DE3134124A1

DE3134124A1 - Verfahren und geraet zur ueberwachung der sauerstoffsaettigung des blutes in vivo

Info

Publication number: DE3134124A1
Application number: DE19813134124
Authority: DE
Inventors: Hansrichard Prof. Dipl.-Phys. Schulz; geb. Haas Hedwig 7730 Villingen-Schwenningen Schulz
Original assignee: ERWIN BRAUN INST
Current assignee: ERWIN BRAUN INST
Priority date: 1981-08-28
Filing date: 1981-08-28
Publication date: 1983-03-10

Description

Verfahren und Gerät zur Überwachung der
Sauerstoffsäffigung des Blutes in vivo Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Überwachung der Sauerstoffsättigung des Blutes in vivo gemäß Oberbegriff des Patentanspruches 1 sowie ein Gerät zur Überwachung der Sauerstoffsättigung des Blutes in vivo gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruches 4.
Die Sauerstoffsättigung des Blutes, d.h. das Verhältnis der Konzentrationen von mit Sauerstoff beladenem Oxy-Hämoglobin und Hämoglobin ist für die Sauerstoffversorgung des menschlichen Stoffwechsels von größter Bedeutung.
Zwar ist für die Sauerstoffversorgung die Differenz zwischen dem arteriellen und dem zentralvenösen Sauerstoffpartialdruck entscheidend, da nur dieser Wert die tatsächliche Sauerstoffaufnahme des Stoffwechsels repräsentiert. Da für eine hohe Sauerstoffaufnahme aber eine hohe Sauerstoffsättigung des arteriellen Blutes zumindest eine notwendige Voraussetzung ist, gibt die Bestimmung der Sauerstoff sättigung des Blutes bereits wertvolle Erkenntnisse über die tatsächliche Sauerstoffversorgung.
Zur Messung des Blutsauerstoffgehaltes sind drei verschiedene Methoden bekannt.
Die größte Genauigkeit wird mit einer elektrolytischen Messung einer dem Probanden entnommenen Blutprobe erreicht.
Diese Methode macht die Entnahme einer Blutprobe notwendig, kann nur im Labor durchgeführt werden und läßt nur die Bestimmung eines Momentanwertes, nicht aber eine kontinuierliche Überwachung zu.
Eine andere Methode mißt die durch die Haut des Probanden diffundierenden Sauerstoffmoleküle. Diese transkutane Methode kommt zwar ohne Blutentnahme aus, benötigt jedoch einen großen apparativen Aufwand und ist nur am ruhenden Probanden durchführbar.
Aus der US-PS 3 638 640 ist schließlich ein Verfahren der eingangs genannten Gattung bekannt. Bei diesem Verfahren wird ein Körperteil des Probanden, vorzugsweise das Ohrläppchen, mit Licht durchstrahlt und die transmittierte Lichtintensität wird gemessen. Durch Lichtquellen verschiedener spektraler Intensitätsverteilung oder durch Lichtdetektoren mit vorgeschaltetv optischen Filtern unterschiedlichen Spektralbereiches wird die transmittierte Intensität und damit die Absorption in verschiedenen Spektralbereichen gemessen. Da sich die Wellenlängenabhängigkeit der Absorption von Hämoglobin und Oxy-Hämoglobin unterscheiden, kann aus der unterschiedlichen Absorption bei verschiedenen Wellenlängen auf das Konzentrationsverhältnis von Hämoglobin und Oxy-Hämoglobin geschlossen werden. Bei dem bekannten Verfahren werden dazu mindestens drei verschiedene Wellenlängenbereic#benötigt, zwei Wellenlängenbereiche um das Konzentrationsverhältnis von Hämoglobin und Oxy-Hämoglobin zu bestimmen und ein dritter Wellenlängenbereich, um die Einflüsse unterschiedlicher Dicke des durchstrahlten Ohres, apparative Einflüsse und dgl. auszuschalten. Die für die verschiedenen Wellenlängenbereiche gemessenen Intensitätswerte werden rechnerisch verarbeitet. Für dieses vorbekannte Verfahren ist ein aufwendiges Gerät erforderlich, da zur Elimination aller Störeinflüsse in der Praxis acht Wellenlängenbereiche verwendet werden. Das ortsfeste Gerät kann daher n zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung bei ruhendem Probanden verwendet werden.
In vielen Fällen ist aber gerade eine Überwachung und Kontrolle der Blutsauerstoffsättigung erwünscht, wenn sich der Proband frei bewegen kann. Dies ist z.B. beim Belastungstrainung frisch operierter Lungenpatienten oder Infarktpatienten wichtig. Ebenso ist auch eine Überwachung der Blutsauerstoffsättigung beim Ausdauertraining in der Präventivmedizin oder beim Leistungssport notwendig und sinnvoll.
Für diese Anwendungsfälle ist es besonders wichtig, daß sich der Patient oder sonstige Proband frei bewegen kann, um sein Training durchzuführen, und daß während der gesamten Dauer der Belastung die Blutsauerstoffsättigung kontinuierlich überwacht und kontrolliert werden kann. In der Regel ist dabei eine qualitative Anzeige, ob sich die Sauerstoffsättigung verbessert oder verschlechtert, ausreichend.
Eine Verbesserung der Sauerstoffsättigung ist insbesondere ein Indiz für eine Verbesserung des Atemablaufs und des kardiorespiratorischenLeistungsvermögens. Insbesondere ist eine kontinuierliche Beobachtung der Blutsauerstoffsättigung dabei von Interesse, da insbesondere nach Erkenntnissen von Herbert Krauss eine signifikante Erhöhung des arteriellen Sauerstoffpartialdruckes durch Selbstkontrolle möglich ist, da diese Selbstkontrolle über das sogenannte respiratorische feedback zu einer Selbstoptimierung der Atmung führt. Umgekehrt zeigt eine Verschlechterung der Sauerstoffsättigung während der Belastung an, daß das Trainingsprogramm geändert oder bei starker Verschlechterung sofort abgebrochen werden muß, um Schädigungen wegen Sauerstoffunterversorgung zu vermeiden.
Der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, das Verfahren der eingangs genannten Gattung so zu verbessern, daß eine kontinuierliche Überwachung der Blutsauerstoffsättigung und ihrer Anderung möglich ist. Weiter liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, ein Gerät zu schaffen, das eine kontinuierliche Überwachung der Sauerstoffsättigung und ihrer Änderung über eine längere Dauer ermöglicht, das so klein und handlich ist, daß es von dem Probanden mitgeführt werden kann, ohne diesen in seiner Bewegungsfreiheit zu behindern,und das preisgünstig herstellbar ist.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch ein Verfahren gemäß dem kennzeichnenden Teil des Anspruchs 1 und durch ein Gerät gemäß dem kennzeichnenden Teil des Patentanspruchs 4.
