispielsweise eine Oberwelle, zu der Kathoden strahlröhre 14 gelangt. Es ist nicht erforderlich, dal3 die auf dem Schirm erscheinende Spannung genau der Pulswelle entspricht.
Fig. 4 zeigt eine Ausführungsform, bei welcher die beiden, wieder mit 3 und 4 bezeichneten Photoelemente über je einen Verstärker 16,17 mit je einem Gleichrichter 18 und 19 verbunden sind. Bei dieser Ausführungsform ist es erforderlich, dass die beiden Verstärker 16 und 17 mit einem weitgehend konstanten Verstärkungsfaktor verstärken. Die Ausgänge sind wie dargestellt über ein Potentiometer 20 miteinander verbunden, wobei dieses Potentiometer so eingestellt werden kann, dass zwischen dessen Abgriff 21 und der Verbindungsleitung 22 zwischen zwei Ausgangsklemmen beider Gleichrichter 18 und 19 entgegengesetzter Polarität keine Spannung mehr erscheint. Zur automatischen Erzeugung dieses Nullausgleiches sind die Leitungen 21 und 22 mit einem Verstärker 23 verbunden, an dessen Ausgang ein Servomotor 24 angeschlossen ist.
Dieser Servomotor betätigt, wie bei 25 angedeutet, auf mechnischem Wege das Potentiometer 20. Die Anordnung ist dabei so getroffen, dass der Servomotor den Abgriff des Potentiometers derart verstellt, dass am Ausgang des Verstärkers 23 praktisch keine Spannung mehr erscheint. Wie oben ausgeführt, entspricht dies dem Kriterium des genauen Abgleiches ; die nun erreichte Stellung des Abgriffes des Potentiometers 20 ist eine Anzeige für den tatsächlichen Hämoglobinsättigungs- grad des Blutes in dem durchleuchteten Gewebe.
Mit der Einrichtung der Fig. 4 kann auch eine Schreibvorrichtung verbunden sein, die irgendwelche Änderungen des Sättigungsgrades kontinuierlich aufzeichnet. Zu diesem Zweck kann beispielsweise eine schematisch bei 27 gezeigte Papiertransportvorrichtung vorgesehen sein, auf der eine Schreibvorrichtung hin und her bewegt wird, wie dies bei 28 schematisch angedeutet ist. Der Schreibstift wird dabei von dem Servomotor 24 in gleicher Weise gesteuert wie der Abgriff des Potentiometers 20.
Wie bereits ausgeführt, ist es bei der Ausfüh- rungsform der Fig. 4 erforderlich, dass die beiden Verstärker 16 und 17 mit sehr konstantem Verstär- kungsgrad verstärken. Zur Vermeidung dieses Nachteiles ist bei der Ausführungsform einer Messeinrich- tung gemäss Fig. 5 der Verstärker an die Ausgangsseite des Spannungsteilers angeschlossen. Die wiederum mit 3 und 4 bezeichneten Photoelemente sind je über einen Kondensator 30 bzw. 31 mit einem Gleichrichter 32 bzw. 33 verbunden. Die Ausgänge der Gleichrichter 32 bzw. 33 sind in gleicher Weise wie in dem Ausführungsbeispiel der Fig. 4 mit einem hier mit 34 bezeichneten Potentiometer als Span nungsteiler verbunden.
An den Spannungsteiler 34 ist zunächst ein Zerhacker 35 angeschlossen, welcher die ankommende Gleichspannung zur Erleichterung der Verstärkung in dem nachfolgenden Verstärker 36 in Impulse umwandelt. Der Verstärker 36 ist dann als Wechselstromverstärker ausgebildet und steuert in gleicher Weise wie bei der Ausführungs- form der Fig. 4 einen Servomotor 37, der einerseits das Potentiometer 34 derart einstellt, dass die Spannung mit Ausgang des Verstärkers 36 ein Minimum erreicht und gegebenenfalls gleichzeitig eine hier mit 38 bezeichnete Schreibvorrichtung steuert.
Method for determining the degree of oxygen saturation in hemoglobin
The present invention relates to a method for determining the degree of oxygen saturation of hemoglobin by X-raying perfused tissue with light beams of at least two wavelengths, which are recorded by two photoelectric devices with a logarithmic dependence of the output voltage on the incident light intensity.
The invention also relates to a device for carrying out this method.
It is now an aim of the present invention to create a method of the type mentioned, in which, in contrast to previously known methods, the thickness of the transilluminated tissue and the transilluminated mass of hemoglobin can be compensated at least as a first approximation, so that the measurement result is a direct display the hemoglobin saturation is.
