DE4313011A1 - Vorrichtung zur nichtinvasiven Messung einer Farbstoffkonzentration - Google Patents
Vorrichtung zur nichtinvasiven Messung einer FarbstoffkonzentrationInfo
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Description
Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur
nichtinvasiven Bestimmung der Extinktion einer von
mindestens einer Strahlungsquelle in einen peripheren
Gefäßabschnitt eines Blutkreislaufs emittierten
Strahlung, mit einem die Strahlung aufnehmenden
Strahlungsempfänger, welcher ein der
Strahlungsintensität proportionales Meßsignal liefert
und mit einer das Meßsignal verarbeitenden
Auswerteschaltung.
Eine Vorrichtung zur nichtinvasiven Messung der
Sauerstoffsättigung im Blut ist aus der US 3, 998, 550
bekanntgeworden. Die bekannte Vorrichtung besitzt eine
Strahlungsquelle, deren Strahlung das zu untersuchende,
vom Blut durchströmte Gewebe durchdringt und zwei
Strahlungsempfänger, welche auf unterschiedliche
Wellenlängen abgestimmt sind. Die von den
Strahlungsempfängern gelieferten, der Extinktion der
Strahlung proportionalen Meßsignale werden an eine
Auswerteschaltung weitergegeben, in welcher nach einer
Signalaufbereitung mittels logarithmischer Funktionen
und Abtrennung des Gleichspannungsanteils aus den
Meßsignalen, aus dem Quotienten der Einzelsignale die
Sauerstoffsättigung im Blut errechnet wird.
Die bekannte Vorrichtung gestattet die Analyse
bestimmter Blutbestandteile für die Messung der
Sauerstoffsättigung im Blut. Die Bestimmung der
Konzentration eines dem Blut zugemischten Farbstoffes
ist nicht vorgesehen.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine
Vorrichtung der genannten Art derart zu verbessern, daß
die Bestimmung der Konzentration eines in den
Blutkreislaufeingebrachten Farbstoffes möglich ist.
Die Lösung der Aufgabe erfolgt dadurch, daß dem
Strahlungsempfänger ein Phasendetektor und ein
differenzierendes Bauglied nachgeschaltet sind, und das
differenzierende Bauglied als Ausgangsgröße die
zwischen zwei aufeinanderfolgenden relativen Extrema
des Meßsignals vorliegende, aus der Pulsation
resultierende Steigung des Meßsignals bei einer
vorgebbaren Phasenlage liefert, wobei die Ausgangsgröße
als eine Blut-Kenngröße und das dazugehörige Meßsignal
als ein Blut-Meßwert in der Auswerteeinheit gespeichert
sind, und daß nach dem Einbringen eines vorbestimmten
Volumens eines Farbstoffes in den Blutkreislauf eine
Farb-Kenngröße und ein Farb-Meßwert mit gleicher
Phasenlage zur Blut-Kenngröße und Blut-Meßwert in der
Auswerteeinheit registriert sind, und daß in der
Auswerteeinheit eine der Konzentration CF1 des
Farbstoffes proportionale Größe aus dem Verhältnis des
Produkts der Farb-Kenngröße mit dem Blut-Meßwert und
der Blut-Kenngröße mit dem Farb-Meßwert gebildet ist.
Das von dem Strahlungsempfänger gelieferte Meßsignal
ist im allgemeinen aus einem zeitlich unveränderlichen
Anteil und einem zeitlich veränderlichen Anteil
zusammengesetzt, wobei der zeitlich unveränderliche
Anteil sich aus der Absorption der Meßstrahlung durch
das Gewebe und das in den Blutgefäßen ständig
befindliche Blutvolumen ergibt, während der zeitlich
veränderliche Anteil auf die Durchmesserveränderung des
Gefäßabschnitts aufgrund der Pulsation im Blutkreislauf
zurückzuführen ist. Der Vorteil der Erfindung besteht
im wesentlichen darin, daß durch die Ermittlung von
charakteristischen Kenngrößen der Meßsignale, wie
z. B. der Steigung der Meßsignale vor und nach einer
Farbstoffinjektion, jeweils bezogen auf die gleiche
Phasenlage der Meßsignale, die nichtinvasive Bestimmung
der Konzentration CF1 eines in den Blutkreislauf
eingebrachten Farbstoffes möglich ist. Unter Farbstoff
ist allgemein eine Substanz zu verstehen, welche eine
Extinktion der in den Gefäßabschnitt emittierten
Strahlung bewirkt. Bei der Substanz kann es sich einmal
um einen reinen Farbstoff handeln, wie z. B.
Indocyanin-grün (ICG), der als Bolus in den
Blutkreislaufinjiziert wird, oder die Substanz liegt
z. B. als ein im Blut befindlicher Medikamentenspiegel
vor.
