CS216157B2

CS216157B2 - Facility for automatic determination of the saturation of blood by the oxygen

Info

Publication number: CS216157B2
Application number: CS94280A
Authority: CS
Inventors: Peter Bukna; Ferenc Meszaros; Ferenc Nagy; Ferenc Toth
Original assignee: Medicor Muevek
Priority date: 1980-02-12
Filing date: 1980-02-12
Publication date: 1982-10-29

Description

Vynález se týká zařízení pro· automatické stanovení nasycení krve kyslíkem nebo koncentrace krevního barviva in vivo, v němž je vestavěn fotometrický, na základě světelné propustnosti měřicí ušní snímač.BACKGROUND OF THE INVENTION The present invention relates to an apparatus for the automatic determination of blood oxygen saturation or blood dye concentration in vivo, in which it is embedded photometric, based on the light transmittance of a measuring ear sensor.

Ják známo, hodnota nasycení krve kyslíkem je důležitým diagnostickým ukazatelem jak u dospělých, tak u kojenců. Stanovení nasycení krve kyslíkem se provádí buď in vitro nebo in vivo, přičemž krevní vzorek se vyšetřuje a měří přímo nebo snímačem přiloženým na povrchu těla. Obě metody patří do klinické oxymetrie, což je všeobecné označení pro fotometrické vyšetření nasycení krve kyslíkem. Do této oblasti náleží také tak zvaná barevná diluční vyšetření, která slouží ke stanovení parametrů krevního oběhu.As is well known, oxygen saturation is an important diagnostic indicator in both adults and infants. Determination of oxygen saturation of blood is carried out either in vitro or in vivo, whereby a blood sample is examined and measured directly or by a sensor attached to the body surface. Both methods belong to clinical oxymetry, which is a general term for photometric examination of blood oxygen saturation. This area also includes so-called color dilution examinations, which are used to determine the parameters of blood circulation.

Měření in vitro skýtá přesnější hodnotu. Jeho nevýhodou je, že odběr tepenné krve nutné k měření je intenzívní zátěží pro· živý organismus, hlavně u kojenců, že vyžaduje pečlivou přípravu, a že nelze plynule sledovat měřené parametry.In vitro measurements provide a more accurate reading. Its disadvantage is that the arterial blood collection required for measurement is an intense burden on the living organism, especially in infants, that it requires careful preparation, and that the measured parameters cannot be monitored continuously.

Ze shora uvedeného vyplynula snaha vyvinout zařízení, které by se svou přesností blížilo· k měřicímu přístroji pracujícímu in vitro· a bylo vhodné, při minimální obsluze, ke kontinuálnímu sledování měřeného parametru. Dosud byla proto vyvinuta mnohá zařízení, která se v praxi dobře osvědčila. Společným znakem těchto zařízení je fotometrický, na základě světelné propustnosti měřicí snímač, přiložený k uchu. Ucho je totiž obzvláště vhodné pro provádění oxymetrických měření, protože je prokrveno daleko· víc, než vyžaduje jeho ústrojová potřeba a kromě toho je pro tento účel anatomicky nejlépe vybaveno.This has resulted in an attempt to develop a device that is close to an in vitro measuring instrument and is suitable, with minimal operation, for continuous monitoring of the measured parameter. So far, many devices have been developed which have proved to be well-established in practice. The common feature of these devices is the photometric, based on the light transmittance, measuring sensor attached to the ear. In fact, the ear is particularly suitable for performing oxymetric measurements, since it is much more blood-intensive than its instrumental requirement and, moreover, is anatomically best equipped for this purpose.

Mezi známými zařízeními se rozeznávají dvě varianty padle principu, jakým je při měření eliminován vliv rušícího činitele ušní tkáně.Among the known devices, there are two variants of the fallen principle, which eliminates the influence of the interfering agent of the ear tissue during the measurement.