Vorteilhafte Ausführungsformen und Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
Erfindungsgemäß wird die den Körperteil des Probanden durchstrahlende bzw. von diesem Körperteil reflektierte Lichtintensität in den verschiedenen Wellenlängenbereichen im Zeitmultiplex gemessen und verarbeitet. Dadurch wird jeweils der-momentane Wert der Blutsauerstoffsättigung mit sehr hoher Geschwindigkeit bestimmt. Durch einen Vergleich mit dem zu Beginn der Messung gespeicherten Anfangswert kann ohne daher zeitliche Verzögerung kontrolliert werden, ob die Sauerstoffsättigung momentan gegenüber dem Anfangswert zu Beginn eines Belastungstests verbessert oder verschlechtert ist. Diese sofortige Anzeige der jeweiligen momentanen Sauerstoffsättigung und ihrer Anderung gegenüber dem Anfangswert ist besonders wichtig für das oben genannte respiratorische feedback und als Sicherheit gegen Schädigungen durch Sauerstoffmangel.
In der Regel wird erfindungsgemäß auf eine Absolutbestimmung der Blutsauerstoffsättigung verzichtet und nur die relative Änderung in bezug auf den gespeicherten Anfangswert angezeigt. Diese in aller Regel bei Belastungstests ausreichende Überwachung der relativen Änderung der Sauerstoff sättigung kann jedoch mit sehr hoher Präzision angezeigt werden.
Die Anwendung des Multiplexverfahrens und die Beschränkung auf eine Anzeige der relativen Änderung ermöglichen einen einfachen handlichen und preisgünstigen Aufbau des Gerätes.
Insbesondere kann die Stromaufnahme des Gerätes so gering gehalten werden, daß ein Batteriebetrieb möglich ist. Das Gerät kann daher von dem Probanden mitgeführt werden, ohne dessen Bewegungsfreiheit zu behindern.
Vorzugsweise sind dabei die Lichtquellen und der fotoelektrische Wandler in Knöpfen aus einem transparenten Kunststoff untergebracht, die mittels einer Schraubbefestigung am Ohrläppchen angebracht werden. Dadurch ergibt sich einerseits ein zuverlässiger Halt am Ohrläppchen und andererseits ist eine gleichmäßige Durchstrahlung des Ohrläppchens ohne Dickenschwankungen gewährleistet. Die gesamte Elektronik zur Speisung der Lichtquellen und zur Verarbeitung des Signals des Wandlers sind mit diesen am Ohrläppchen befestigten Knöpfen über ein Kabel verbunden und in einem handlichen kleinen Gehäuse untergebracht, das aich die Versorgungsbatterien aufnimmt und an der Kleidung oder dem Gürtel des Probanden befestigt werden kann.
Bei Bestimmung der Intensität des reflektierten Lichtes werden Lichtquellen und fotoelektrischer Wandler in einem gemeinsamen Knopf angeordnet, der auf der Körperoberfläche des Probanden befestigt wird. In diesem Knopf, der ebenfalls aus einem transparenten Kunststoff besteht, ist vorzugsweise der fotoelektrische Wandler zentrisch angeordnet, durch ein konzentrisches Röhrchen abgeschirmt und kranzförmig von den Leuchtdioden umgeben. Erforderlichenfalls kann eine Fokussierungslinse für eine optimal Lichtausbeute sorgen.
Falls der Proband seine Sauerstoffsättigungswerte während der Belastung selbst überwacht, ist eine akustische Anzeige insbesondere über Kopfhörer vorteilhaft. Die akustische Anzeige läßt sehr genau erkennen, ob die Sauerstoffsättigung momentan zunimmt oder abnimmt. Diese momentane Richtung der Änderung des Sättigungswertes ist für den Probanden bei der Eigenüberwachung am wichtigsten. Die Absolutabweichung von dem Anfangswert ist dagegen bei der akustischen Anzeige nicht ganz so sicher zu erkennen.
Die optische Anzeige läßt sowohl die momentane Tendenz der Sauerstoffsättigung als auch ihre momentane Gesamtabweichung vom Anfangswert mit sehr hoher Präzision ablesen. Die optische Anzeige eignet sich daher insbesondere für die Überwachung durch den Arzt oder eine betreuende Person.
Wegen des einfachen Aufbaues werden vorzugsweise nur zwei verschiedene Spektralbereiche verwendet. Der eine Spektralbereich liegt im roten, wo ein sehr großer Unterschied in der Absorption zwischen Hämoglobin und Oxy-Hämoglobin besteht und änderungen der Konzentrationsverhältnisse daher zu starken Intensitätsänderungen und einem deutlichen Signal führen. Der andere Spektralbereich liegt im blau-grünen, wo die Absorption von Hämoglobin und Oxy-Hämoglobin nahezu gleich ist. Auch starke Konzentrationsänderungen führen daher in diesem Spektralbereich praktisch zu keiner Intensitätsänderung, so daß die Intensität indiesem Spektralbereich als Referenz verwendet werden kann, durch welcheEinflüsse wie Umfeldhelligkeit, unterschiedliche Dicke des Ohrläppchens, Schwankungen der Batteriespannung und dgl. ausgeschaltet werden können.
Durch die Auswertung der Signale des lichtelektrischen Wandlers für die beiden Spektralbereiche im Zeitmultiplex und die kapazitive Abnahme des Signals von dem Wandler wird nur die Wechselspannungskomponente des Wandlersignals verarbeitet, die auf der Änderung der Lichtintensitäten und damit auf der Änderung der Sauerstoffsättigung beruht. Die Gleichspannungskomponente des Wandlerausgangssignals, die durch die absolute Intensität des durchtretenden Lichtes und somit durch die Dicke des Ohrläppchens, die Batteriespannung und durchströmendes Fremdlicht beeinflußt wird, wird ausgeschaltet.
Auch wenn die wesentliche Anwendung der Erfindung in der Bestimmung und Überwachung der Sauerstoffsättigung des Blutes in vivo besteht, ist das Verfahren bzw. das Gerät gemäß der Erfindung selbstverständlich auch zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung des Blutes in vitro einsetzbar. In diesem Falle wird dem Probanden eine Blutprobe entnommen, die in einem transparentem Gefäß z. B einer Glasküvette durchstrahlt wird. Da sich die Sauerstoffsättigung der entnommenen Blutprobe nicht ändert, ist in diesem Falle insbesondere eine Absolutbestimmung der Sauerstoffsättigung mittels eines geeichten Gerätes oder der Vergleich der Sauerstoffsättigung verschiedener Blutproben, die entweder verschiedenen Probanden oder demselben Probanden in zeitlichem Abstand entnommen werden, von Interesse.