Das zugehörige Meßverfahren besteht darin, daß
vor dem Einbringen eines Farbstoffes in den
Blutkreislauf aus dem zeitlich veränderlichen Meßsignal
zwischen zwei aufeinanderfolgenden Extrema bei einer
Phasenlage PHI 1 ein Blut-Meßwert Im1 und die
zugehörige zeitliche Abteilung d I m1/dt als
Blutkenngröße gemessen wird, und daß nach dem
Einbringen eines vorbestimmten Volumens eines
Farbstoffes in den Blutkreislauf bei der Phasenlage
PHI1 + n × 2 × PI in gleicher Weise ein Farb-Meßwert
IF1 und die zugehörige Ableitung d IF1/dt als
Farb-Kenngröße gemessen wird, und daß die Konzentration
CF1 des Farbstoffes im Blut nach der Berechnungsformel
gebildet ist. Darin bedeuten:
CF1: Farbstoffkonzentration im Blut,
CB: Konzentration von Hämoglobin und Oxyhämoglobin im Blut,
eB: Extinktionskoeffizient vom Blut,
eF: Extinktionskoeffizient des Farbstoffes,
Iml: Blut-Meßwert = gemessene Intensität ohne Farbstoff bei der Phasenlage PHI 1,
IFl: Farb-Meßwert = gemessene Intensität mit Farbstoff bei der Phasenlage
PHI 1 + n × 2 × PI (n = 1,2 . . . ),
dIml/dt: Blut-Kenngröße = zeitliche Ableitung der gemessenen Intensität ohne Farbstoff bei der Phasenlage PHI 1,
dIF1/dt: Farb-Kenngröße = zeitliche Ableitung der gemessenen Intensität mit Farbstoff bei der Phasenlage
PHI 1 + n × 2 × PI (n = 1,2 . . .).
CF1: Farbstoffkonzentration im Blut,
CB: Konzentration von Hämoglobin und Oxyhämoglobin im Blut,
eB: Extinktionskoeffizient vom Blut,
eF: Extinktionskoeffizient des Farbstoffes,
Iml: Blut-Meßwert = gemessene Intensität ohne Farbstoff bei der Phasenlage PHI 1,
IFl: Farb-Meßwert = gemessene Intensität mit Farbstoff bei der Phasenlage
PHI 1 + n × 2 × PI (n = 1,2 . . . ),
dIml/dt: Blut-Kenngröße = zeitliche Ableitung der gemessenen Intensität ohne Farbstoff bei der Phasenlage PHI 1,
dIF1/dt: Farb-Kenngröße = zeitliche Ableitung der gemessenen Intensität mit Farbstoff bei der Phasenlage
PHI 1 + n × 2 × PI (n = 1,2 . . .).
Die Berechnungsformel für CF1 gilt strenggenommen für
einen stationären Durchmischungszustand des Farbstoffes
d. h. stationären Bedingungen für die Pulsfrequenz, den
Blutdruck vor und nach der Farbstoffinjektion, sowie einer
homogenen Verteilung des Farbstoffes im Blutkreislauf. Bei
zeitlich veränderlichen Farbstoffkonzentrationen CF (t)
gilt sie punktuell an den Stellen der relativen Extrema
von CF (t), da hier die zeitliche Ableitung von
CF (t) Null ist.
Die Größen CBS eB und eF sind bei der Messung
konstante Faktoren, deren Zahlenwerte aus Labordaten
entnehmbar sind.
Die Aufgabe wird für eine Vorrichtung mit einem die
Strahlung bei einer ersten Wellenlänge und einer zweiten
Wellenlänge aufnehmenden Strahlungsempfänger dadurch
gelöst, daß die Meßsignale jeweils an ein
differenzierendes Bauglied geführt sind welches jeweils
als eine erste Ausgangsgröße und eine zweite Ausgangsgröße
die zwischen zwei aufeinanderfolgenden relativen Extrema
des ersten - bzw. zweiten Meßsignals vorliegende, aus der
Pulsation resultierende Steigung der Meßsignale liefert,
und daß nach dem Einbringen eines vorbestimmten Volumens
eines Farbstoffes in den Blutkreislauf aus der ersten
Ausgangsgröße und dem ersten Meßsignal eine erste
Kenngröße und ein erster Meßwert und aus der zweiten
Ausgangsgröße und dem zweiten Meßsignal eine zweite
Kenngröße und ein zweiter Meßwert bei jeweils gleicher
Phasenlage der Meßsignale in der Auswerteeinheit
gespeichert sind, und daß in der Auswerteeinheit eine der
Konzentration CF₂ des Farbstoffes proportionale Größe
aus dem Verhältnis der Produkte der ersten Kenngröße mit
dem zweiten Meßwert und der zweiten Kenngröße mit dem
ersten Meßwert gebildet ist, und daß die Wellenlängen
derart ausgewählt sind, daß der Farbstoff bei einer der
Wellenlängen keine Extinktion der Strahlung bewirkt.
Der Vorteil dieser Meßmethode besteht darin, daß Störungen
durch Artefakte, wie z. B. Husten, Atmung oder Bewegung
durch das Einführen einer Referenzwellenlänge kompensiert
werden und daß die Meßwerte ohne Farbstoff und mit
Farbstoff zeitsynchron ermittelt werden können.