U jedné varianty se postupuje podle klasických předpisů fotometrické měřicí techniky. Krev se vytlačuje z učni tkáně pomocí pouzdra (zdroje světla), které je pohyblivé pomocí šroubového vřetena ve směru osy, přiěemž pouzdro zdroje světla a pouzdro snímače světla svírají ušní tkáň. Bezkrevná ušní tkáň slouží ke stanovení referenčního stavu. Na něj se nastavuje pro případ naplnění ušní tkáně krví výstupní signál. Z výstupního signálu se určí pomocí zpracovávající jednotky nasycení krve kyslíkem, popřípadě koncentrace barevné látky vpravené do krve. Tento způsob měření má vzhledem k manuálnímu nastavení dvě chyby, nelze určit ani míru stlačení ušní tkáně, ani uvolňování pouzdra zdroje světla, a to proto, že jak ukazuje zkušenost, při měření in vivo· je účelnější prosvětlit měřený vzorek rozptýleným světlem než paralelním svazkem světelných paprsků.In one variant the classical regulations of photometric measuring technique are followed. Blood is expelled from the tissue apprentice by a housing (light source) movable by a screw spindle in an axial direction, wherein the light source housing and the light sensor housing grip the ear tissue. Bloodless ear tissue is used to determine the reference condition. The output signal is set to it in case of ear tissue filling. From the output signal, the oxygen saturation of the blood or the concentration of the colored substance introduced into the blood is determined by the processing unit. This measurement method has two errors due to the manual adjustment, neither the degree of compression of the ear tissue nor the release of the light source can be determined because, as experience shows, in vivo measurement it is more convenient to illuminate the sample with diffused light rather than a parallel beam rays.

Jinou variantou oxymetrických měřicích zařízení je zařízení, jehož konstrukce však nedovoluje pohyb čelistí snímače. Také není zde nutno ucho stlačovat. Tímto zařízením se provádějí .vyšetření na osmi vlnových délkách. Hodnota nasycení krve kyslíkem se určí ze signálů jednotlivých měřicích kanálů empirickým· vztahem. Vztah, případně z něj vyplývající konstanta, je stanovena vyhodnocením měření u mnoha set lidí. Nevýhoda této metody je zřejmá. Lidské ústrojí je rozdílné podle jednotlivých typů a tak v důsledku jeho· proměnlivosti nemá empirický vztah všeobecnou platnost. Kromě toho dochází také k rozptylu parametrů jednotlivých optických a optoelektronických měřicích zařízení, která jsou k dispozici. Vhodný výběr zařízení zvyšuje ale náklady výroby. Účelem vynálezu je snaha vyhnout se nevýhodám známých zařízení.Another variant of oximetry measuring devices is a device whose construction does not allow movement of the jaws of the sensor. Also, there is no need to squeeze the ear. This device performs eight wavelength examinations. The oxygen saturation value is determined from the signals of the individual measurement channels by an empirical relationship. The relationship, or the resulting constant, is determined by evaluating measurements in many hundreds of people. The disadvantage of this method is obvious. The human organ is different according to the type, and because of its variability, the empirical relationship is not universally valid. In addition, the parameters of the available optical and optoelectronic measuring devices are also dispersed. However, the appropriate choice of equipment increases production costs. The purpose of the invention is to avoid the disadvantages of known devices.

Uvedené nevýhody jsou odstraněny u zařízení pro automatické stanovení nasycení krve kyslíkem nebo koncentrace krevního barviva in vivo podle vynálezu, jehož podstatou je, že na pouzdru zdroje světla nebo snímače světla ušního snímače je uspořádána vzduchová komora z pružného materiálu, výstupy ušního snímače jsou spojeny s prvními vstupy aritmetického obvodu s připojeným měřidlem, na druhý vstup aritmetického obvodu je připojen první výstup řídicí jednotky, jejíž druhý výstup je spojen přes akční jednotku se vzduchovou komorou ušního snímače a/nebo· jejíž třetí výstup je spojen se vstupem indikátoru.These drawbacks are eliminated with the device for automatic determination of blood oxygen saturation or blood dye concentration in vivo according to the invention, which is characterized in that an air chamber of flexible material is arranged on the light source housing or the ear sensor light sensor, the ear sensor outputs are connected to the first the second arithmetic circuit input is connected to the first output of the control unit, the second output of which is connected via the actuator to the ear chamber air chamber and / or the third output of which is connected to the indicator input.

