CH636516A5

CH636516A5 - Vorrichtung zur transcutanen bestimmung der perfusionseffizienz.

Info

Publication number: CH636516A5
Application number: CH886078A
Authority: CH
Inventors: Dietrich Werner Prof Luebbers; Albert Prof Dr Med Huch; Renate Dr Med Huch-Gutzeit
Original assignee: Max Planck Gesellschaft
Priority date: 1977-08-22
Filing date: 1978-08-21
Publication date: 1983-06-15
Also published as: DE2737709A1; AT382243B; US4230122A; ATA611278A; DE2737709C3; DE2737709B2

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur transcutanen Bestimmung der Perfusionseffizienz in mit Blut versorgtem Gewebe, mit mindestens einer Messsonde zur Messung der Konzentration einer durch Perfusion transportierten Substanz und mindestens einer Messsonde zur Bestimmung der Perfusion.

Bei Vorrichtungen der beschriebenen Art ist es häufig erforderlich, den maximalen Grenzfall der Perfusionseffizienz, also den Fall festzustellen, in dem die arterielle und die transcutane Konzentration des zu messenden Indikators übereinstimmen.

Ist nämlich die Versorgung des durch Kapillaren versorgten Gewebes mit der Indikatorsubstanz so gering, dass sich kein perfusionsunabhängiges Indikatorfeld ausbildet, dann ist auch die transcutane Messung der arteriellen Konzentration des Indikators nicht mehr möglich, weil nur noch ein Teil der Indikatorkonzentration die Oberfläche erreicht.

Ein solcher kritischer Fall ist messtechnisch dadurch festzustellen, dass bei Perfusionsänderungen gleichzeitig auch parallele Änderungen der Indikatorkonzentration trans-cutan angezeigt werden.

Im minimalen Grenzfall hingegen verschwindet die Perfusion, während im maximalen Grenzfall die Indikatorkonzentration unabhängig von der Perfusion ist.

Eine Perfusionseffizienz unterhalb des maximalen Grenzfalls ist auch pathophysiologisch bedeutungsvoll.

Nachdem nun Vorrichtungen der beschriebenen Art häufig bei der Intensivüberwachung von Patienten eingesetzt werden, ist es, besonders bei langen Überwachungszeiten, beschwerlich, die Perfusionseffizienz direkt zu beobachten, da ja nur Änderungen, und zwar parallele Änderungen der beiden die Perfusionseffizienz bestimmenden Parameter, kritische Zustände signalisieren und deshalb Gegenmassnah-men auslösen sollten.

Erfindungsgemäss sind deshalb die von der Messsonde zur Messung der Perfusion und von der Messsonde zur Bestimmung der Konzentration ausgehenden Signale einem Signaländerungen feststellenden elektronischen Prozessor zugeführt, der einen Alarmgeber auslöst, wenn die zeitliche Signaländerung eine dem Prozessor vorgegebene Änderungsgrenze übersteigt.

Der Vorteil der Anordnung besteht darin, dass nunmehr die individuelle Überwachung eines Patienten vereinfacht ist, ohne dass kritische Zustände der Gesamtversorgung übersehen werden, und dass auch in den Fällen, in denen beispielsweise Sauerstoff experimentell gemessen werden soll, eine Kontrolle darüber möglich ist, ob die physiologischen Bedingungen zur Durchführung einer transcutanen Messung der arteriellen Indikatorkonzentration gegeben sind.

In einer besonders einfachen Ausführungsform kann der elektronische Prozessor einen Funktionsverstärker aufweisen, der aus dem Perfusionssignal und dem Konzentrationssignal ein Produkt bildet, wobei der Ausgang des Funktionsverstärkers durch einen Taktgeber auf zwei um 180° phasenverschoben angesteuerte Speicher geschaltet werden kann, deren Ausgänge über einen Komparator mit einem Schwellenwertschalter verbunden sind, der den Alarmgeber schaltet. Mit dieser einfachen Ausführungsform ist eine grobe Kontrolle der Perfusionseffizienz möglich. Sie schaltet aber bereits dann auf Alarm, wenn eine starke Änderung nur eines der Parameter erfolgt, was aber meist noch keinen kritischen Zustand darstellt.