Bei einer Bestimmung in vitro können selbstverständlich auch Konzentrationsverh'ältnisse anderer, vorzugsweise flüssiger Substanzen, z. B. von Blutplasma, durchgeführt werden. Notwendig ist dabei, daß die Substanz je nach Konzentration oder Zusammensetzung eine unterschiedliche Wellenlängenabhängigkeit des Absorptionskoeffizienten in den verwendeten Spektralbereichen aufweist.
Bei der Bestimmung der Konzentration oder Zusammensetzung von Flüssigkeiten ist eine Absolutbestimmung einer entnommenen Probe möglich und ebenso eine Kontrolle und Überwachung von Änderungen der Konzentration oder Zusammensetzung einer kontinuierlich durch das transparente Gefäß geleiteten Flüssigkeit.
Im folgenden wird die Erfindung anhand von in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen: Fig. 1 : Die Absorptionskurven von Hämoglobin und Oxy-Hämoglobin, Fig. 2 : die Emissionsspektren von zwei erfindungsgemäß verwendbaren Leuchtdioden, Fig. 3 : den schematischen Aufbau eines erfindungsgemäßen Gerätes, Fig. ' 4 : den Schaltplan einer ersten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Gerätes, Fig. 5 : Zeitdiagramme zur Erläuterung der Funktion des erfindungsgemäßen Gerätes und Fig. 6,6a, 6b,6c : den Schaltplan einer zweiten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Gerätes.
Zur Bestimmung und Überwachung der Sauerstoffsättigung des Blutes wird erfindungsgemäß die Tatsache ausgenutzt, daß sich die Absorptionsspektren des mit Sauerstoff beladenen Oxy-Hämoglobins und des sauerstoffreien Hämoglobins unterscheiden. Fig. 1 zeigt die Abhängigkeit der molaren Extinktionskoeffizienten von Hämoglobin (Hb) und Oxy-Hämoglobin (Oxy-Hb) in Abhängigkeit von der Wellenlänge des Lichtes.
Im Wellenlängenbereich des grünen Lichtes unterscheidet sich die Absorption von Hb und Oxy-Hb nur sehr wenig, während im Wellenlängenbereich des roten Lichtes die Absorption des Hb wesentlich größer ist als die des Oxy-Hb.
Da die Summe der Konzentrationen von Hb und Oxy-Hb im Blut praktisch konstant bleibt, ergibt sich bei hoher Sauerstoffsättigung des Blutes eine hohe Konzentration von Oxy-Hb und eine geringe Konzentration von Hb, während bei geringer Sauerstoffsättigung des Blutes die Konzentration von Hb groß und die Konzentration von Oxy-Hb Rein ist. Wird das Blut mit grünem Licht z. B. der spektralen Verteilung der linken Kurve in Fig. 2 durchstrahlt, so ist die Absorption des Lichtes und damit die Intensität des durchtretenden Lichtes von der Sauerstoffsättigung des Blutes nahezu unabhängig, da sich die- Absorptionen von Hb und Oxy- Hb kaum unterscheiden. Wird dagegen das Blut mit rotem Licht#durchstrahlt, das z. B. die spektrale Verteilung der rechten Kurve der Fig. 2 aufweist, so ergibt sich eine starke Abhängigkeit von der Sauerstoffsättigung. Bei hoher Sauerstoff sättigung, d. h. hoher Konzentration von Oxy-Hb, ist die Absorption gering und die Intensität des durchtretenden Lichtes groß. Bei geringer Sauerstoffsättigung, d. h.
hohs Konzentration von Hb, ist die Absorption groß und damit die Intensität des durchtretenden Lichtes klein.
Diese unterschiedliche Abhängigkeit der Absorption von der Sauerstoffsättigung des Blutes bei unterschiedlichen Wellen längen des Lichtes wird bei dem im folgenden beschriebenen Gerät ausgenützt. Fig. 3 zeigt schematisch Aufbau und Anwendung des Gerätes. Zur Messung der Absorption des Blutes in vivo werden vorzugsweise am Ohrläppchen 10 des Probanden zwei Knöpfe 12 und 14 befestigt, von denen der Knopf 12 die später beschriebenen Leuchtdioden und der Knopf 14 das später beschriebene Fotoelement aufnimmt. Die Knöpfe 12 und 14 weisen eine Schraubbefestigung auf, so daß das Ohrläppchen 10 zwischen diesen beiden Knöpfen 12 und 14 unter leichtem Druck gehalten wird. Dadurch sind einerseits eine zuverlässige Befestigung am Ohrläppchen und andererseits konstante Dickenverhältnise für die Durchstrahlung gewährleistet. Der auf das Ohrlippchen ausgeübte Druck darf dabei nicht so stark sein, daß die Durchblutung behindert wird. Die Knöpfe 12 und 14 bestehen vorzugsweise aus transparentem Kunststoff, so daß die Leuchtdioden und das Fotoelement in diesen Knöpfen eingelagert sein können.
Die am Ohrläppchen 10 zu befestigenden Knöpfe 12 und 14 sind über ein Verbindungskabel 16 mit dem die restlichen Bauteile aufnehmenden Gehäuse 18 des Gerätes verbunden.
Im folgenden wird anhand der Fig. 4 und 5 ein erstes Ausführungsbeispiel des Gerätes erläutert.
In dem am Ohr 10 angebrachten Knopf 12 sind zwei Leuchtdioden 20 und 22 angeordnet. Die Leuchtdiode 20 emittiert Licht im grünen Spektralbereich, mit einer Frequenzverteilung, wie sie in Fig. 2 durch die linke Kurve dargestellt ist. Der Schwerpunkt der Spektralverteilung liegt bei etwa 580nm. Die Leuchtdiode 22 emittiert Licht im roten Spektralbereich mit einer Frequenzverteilung, die in Fig. 2 durch die rechte Kurve dargestellt ist. Der Schwerpunkt der Spektralverteilung liegt bei etwa 660nm.
Das das Ohrläppchen 10 durchdringende Licht der Leuchtdioden 20 und 22 trifft auf einen Fototransistor 24, der in dem anderen Knopf 14 angeordnet ist.
Die Leuchtdioden 20 und 22 werden in folgender Weise im Zeitmultiplex alternierend eingeschaltet und mit Strom gespeist.