U zařízení podle vynálezu se dosahuje dobře definovaných vztahů měření, a to stlačením ucha, popřípadě uvolněním tlačných čelistí ušního· snímače, čímž lze eliminovat individuální rozdíly. Velkou předností zařízení jsou poměrně nízké pořizovací náklady.In the device according to the invention, well-defined measurement relationships are achieved by squeezing the ear or releasing the pressure jaws of the ear sensor, thereby eliminating individual differences. A great advantage of the device is its relatively low purchase costs.

Příklady provedení zařízení pro automatické stanovení nasycení krve kyslíkem nebo koncentrace krevního barviva in vivo· podle vynálezu jsou znázorněny na výkresech, kde obr. 1 představuje známý ušní snímač zařízení, obr. 2 ušní snímač zařízení podle vynálezu, obr. 3 ušní snímač zařízení podle vynálezu, u něhož ústrojí pro vzájemný posuv pouzdra zdroje světla a pouzdra snímače světla je uspořádáno· na pouzdru snímače světla, obr. 4 ušní snímač zařízení popodle vynálezu, u něhož ústrojí pro vzájemný posuv pouzdra zdroje světla a pouzdra snímače světla je tvořeno motorem a šnekovým převodem, obr. 5 blokové schéma zařízení podle vynálezu s akční jednotkou, obr. 6 diagram změn optické hustoty, k nimž dochází, když po stlačení ucha a po uvolnění tlaku krev zvolna proudí zpět, obr. 7 blokové schéma zařízení podle vynálezu s analyzátorem a' indikátorem, obr. 8 blokové schéma zařízení podle vynálezu s akční jednotkou, s analyzátorem a indikátorem, obr. 9 blokové schéma zařízení podle vynálezu s akční jednotkou a s analyzátorem.Examples of embodiments for the automatic determination of oxygen saturation of blood or blood dye concentration in vivo according to the invention are shown in the drawings, wherein Fig. 1 represents a known ear sensor of the device, Fig. 2 ear sensor of the device according to the invention; in which the light source housing and the light sensor housing are disposed relative to the light sensor housing, FIG. 4 an ear sensor of the device according to the invention, wherein the light source housing and the light sensor housing reciprocally comprise a motor and a worm gear FIG. 5 is a block diagram of the device of the present invention with an actuator; FIG. 6 is a diagram of the changes in optical density that occur when blood slowly flows back after the ear is squeezed and pressure is released; 8 shows a block diagram of the device Fig. 9 is a block diagram of a device according to the invention with an actuator and an analyzer.

Ušní snímač E známého· zařízení je podle obr. 1 opatřen, snímačem 1 světla a zdrojemThe ear sensor E of the known device is provided with a light sensor 1 and a source according to FIG

21B1S7 světla, jehož pouzdro je opatřeno šroubovým vřetenem 3 pro osový posuv pouzdra zdroje 2 světla a pouzdra snímače 1 světla, tedy ve směru naznačené dvojité šipky.21B1S7 of the light, whose housing is provided with a screw spindle 3 for axial displacement of the light source housing 2 and the light sensor housing 1, in the direction indicated by the double arrow.

Konstrukce a funkce zařízení podle vynálezu jsou dále vysvětleny pomocí ušního snímače znázorněného na cbr. 2 a pomocí schématu zapojení na obr. 5.The design and operation of the device according to the invention are further explained by the ear sensor shown in FIG. 2 and the circuit diagram of FIG. 5.