Zur Erhöhung der Schaltgenauigkeit kann der Prozessor je einen Kanal für die die Perfusionseffizienz bestimmenden Messgrössen aufweisen, in denen die zeitlichen Differenzenquotienten der Messgrössen bestimmbar sind, wobei der dem Vorzeichen des Differenzenquotienten entsprechende Schaltzustand aus den beiden Kanälen je einem UND-Gatter zugeführt ist, deren Ausgänge über ein ODER-Gatter auf den Alarmgeber wirken. Der Vorteil dieser Anordnung besteht darin, dass jetzt nur noch bei parallelen Änderungen der beiden Messgrössen Alarm ausgelöst wird.

In Weiterentwicklung können der Perfusionskanal und der Konzentrationskanal je einen einstellbaren Verstärker aufweisen, dessen Ausgang mit einem von einem nach der Frequenz einstellbaren Taktgeber gesteuerten Integrator verbunden ist, dessen Ausgang mit einem einstellbaren Schwellenwertschalter verbunden ist. Der Ausgang des Schwellenwertschalters kann dann mit einem getakteten Analog/Digital-Wandler verbunden sein, dessen nach der Frequenz einstellbarer zweiter Taktgeber mit der vollen Arbeitsfrequenz den Analog/Digital-Wandler mit dem Schwellenwertschalter verbinden, mit der halben Arbeitsfrequenz einen ersten Speicher und mit der halben, um 180° phasenverschobenen Arbeitsfrequenz einen zweiten Speicher mit dem Ausgang des Analog/Digital-Wandlers verbinden kann. Ein Komparator kann dabei mit dem Ausgang des ersten und zweiten Speichers verbunden sein, und der Ausgang des Komparators sowohl für negatives als auch für positives Vorzeichen jedes der beiden Kanäle kann mit jeweils einem der beiden UND-Gatter verbunden sein.

In dieser Ausführungsform ist vor allem eine Optimierung des Signal-Rausch-Verhältnisses für die Schaltung vermittels der Einstellung des erstgenannten Taktgebers möglich.

Zwischen den Ausgängen des Komparators und den Eingängen der UND-Gatter können monostabile Vibratoren mit einstellbarer Schaltzeit vorgesehen sein, um Verzögerungen bei Änderungen der Messsignale auszugleichen.

Eine andere Weiterentwicklung dieser Ausführungsform, bei der der Nullausgang des Komparators des Perfusionskanals und der Minusausgang des Komparators des Konzentrationskanals über ein weiteres UND-Gatter mit dem ODER-Gatter verbunden sind, hat besonders dann Bedeutung, wenn die Sauerstoffversorgung bei voller Perfusion, beispielsweise durch Störungen im kleinen Kreislauf, nicht mehr aufrechterhalten werden kann.

Weiterhin ist es von Vorteil, wenn zwischen dem ODER-Gatter und dem Alarmgeber ein Integrator angeordnet ist, weil dadurch zu frühe Alarmauslösungen, insbesondere bei normalen Anpassungsschwankungen, beispielsweise bei physiologischen Experimenten, vermieden werden können.

Ein einfaches Verfahren zur Erzeugung von Perfusions-änderungen besteht darin, dass die Perfusionsmesssonden mit einem Druck von mindestens 1 g/cm2 auf das Gewebe aufgepresst ist. Dieser Druck kann durch ein wärmeisoliertes Gewicht oder durch Federn oder durch einen anderen Druckgeber erzeugt werden. Dabei werden die Kapillaren abgepresst und somit die Perfusion verringert oder unterbunden. Von besonderem Vorteil ist es, wenn der Druck ent5

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weder durch einen hydraulisch oder auch durch einen durch Gasdruck betätigbaren Druckgeber aufbringbar ist, weil dadurch eine selbsttätige Steuerung von induzierten Perfusionsänderungen, beispielsweise durch eine von einem zusätzlichen Taktgeber getaktete Pumpe ermöglicht ist. Dadurch kann eine periodische Kontrolle des Gesamtversor-gungsstatus bei Patienten sehr vereinfacht werden.