Ein Taktgenerator 26, der vier rnverter 28, die beim Ausführungsbeispiel von NAND-Gatter aus miteinander verbundenen Eingängen gebildet sind, aufweist, erzeugt eine Folge von alternierenden langen und kurzen Impulsen entgegengesetzter Polarität. Durch einen Widerstand 30 ist die Dauer des langen Impulses und durch einen Widerstand 32 die Dauer des kurzen Impulses einstellbar. Über den Ausgang 34 wird die Impulsfolge mit positiver Polarität der langen Impulse einem Steuertransistor 36 zugeführt, der wiederum einen die grün-emittierende Leuchtdiode 20 mit Strom speisenden Transistor 38 steuert.
Über den Ausgang 40 des Taktgenerators 26 wird die Impulsfolge mit umgekehrter Polarität, d. h. mit positiver Polarität der kurzen Impulse einem zweiten Steuertransistor 42 zugeführt, der wiederum einen die rot-emitierende Leuchtdiode 22 mit Strom speisenden Transistor 44 steuert. Wie die eingezeichneten Spannungsimpulse zeigen, werden die die Leuchtdioden 20 und 22 speisenden Transistoren 38 und 44 im Zeitmultiplex alternierend eingeschaltet, so daß die Leuchtdioden 20 und 22 alternierend Licht emittieren.
Da die Absorption von Oxy-Hb im grünen Spektralbereich erheblich größer ist, als im roten Spektralbereich, muß für gleich große Beleuchtungsstärke am Fototransistor 24 die grün-emitLierende Leuchtdiode 20 wesentlich heller leuchten als die rot-emittierende Leuchtdiode 22. Um die gesamte Stromaufnahme der beiden Leuchtdioden möglichst niedrig zu halten, wird die grüne Leuchtdiode 20 mit einem kurzen Stromimpuls relativ hoher Stromstärke und die rote Leuchtdiode 22 mit einem langen Impuls niedriger Stromstärke gespeist. Im Hinblick auf eine minimale mittlere Stromaufnahme sollten sich die Stromimpulsamplituden für beiden Leuchtdioden umgekehrt proportional zur Transparenz des Ohrläppchens in dem jeweils zugehörigen Spektralbereich verhalten, während die Impulsdauer der Stromimpulse jeweils der Transparenz proportional sein sollte.
Nach Durchstrahlen des Ohrläppchens 10 treffen die von den Leuchtdioden 20 und 22 emittierten Lichtstrahlen auf die lichtempfindliche Fläche des Fototransistors 24 und erzeugen jeweils einen ihrer momentanen Intensität proportionalen elektrischen Strom. Der Strom erzeugt an dem Widerstand 46 einen Spannungsabfall U, der in Fig. 5 in der Darstellung a als Funktion der Zeit t dargestellt ist.
Bei Beginn der Messung wird mittels eines in den Emitterkreis des Transistors 44 eingeschalteten Potentiometers 48 der die rot-.emittierendeLeuchtdiode 22 speisende Strom so eingestellt, daß die Intensitäten der roten und der grünen Leuchtdiode den gleichen Strom in dem Fototransistor 24 erzeugen, wie dies in Fig. 5 in dem Zeitintervall, I eingezeichnet ist. In dem nicht schraffierten Bereich wird der Fototransistor 24 von der roten Leichtdiode 22 und in dem schraffierten Bereich von der grünen Leuchtdiode 20 bestrahlt.
Ändert sich die Sauerstoffsättigung des Blutes im Ohrläppchen 10, so ändert sich aufgrund der unterschiedlichen Absorption von Hb und Oxy-Hb im roten Bereich die auf den Fototransistor 24 treffenden Intensität des roten Lichtes, während aufgrund der nahezu gleichen Absorption von Hb und Oxy-Hb im grünen Bereich die Intensität des auf den sich Fototransistor 24 auf treffendengrünen Lichtes nicht-ändert.
Steigt die Sauerstoffsättigung, so nimmt die Oxy-Hb-Konzentration zu, die Absorption ds roten Lichtes wird geringer und die Intensität des auf den Fototransistor 24 treffenden roten Lichtes steigt. Die Spannung U am Ausgang des Fototransistors 24 fällt daher während der Dauer des Einschaltens der roten Leuchdiode 22 ab, wie in Fig. 5 im Bereich II dargestellt ist. Nimmt die Sauerstoffsättigung dagegen ab, so wird das rote Licht aufgrund der höheren Hb-Konzentration stärker absorbiert, die Intensität des roten Lichtes am Fototransistors 24 nimmt ab und die Spannung U am Ausgang des Fototransistors 24 nimmt zu, wie in Fig. 5 im Bereich III gezeigt ist.
Über den Kopplungskondensator 50 wird die Wechsel spannungskomponents der am Widerstand 46 anlic~genden Ausgangsspannung U des Fototransistors 24 einem Operationsverstärker 52 zugeführt. Durch den Kopplungskondensator 50 wird die Gleichspannungskomponente der Ausgan(Tsspannung U des Fototransistors 24 eliminiert, die der mittleren Helligkeit am Fototransistor 24 entspricht. Auf diese Weise wird insbesondere die störende Umfeldhelligkeit ausgeschaltet.
Das Ausgangssignal des als Signalverstärker wirkenden Operationsverstärkers 52, dessen Verstärkung durch ein Trimmpotentiometer 54 einstellbar ist, wird einerseits einer später beschriebenen akkustischen Anzeige und andererseits einer optischen Anzeige zugeführt.
Für die optische Anzeige wird das Ausgangssignal des Operationsverstärkers 52 dem invertierenden Eingang eines als Steilheitsverstärker wirkenden Operationsverstärkers 56 zugeführt. Der Operationsverstärker 56 dient der sny#chronen Demodulation des vom Operationsverstärker 52 kommenden Wechselspannungssignals, in-dem dem Set-Eingang des Operationsverstärkers 56 über einen Vorwiderstand das Taktimpulssignal des Ausgangs 34 des Taktgenerators 26 zugeführt wird.
Das synchron demodulierte Ausgangssignal des Operationsverstärkers 56, das nur noch den der sich ändernden Intensität des roten Lichtes entsprechenden Anteil des von dem Fototransistor 24 kommenden Wechselspannungssignals enthält, wird über einen RC-Tiefpaß 58 gesiebt und über einen als Gleichstromverstärker wirkenden Operationsverstärker 60 einem optischen Stromanzeigeinstrument 62 zugeführt.