Ušní snímač E se odlišuje od obvyklého snímače tím, že na pouzdru světelného zdroje 2 je umístěna žebrovaná, z pružného materiálu vyrobená vzduchová komora 4, připojená na akční jednotku B. Má-li být provedeno měření, přinutí se řídicí jednotkou V, která je v tomto případě pneumatická, akční jednotka B, aby uvedla vzduchovou komoru 4 pod tlak. Působením tlaku se pohybuje pouzdro světelného· zdroje 2 axiálně a vytlačuje krev z ucha. Poté se sejmou na příkaz řídicí jednotky V prostřednictvím aritmetické jednotky H výstupní signály na výstupech ušního snímače E a takto získané vzorové signály se uloží do paměti v aritmetickém obvodu H k dalšímu zpracování. Poté působením akční jednotky B se zruší tlak ve vzduchové komoře 4.The ear sensor E differs from the conventional sensor in that a ribbed, elastic material air chamber 4 is attached to the light source housing 2, connected to the actuation unit B. For measurement, it is forced by the control unit V, which is in this case a pneumatic actuator unit B to pressurize the air chamber 4. Under pressure, the lamp housing 2 moves axially and expels blood from the ear. Then, at the command of the control unit V, via the arithmetic unit H, the output signals at the ear sensor E outputs are collected and the sample signals thus obtained are stored in the arithmetic circuit H for further processing. Thereafter, the pressure in the air chamber 4 is released by the action unit B.

Nasycení krve kyslíkem, popřípadě koncentrace barviva obsaženého v krvi, se stanoví aritmetickým obvodem H ze signálů, charakterizujících prokrvenou ušní tkáň. V případě předem nastaveného tlaku vzduchu zůstává míra stlačení ušní tkáně stále konstantní. Tím je významně zlepšena přesnost a reprodukovatelnost měření u tohoto zařízení.The oxygen saturation of the blood, or the concentration of the dye contained in the blood, is determined by the arithmetic circuit H from the signals characterizing the blood circulation in the ear tissue. At a preset air pressure, the rate of compression of the ear tissue remains constant. This significantly improves the accuracy and reproducibility of the measurements in this device.

Provedení ušního snímače E podle obr. 3 se liší od provedení ušního snímače E podle obr. 2 tím, že snímač 1 světla je axiálně posuvný pomocí šroubového vřetena 3, aby se zajistily optimální podmínky měření také u ušních tkání rozdílné tloušťky.The embodiment of the ear sensor E of FIG. 3 differs from that of the ear sensor E of FIG. 2 in that the light sensor 1 is axially displaceable by means of a screw spindle 3 in order to ensure optimum measurement conditions also for ear tissues of different thickness.

Další provedení ušního snímače E podle vynálezu je na obr. 4. Axiální posuv pouzdra zdroje 2 světla je zde prováděn motorem S a šnekovým převodem B. Nastavení stupně stlačené ušní tkáně může být vyřešeno· například snížením napájecího· proudu motoru 5, mechanickým řešením a podobně. Konkrétní provedení tohoto mechanismu není předmětem tohoto vynálezu. Akční jednotka B je v tomto· případě řešena výlučně elektrickými prostředky. Popsaná řešení jsou vhodná pro· zvýšení přesnosti, popřípadě reprodukovatelnosti měření na podkladě stejnoměrné stlačené ušní tkáně. Jiná možnost spočívá v tom, že se ušní snímač E ponechá otevřeným za předpokladu, že během měřicího postupu štěrbina mezi povrchem ucha a čelní plochou pouzdra zdroje 2 světla, popřípadě snímače 1 světla může být přesně definována.A further embodiment of the ear sensor E according to the invention is shown in FIG. 4. The axial displacement of the light source housing 2 is performed here by the motor S and the worm gear B. Adjustment of the degree of compressed ear tissue can be solved. . A particular embodiment of this mechanism is not an object of the present invention. In this case, the action unit B is solely solved by electrical means. The described solutions are suitable for: · increasing the accuracy or reproducibility of measurements based on uniform compressed ear tissue. Another possibility is to keep the ear sensor E open, provided that during the measurement procedure the gap between the ear surface and the front surface of the light source housing 2 or light sensor 1 can be precisely defined.