Another purpose of the present invention is to create a method of the type mentioned in which the saturation values can be read off according to the natural scale, the natural scale being understood to mean the dependence of the oxygen content of the blood on the extinction coefficient.
Another purpose of the invention is to create a device for carrying out the method, it being possible for the measured values to be recorded continuously.
The method according to the present invention is characterized in that the ratio of the output voltages of the two photoelectric devices is determined by means of a voltage divider by zero adjustment and the degree of saturation of the hemoglobin is determined from this ratio.
The invention will then be explained in more detail with reference to the accompanying drawing, for example, where:
Fig. 1 the test arrangement in a schematic representation,
FIG. 2 graphically shows the dependence of the extinction or. Attenuation coefficients of the wavelength of the light rays used, with 100% saturated hemoglobin and reduced hemoglobin,
3 shows a schematic representation of a device for determining the hemoglobin content with manual adjustment,
4 and 5 each show a device for determining the hemoglobin content with automatic adjustment.
1 shows a device in a schematic representation for determining the hemoglobin content. 1 denotes a tissue part through which blood is supplied, for example the earlobe, through which the light from a light source 2, for example an incandescent lamp, shines through. Two photoelectric devices are provided for receiving the rays, in which the emitted open circuit voltage is a logarithmic function of the intensity of the incident light. Suitable photoelectric devices 3 and 4 are therefore, for example, photo elements or other light-sensitive devices which, if necessary, emit a signal via an artificial circuit which represents the mentioned logarithmic function with respect to the light intensity.
Since the two photo elements 3 and 4 should emit a voltage that should correspond to the intensity of a certain different spectral range, filters 5 and 6 are provided that only pass rays of these wavelength ranges. The two wavelengths or wavelength ranges must have a different extinction coefficient with regard to hemoglobin at practically all degrees of saturation. It should be noted at this point that the filters can of course also be provided between the earlobe 1 and the light source 2.
Furthermore, the photo elements can also be arranged one inside the other, with individual photosensitive areas of the photo elements 3 and the remaining photosensitive areas of the photo elements 4 being assigned. In this embodiment, the photosensitive layers themselves are preferably wavelength-dependent.
To explain the circuits connected to the photo elements 3 and 4, the functioning of the measuring principle must first be discussed.
For the theory of the oximeter the validity of the Lambert-Beer law can be assumed, which can be represented as follows: ¯kCd
I = Ioe where lo is the intensity of the light emitted by the light source 2, I the intensity of the light striking the photocell, d the penetrated tissue thickness, C the total hemoglobin concentration and k the extinction coefficient of the hemoglobin mixture. The hemoglobin mixture consists of oxyhemoglobin or saturated hemoglobin and reduced hemoglobin.
The expression kC is thus composed as follows: kC = koCo T krCr (2) where ko, Co correspond to the oxyhemoglobin and kr, Cr to the reduced hemoglobin.
According to equation (1), variable I is dependent on the value dC, that is to say on the blood content in the X-rayed tissue. However, this dependency must be compensated for, since the amount of blood present in the tissue must not influence the measurement result with regard to the saturation of the hemoglobin. In order to undertake this compensation, measurements are now carried out by means of photoelectric devices at two different wavelengths, these devices having a logarithmic dependence of the voltage on the incident light.
This results in the following two relationships: V1 = log 11 (3a)
V = log I2 (3b) where V1 and V2 are the voltage of the photoelectric devices at intensities li and Io at wavelengths 21 and 22. Multiplication with the ratio S gives the formula 3b to SV2 =, 5 log 1 (3bt)
To compensate, the two voltages are subtracted from each other so that the following relationship results:
vi ¯SV2 = log I, -S log I, - (log IOl-S log 1U2) - (kl-Sk,) Cd (4)
Compensation is only given if the expression in brackets (k-Sk. L) = 0, since then the value of Ccl can no longer exert any influence on the measurement result. In other words, this means that the expression S or the multiplication factor by which the voltage V ″ is multiplied is varied until kl = 57.
To achieve this, a voltage divider is connected, for example, to one photo element, by means of which the voltage appearing at the attack is varied until this voltage is equal to the voltage which appears at the second photo element.
2 shows the course of the extinction coefficient as a function of the wavelength A with reduced hemoglobin (curve A) and with oxyhemoglobin (curve B). The two curves intersect at point C, the so-called isosbestic point. The response wavelength of a photo element is preferably placed in this isosbestic point by appropriate selection of the upstream filter (A2), while the other wavelength, viewed from the isosbestic point, is preferably placed in the shorter-wave range (iS1).