Das zugehörige Meßverfahren besteht darin, daß nach dem
Einbringen eines vorbestimmten Volumens eines Farbstoffes
in dem Blutkreislaufaus den zeitlich veränderlichen
ersten und zweiten Meßsignalen jeweils zwischen zwei
aufeinanderfolgenden relativen Extrema der Meßsignale und
bei jeweils gleicher Phasenlage PHI 1 aus dem ersten
Meßsignal ein erster Meßwert I₁ mit der zugehörigen
zeitlichen Abteilung dI₁/dt als eine erste Kenngröße
und aus dem zweiten Meßsignal ein zweiter Meßwert I₂ mit
der zugehörigen zeitlichen Ableitung dI₂/dt als eine
zweite Kenngröße ermittelt werden und daß die
Konzentration CF2 des Farbstoffes im Blut nach der
Berechnungsformel
gebildet ist. Darin bedeuten
CF1: Farbstoffkonzentration im Blut,
CB: Konzentration von Hämoglobin und Oxyhämoglobin im Blut,
e₁: Extinktionskoeffizient des Farbstoffes bei der ersten Wellenlänge,
e₂: Extinktionskoeffizient des Blutes bei der zweiten Wellenlänge,
e₃: Extinktionskoeffizient des Blutes bei der ersten Wellenlänge
I₁: erster Meßwert = gemessene Intensität bei der ersten Wellenlänge mit Extinktion durch den Farbstoff,
I₂ : zweiter Meßwert = gemessene Intensität bei der zweiten Wellenlänge ohne Extinktion durch den Farbstoff,
dI₁/dt: erste Kenngröße = zeitliche Ableitung der gemessenen Intensität bei der ersten Wellenlänge
dI₂/dt: zweite Kenngröße = zeitliche Ableitung der gemessenen Intensität bei der zweiten Wellenlänge
Die Berechnungsformel für CF2 gilt für einen stationären Durchmischungszustand des Farbstoffes, d. h. unter der Voraussetzung einer homogenen Farbstoffverteilung im Blutkreislauf. Bei zeitlich veränderlichen Farbstoffkonzentrationen CF (t) gilt sie punktuell an den Stellen der relativen Extrema von CF (t), da hier die zeitliche Ableitung von CF (t) Null ist. Da die Messung bei den beiden Wellenlängen zeitsynchron durchgeführt wird, werden Artefakte, wie z. B. Blutdruck-Schwankungen und Änderung der Pulsfrequenz eliminiert. Die Größen CBS e₁, e₂ u. e₃ sind bei der Messung konstante Faktoren, deren Zahlenwerte aus Labordaten entnehmbar sind. Im vorliegenden Fall wird bei der ersten Wellenlänge die Extinktion sowohl durch den Farbstoff und das Blut verursacht, während bei der zweiten Wellenlänge nur eine Extinktion der Strahlung durch das Blut vorhanden ist.
CF1: Farbstoffkonzentration im Blut,
CB: Konzentration von Hämoglobin und Oxyhämoglobin im Blut,
e₁: Extinktionskoeffizient des Farbstoffes bei der ersten Wellenlänge,
e₂: Extinktionskoeffizient des Blutes bei der zweiten Wellenlänge,
e₃: Extinktionskoeffizient des Blutes bei der ersten Wellenlänge
I₁: erster Meßwert = gemessene Intensität bei der ersten Wellenlänge mit Extinktion durch den Farbstoff,
I₂ : zweiter Meßwert = gemessene Intensität bei der zweiten Wellenlänge ohne Extinktion durch den Farbstoff,
dI₁/dt: erste Kenngröße = zeitliche Ableitung der gemessenen Intensität bei der ersten Wellenlänge
dI₂/dt: zweite Kenngröße = zeitliche Ableitung der gemessenen Intensität bei der zweiten Wellenlänge
Die Berechnungsformel für CF2 gilt für einen stationären Durchmischungszustand des Farbstoffes, d. h. unter der Voraussetzung einer homogenen Farbstoffverteilung im Blutkreislauf. Bei zeitlich veränderlichen Farbstoffkonzentrationen CF (t) gilt sie punktuell an den Stellen der relativen Extrema von CF (t), da hier die zeitliche Ableitung von CF (t) Null ist. Da die Messung bei den beiden Wellenlängen zeitsynchron durchgeführt wird, werden Artefakte, wie z. B. Blutdruck-Schwankungen und Änderung der Pulsfrequenz eliminiert. Die Größen CBS e₁, e₂ u. e₃ sind bei der Messung konstante Faktoren, deren Zahlenwerte aus Labordaten entnehmbar sind. Im vorliegenden Fall wird bei der ersten Wellenlänge die Extinktion sowohl durch den Farbstoff und das Blut verursacht, während bei der zweiten Wellenlänge nur eine Extinktion der Strahlung durch das Blut vorhanden ist.
Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind in den
Unteransprüchen angegeben.
In zweckmäßiger Weise ist zumindestens eine Wellenlänge
des Strahlungssenders bzw. eine des zugehörigen
Strahlungsempfängers auf den sog. isobestischen Punkt mit
der Wellenlänge 805 Nanometer eingestellt, da hier die
Extinktion der eingestrahlten Intensität unabhängig von
der Sauerstoffsättigung ist. Für die Messung wird
zweckmäßigerweise ein Farbstoff ausgewählt, der bei dieser
Wellenlänge ein günstiges Absorptionsverhalten besitzt.
Ein geeigneter Farbstoff ist beispielsweise
Indocyanin-grün (ICG).
In zweckmäßiger Weise ist für eine Vorrichtung mit zwei
Wellenlängen die erste Wellenlänge auf 805 Nanometer und
die zweite Wellenlänge auf etwa 940
Nanometer eingestellt. Wird als Farbstoff Indocyanin-grün
(ICG) verwendet, so tritt bei der Wellenlänge von 805
Nanometer eine Extinktion durch den Farbstoff und das Blut
auf, während bei der Wellenlänge von 940 Nanometer die
Extinktion nur durch das Blut verursacht wird. Da sich die
Extinktion des Blutes im Wellenlängenbereich von 805 bis
940 Nanometer kaum ändert, kann der Quotient e₃/e₂ in
der Berechnungsformel näherungsweise mit 1 angesetzt
werden.
Nach der Injektion eines Farbstoffes in einen
Blutkreislauf stellt sich im allgemeinen eine
oszillierende, zeitlich abklingende
Farbverteilungsfunktion CF (t) für den im Blut gelösten
Farbstoff ein, vergleichbar mit dem Amplitudenverlauf
einer gedämpften Schwingung. Der abklingende Kurvenverlauf
von CF (t) entsteht durch den Abbau des Farbstoffes
durch bestimmte Organe, z. B. die Leber. Die Oszillation
von CF (t) ist hingegen auf dynamische
Durchmischungsvorgänge während der Zirkulation des
Farbstoffes im Blutkreislauf zurückzuführen.
