DE4325529A1 - Vorrichtung zum Bestimmen der Konzentration von Stoffen im Blut - Google Patents

Vorrichtung zum Bestimmen der Konzentration von Stoffen im Blut

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Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Bestimmen der Konzentration von Stoffen im Blut, insbesondere zum Bestimmen der Hämoglobin-, Oxyhämoglobin- und/oder Diagnosefarbstoffkonzen­ tration nach dem Gattungsbegriff des Patentanspruchs 1.
Eine derartige Vorrichtung dient somit dazu, die Sauerstoffsättigung des Blutes, d. h. das Verhältnis zwischen der Oxyhämoglobin- und der gesamten Hämoglobinkonzentration im Blut, die gesamte Hämoglobinkonzentration im Blut und/oder die Konzentration eines Diagnosefarbstoffes im Blut zu bestimmen, der beispielsweise beim Thermo-Dye-Verfahren zum Bestimmen des Herzzeitvolumens verwendet wird, wobei die Konzentrations­ bestimmung in vivo oder in vitro erfolgen kann.
Derartige Vorrichtungen sind aus der DE-PS 27 41 981, der US-PS 4 776 340, Gene A. et al. "Measuring Oxygen Saturation and Hematocrit Using a Fiberoptik Catheder" und Klempt H. et al.: "Ein Fiberoptiksystem zur kontinuierlichen Messung der O₂-Sätti­ gung und zur Bestimmung des Herzzeitvolumens mit der Farbstoff­ verdünnungstechnik" in der Zeitschrift Kardiol 66, Seiten 257 bis 264 (1977) bekannt.
Diese bekannten Vorrichtungen arbeiten nach dem Prinzip der Transmissions- oder Reflektionsmessung. Dabei wird das Licht von der Lichtquelle in eine Blutprobe eingestrahlt und wird der Anteil des durch Transmission oder Reflektion vom Blut über­ tragenen Lichtes bestimmt. Die Wellenlänge des eingestrahlten Lichtes und des zur Messung herangezogenen übertragenen Lichtes ist dabei gleich. Aus dem Verhältnis der Intensitäten des eingestrahlten und transmittierten oder reflektierten Lichtes werden die Werte für die Oxyhämoglobin-, die Hämoglobin- und die Diagnosefarbstoffkonzentration bestimmt. Die Messung erfolgt dabei entweder in vitro mittels spezieller Meßküvetten oder mittels Lichtleiter direkt in den Blutgefäßen, d. h. in vivo.
Durch eine entsprechende Auswertung der Meßergebnisse können Werte für das Verhältnis zwischen dem Oxyhämoglobin- und dem gesamten Hämoglobinanteil sowie auch der Anteil der roten Blutkörperchen am Gesamtvolumen, d. h. der Verdünnungsgrad, bestimmt werden.
Um die Nullpunktdrift und mögliche Einflüsse des Umgebungs­ lichtes auszuschalten, wird das Licht vorzugsweise pulsierend eingestrahlt, d. h. werden Messungen in kurzen Zeitabständen wiederholt durchgeführt. Da die Meßergebnisse von der Wegstrecke des Lichtes durch die Blutproben beeinflußt werden, wird vorzugsweise mit Licht bei mehreren verschiedenen definierten Wellenlängen gemessen. Dazu arbeitet die aus der DE-PS 27 41 981 bekannte Vorrichtung nach dem Reflektionsmeßverfahren bei drei Wellenlängen mit einem Katheter mit zwei Lichtleitern und arbeitet die aus der US-PS 4 776 340 bekannte Vorrichtung gleichfalls nach dem Reflektionsmeßverfahren bei zwei Wellenlän­ gen und mit einem Katheter mit drei Lichtleitern.
Der Nachteil der bekannten Vorrichtungen besteht einmal darin, daß bei der Messung in vitro wegen des damit verbundenen Arbeitsaufwandes Messungen praktisch nur in größeren Zeit­ abständen durchgeführt werden können und aufgrund der Tatsache, daß Vorrichtungen mit optischen in vitro Meßverfahren die Transmission der hämolysierten Blutprobe bestimmen, um die nötige Meßgenauigkeit zu erreichen, und die Bestimmung des Sauerstoff­ partialdrucks und der Elektrolytkonzentration des Blutplasmas in Blutanalysegeräten durch eine Hämolyse gestört würde, optische Meßverfahren in Blutanalysegeräten üblicherweise nicht integriert sind und daher zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung der Blutzellen und des Sauerstoffpartialdrucks des Blutplasmas zwei Messungen mit getrennten Proben an verschiedenen Geräten erforderlich sind.