K tomuto účelu bude pomocí obr. 6 blíže zkoumána změna optické hustoty d, ke které dochází, jakmile přestane stlačování ušní tkáně. Na vodorovné ose grafu na obr. 6 je vynesen čas t, na jeho svislé ose optická hustota d.For this purpose, the change in optical density d that occurs when the compression of the ear tissue ceases is examined in more detail with reference to FIG. On the horizontal axis of the graph in FIG. 6, time t is plotted, on its vertical axis the optical density d.

Přestane-li se plynule stlačovat ušní tkáň od okamžiku t₀, dojde v okamžiku ti^s v blízkosti systolického krevního tlaku ke krátkodobému proudění krve, jehož hodnota se zvyšuje v okamžicích t2^s, t3^s,..., tn-i^d. Jakmile ustane stlačování ucha úplně, dosáhne se v diastolickém okamžiku t„_i^d hodnota vzdálenosti, při které je ušní tkáň plně překrvena, a která se při dalším uvolnění, to· je v čase tn^d, již více nemění. Optické hustoty měřitelné na libovolném výstupu snímače 1 světla se vzájemně shodují v okamžicích tn_i^d a tn^d. Skládají se ze základní hodnoty D_n_i, D_n a ze složky d_n-i, d_n, závislé na taktu pulsové vlny, tedy proměnné. Vhodným zapojením analyzátoru A lze ze signálu ušního snímače E určit okamžik t_n ^d, v němž je splněna rovnice D„_i = D„, popřípadě d_n ^_l ⁼ d_n.Ceases to continuously compress the ear tissue from the time t _0, occurs at an instant t in the vicinity ^of systolic blood pressure for short-term blood flow, the value of which increases at times ^T2, ^T3, ..., T ^n-d. Once the squeezing of the ear ceases completely, at the diastolic instant t ' ^{d the} value of the distance at which the ear tissue is fully congested is reached and which does not change any further upon release, i.e. at tn ^d . The optical densities measurable at any output of the light sensor 1 coincide at moments tn_i ^d and tn ^d . They consist of the basic value D _{n - i} , D _n and the component d _{n -} i, d _n , dependent on the pulse wave clock, ie variable. By suitable connection of the analyzer A, the time t _n ^d at which the equation D "_i = D" or d _n ^_ l ⁼ d _n is satisfied can be determined from the ear sensor E signal.

Další zvětšení mezery mezi pouzdrem snímače 1 světla a pouzdrem zdroje 2 světla není nutné, popřípadě je nevýhodné, protože tak by se jen zvětšila možnost chyby, například dopadem rozptýleného světla.A further increase in the gap between the light sensor housing 1 and the light source housing 2 is not necessary or disadvantageous, since this would only increase the possibility of error, for example by the scattered light impact.

(Hodnotu v okamžiku t_n ^d lze tedy považovat za optimální míru uvolnění, kterou lze určit jednoznačně u každého měření.(Thus, the value at t _n ^d can be considered as the optimal release rate, which can be determined unambiguously for each measurement.

Podle shora uvedených úvah bylo zhotoveno zařízení podle obr. 2 a 7. Řídicí jednotkou V se aritmetický obvod H na uzavřeném ušním snímači 1 uvede do stavu „odběr a uložení vzorků do paměti“. Jakmile se ušní snírhač E ručně uvolní, určí se analyzátorem A, který je napojen na jeden výstup ušního· snímače E, okamžik t_n ^d optimálně dosažitelné vzdálenosti, například tak, že analyzátor A u následujících pulsových vln V systolických a/nebo diastolických bodech spolu srovnává hodnoty optické hustoty.According to the above considerations, the device according to FIGS. 2 and 7 has been constructed. By means of the control unit V, the arithmetic circuit H on the closed ear sensor 1 is brought into the state "taking and storing samples". Once the earpipe E is released manually, the analyzer A, which is connected to one of the ear sensor E outputs, is determined by the time t _n ^{d of an} optimally reachable distance, for example by analyzing the analyzer A at subsequent pulse waves at systolic and / or diastolic points compares the optical density values.