All curves which correspond to a practical, occurring degree of saturation of the hemoglobin lie between curve A (reduced hemoglobin) and curve B (oxyhemoglobin). If S is now selected according to formula (4) in such a way that the expression in brackets (k, -Sks) becomes zero, ki can be determined based on the knowledge of k2 or by calibrations or comparative measurements, which is on the straight line of wavelength 1 (Fig 2) allows the degree of saturation to be determined without further ado.
Merely by way of example it should be mentioned that, as can be seen in FIG. 2, a value of ki = 2 can be assigned to a degree of saturation of 60 '!' O.
FIG. 3 shows a device for performing the measurement described, the photo elements again being designated by 3 and 4. Since, as can be seen from formula 4, the two voltages V, and V2, which appear at photo elements 3 and 4, have to be subtracted from one another, the two photo elements are polarized in opposite directions. as this corresponds to the signs shown. A fixed voltage divider containing the resistors 10 and 11 is located parallel to the photo elements 4 and a variable voltage divider in the form of a potentiometer 12 is parallel to the photo elements 3. A voltage thus appears at the taps of the two voltage dividers and is amplified by an amplifier 13.
It can readily be seen that the value S can be varied by adjusting the potentiometer 12.
A cathode ray tube 14 is connected to the output of the amplifier 13. It should be mentioned at this point that the blood in the illuminated piece of tissue 1 pulsates, so that the voltage value (Vt-SV2) is also subject to amplitude changes in the rhythm of the heartbeat. However, these changes in amplitude only occur when a voltage appears at the input of the amplifier 13, that is to say when V3 7 52; these changes are then visible on the screen of the cathode ray tube 14. While the measurement is being carried out, the potentiometer 12 is adjusted until the screen of the cathode ray tube 14 no longer shows any time dependency.
If such an adjustment of the potentiometer 12 has been achieved, the expression in brackets (k-Sk2) = 0.
The hemoglobin content can now easily be read off, for example, on a pointer which is connected to the tap of the potentiometer 12.
It should also be pointed out that the amplifier 13 does not have to meet high requirements, since it is sufficient, for example, if only an alternating current component of the pulse, for example a harmonic, reaches the cathode ray tube 14. It is not necessary that the voltage appearing on the screen correspond exactly to the pulse wave.
Fig. 4 shows an embodiment in which the two photo elements, again designated by 3 and 4, are each connected to a rectifier 18 and 19 via an amplifier 16, 17 each. In this embodiment, it is necessary that the two amplifiers 16 and 17 amplify with a largely constant gain factor. The outputs are connected to one another via a potentiometer 20, as shown, whereby this potentiometer can be set so that no voltage appears between its tap 21 and the connecting line 22 between two output terminals of both rectifiers 18 and 19 of opposite polarity. For the automatic generation of this zero compensation, the lines 21 and 22 are connected to an amplifier 23, to the output of which a servomotor 24 is connected.
This servomotor, as indicated at 25, mechanically actuates the potentiometer 20. The arrangement is such that the servomotor adjusts the tap of the potentiometer in such a way that practically no voltage appears at the output of the amplifier 23. As stated above, this corresponds to the criterion of precise matching; the position of the tap of potentiometer 20 now reached is an indication of the actual degree of hemoglobin saturation of the blood in the X-rayed tissue.
The device of FIG. 4 can also be connected to a writing device which continuously records any changes in the degree of saturation. For this purpose, for example, a paper transport device, shown schematically at 27, can be provided on which a writing device is moved back and forth, as is indicated schematically at 28. The pen is controlled by the servomotor 24 in the same way as the tap of the potentiometer 20.
As already stated, in the embodiment of FIG. 4 it is necessary for the two amplifiers 16 and 17 to amplify with a very constant gain. To avoid this disadvantage, in the embodiment of a measuring device according to FIG. 5, the amplifier is connected to the output side of the voltage divider. The photo elements, again labeled 3 and 4, are each connected to a rectifier 32 and 33 via a capacitor 30 and 31, respectively. The outputs of the rectifiers 32 and 33 are connected in the same way as in the exemplary embodiment of FIG. 4 to a potentiometer, denoted here by 34, as a voltage divider.
A chopper 35 is first connected to the voltage divider 34 and converts the incoming DC voltage into pulses to facilitate amplification in the subsequent amplifier 36. The amplifier 36 is then designed as an alternating current amplifier and controls a servomotor 37 in the same way as in the embodiment of FIG here with 38 designated writing device controls.