Eine weitere Verbesserung der Vorrichtung lässt sich erreichen, wenn ein anderer Taktgeber die Temperatur der Perfusionsmesssonde abwechselnd auf die Temperatur des Körperkerns und auf eine Temperatur von etwa 43 °C einstellt, wobei die Konzentrationsmessung nur bei Vorliegen der Körperkerntemperatur ausführbar ist, weil dann nämlich die Überschusshyperämisierung aus dem Intervall der höheren Temperatur einerseits dafür sorgt, dass der maximale Grenzfall der Perfusion vorliegt, anderseits der Sauer-stoffpartialdruck ungestört ist und demjenigen bei Körperkerntemperatur entspricht. Um die Totzeiten für die Messung während der Aufheizung zu vermeiden, können zwei Perfusionssonden von dem Taktgeber abwechselnd auf die Körperkerntemperatur und auf eine Temperatur von etwa 43 °C eingestellt werden und kann dann die Konzentrationsmessung durch jeweils diejenige Konzentrationsmesssonde vorgenommen werden, deren Temperatur die Körperkerntemperatur ist.

Mittels eines an einem Nullausgang des Komparators des Konzentrationskanals liegenden Schalters kann eine zusätzliche Sauerstoffmesssonde mit eine.m solchen Diffusionswiderstand der Membran einschaltbar sein, der gross ist gegen den Diffusionswiderstand der Haut, weil dadurch eine sehr genaue, beziehungsweise eine absolute Bestimmung der Sauerstoffkonzentration möglich ist.

In einer besonderen Ausführungsform ist nicht nur eine einzige Konzentrationsmessonde verwendet, sondern ist die Konzentration mehrerer Indikatoren durch mehrere Konzentrationsmesssonden gleichzeitig messbar, wobei die Ausgänge von den Konzentrationsmesssonden zugeordneten Prozessoren über ein ODER-Gatter dem Alarmgeber zugeführt sind. Mit dieser Ausführungsform kann beispielsweise gleichzeitig die 02-Konzentration und die C02-Konzentra-tion überwacht und damit noch genauer der Status von Intensivpatienten kontrolliert werden.

Von Vorteil ist es dabei, wenn die Konzentrationsmesssonden in einem Messkopf angeordnet sind.

Um die Temperaturabhängigkeit der Indikatorkonzentration zu eliminieren, kann vorteilhaft durch einen Temperaturfühler ein variabler Verstärker derart verstellt werden, dass die Temperaturabhängigkeit gerade ausgeglichen ist. Dadurch können die Schaltbedingungen für den elektronischen Prozessor verbessert werden.

Es kann weiterhin eine Verbesserung der Schaltgenauigkeit erreicht werden, wenn die Konzentration weiterer Indikatoren durch weitere Konzentrationsmesssonden gleichzeitig messbar ist, die Konzentrationsmesssonden mit einem Funktionsverstärker verbunden sind, der in bekannter Weise aus den Indikatorkonzentrationen eine weitere physiologische Grösse ermittelt, und die weitere physiologische Grösse dem elektronischen Prozessor zugeführt ist.

In den Zeichnungen sind weitere Einzelheiten von Ausführungsbeispielen der Erfindung dargestellt. Es zeigen:

Fig. 1 eine Vorrichtung nach einem Ausführungsbeispiel der Erfindung,

Fig. 2 eine besonders einfache Ausführung eines Prozessors der Vorrichtung,

Fig. 3 eine Ausführungsform für genauere Schaltungen, Fig. 4 eine besonders genau arbeitende Schaltung, Fig. 5 eine Einrichtung zur Induzierung von Perfusionsänderungen,

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Fig. 6 eine Vorrichtung mit variabler Temperatur des Perfusionsmesskopfes,

Fig. 7 eine Vorrichtung mit alternativ geschalteten, variablen Perfusionsmessköpfen,

s Fig. 8 eine Vorrichtung mit zwei Konzentrationsmesssonden,

Fig. 9 eine Vorrichtung mit mehrere Konzentrationsmesssonden enthaltendem Messkopf und einem Funktionsverstärker und io Fig. 10 eine Vorrichtung mit Temperaturausgleich.