V okamžiku t_n ^d pak dá signál řídicí jednotce V, čímž je jednak dán pokyn aritmetickému obvodu H k započetí měření, jednak k rozsvícení indikátoru 7 s návěstím STOP, který je umístěn na viditelném místě zařízení, a který zabraňuje dalšímu uvolnění tlačných čelistí.At t _n ^d , it then signals the control unit V to instruct both the arithmetic circuit H to initiate the measurement and to illuminate the indicator 7 with the STOP signal, which is located in a visible position of the device, preventing further jaw release.

Jiný příklad provedení zařízení podle vynálezu bude vysvětlen podle obr. 3 a 8. Výchozím stavem jsou zde otevřený, to je uvolněný stav tlačných čelistí ušního snímače E. Pohybuje-li se axiálně pouzdrem snímače 1 světla pomocí šroubového vřetena 3, probíhá postup podle obr. 6 v opačném pořadí. Zásobování ušní tkáně krví je až do 'okamžiku t_n-i^d nerušeno a je v okamžiku tn_2^d horší, ale měření je značně ztíženo. Za optimální dráhu lze přitom označit dráhu existující v okamžiku tn-2^d.Another embodiment of the device according to the invention will be explained with reference to FIGS. 3 and 8. By default, they are open, i.e. the relaxed state of the ear jaws of the pressure sensor E. If the light sensor housing 1 is moved axially by a screw spindle 3. 6 in reverse order. Ear tissue blood supply to the 'time t _n ^d -i undisturbed and when ^d tn_2 worse, but the measurement is made difficult. The optimum path is the path existing at the time tn-2 ^d .

Okamžik t_n_2^d se stanoví analyzátorem A připojeným na libovolný výstup ušního snímače E, a to tak, že analyzátor A stanoví a srovná hodnoty optických hustot v systolických a/nebo diastolických bodech po sobě následujících pulsových vln. V okamžiku t_n-₂ ^d je analyzátorem A dodán signál řídicí jednotce V, čímž se například rozsvítí na panelu indikátoru 7 návěstí STOP. Poté se řídicí jednotkou V spustí akční jednotka B a aritmetický obvod H. _N _2 time t ^d is determined analyzer and connected to any output transducer ear E, so that the analyzer and determined values and comparing the optical densities of the systolic and / or diastolic points of successive pulse wave. At time t _n - ₂ ^d , the analyzer A supplies a signal to the control unit V, for example to light up on the STOP indicator light panel 7. Then the control unit B and the arithmetic circuit H are started by the control unit V.

;Akční jednotkou B se uvede vzduchová komora 4 pod tlak a aritmetickým obvodem H se spustí odběr vzorku a vkládání do paměti, ale teprve poté, co byla stisknuta ušní tkáň. Po proběhnutí tohoto pochodu se normalizuje řídicí jednotkou V tlak ve vzduchové komoře 4. Pouzdro zdiroje 2 světla zaujme původně nastavenou optimální vzdálenost a začíná měřicí pochod.The air chamber 4 is pressurized under the action unit B, and the arithmetic circuit H initiates sampling and insertion, but only after the ear tissue has been pressed. After this process, the pressure in the air chamber 4 is normalized by the control unit V. The light box housing 2 assumes the initially set optimum distance and the measuring process begins.