Die synchrone Demodulation durch den Operationsverstärker 56 bewirkt, daß dem Anzeigeinstrument 62 ein Gleichstrom zugeführt wird, dessen Polarität davon abhängt, ob die auf den Fototransistor 24 auftreffende Intensität des roten Lichtes gegenüber dem abgeglichenen Anfangszustand zugenommen oder abgenommen hat, d. h., ob die Sauerstoffsättigung des Blutes zugenommen oder abgenommen hat. Die durch das Anzeigeinstrument 62 optisch angezeigte Stromstärke stellt ein Maß für die Größe der Xnderung der Blutsauerstoffsättigung dar.
Ein am nicht invertierenden Eingang des Operationsverstärkers 56 vorgesehenes Offset-Trimmpotentiometer 64 wird so eingestellt, daß an dem optischen Anzeigeinstrument 62 kein Ausschlag auftritt, wenn am Kollektor des Fototransistors 24 kein Wechselspannungssignal vorhanden ist. Das Trimmpotentiometer 64 dient somit zum Nullabgleich des Anzeigeinstruments 62 zu-Beginn der Messung.
Für die akkustische Anzeige wird das Wechselspannungs-Ausgangssignal des Operationsverstärkers 52 einem spannungsgesteuerten Oszillator 66 (voltage controlled oszillator VCO) zugeführt. Das in seiner Frequenz von der zugeführten Spannung abhängige Ausgangssignal des Oszillators 66 wird über ein der Einstellung der Lautstärke dienendes Potentiometer 68 und eine Leistungsendstufe 70 einem elektro-ak-ustischen Wandler 72 zugeführt.
Der elektro-ak-ustische Wandler 72 kann je nach Verwendungszweck des Gerätes ein Lautsprecher oder ein Kopfhörer sein.
Zu Beginn der Messung, wenn nach Abgleich der Leuchtintensitäten der grünen und der roten Leuchtdiode 20 bzw. 22 am Fototransistor 24 kein Wechselspannungssignal auftritt, erzeugt der Oszillator 66 einen Ton konstanter Höhe. Die Höhe dieses Tones kann mittels eines Trimmpotentiometers 74 eingestellt werden.
Ändert sich im Verlauf der Messung die Blutsauerstoffsättigung, so daß ihr Wert z. B. höher als der Anfangswert liegt, wird die Intensität des roten Lichtes am Fototransistor 24 stärker und am Operationsverstärker 52 entsteht ein impulsförmiges Wechselspannungssignal mit kurzem positivem und langem negativem Anteil. Der Oszillator 66 erzeugt daher im Takt des Taktgenerators 26 kurze Impulse hoher und lange Impulse tiefer Frequenz in periodischer Folge. Der Wandler 72 erzeugt somit eine periodische Tonfolge aus langen tiefen und kurzen hohen Tönen, wie in Fig. 5 c im Bereich III dargestellt ist.
Nimmt die Blutsauerstoffsättigung gegenüber dem Anfangswert ab, so ergibt sich umgekehrt eine periodische Tonfolge aus langen hohen und kurzen tiefen Tönen, wie sie in Fig. 5c im Bereich II dargestellt ist.
Zur besseren Unterscheidung der Tonfolge ist eine kurze Pause nach jedem Tonpaar sinnvoll. Dies wird dadurch erreicht, daß die Taktimpulse des Taktgenerators 26 über ein Differenzierglied 76 dem Sperreingang des Oszillators 66 zugeführt werden. Durch ein Trimmpotentiometer 78, welches Bestandteil dieses Differenziergliedes 76 ist, wird die Dauer der Tonpause eingestellt.
Die Stromversorgung des Gerätes erfolgt über einen Ein-Aus-Schalter 80 durch eine Batterie 82. Die Spannung der Batterie 82 wird durch eine Zener-Diode 84 stabilisiert, so daß die für die Operationsverstärker 52, 56 und# 60 erforderliche stabilisierte Gleichspannung erhalten wird.
Die gesamte Stromaufnahme des Gerätes läßt sich unter 25 mA halten, so daß mit einer 9 -Volt-Alkali-Batterie mindestens 24 Betriebsstunden erreicht werden können.
Eine Abwandlung der akustischen Anzeige ist dadurch möglich, daß zwischen den Operationsverstärker 52 und den spannungsgesteuerten Oszillator 66 ein weiterer wechselspannungsgekoppelter Operationsverstärker geschaltet wird, der als linearer Gleichrichter wirkt. Dadurch wird bei dem in Figur 5 im Bereich I dargestellten Anfangsabgleich ein sehr tiefer Ton erzeugt. Bei Zunahme der Blutsauerstoffsättigung entstehen dann lange Tonimpulse, bei abnehmender Blutsauerstoffsättigung kurze Tonimpulse. Die Größe der Abweichung der Blutsauerstoffsättigung von dem Anfangswert wird ebenso wie in dem zuvor beschriebenen Ausführungsbeispiel durch die Tonhöhe angezeigt. Während bei dem zuerst beschriebenen Ausführungsbeispiel jedoch die Tonhöhe des langen und des kurzen Signals sich nach oben und nach unten ändern, wie aus Figur 5c ersichtlich ist, steigt bei diesem zuletzt beschriebenen Ausführungsbeispiel mit zunehmender Abweichung der Sauerstoffsättigung von dem Anfangswert die Tonhöhe sowohl des langen als auch des kurzen Signals an.
Ein weiteres Ausführungsbeispiel der Schaltung des Gerätes wird im folgenden anhand der Figuren 6, 6a, 6b und 6c erläutert. Soweit die Schaltelemente denen des in Figur 4 dargestellten Ausführungsbeispiels entsprechen, sind gleiche Bezugszeichen verwendet und auf die vorangehende Beschreibung wird verwiesen.
Ein Taktgenerator 26 erzeugt in g]eicher Weise zwei Impulsfolgen, die alternierend aus langen und kurzen Impulsen entgegengesetzter Polarität bestehen, wobei sich die beiden Impulsfolgen in ihrer Polarität unterscheiden.
Durch die beiden Impulsfolgen werden Transistoren 38 und 44 gesteuert, die jeweils eine grünes Licht emittierende Leuchtdiode 20 bzw. eine rotes Licht emittierende Leuchtdiode 22 mit Strom speisen. Die grün emittierende Diode 20 wird mit kurzen Stromimpulsen und die rot emittierende Leuchtdiode 22 im Zeitmultiplex alternierend mit langen Stromimpulsen gespeist. Die Abstimmung der Leuchtintensität der rot emittierenden Leuchtdiode 22 zu Beginn der Messung erfolgt durch einen weiteren Transistor 86, der mit dem Transistor 44 in Reihe geschaltet ist. Die Steuerung des Transistors 86 wird später beschrieben.