Gemäss Fig. 1 besitzt ein Messkopf A eine Messsonde 1 zur Bestimmung der Perfusion und eine Messsonde 2 zur Bestimmung der Konzentration. Dabei kann die Messsonde 2 zur Bestimmung der Konzentration sowohl innerhalb als 15 auch ausserhalb der Messsonde 1 zur Bestimmung der Perfusion angeordnet sein. Die Signale der Messsonden 1 und 2 werden einem elektronischen Prozessor P zugeführt, der ein Ausgangssignal abgibt, wenn sich die Signale derart stark ändern, dass eine im Prozessor eingestellte Änderungsgrenze 20 überschritten wird. Das Ausgangssignal des Prozessors P löst sodann einen Alarmgeber 7 aus. Da parallele Änderungen der beiden Signale den Zustand der Unterversorgung des perfundierten Gewebes charakterisieren, kann durch die Vorrichtung einmal dieser kritische Zustand angezeigt wer-25 den. Zum anderen kann, wenn lediglich eine Konzentrationsmessung vorgenommen werden soll, durch dieses Ausgangssignal gegebenenfalls daraufhingewiesen werden, dass aufgrund eines zu hohen relativen Verbrauchs im Gewebe die wahre Konzentration nicht mehr gemessen werden kann. 30 Den Aufbau des Prozessors P zeigt schematisch in einer einfachen Ausführung Fig. 2. Die Signale der Messsonden 1 und 2 sind einem Funktionsverstärker Ft zugeführt, der die beiden Grössen selbst oder Funktionen dieser Grösse zu einer dritten Funktion verbindet. Diese kann beispielsweise 35 ein Produkt oder eine Exponentialfunktion oder eine der bekannten nomografischen Funktionen sein. Die Funktion muss nur die Bedingung erfüllen, dass dann, wenn die Konzentration eine Funktion der Perfusion ist, ein möglichst hohes Signal entsteht. Dadurch führt beispielsweise eine schwa-4o che parallele Änderung bei beiden Signalen zu einem gut unterscheidbaren Signal zur Auslösung des Alarmgebers 7. Dazu wird das Ausgangssignal des Funktionsverstärkers Ft zwei Speichern 1400 und 1401 zugeführt, die, durch einen Taktgeber 1402 gesteuert, nacheinander den Wert am Aus-45 gang des Funktionsverstärkers speichern. Ein Komparator 1500 bildet daraus die Differenz, ein Schwellenwertschalter 1600 filtert schwache Änderungen aus. Überschreitet eine Änderung, also ein Differenzenwert, der am Ausgang des Komparators 1500 steht, den im Schwellenwertschalter 1600 so vorgegebenen Schwellenwert, dann löst dieses Signal den Alarmgeber 7 aus.

Die Anordnung ist nur für eine grobe Überwachung geeignet, weil sie nicht genau unterscheiden kann, ob ein hohes Signal aus den kleinen Änderungen zweier Signale oder der 55 grossen Änderung eines der Signale bei konstantem zweitem Signal entstanden ist.

Eine solche Unterscheidung ist mit einer Anordnung nach Fig. 3 möglich. Hier wird aus den Signalen der Sonden 1 und 2 der Differenzenquotient in zwei Differenzenquotien-60 tenbildnern Dj und D2 für den Perfusionskanal und den Konzentrationskanal unabhängig voneinander gebildet und vom Ausgang für positives Vorzeichen D10 bzw. D20 einem UND-Gatter 1070, vom Ausgang für negatives Vorzeichen Du bzw. D21 einem UND-Gatter 2070 zugeführt. Die Aus-65 gänge dieser beiden UND-Gatter steuern über ein ODER-Gatter 5 den Alarmgeber 7 an. Die Anordnung nach Fig. 3 spricht dann und nur dann an, wenn parallele Änderungen beider Messwerte auftreten.

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In einer Anordnung nach Fig. 4 ist die Genauigkeit der Alarmgabe weiter wesentlich erhöht. Für den als Beispiel angenommenen Fall von Sauerstoffmessung der Konzentration bezeichnen wieder 1 die Perfusionsmesssonde und 2 eine Sauerstoffmesssonde, die beide mit jeweils einem Kanal, dem Perfusionskanal bzw. dem Konzentrationskanal K2 verbunden sind. Beide Kanäle sind durch gemeinsame Taktgeber 3 und 4 und mindestens über je ein UND-Gatter 107 bzw. 207 mit dem ODER-Gatter 5 verbunden. Der Ausgang des ODER-Gatters 5 ist über einen Integrator 6 mit dem Alarmgeber 7 verbunden. Jeder der Kanäle arbeitet wie folgt:

Das Messsignal ist über einen einstellbaren Verstärker 100 einem durch den einstellbaren Taktgeber 3 getakteten Integrator 101 bzw. 201 zugeführt. Die Integrationszeit ist dabei so eingestellt, dass schnelle Rauschänderungen des Signals ausgemittelt werden, die vom Messobjekt ausgehenden langsameren Schwankungen jedoch nicht integriert werden. In Fig. 4a ist der Verlauf des Signals Q

a. ohne Integration in der Zeit t„-ti b. nach Integration in der Zeit tx—12

c. mit vom Messobjekt ausgehender Signaländerung in der Zeit t2-t3

dargestellt.