Jiný příklad provedení zařízení podle vynálezu bude vysvětlen podle obr. 2, 3 a 9. Výchozí stav je charakterizován otevřeným postavením ušního snímače E. Při zahájení měření se prostřednictvím řídicí jednotky V ovlivní akční jednotka B tak, aby vzduchová komora 4 se uvedla pod tlak. Po stlačení ušní tkáně aritmetický obvod H zařídí odběr vzorku a jeho uložení v paměti. Pak se tlak vzduchové komory 4 pozvolna sníží pomocí řídicí jednotky V a akční jednotky B.Another embodiment of the device according to the invention will be explained according to FIGS. 2, 3 and 9. The initial state is characterized by the open position of the ear sensor E. At the start of the measurement, the control unit B is influenced by the control unit V so that the air chamber 4 is brought under pressure. Upon compression of the ear tissue, the arithmetic circuit H arranges the collection and storage of the sample. Then the pressure of the air chamber 4 is gradually reduced by means of the control unit V and the action unit B.

Mezitím sleduje analyzátor A, připojený na libovolný výstup ušního snímače E, změnu optické hustoty. Tím se určí, jak bylo výše uvedeno, okamžik t_n ^d, kde je vzdálenost optimální. V tomto okamžiku dostane řídící jednotka V signál, čímž se přes akční jednotku B tlak ve vzduchové komoře 4 již dále nesnižuje. V důsledku udržování konstantní hodnoty dosaženého tlaku zůstane velikost mezery optimální. Místo ušního snímače E podle obr. 2 nebo podle obr. 3 lze použít ušního snímače E podle bodu 4. V tomto· případě je akční jednotka B sestrojena výhradně z elektrických součástek.Meanwhile, Analyzer A, connected to any ear sensor E output, monitors the change in optical density. This determines, as mentioned above, the time t _n ^d where the distance is optimal. At this point, the control unit V receives a signal, whereby the pressure in the air chamber 4 no longer decreases via the actuator unit B. By keeping the pressure at a constant value, the gap size remains optimal. Instead of the ear sensor E of Fig. 2 or Fig. 3, the ear sensor E of point 4 may be used. In this case, the action unit B is constructed entirely of electrical components.

Do rámce vynálezu spadá též případ, kdy ušní snímač E není opatřen světlosnímajícími ústrojími a zdrojem světla, ale světlovláknovou optikou. V tomto případě je jako zdroje světla použito čelní plochy skleněného vlákna, přivádějícího svělo k ušnímu snímači E, a jeho členu snímajícího· světlo je použito čelní plochy skleněného vlákna, které odvádí světlo prošlé ušní tkání.It is also within the scope of the invention that the ear sensor E is not provided with light-sensing devices and a light source but with fiber optics. In this case, as the light source, a glass fiber front surface is provided to bring light to the ear sensor E, and a glass fiber front surface is used to direct light transmitted through the ear tissue to its light sensing member.

Claims

An apparatus for automatically determining blood oxygen saturation or blood dye concentration in which a photometric light sensor is incorporated, based on the light transmittance of an ear sensor, characterized in that on the light source housing (2) or the ear sensor light sensor (1j) (1). (E) an air chamber (4J) of resilient material is provided and the ear sensor (E) outputs are coupled to the first inputs of the arithmetic circuit (Hj with the meter attached, the second output of the control unit (V) being connected to the second arithmetic circuit input (HJ); the second output of which is connected via the action unit (BJ to the air chamber (4j of the ear sensor (E)) and / or whose ynAlezu third output is connected to the input of the indicator (7J).

Device according to Claim 1, characterized in that a screw spindle (3) for axial displacement is arranged on the housing of the light source (2) or the light sensor (1) of the ear sensor (Ej).

Device according to claim 1, characterized in that a drive comprising a motor (5J) and a worm gear (6) is arranged on the housing of the light source (2) or the light sensor (1) of the ear sensor (E).

Device according to claim 1, characterized in that an analyzer input (Aj) is connected to one output of the ear sensor (E), to the output of which the input of the control unit (V) is connected.