Als optoelektrischer Wandler dient ein Fotoelement 88, das über einen Kondensator 90 wechselstrommäßig an den invertierenden Eingang eines gegengekoppelten Operationsverstärkers 92 angeschlossen ist. Das Fotoelement 88 arbeitet daher wechselstrommäßig im Kurachlußbetrieb, wodurch sich ein zur Beleuchtungsstärke streng linear proportionales Signal ergibt. Durch die Wechselstrom-Ankopplung mittels des Kondensators 90 wird der störende Einfluß der Umfeldhelligkeit weitestgehend eliminiert. Das Ausgangssignal des Operationsverstärkers 92 wird dem als Signalverstärker arbeitenden Operationsverstärker 52 zugeführt.
Die synchrone Demodulation des Wechselspannungs-Ausgangssignals des Operationsverstärkers 52 erfolgt über zwei elektronische Analog-Schalter 94 und 96. Der elektronische Schalter 94 wird durch die langen positiven Impulse des Ausgangs 34 des Taktgenerators 26 aufgesteuert, während der elektronische Schalter 96-im Zeitmultiplex durch die dazu alternierenden kurzen Impulse des Ausgangs 40 des Taktgenerators 26 aufgesteuert wird.
Auf diese Weise wird das Ausgangssignal des Operationsverstärkers 52 synchron demoduliert und die der Intensität des roten Lichtes entsprechenden Impulse dem einen Pol und die dem grünen Licht entsprechenden Impulse dem anderen Pol eines optischen Anzeigeinstrumentes 98 zugeführt. Als optisches Anzeigeinstrument 98 dient ein digitales Millivoltmeter, das eine hohe Empfindlichkeit aufweist und dementsprechend bereits sehr geringe Änderungen der Blutsauerstoffsättigung sofort anzeigt. Im Gegensatz zu dem Ausführungsbeispiel der Figur 4 wird bei dieser Schaltung für die optische Anzeige sowohl der dem roten Licht als auch der dem grünen Licht entsprechende Impuls ausgenützt, wodurch sich eine höhere Empfindlichkeit ergibt. Der Absolutbetrag der optischen Anzeige gibt die Größe der Änderung der Blutsauerstoffsättigung an, während die Polarität der Anzeige angibt, ob die Blutsauerstoffsättigung zunimmt oder abnimmt.
Wird das Fotoelement 88 nicht an den invertierenden, sondern an den nicht invertierenden Eingang des Operationsverstärkers 92 angekoppelt, so arbeitet das Fotoelement 88 im Leerlaufbetrieb. In dieser Betriebsweise ist das am Fotoelement 88 entstehende Wechselspannungssignal der Differenz der Logarithmen der Beleuchtungsstärken in den beiden Spektralbereichen proportional. Es kann daraus also ein zur Blutsauerstoffsättigung proportionaler Meßwert gewonnen werden. Es läßt sich daher bei entsprechender Eichung eine Absolutmessung der Blutsauerstoff sättigung und nicht nur eine Relativmessung durchführen.
Nachteilig ist dabei jedoch, daß der Anteil der Umfeldhelligkeit an der Beleuchtungsstärke nicht eliminiert wird und sich störend auswirkt. Die am Ohrläppchen 10 angebrachte Durchleuchtungseinrichtung mit den beiden Knöpfen 12 und 14 muß daher äußerst sorgfältig gegen Fremdlicht abgeschirmt werden.
Der Abgleich der Leuchtintensität der rot emittierenden Leuchtdiode 22 auf gleiche Ausgangsspannung des Fotoelementes 88 bei Beginn der Messung und damit die Nullstellung des Gerätes erfolgt automatisch durch den Transistor 86.
Dazu werden die dem roten und dem grünen Licht entsprechenden durch die elektronischen Analog-Schalter 94 und 96 demodulierten Signale einem Differenzverstärker 100 zugeführt.
Das Ausgangssignal des Differenzverstärkers 100 wird über elektronische Analog-Schalter 102 und 104 einem Operationsverstärker 106 zugeführt, der wiederum den Transistor 86 steuert. Die den Transistor 86 steuernde und damit die Strom stärke und Leuchtstärke der rot emittierenden Leuchtdiode 22 bestimmende Spannung wird durch Speicherkondensatoren 108 und 110 gespeichert. Wenn die elektronischen Analog-Schalter 102 und 104 durchgeschaltet sind, wird die Spannungsdifferenz zwischen den<Ausgängen A und B der als Synchrondemodulatoren dienenden Schalter 94 und 96 über den Differenzverstärker 100 verstärkt und regelt über den Operationsverstärker 106 den durch den Transistor 86 fließenden Strom bis die Spannungsdifferenz zwischen den Ausgängen A und B Null wird. Werden dann die elektronischen Analog-Schalter 102 und 104 gesperrt, so wird der diesem Nullabgleich entsprechende, den Transistor 86 steuernde Spannungswert in dem Speicherkondensator 108 für die gesamte Meßdauer gespeichert. An- sich würde zur Speicherung der Kondensator 108 genügen. Der zusätzliche zweite Speicherkondenstator'110, der auf annähernd demselben Potential wie der Kondensator 108 liegt, bewirkt jedoch zusätzlich eine geringere Entladung des Speicherkondensators 108 über den Sperrwiderstand des elektronischen Analog-Schaltezs 104, der beispielsweise etwa 109 Ohm beträgt. Auf diese Weise kann der automatisch eingestellte Anfangswert der Messung etwa eine Stunde mit einem Fehler kleiner als 1 % gespeichert werden.
Die automatische Nullstellung erfolgt einerseits beim Einschalten des Gerätes, indem über einen Transistor 112 ein Signal erzeugt wird, welches über elektronische Schalter 114 für eine vorgegebene Zeitdauer die elektronischen Analog-Schalter 102 und 104 durchschaltet. Ebenso kann durch Betätigung eines Druckknopfschalters 116 das die elektronischen Analog-Schalter 102 und 104 durchschaltende Signal erzeugt werden. Es wird daher zum einen beim Einschalten des Gerätes automatisch die Nullstellung geregelt und zum anderen kann die Nullstellung jederzeit während des Betribes zu Beginn eines neuen Vorganges durch einfachen KnopE-druck geregelt werden. Die umständlichere Nullstellung mittels des Potentiometers 48 bei der Schaltung gemäß Figur 4 entfällt daher.