Ein auf den Integrator 101 bzw. 201 folgender Schwellenwertschalter 102 bzw. 202 sichert eine klare Trennung von Rausch- und Signaländerung.

Ein nach dem Schwellenwertschalter 102 bzw. 202 vorliegendes Signal 0 wird über einen getakteten Analog/Digi-tal-Wandler 103 bzw. 203 zwei Speichern 1041,1042 bzw. 2041,2042 zugeführt. Die Schaltphasen der Elemente 103, 1041,1042 sind in Fig. 4b, 4c und 4d dargestellt. Danach wird der Analog/Digital-Wandler 103 mit einer bestimmten Frequenz f0 des Taktgebers 4 getaktet, während der Speicher 1041 mit der Frequenz fx = f„/2, der Speicher 1042 mit der Frequenz f2 = f0/2, aber mit einer Phasenverschiebung von 180° gegenüber f1; getaktet ist. Durch diesen Schaltablauf wird der Wert beispielsweise von Q (t2) und Q(t3) gespeichert. Die Werte Q(t2) und Qfe) werden in einem Komparator 105 verglichen, also Q(t3)-Q(t2) gebildet. Dabei interessiert nur noch das Vorzeichen. Dies liegt deshalb als digitaler Schaltzustand an drei Ausgängen 1051 bis 1053, und zwar etwa bei Werten <^(t3)—0(t2) > 0 am Ausgang 1051, für Werte Q(t3)-Q(t2)<0 am Ausgang 1052 und für Q(t3)-Q(t2) = 0 am Ausgang 1053 an. Diese in jedem der beiden Kanäle Kx und K2 vorliegenden Schaltzustände werden nunmehr den beiden UND-Gattern 107,207 zugeführt, durch die entschieden wird, ob paralleles Verhalten der beiden Messwerte vorliegt. In einem solchen Fall wird über das ODER-Gatter 5 der Alarmgeber 7 ausgelöst.

Da zwischen den Änderungen der beiden Messwerte Verzögerungen liegen können, sind die Ausgänge 1051, 1052, 2051,2052 mit monostabilen Vibratoren 1061,1062,2061, 2062 als einstellbaren Verzögerungsgliedern versehen, die dafür Sorge tragen, dass asymmetrische, also für jeden Kanal verschiedene Verzögerungen in der Reaktion des Messobjektes aufgefangen werden.

Der Fall, dass bei konstanter Perfusion der Sauerstoffdruck abfallt - ebenfalls ein kritischer Zustand - wird durch ein UND-Gatter 70, das den Ausgang 2052 des Komparators 205 für fallenden Sauerstoffdruck und den Ausgang 1053 für konstante Perfusion des Komparators 105 verbindet, überwacht.

Ein Integrationsglied 6 erlaubt die Ausmittelung über mehrere Parallelschwankungen, was bei Gewebetypen mit starken Anpassungsschwankungen eine zu frühe Alarmauslösung verhindert.

Die Anordnung kann dadurch verbessert werden, dass eine zusätzliche Sauerstoffmesssonde 2000 mit einem solchen Diffusionswiderstand der Sondenmembran einschaltbar ist, der gross gegen den Diffusionswiderstand der Haut ist. Diese Sonde misst den Sauerstoffdruck dann sehr genau, wenn keine Schwankungen im Sauerstoffdruck auftreten. Ein solcher Zustand ist aber durch den Ausgang 2053 des Komparators 205 bestimmt, der die Bedingung

P02(t!>-p02(t2) = 0

anzeigt. Der Ausgang 2053 kann also vorteilhaft mittels eines Schalters 2001 zur Einschaltung der Sauerstoffmesssonde 2000 mit einem gegen die Haut grossen Diffusionswiderstand zur Erhöhung der Messgenauigkeit verwendet werden, deren Werte sodann durch eine Anzeige 2002 angezeigt werden.