Ein vorteilhaftes Verfahren zur Bestimmung einer
zeitveränderlichen Farbverteilungsfunktion CF (t)
besteht darin, daß zunächst Blut-Meßwerte Im (t), bzw.
I₂(t) und dann zumindestens Farb-Meßwerte IF(t), bzw.
I₁(t) als Funktion der Zeit in der Auswerteschaltung
abgespeichert werden, die Extremalstellen einer über die
Pulshübe gemittelten Funktion IpF (t) aus IF(t) bzw.
I₁(t) bestimmt werden, an den Extremalstellen
Einzelwerte für die Farbstoffkonzentration CF1 bzw.
CF2 errechnet werden, und daß aus den
Einzel-Farbstoffkonzentrationswerten CF1, bzw. CF2 die
Farbverteilungsfunktion CF (t) mittels einer die
Einzelwerte CF1 verbindenden Extrapolationsfunktion
bestimmt wird. Das Verfahren ist sowohl bei der
Vorrichtung mit einer Wellenlänge als auch bei der mit
zwei Wellenlängen anwendbar. Im ersten Fall wird vor der
Farbstoffinjektion Im(t) und nach der Farbstoffinjektion
IF(t) gemessen, im zweiten Fall werden I₁(t) und
I₂(t) zeitsynchron nach dem Einbringen des Farbstoffes
in den Blutkreislauf gemessen, da hier die Wellenlängen
derart ausgewählt sind, daß nur bei der ersten
Wellenlänge, also bei I₁(t) eine Extinktion durch den
Farbstoff auftritt.
In einer zweckmäßigen Variante dieses Verfahrens ist
vorgesehen, aus den Werten für CF1 bzw. CF2 mittels
des Lambert-Beerschen-Gesetzes zunächst den Durchmesser d
des für die Messung benutzten Gefäßabschnittes zu
errechnen, und CF (t) dann unmittelbar mit dem
Lambert-Beerschen-Gesetzes aus Im(t), IF(t) bzw.
I₁(t), I₂(t) zu bestimmen.
Die Berechnungsformel für CF(t) mit Im(t), IF(t) ist:
CF(t) = (log Ipm/IpF (t))/d × eF × log e
Dabei bedeuten:
d: Durchmesser des vom Blut durchströmten Gefäßabschnittes,
Ipm: über die Pulshübe gemittelter Blut-Meßwert = gemessene mittlere Intensität ohne Farbstoff aus Im (t),
IpF: über die Pulshübe gemittelter Färb-Meßwert = gemessene mittlere Intensität mit Farbstoff aus IF (t).
d: Durchmesser des vom Blut durchströmten Gefäßabschnittes,
Ipm: über die Pulshübe gemittelter Blut-Meßwert = gemessene mittlere Intensität ohne Farbstoff aus Im (t),
IpF: über die Pulshübe gemittelter Färb-Meßwert = gemessene mittlere Intensität mit Farbstoff aus IF (t).
Ein Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in der Figur
dargestellt und im folgenden näher erläutert.
Es zeigen:
Fig. 1 die schematische Anordnung der
erfindungsgemäßen Vorrichtung für die
Messung mit einer Wellenlänge,
Fig. 2 den zeitlichen Verlauf gemessener
Intensitätswerte mit und ohne Farbstoff
für eine Vorrichtung nach der Fig. 1.
Fig. 3 die schematische Anordnung der
erfindungsgemäßen Vorrichtung für die Messung
mit zwei Wellenlängen,
Fig. 4 den Verlauf einer Farbverteilungsfunktion
CF (t).
Fig. 1 zeigt eine erste Vorrichtung (1) zur Messung der
Extinktion einer von einer Strahlungsquelle (2) in einen
peripheren Gefäßabschnitt (3) eines in der Figur nicht
dargestellten Blutkreislaufs emittierten Strahlung (4),
welche von einem Strahlungsempfänger (5) aufgenommen wird.
Dem Strahlungsempfänger (5) nachgeschaltet sind ein
Phasendetektor (6), ein differenzierendes Bauglied (7),
eine Auswerteschaltung (8) und eine Registrier- und
Anzeigeeinheit (9). Mittels einer ersten Signalleitung
(10) gelangt das vom Strahlungsempfänger (5) gelieferte
Meßsignal zu dem Phasendetektor (6), welcher ein zur
Phasenlage PHI 1 des Meßsignals gehöriges Phasensignal
über eine zweite Signalleitung (11) an die
Auswerteschaltung (8) leitet. Das dem Phasendetektor (6)
nachgeschaltete differenzierende Bauglied (7) liefert als
Ausgangsgröße über eine dritte Signalleitung (12) die
zeitliche Ableitung des Meßsignals an die
Auswerteschaltung (8).
Fig. 2 zeigt den zeitlichen Verlauf der mit der ersten
Vorrichtung (1) ermittelten Meßsignale.
Meßsignale ohne das Vorhandensein eines Farbstoffes im
Blut sind im folgenden mit dem Index "m" gekennzeichnet
und Meßsignale für Blut mit Farbstoff haben den Index "F".
In einem ersten Abschnitt A der Fig. 2 ist der zeitliche
Verlauf der Meßsignale Im (t) und in einem zweiten
Abschnitt der zeitliche Verlauf der Meßsignale IF (t)
veranschaulicht. Für eine feste Phasenlage PHI1 bzw.