Die akustische Anzeige erfolgt durch die in Figur 6a dargestellte Schaltung, die sich an die Punkte A und B in Figur 6 anschließt. Die durch die elektronischen Schalter 94 und 96 synchron mit den Taktimpulsen des Taktgenerators 26 demodulierten Signale werden über weitere elektronische Schalter 118 und 120 geführt. Die elektronischen Schalter 118 und 120 werden durch einen gesonderten in Figur 6b dargestellten Taktgenerator alternierend im Zeitmultiplex aufgesteuert. Während der Taktgenerator 26 eine relativ hohe Taktfrequenz von z.B. 200 Hz aufweist, besitzt der Taktgenerator der Figur 6b eine niedrige Taktfrequenz von z.B; 0,5 Hz. Dadurch wird erreicht, daß die Leuchtdioden 20 und 22 mit einer hohen Taktfrequenz betrieben werden, die eine schnelle Messung ermöglicht, während die akustische Anzeige mit einer niedrigen Taktfrequenz arbeitet, die eine optimale Tonhöhenunterscheidung ermöglicht. Die synchron demodulierten Signale des roten und des grünen Lichtes gelangen im Takt des Taktgenerators der Figur 6b zu einem Operationsverstärker 122 und werden durch diesen verstärkt dem spannungsgesteuerten Oszillator 66 zugeführt. Das im wesentlichen rechteckförmige Ausgangstonsignal des Oszillators 66 wird über einen RC-Tiefpaß 124, das Lautstärkepotentiometer 68 und einen als Integrator wirkenden Operationsverstärker 126 dem elektroakustischen Wandler 72 zugeführt. Durch den RC-Tiefpaß 124 und den als Integrator ge#schalteten Operationsverstärker 126 wird das Tonsignal nahezu# sinusförmig verformt, so daß die unangenehm schrillen Oberfrequenzen des rechteckförmigen Ausgangssignals des Oszillators 66 vermieden werden. Es entsteht dadurch ein angenehmer Ton, der auch bei längerer Überwachungsdauer für den Probanden keine unzumutbare Belästigung darstellt.
Am Punkt C (Figur 6) wird das die elektronischen Analog-Schalter 102 und 104 durchschaltende Signal abgenommen und als Sperrsignal dem Oszillator 66 zugeführt. Dadurch wird die akustische Anzeige für die Dauer der automatischen Regelung der Nullstellung gesperrt.
In Figur 6c ist eine Stabilisierungsschaltung dargestellt, die für die Erzeugung der Betriebsspannung von z.B. + 6 Volt verwendet wird. Die Stabilisierung der Betriebsspannung erfolgt über einen Regeltransistor 128, der von einem Differenzverstärker 130 gesteuert wird, der die Betriebsspannung mit einer von einer zusätzlichen Batterie 132 gelieferten Bezugsspannung vergleicht.
Weitere Abwandlungen der beschriebenen Ausführungsformen sind möglich. Als optoelektronischer Wandler kann anstelle eines Fototransistors, wie er in Figur 4 gezeigt ist, oder eines Fotoelementes, wie es in Figur 6 gezeigt ist, beispielsweise auch eine Fotodiode verwendet werden.
Anstelle der Leuchtdioden 20 und 22 kann auch eine kleine Glühlampe als Lichtquelle verwendet werden, die eine weiße Spektralverteilung besitzt und während der gesamten Dauer der Messung eingeschaltet ist. In diesem Fall werden zwei optoelektronische Wandler, z.B. Fototransistoren, verwendet, vor die optische Filter gesetzt werden, die jeweils einen geeigneten Spektralbereich z.B. einen roten und einen blauen bzw. grünen Spektralbereich ausfiltern, um in den Wandlern der Absorption in diesen Spektralbereichen entsprechende Signale zu erzeugen. Die Ausgangssignale der beiden Wandler werden über Analog-Multiplexer alternierend auf eine gemeinsame Leitung zur weiteren Verarbeitung geschaltet, die den oben beschriebenen Ausführungsbeispielen entsprechen kann.
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Claims

Patentansprüche Verfahren zur Uberwachung der Sau<#rstoffsättigung des Blutes in vivo, bei welchem ein Kiirperteil des Probanden mit Licht mehrerer Spektralbereiclie durchstrahlt oder bestrahlt wird, wobei in mindesteris einem dieser Spektralbereiche die Absorptionskoeffizienten von Hämoglobin und Oxy-Hämoglobin sich deutlich unterscheiden, und bei welchem die Intensitäten des transmittierten bzw. reflektierten Lichtes der verschiedenen Spektralbereiche bestimmt und miteinander verglichen werden, dadurch gekennzeichnet, daß die Intensitäten des Lichtes der verschiedenen Spektralbereiche alternierend im Zeitmultiplex bestimmt werden, daß der Vergleich der Intensitäten für jeden Impulsrahmen gesondert durchgeführt wird, daß das Ergebnis des Intensttätsvergleichs am Anfang der Überwachung gespeichert wird und daß die Abweichung des jeweils bestimmten momentanen Intensitätenvergleichs von dem gespeicherten Anfangswert angezeigt wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Abweichung nach Größe und Richtung optisch und/oder akustisch angezeigt wird.
3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß zwei Spektralbereiche verwendet werden, von denen der eine im blau-grünen liegt, wo sich die Absorptionskoeffizienten von Hämoglobin und Oxy-Hämoglobin sehr wenig unterscheiden, und der andere im roten liegt, wo sich die Absoptionskoeffizienten von Hämoglobin und Oxy-Hämoglobin stark unterscheiden.
4. Gerät zur Überwachung der Sauerstoffsättigung des Blutes in vivo gemäß dem Verfahren nach Anspruch 1, mit wenigstens einer Lichtquelle, die einen Körperteil des Probanden durchstrahlt oder bestrahlt, mit wenigstens einem lichtelektrischen Wandler, der die Intensität des transmittierten bzw. reflektierten Lichtes bestimmt, wobei die Intensität mittels der Lichtquelle/ der Lichtquellen und/oder des Wandlers / der Wandler in mehreren Spektralbereichengetrennt bestimmbar ist und sich die Absorptionskoeffizienten von Hämoglobin und Oxy-Hämoglobin in wenigstens einem dieser Spektralbereiche deutlich unterscheiden, mit einer Einrichtung zum Vergleich der bestimmten Intensitätswerte und mit einer Anzeigeeinrichtung, gekennzeichnet durch einen Taktgenerator (26), der alternierend die Lichtquellen oder Wandler einschaltet, und durch einen kapazitiv an den Ausgang des Wandlersider Wandler gekoppelten synchron mit dem Taktgenerator (26) arbeitenden Demodulator, der die Anzeigeeinrichtung speist.
5. Gerät nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß zwei Lichtquellen mit unterschiedlicher Spektralverteilung der Leuchtstärke und ein lichtelektrischer Wandler vorgesehen sind.