Um Perfusionsänderungen unter Hyperämie induzieren zu können, ist ein Druck auf die Gewebeoberfläche von mindestens 1 g/cm2 erforderlich. Mit einer Anordnung nach Fig. 5 ist dies intermittierend durch einen nicht gezeichneten zusätzlichen Taktgeber möglich. Ein Messkopf A befindet sich hier innerhalb eines Druckgebers 8, der mit einer Membran 9 abgeschlossen und über eine Zuleitung 10 mittels Gas oder hydraulisch unter Druck zu setzen ist. Ist die gesamte Anordnung mittels eines Kleberings 11 auf einer Gewebeoberfläche 0 befestigt, dann kann über eine getaktete Pumpe (nicht gezeichnet) nach Ablauf eines festgelegten Zeitintervalls die Perfusion des gemessenen Gewebestückes durch Druckerhöhung kurzzeitig unterbrochen werden. Die sich daran anschliessende Änderung beider Messgrössen erlaubt sodann die Feststellung, ob der gewünschte maximale Grenzwert der Perfusionseffizienz vorliegt.

Anstelle der Druckdose können auch eine aufblasbare Manschette oder ähnliche bekannte Einrichtungen verwendet werden.

Die Weiterentwicklung der Vorrichtung, die in Fig. 6 dargestellt ist, besteht darin, dass ein Taktgeber 1000 verwendet ist, um durch Änderung der Heizleistung die Perfusionsmesssonde 1 abwechselnd mit einer Temperatur von etwa 43 °C und sodann mit der Körperkerntemperatur,

meist etwa 37 °C, zu betreiben. Bei der niederen, von einem Temperaturfühler 1010 gemessenen Temperatur besteht nämlich eine Zeitlang Überschusshyperämisierung aus der Betriebszeit mit 43 °C, so dass einerseits die maximal mögliche Perfusion besteht, gleichzeitig aber der Sauerstoffdruck den arteriellen Wert bei Körperkerntemperatur annimmt. Durch eine elektrische Verriegelung V ist dafür gesorgt, dass nur dann gemessen werden kann, wenn die Temperatur der Perfusionsmesssonde etwa Körperkerntemperatur beträgt.

Die Weiterentwicklung dieser Vorrichtung in Fig. 7 um-fasst mindestens zwei aus je einer Konzentrationsmesssonde 2 und einer Perfusionsmesssonde 1 bestehende Messköpfe Ax und A2, die durch einen Taktgeber 1001 abwechselnd auf Körperkerntemperatur und auf etwa 43 °C gebracht werden, wobei der Taktgeber 1001 mittels der Schalter Vt und V2 jeweils diejenige der Anordnungen A1; A2 mit dem Prozessor P verbindet, deren Temperatur gerade etwa Körperkerntemperatur beträgt.

Mit Vorrichtungen nach Fig. 8 können mehrere Indikatorkonzentrationen überwacht werden. So liegt beispielsweise auch dann ein kritischer physiologischer Zustand vor, wenn die C02-Konzentration mit der Perfusion schwankt. Ist Aj ein Messkopf zur Messung der 02-Konzentration, A2 ein Messkopf zur Messung der C02-Konzentration, sind Pl5 P2 die den beiden Messköpfen zugeordneten Prozessoren, 300 ein ODER-Gatter, dann wird der Alarmgeber 7 immer dann ausgelöst, wenn entweder kritische 02-Werte oder kri5

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tische C02-Werte vorliegen. Dabei ist es bekannt, dass die (^-beziehungsweise die C02-Konzentrationen nach dem HENRY'schen Gesetz a • p02 = C a: Löslichkeitskoeffizient p02: Sauerstoffdruck C: Konzentration dem Druck proportional sind, so dass die Konzentrationen von 02 und von C02 zweckmässig durch Messung des Par-tialdruckes bestimmt werden.

Bei Vorrichtungen nach Fig. 9 sind einmal zwei Konzentrationsmesssonden 2 und 20 für verschiedene Indikatoren in einem Messkopf A3 zusammen mit der Perfusionsmesssonde 1 angeordnet. Weiterhin sind die Konzentrationsmesssonden mit einem Funktionsverstärker F2 verbunden, der beispielsweise mittels bekannter nomografischer Funktionen in bekannter Weise etwa aus den 02- und den C02-Konzentra-tionen den pH-Wert oder, nach Feststellung des Löslich-

keitskoeffizienten für Sauerstoff, die Hämoglobinsättigung von Blut ermittelt. Die Schwankungen dieser Werte werden in der bereits beschriebenen Weise sodann im Prozessor P verwertet.