PHI1 + n × 2 × PI sind die Meßsignale ein Blut-Meßwert
Iml (13) und ein Farb-Meßwert IF1 (14).
Bei den Phasenlagen PHI1 bzw. PHI1 + n × 2 × PI wird
mittels des differenzierenden Bauglieds (6) eine
Blut-Kenngröße (15) als zeitliche Ableitung des
Blut-Meßwertes (13), und, nach der Injektion eines
Farbstoffes, eine Farb-Kenngröße (16) als zeitliche
Ableitung des Farb-Meßwertes (14) gebildet. Eine der
Konzentration CF1 des Farbstoffes im Blut proportionale
Größe wird in der Auswerteschaltung (8), Fig. 1, aus dem
Verhältnis der Produkte der Farb-Kenngröße (16) mit dem
Blut-Meßwert (13) und der Blut-Kenngröße (15) mit dem
Farb-Meßwert (14) gebildet.
Die Oszillation der Kurven IF (t) und Im (t) entsteht
durch die Veränderung des Durchmessers d des
Gefäßabschnitts (3) aufgrund der Blutpulsation. Die Größen
Ipm und IpF in der Fig. 2 sind über die Pulsfrequenz
gemittelte Meßsignale von IF (t) und Im (t).
Fig. 3 zeigt eine zweite Vorrichtung (20) zur Messung der
Extinktion einer von der Strahlungsquelle (2) in den
peripheren Gefäßabschnitt (3) emittierten Strahlung (4),
welche von einem ersten Strahlungsempfänger (17) und einem
zweiten Strahlungsempfänger (18) aufgenommen wird. An dem
ersten Strahlungsempfänger (17) entstehen erste Meßsignale
(21) und an dem zweiten Strahlungsempfänger (18) zweite
Meßsignale (22). Den Strahlungsempfängern (17, 18) sind
differenzierende Bauglieder (7) nachgeschaltet, welche als
Ausgangsgrößen eine erste Kenngröße (19) und eine zweite
Kenngröße (191) aus den zeitlichen Ableitungen der ersten
Meßsignale (21) und zweiten Meßsignale (22) bilden und
diese an die Auswerteschaltung (8) weitergeben.
Die Strahlungsempfänger (17, 18) sind mittels eines
ersten Filters (23) und eines zweiten Filters (24) auf
eine erste Wellenlänge und zweite Wellenlänge abgestimmt.
Bei einem stationären Durchmischungszustand des
Farbstoffes im Blut werden die Kenngrößen (19, 191) und
die Meßsignale (21, 22) zeitsynchron gemessen und in der
Auswerteschaltung (8) wird eine der Konzentration des
Farbstoffes CF2 im Blut proportionale Größe aus dem
Verhältnis der Produkte der ersten Kenngröße (19) mit dem
zweiten Meßwert (22) und der zweiten Kenngröße (191) mit
dem ersten Meßwert (21) gebildet.
Die erste Wellenlänge ist hierbei auf den sog.
isobestischen Punkt von 805 Nanometer eingestellt und die
zweite Wellenlänge beträgt 940 Nanometer. Als Farbstoff
wird Indocyanin-grün (ICG) verwendet.
Fig. 4 veranschaulicht den zeitlichen Verlauf der
Farbstoff-Konzentration CF (t) im Blutkreislauf und ein
Verfahren zur Extrapolation von CF (t) aus den in dem
peripheren Gefäßabschnitt eines Blutkreislaufs mit der
ersten Vorrichtung (1) nach den Fig. 1 und 2
gemessenen Farbstoff-Konzentrationswerten CF1. Auf der
Abszisse des Koordinatensystems ist die Zeit t
aufgetragen, auf der Ordinate die Farbstoff-
Konzentration CF (t).
Das Verfahren wird folgendermaßen durchgeführt: Zum
Zeitpunkt t=to wird eine vorgewählte Menge eines von den
Organen des Blutkreislaufs abbaubaren Farbstoffes
schlagartig in den Blutkreislauf eingebracht, z. B. durch
Injektion in eine Vene. Die Farbstoff-Konzentration wird
an einem von dem Injektionsort entfernt liegenden
peripheren Gefäßabschnitt, z. B. einem Finger, in der
Weise gemessen, daß in kurzen Zeitabständen bis zum
Zeitpunkt to Blut-Meßwerte Im (t) und nach dem Zeitpunkt
to Farb-Meßwerte IF (t) aufgenommen und in der
Auswerteeinheit (8), Fig. 1, gespeichert werden.
Während der sogenannten Erscheinungszeit EZ werden die
Farb-Meßwerte IF(t) bzw. der
Farbstoff-Konzentrationswert CF (t) auf den
Ursprungswerten verharren, da der Farbstoff zunächst zu
dem peripheren Körperteil gebracht werden muß.
Aus der Funktion IF (t) wird in der Auswerteschaltung
(8) zunächst eine über die Pulshübe gemittelte Funktion
IpF (t) bestimmt, und deren Extremalstellen berechnet.
IpF(t) hat qualitativ bezüglich der Extremalstellen den
gleichen Verlauf wie CF(t). Der besseren Übersicht wegen
ist in der Fig. 4 nur CF(t) dargestellt. An den
Extremalstellen werden aus IF (t) und Im (t) diskrete
Werte für die Konzentration CF1 des Farbstoffes
errechnet. Die Farbverteilungsfunktion CF (t) ist dann
eine die Einzelwerte CF1 verbindende
Extrapolationsfunktion.