6. Gerät nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtquellen Leuchtdioden (20, 22) sind.
7. Gerät nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Spektralverteilung der einen Leuchdiode (20) im wesentlichen bei Wellenlängen zwischen 500nm und 600nm und die Spektralverteilung der anderen Leuchtdiode (22) im wesentlichen bei Wellenlängen größer als 600nm liegen.
8. Gerät nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß eine Lichtquelle mit im wesentlichen weißem Licht, vorzugsweise eine Glühlampe und zwei lichtelektrische Wandler vorgesehen sind, vor denen optische Filter mit einem spektralen Durchlaßbereich im blau-grünen bzw.

im roten angeordnet sind.
9. Gerät nach Anspruch 6 und 7, dadurch gekennzeichnet, daß der Taktgenerator (26) zwei alternierende Impulsfolgen erzeugt, die die Leuchtdioden (20 bzw. 22) speisende Konstantstromquellen (38 bzw. 44) getaktet einschalten.
10. Gerät nach einem der Ansprüche 5 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Leuchtstärke einer der Lichtquellen einstellbar ist.
11. Gerät nach Anspruch 9 und 10, dadurch gekennzeichnet, daß der eine der Leuchtdioden-(22) speisende Strom einstellbar ist.
12. Gerät nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß in den Speisestromkreis der Leuchtdiode (22) ein Potentiometer (48) geschaltet ist.
13. Gerät nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß in den Speisestromkreis der Leuchtdiode (22) ein gesteuerter Transistor (86) geschaltet ist.
14. Gerät nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß die die Anzeigeeinrichtung speisenden Signale einem Differenzverstärker (100) zugeführt werden, daß das Differenzsignal ziels Differenzverstärkers (100) über einen Schalter einem Speicherkondensator (108) und der Basis des ge.#teuerten Transistors (86) zugeführt wird.
15. Gerät nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß der Schalter ein elektronischer Analog-Schalter (104) mit hohem Sperrwiderstand, vorzuflsweise ein Schalter in C-MOS-Technik ist, der durch einen Einschaltimpuls des Geräts und durch einen Drucktastenschalter (116) durchschaltbar ist.
16. Gerät nach einem der Ansprüche 5 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß der Wandler ein Fototransistor (24) ist.
17. Gerät nach einem Ansprüche 5 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß der Wandler ein Fotoelement (88) ist.
18. Gerät nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß das Fotoelement (88) kapazitiv an den invertierenden Eingang eines gegengekoppelten Operationsverstärkers (92) angeschlossen ist.
19. Gerät nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß das Fotoelement (88) kapazitiv an den nicht invertierenden Eingang eines gegengekoppelten Operationsverstärkers angeschlossen ist.
20. Gerät nach einem der Ansprüche 4 bis 19, dadurch gekennzeichnet, daß der Demodulator ein durch eine der alternierenden Impulsfolgen des Taktgenerators (26) aufgesteuerter Operationsverstärker (56) ist.
21. Gerät nach einem der Ansprüche 4 bis 19, dadurch gekennzeichnet, daß der Demodulator aus einem durch eine der alternierenden Impulsfolgen des Taktgenerators (26) aufgesteuerten oder aus zwei jeweils durch eine der alternierenden Impulsfolgen des Taktgenerators aufgesteuerten elektronischen Analogschaltern (94, 96) besteht.
22. Gerät nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Anzeigeeinrichtung ein optisches Anzeigeinstrument (62; 98) ist.
23. Gerät nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß das Anzeigeinstrument (98) ein digitales Millivoltmeter ist.
24. Gerät nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Anzeigeeinrichtung eine ak-ustische Anzeige ist.
25. Gerät nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, daß die ak-ustische Anzeige einen spannungsgesteuerten Oszillator (66) und einen diesem nachgeschalteten elektro-ak-ustischen Wandler (72) aufweist.
26. Gerät nach Anspruch 25, dadurch gekennzeichnet, daß der Oszillator (66) durch ein von dem Taktgenerator (26) abgeleitetes Signal nach jeder Periode einer der Impulsfolgen des Taktgenerators für einen BruchteildieserPeriode gesperrt wird.
27. Gerät nach Anspruch 25, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen dem kapazitiv gekoppelten Ausgang des Wandlers und dem Oszillator (66) ein als linearer Gleichrichter arbeitender Operationsverstärker geschaltet ist.
28. Gerät nach Anspruch 20 oder 21 und einem der Ansprüche 24 bis 27, dadurch gekennzeichnet, daß ein zweiter Taktgenerator (Fig. 6 b) mit wesentlich niedrigerer Taktfrequenz als der erste Taktgenerator (26) vorgesehen ist und daß zwischen den Demodulator und die akustische Anzeigeeinrichtung von diesem zweiten Taktgenerator gesteuerte elektronische Schalter (118, 120) geschaltet sind.
29. Gerät nach einem Ansprüche 4 bis 28, dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtquelle/Lachtquellen und der/die Wandler jeweils in einem Knopf (12 bzw. 14) aus transparentem Kunststoff angeordnet sind, daß die Knöpfe (12, 14) mittels einer Schraubbefestigung am Ohrläppchen (10) befestigbar sind und daß die Knöpfe (12, 14) mittels eines Kabels (16) mit einem die restliche Elektronik enthaltenden Gehäuse verbunden sind.
30. Gerät nach einem der Ansprüche 4 bis 28, dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtquellen/Lichtquellen und der/die Wandler in einem gemeinsamen auf der Körperoberfläche befestigbaren Knopf aus transparentem Kunststoff angeordnet sind, der mittels eines Kabels mit einem die restliche Elektronik enthaltenen Gehäuse verbunden ist.
31. Gerät nach den Anprüchen .6 und 30, dadurch gekennzeichnet, daß die Leuchtdioden in dem Knopf kranzförmig um den lichtelektrischen Wandler angeordnet sind, wobei vorzugsweise eine Fokussierlinse in dem Knopf vorgesehen ist.
32. Gerät nach einem der Ansprüche 4 bis 31, dadurch gekennzeichnet, daß das gesamte Gerät durch Batterien gespeist ist.
33. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß eipe dem Probanden entnommenen Blutprobe in einem transparenten Gefäß durchstrahlt wird.
34. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß Blutplasma oder eine andere vorzugsweise flüssige Substanz in einem transparenten Gefäß durchstrahlt wird.
35. Verfahren nach Anspruch 34, dadurch gekennzeichnet, daß eine flüssige Substanz kontinuierlich durch das Gefäß geleitet wird.