5 Die Vorrichtung nach Fig. 10 enthält vor dem Eingang des Prozessors P oder an anderer Stelle des Konzentrationsmesskanals einen variablen Verstärker 1014, der, durch einen Temperaturfühler 1010 gesteuert, den Temperaturgang der Indikatorkonzentration ausgleicht. Dabei sind die Kor-io rekturwerte dadurch zu erhalten, dass aus den mit der Anordnung nach Fig. 6 bestimmten Werten bei höherer und bei niederer Betriebstemperatur das Verhältnis gebildet ist. Zweckmässig werden dabei nicht nur 43 °C als Maximaltemperatur gewählt, sondern nacheinander mehrere Werte aus i5 dem Intervall von 37 °C bis 43 °C eingestellt, so dass sich dadurch eine Tabelle für die in diesem Intervall gültigen Korrekturwerte ergibt. Es können die Korrekturwerte für Blut beispielsweise aber auch aus der 02-Bindungskurve errechnet werden.

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3 Blatt Zeichnungen

Claims

636 516 PATENTANSPRÜCHE

1. Vorrichtung zur transcutanen Bestimmung der Perfusionseffizienz in mit Blut versorgtem Gewebe, mit mindestens einer Messsonde (2) zur Messung der Konzentration einer durch Perfusion transportierten Substanz und mindestens einer Messsonde (1) zur Bestimmung der Perfusion, dadurch gekennzeichnet, dass die von der Messsonde (1) zur Messung der Perfusion und von der Messsonde (2) zur Messung der Konzentration ausgehenden Signale einem Signaländerungen feststellenden elektronischen Prozessor (P) zugeführt sind, der einen Alarmgeber (7) auslöst, wenn die zeitliche Signaländerung eine dem Prozessor vorgegebene Änderungsgrenze übersteigt.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der elektronische Prozessor (P) einen Funktionsverstärker (Fj) aufweist, der aus dem Perfusionssignal und dem Konzentrationssignal ein Produkt bildet, dass der Ausgang des Funktionsverstärkers (FJ durch einen Taktgeber (1402) auf zwei um 180° phasenverschoben angesteuerte Speicher (1400,1401) geschaltet wird, deren Ausgänge über einen Komparator (1500) mit einem Schwellenwertschalter (1600) verbunden sind, der den Alarmgeber (7) schaltet (Fig. 2).

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3. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der elektronische Prozessor (P) je einen Kanal (Dx bzw. D2) für das Perfusionssignal und das Konzentrationssignal aufweist, in denen die zeitlichen Differenzquotienten der Signale bestimmbar sind, und dass der dem Vorzeichen des Differenzquotienten entsprechende Schaltzustand aus den beiden Kanälen je einem UND-Gatter (1070 bzw. 2070) zugeführt ist, deren Ausgänge über ein ODER-Gatter (5) auf den Alarmgeber (7) wirken (Fig. 3).

4. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeich-. net, dass der elektronische Prozessor (P) je einen Kanal (Kj bzw. K2) für das Perfusionssignal und das Konzentrationssignal aufweist, welche Kanäle je einen Verstärker (100, 200) enthalten, dessen Ausgang mit einem von einem nach der Frequenz einstellbaren Taktgeber (3) gesteuerten Integrator (101,201) verbunden ist, dessen Ausgang mit einem einstellbaren Schwellenwertschalter (102, 202) verbunden ist, dass der Ausgang des Schwellenwertschalters (102, 202) jeweils mit einem getakteten Analog/Digital-Wandler (103, 203) verbunden ist, dessen nach der Frequenz einstellbarer zweiter Taktgeber (4) mit der vollen Arbeitsfrequenz den Analog/Digital-Wandler (103, 203) mit dem Schwellenwertschalter (102,202) verbindet, mit der halben Arbeitsfrequenz einen ersten Speicher (1041,2041) mit dem Ausgang des Ana-log/Digital-Wandlers (103,203) und mit der um 180° phasenverschobenen halben Arbeitsfrequenz einen zweiten Speicher (1042,2042) mit dem Ausgang des Analog/Digital-Wandlers verbindet, dass jeweils ein Komparator (105,205) mit dem Ausgang des ersten (1041,2041) und des zweiten Speichers (1042,2042) verbunden ist und dass der Ausgang des Komparators (105,205) sowohl für negatives (1052, 2052) als auch für positives Vorzeichen (1051,2051) jedes der beiden Kanäle mit jeweils einem von zwei UND-Gattern (107, 207) verbunden ist, deren Ausgänge über ein ODER-Gatter (5) auf den Alarmgeber (7) wirken (Fig. 4).