Die Farbverteilungsfunktion CF (t) weist vom Zeitpunkt
t=to an gesehen ein erstes Maximum C1max und ein
zweites Maximum C2max auf. Die Zeit zwischen dem ersten
Maximum C1max und dem zweiten Maximum C2max wird
auch als Rezirkulationszeit RZ bezeichnet, in der sich der
Farbstoffinnerhalb der Organe des Organkreislaufes
verteilt. Parallel dazu wird der Farbstoff in bestimmten
Organen wieder abgebaut, d. h. die Farbstoffmenge im
Organkreislauf nimmt ab. Der momentane
Farbstoff-Konzentrationswert CF (t) ist abhängig von der
Farbstoff-Verteilung im Organkreislauf und von dem Grad
des Farbstoff-Abbaus.
Für bestimmte Anwendungsfälle wird die fiktive Farbstoff
Anfangskonzentration CW (to) eines zum Zeitpunkt t=to im
Organkreislauf homogen verteilten Farbstoffes benötigt.
Diese läßt sich folgendermaßen bestimmen.
Nach der Rezirkulation des Farbstoffes, also nach dem
zweiten Maximum C2max, ist die Farbstoffkonzentrations
funktion CF (t) nur noch abhängig vom Grad des
Farbstoffabbaus, d. h. nur abhängig von einem Parameter
und eine Rückextrapolation auf einen fiktiven Farbstoff
Anfangskonzentrationswert CW (to) zum Zeitpunkt to ist
möglich. Hierzu werden nach dem zweiten Maximum C2max
die Wendepunkte CW (i) (i=1,2 . . . ) der Funktion CF (t)
errechnet und durch die Wendepunkte CW (i) eine
Ausgleichsfunktion CW (t), z. B. eine Exponentialfunktion,
gelegt. Die Rückextrapolation auf den Zeitpunkt t=to
ergibt den Farbstoff-Anfangskonzentrationswert CW (to).
Mit diesem Wert CW (to) ist z. B. das Flüssigkeitsvolumen
d. h. das Blutvolumen, des Organkreislaufes bestimmbar, da
sowohl das Volumen des injizierten Farbstoffes als auch
die Farbstoffkonzentration CW (to) bekannt sind.
Claims (8)
1. Vorrichtung zur nichtinvasiven Bestimmung der
Extinktion einer von mindestens einer
Strahlungsquelle in einen peripheren
Gefäßabschnitt eines Blutkreislaufs emittierten
Strahlung, mit einem die Strahlung aufnehmenden
Strahlungsempfänger, welcher ein der
Strahlungsintensität proportionales Meßsignal
liefert und mit einer das Meßsignal verarbeitenden
Auswerteschaltung, dadurch gekennzeichnet, daß dem
Strahlungsempfänger (5) ein Phasendetektor (6) und
ein differenzierendes Bauglied (7) nachgeschaltet
sind, und das differenzierende Bauglied (7) als
Ausgangsgröße die zwischen zwei
aufeinanderfolgenden relativen Extrema des
Meßsignals vorliegende, aus der Pulsation
resultierende Steigung des Meßsignals bei einer
vorgebbaren Phasenlage liefert, wobei die
Ausgangsgröße als eine Blut-Kenngröße (15) und das
dazugehörige Meßsignal als ein Blut-Meßwert (13)
in der Auswerteeinheit (8) gespeichert sind, und,
daß nach dem Einbringen eines vorbestimmten
Volumens eines Farbstoffes in den Blutkreislauf,
eine Farb-Kenngröße (16) und ein Farb-Meßwert (14)
mit gleicher Phasenlage zur Blut-Kenngröße (15)
und zum Blut-Meßwert (13) in der Auswerteeinheit
(8) registriert sind, und daß in der
Auswerteeinheit (8) eine der Konzentration CF1
des Farbstoffes proportionale Größe aus dem
Verhältnis der Produkte der Farb-Kenngröße (16)
mit dem Blut-Meßwert (13) und der Blut-Kenngröße
(15) mit dem Farb-Meßwert (14) gebildet ist.
2. Verfahren zur nichtinvasiven Bestimmung der
Extinktion einer von mindestens einer
Strahlungsquelle in einen peripheren
Gefäßabschnitt eines Blutkreislaufs emittierten
Strahlung mit einer Vorrichtung nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, daß vor dem Einbringen
eines Farbstoffes in den Blutkreislauf aus dem
zeitlich veränderlichen Meßsignal zwischen zwei
aufeinanderfolgenden Extrema bei einer Phasenlage
PHI1 ein Blut-Meßwert Im₁ und die zugehörige
zeitliche Abteilung dIm₁/dt als Blut Kenngröße
bestimmt wird, und daß nach dem Einbringen eines
vorbestimmten Volumens eines Farbstoffes in den
Blutkreislauf bei der Phasenlage PHI + n × 2 × PI
in gleicher Weise ein Farb-Meßwert IF1 und die
zugehörige zeitliche Ableitung dIF1/dt als
Farb-Kenngröße gemessen wird, und daß die
Konzentration CF1 des Farbstoffes im Blut nach
der Berechnungsformel
gebildet ist.