5 Alarmgeber (7) ein einstellbares Integrationsglied (6) angeordnet ist.

5. Vorrichtung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen den Ausgängen (1051, 1052, 2051, 2052) des Komparators (105,205) und den Eingängen der UND-Gatter (107,207) jeweils monostabile Vibratoren (1061, 1062,2061,2062) mit einstellbarer Schaltzeit angeordnet sind.

6. Vorrichtung nach Anspruch 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet, dass ein Nullausgang (1053) des Komparators (105) des Perfusionskanals (KJ und der Minusausgang (2052) des Komparators (205) des Konzentrationskanals

(K2) über ein weiteres UND-Gatter (2070) mit dem ODER-Gatter (5) verbunden sind.

7. Vorrichtung nach Anspruch 3 oder 6, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen dem ODER-Gatter (5) und dem

8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, gekennzeichnet durch einen Taktgeber (1000; 1001) zum Einstellen der von einem Temperaturfühler (1010) gemessenen io Temperatur der Perfusionsmesssonde (1) abwechselnd auf die Temperatur des Körperkerns und auf eine Temperatur von etwa 43 °C (Fig. 6, 7).

9. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass sie mindestens zwei Perfusionsmesssonden (1,1')

i5 und zwei Konzentrationsmesssonden (2,2') enthält, dass beide Perfusionsmesssonden (1,1') von dem Taktgeber (1001) abwechselnd auf die Körperkerntemperatur und auf eine Temperatur von etwa 43 °C eingestellt werden und dass die Konzentrationsmessung durch jeweils diejenige Konzen-

10. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der elektronische Prozessor (P) eine Anzeige betätigt, solange die zeitliche Signaländerung unter einer dem

25 Prozessor vorgegebenen Änderungsgrenze liegt.

11. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass mittels eines an einem Nullausgang (2053) des Komparators (205) des Konzentrationskanals (K2) liegenden Schalters (2001) eine zusätzliche Sauerstoffmesssonde

30 (2000) mit einem solchen Diffusionswiderstand der Membran einschaltbar ist, der gross ist gegen den Diffusionswiderstand der Haut.

12. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Konzentrationsmesssonde (2) eine 02-Elek-

35 trode ist.

13. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Konzentrationsmesssonde (2) eine C02-Elek-trode ist.

14. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeich-

40 net, dass die Konzentrationen mehrerer Indikatoren durch mehrere Sonden (2,2',...) gleichzeitig messbar sind, wobei die Ausgänge von den jeweiligen Konzentrationsmesssonden zugeordneten Prozessoren (Pl5 P2,...) über ein ODER-Gatter (300) mit dem Alarmgeber (7) verbunden sind.

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15. Vorrichtung nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass mehrere Konzentrationsmesssonden (2,20) in einem Messkopf (A3) angeordnet sind.

16. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass ein Temperaturfühler (1010) einen variablen Ver-

50 stärker (1014) derart verstellt, dass die Temperaturabhängigkeit der Indikatorkonzentration gerade ausgeglichen ist.

17. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Konzentration weiterer Indikatoren durch weiss tere Konzentrationsmesssonden (20) gleichzeitig messbar ist,

dass die Konzentrationsmesssonden (2,20) mit einem Funktionsverstärker (F2) verbunden sind, der aus den Indikatorkonzentrationen eine weitere physiologische Grösse ermittelt, und dass die weitere physiologische Grösse dem elek-

6o tronischen Prozessor (P) zugeführt ist.

18. Vorrichtung nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass die Konzentrationsmesssonden (2,20) eine 02-Sonde sowie eine C02-Sonde sind.

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19. Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch Mittel zum Anpressen der Perfusionsmesssonde (1) auf die Gewebeoberfläche mit einem Druck von mindestens 1 g/cm2 zwecks Erzeugung einer Perfusionsänderung.

20. Vorrichtung nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, dass zum Ausüben des Druckes ein wärmeisoliertes Gewicht vorgesehen ist.

20 trationsmesssonde (2,2') vorgenommen wird, deren Temperatur die Körperkerntemperatur ist (Fig. 7).

21. Vorrichtung nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, dass zum Aufbringen des Druckes ein hydraulisch oder durch Gasdruck betätigbarer Druckgeber (8) vorgesehen ist.

22. Vorrichtung nach Anspruch 20 oder 21, dadurch gekennzeichnet, dass der Druck durch einen Taktgeber gesteuert wird.