3. Vorrichtung zur nichtinvasiven Bestimmung der
Extinktion einer von mindestens einer
Strahlungsquelle in einen peripheren
Gefäßabschnitt eines Blutkreislaufs emittierten
Strahlung, mit mindestens einem die Strahlung bei
einer ersten Wellenlänge und einer zweiten
Wellenlänge aufnehmenden Strahlungsempfänger,
welcher jeweils ein der Strahlungsintensität bei
der ersten Wellenlänge und der zweiten Wellenlänge
proportionales erstes Meßsignal und zweites
Meßsignal liefert und mit einer die Meßsignale
verarbeitenden Auswerteschaltung, dadurch
gekennzeichnet, daß die Meßsignale jeweils an ein
differenzierendes Bauglied geführt sind welches
jeweils als eine erste Ausgangsgröße und eine
zweite Ausgangsgröße die zwischen zwei
aufeinanderfolgenden relativen Extrema des ersten
Meßsignals bzw. des zweiten Meßsignals
vorliegende, aus der Pulsation resultierende
Steigung der Meßsignale liefert, und daß nach dem
Einbringen eines vorbestimmten Volumens eines
Farbstoffes in den Blutkreislauf die erste
Ausgangsgröße und das erste Meßsignal als eine
erste Kenngröße (19) und ein erster Meßwert (21)
und die zweite Ausgangsgröße und das zweite
Meßsignal als eine zweite Kenngröße (191) und ein
zweiter Meßwert (22) bei jeweils gleicher
Phasenlage der Meßsignale in der Auswerteeinheit
gespeichert sind, und daß in der Auswerteeinheit
eine der Konzentration CF2 des Farbstoffes
proportionale Größe aus dem Verhältnis der
Produkte der ersten Kenngröße (19) mit dem zweiten
Meßwert (22) und der zweiten Kenngröße (191) mit
dem ersten Meßwert (21) gebildet ist, und daß die
Wellenlängen derart
ausgewählt sind, daß der Farbstoff bei einer der
Wellenlängen keine Extinktion der Strahlung
bewirkt.
4. Verfahren zur nichtinvasiven Bestimmung der
Extinktion einer von mindestens einer
Strahlungsquelle in einen peripheren
Gefäßabschnitt eines Blutkreislaufs emittierten
Strahlung mit einer Vorrichtung nach Anspruch 3,
dadurch gekennzeichnet, daß nach dem Einbringen
eines vorbestimmten Volumens eines Farbstoffes in
dem Blutkreislauf aus dem zeitlich veränderlichen
ersten Meßsignal und zweiten Meßsignal jeweils
zwischen zwei aufeinanderfolgenden relativen
Extrema der Meßsignale und bei jeweils gleicher
Phasenlage
PHI 1, aus dem ersten Meßsignal ein erster Meßwert
I₁ mit der zugehörigen zeitlichen Abteilung
dI₁/dt als eine erste Kenngröße und aus dem
zweiten Meßsignal ein zweiter Meßwert I₂ mit der
zugehörigen zeitlichen Ableitung dI₂/dt als eine
zweite Kenngröße ermittelt werden, und daß die
Konzentration CF2 des Farbstoffes im Blut nach
der Berechnungsformel
gebildet ist.
5. Vorrichtung nach Anspruch 1, dgd die Wellenlänge
auf den isobestischen Punkt mit 805 Nanometer
eingestellt ist.
6. Vorrichtung nach Anspruch 3, dgd die erste
Wellenlänge 805 Nanometer beträgt und die zweite
Wellenlänge in der Umgebung von 940 Nanometer
liegt, und daß der Farbstoff Indocyanin-grün (ICG)
ist.
7. Verfahren zur Bestimmung einer zeitveränderlichen
Farbverteilungsfunktion CF (t) mit einer
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1, 3, 5 oder
6, dadurch gekennzeichnet, daß
- - vor dem Einbringen eines Farbstoffes in den Blutkreislauf bis zu einem Zeitpunkt t o Blut-Meßwerte Im (t), I₂(t) und nach dem Zeitpunkt to nach dem Einbringen eines Farbstoffes zumindestens Farb-Meßwerte IF (t), I₁(t) als Funktion der Zeit in der Auswerteeinheit registriert werden,
- - die Extremalstellen einer über die Pulshübe gemittelten Funktion IpF (t) aus IF (t) bzw. I₁(t) bestimmt werden,
- - an den Extremalstellen von IpF (t) Einzelwerte CF1 bzw. CF2 für die Farbstoffkonzentration errechnet werden,
- - und die Farbverteilungsfunktion CF (t) aus einer die Einzelwerte CF1 bzw. CF2 verbindenden Extrapolationsfunktion gebildet wird.
8. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet,
daß aus den Einzelwerten CF1 bzw. CF2 zunächst
der Durchmesser d des Gefäßabschnittes und dann
CF(t) aus Im(t), IF1(t) bzw. I₁(t),
I₂(t) jeweils mit dem Lambert Beer′schen Gesetz
errechnet wird.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE4313011A DE4313011A1 (de) | 1993-04-21 | 1993-04-21 | Vorrichtung zur nichtinvasiven Messung einer Farbstoffkonzentration |
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DE4313011A DE4313011A1 (de) | 1993-04-21 | 1993-04-21 | Vorrichtung zur nichtinvasiven Messung einer Farbstoffkonzentration |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
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ID=6486003
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---|---|
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Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE19512478A1 (de) * | 1994-08-10 | 1996-03-14 | Bernreuter Peter Dr Ing | Kalibration von Blutgasanalysesensoren |
EP1101450A1 (de) * | 1999-11-17 | 2001-05-23 | Pulsion Medical Systems AG | Gerät und Methode zur Behandlung von wachsenden, erweiterten oder missgebildeten Blutgefässen |
Citations (12)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2227332B2 (de) * | 1972-01-13 | 1975-06-05 | Medicor Muevek, Budapest | Einrichtung zur Oxymetrie |
US3998550A (en) * | 1974-10-14 | 1976-12-21 | Minolta Camera Corporation | Photoelectric oximeter |
US4086915A (en) * | 1975-04-30 | 1978-05-02 | Harvey I. Kofsky | Ear oximetry process and apparatus |
DE2756462A1 (de) * | 1976-12-20 | 1978-06-22 | Hewlett Packard Co | Schaltungsanordnung zum selektiven messen der konzentration einer substanz |
DE3131045A1 (de) * | 1980-08-06 | 1982-03-25 | Buffalo Medical Specialties Manufacturing, Inc., 33714 St. Petersburg, Fla. | Blut-diagnose-spektrophotometer |
DE3032150A1 (de) * | 1980-08-26 | 1982-04-01 | Hellige Gmbh, 7800 Freiburg | Verfahren und messeinrichtung zur kolorimetrischen bestimmung der konzentration eines chemischen stoffs, insbesondere des partialdrucks eines im blut geloesten gases |
US4576173A (en) * | 1982-06-28 | 1986-03-18 | The Johns Hopkins University | Electro-optical device and method for monitoring instanteous singlet oxygen concentration produced during photoradiation using a CW excitation source |
US4592361A (en) * | 1982-06-28 | 1986-06-03 | The Johns Hopkins University | Electro-optical device and method for monitoring instantaneous singlet oxygen concentration produced during photoradiation using pulsed excitation and time domain signal processing |
DE3629447A1 (de) * | 1985-08-30 | 1987-04-09 | Criticare Systems Inc | Oximetrieverfahren und -vorrichtung |
DE3910749A1 (de) * | 1989-04-03 | 1990-10-04 | Hellige Gmbh | Verfahren und vorrichtung zur nichtinvasiven ueberwachung von physiologischen messgroessen |
US5190040A (en) * | 1986-12-26 | 1993-03-02 | Nihon Kohden Corporation | Apparatus for measuring the change in the concentration of a pigment in blood |
DE4130931A1 (de) * | 1991-09-13 | 1993-03-25 | Hoeft Andreas | Verfahren und vorrichtung zur ermittlung des zirkulierenden blutvolumens |
-
1993
- 1993-04-21 DE DE4313011A patent/DE4313011A1/de not_active Ceased
Patent Citations (13)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2227332B2 (de) * | 1972-01-13 | 1975-06-05 | Medicor Muevek, Budapest | Einrichtung zur Oxymetrie |
US3998550A (en) * | 1974-10-14 | 1976-12-21 | Minolta Camera Corporation | Photoelectric oximeter |
US4086915A (en) * | 1975-04-30 | 1978-05-02 | Harvey I. Kofsky | Ear oximetry process and apparatus |
DE2756462A1 (de) * | 1976-12-20 | 1978-06-22 | Hewlett Packard Co | Schaltungsanordnung zum selektiven messen der konzentration einer substanz |
US4167331A (en) * | 1976-12-20 | 1979-09-11 | Hewlett-Packard Company | Multi-wavelength incremental absorbence oximeter |
DE3131045A1 (de) * | 1980-08-06 | 1982-03-25 | Buffalo Medical Specialties Manufacturing, Inc., 33714 St. Petersburg, Fla. | Blut-diagnose-spektrophotometer |
DE3032150A1 (de) * | 1980-08-26 | 1982-04-01 | Hellige Gmbh, 7800 Freiburg | Verfahren und messeinrichtung zur kolorimetrischen bestimmung der konzentration eines chemischen stoffs, insbesondere des partialdrucks eines im blut geloesten gases |
US4576173A (en) * | 1982-06-28 | 1986-03-18 | The Johns Hopkins University | Electro-optical device and method for monitoring instanteous singlet oxygen concentration produced during photoradiation using a CW excitation source |
US4592361A (en) * | 1982-06-28 | 1986-06-03 | The Johns Hopkins University | Electro-optical device and method for monitoring instantaneous singlet oxygen concentration produced during photoradiation using pulsed excitation and time domain signal processing |
DE3629447A1 (de) * | 1985-08-30 | 1987-04-09 | Criticare Systems Inc | Oximetrieverfahren und -vorrichtung |
US5190040A (en) * | 1986-12-26 | 1993-03-02 | Nihon Kohden Corporation | Apparatus for measuring the change in the concentration of a pigment in blood |
DE3910749A1 (de) * | 1989-04-03 | 1990-10-04 | Hellige Gmbh | Verfahren und vorrichtung zur nichtinvasiven ueberwachung von physiologischen messgroessen |
DE4130931A1 (de) * | 1991-09-13 | 1993-03-25 | Hoeft Andreas | Verfahren und vorrichtung zur ermittlung des zirkulierenden blutvolumens |
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE19512478A1 (de) * | 1994-08-10 | 1996-03-14 | Bernreuter Peter Dr Ing | Kalibration von Blutgasanalysesensoren |
DE19512478C2 (de) * | 1994-08-10 | 2001-05-31 | Bernreuter Peter | Verfahren zur Bestimmung der arteriellen Sauerstoffsättigung |
US5772589A (en) * | 1995-02-13 | 1998-06-30 | Bernreuter; Peter | Measurement process for blood gas analysis sensors |
EP1101450A1 (de) * | 1999-11-17 | 2001-05-23 | Pulsion Medical Systems AG | Gerät und Methode zur Behandlung von wachsenden, erweiterten oder missgebildeten Blutgefässen |
US6491715B1 (en) | 1999-11-17 | 2002-12-10 | Pulsion Medical Systems Ag | Device for treating growing, dilated or malformed blood vessels and method for treating biological material |
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