Bei der Messung in vivo werden die Transmission und die Reflektion von anderen Stoffen, beispielsweise vom umliegenden Gewebe, den Blutgefäßen und Fibrinablagerungen auf der Katheter­ spitze beeinflußt. Die in dieser Weise beeinflußten Messungen sind nur in Extremfällen als Fehlmessungen erkennbar, so daß eine sehr genaue Plazierung des Katheters im Blutgefäß und eine regelmäßige Nachkalibrierung durch Vergleich mit Labormessungen erforderlich sind. Das ist mit einem sehr hohen Aufwand ver­ bunden. So ist die Hämoglobinbestimmung mittels der aus der US-PS 4 776 340 bekannten Vorrichtung mit so großen Toleranzen behaftet, daß der Meßwert nur zur Korrektur von Querempfindlich­ keiten anderer Meßwerte verwendet wird. Weiterhin wird die Reflektions- und Transmissionsmessung auch durch Diagnose­ farbstoffe, beispielsweise durch den häufig in der Medizin verwendeten Farbstoff Indozyaningrün mit einem Absorptionsmaximum bei 800 nm stark beeinflußt. Das hat zur Folge, daß die gleich­ zeitige Bestimmung der Konzentration von Diagnosefarbstoffen und der Sauerstoffsättigung, d. h. der Oxyhämoglobinkonzentration und Hämoglobinkonzentration, nicht möglich ist. Schließlich werden die in der Medizin implantierten Katheter aus Sicherheitsgründen nur einmal verwendet. Bedingt durch die hohen Kosten herkömm­ licher Faseroptikkatheter mit zwei oder drei Lichtleitern sind die Einsatzmöglichkeiten deutlich eingeschränkt, wobei aufgrund der zwei oder drei erforderlichen Lichtleiter die Katheter für die Reflektions- und Transmissionsmessungen darüber hinaus einen großen Durchmesser haben, was ihren Einsatz bei kleinen Blutgefä­ ßen nicht zuläßt.
Wegen der im Vergleich zum eingestrahlten Licht geringen Intensität des Meßsignals hat weiterhin das nicht zu vermeidende Übersprechen vom optischen Sende- zum Empfangslichtleiter einen deutlichen Einfluß auf das Ergebnis. Um dementsprechende Meßfehler zu vermeiden, muß bei der Herstellung der Katheter darauf geachtet werden, daß diese alle das gleiche optische Verhalten haben. Da wegen der an den Grenzflächen auftretenden Rückreflektionen zur Lichtübertragung getrennte Lichtleiter zum Senden und Empfangen nötig sind, müssen diese an der Katheter­ spitze weiterhin exakt zueinander positioniert werden, was bedeutet, daß bei einer Vorrichtung gemäß US-PS 4 776 340 zur Hämatokritkorrektur drei in exakt definierten Abständen befindli­ che Lichtleitfasern notwendig sind. Die damit verbundenen Herstellungskosten sind außerordentlich hoch.
Die der Erfindung zugrundeliegende Aufgabe besteht demgegen­ über darin, eine Vorrichtung nach dem Gattungsbegriff des Patentanspruchs 1 zu schaffen, mit der es möglich ist, die Konzentration von Stoffen im Blut mit hoher Genauigkeit und geringer Störempfindlichkeit zu bestimmen.
Mit der erfindungsgemäßen Vorrichtung soll es insbesondere möglich sein, kontinuierliche Bestimmungen des Hämoglobin- und Oxyhämoglobingehaltes sowie der Diagnosefarbstoffkonzentration im Blut durchzuführen, wobei Meßfehler durch die im Blut vorhandenen Diagnosefarbstoffe vermieden werden sollen, so daß der Einsatz von Diagnosefarbstoffen als Indikator im Blutsystem nicht beschränkt ist.
Diese Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch die Ausbildung gelöst, die im Kennzeichen des Patentanspruchs 1 angegeben ist.
Der entscheidende Vorteil der Messung des Fluoreszenzlichtes bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung liegt in der Verschieden­ heit der Wellenlänge des Anregungslichtes, d. h. des Lichtes, das in das Blut eingestrahlt wird, und des vom Blut übertragenen Meß-, d. h. Fluoreszenzlichtes. Dadurch ist es möglich, das Anregungslicht und das Meßlicht im Katheter über die gleiche Lichtleitfaser zu übertragen, wobei das an den Grenzflächen der Übertragungswege und von der Umgebung rückreflektierte Anregungs­ licht in der Auswerteeinrichtung mittels geeigneter Filter vom zu messenden Fluoreszenzlicht abgetrennt werden kann. Zweite oder dritte Lichtleitfasern sind somit unnötig, so daß auch die Kosten für ihre exakte Positionierung entfallen.
Die erfindungsgemäße Vorrichtung hat somit den weiteren Vorteil, daß preisgünstige Katheter mit sehr kleinen Katheter­ durchmessern verwandt werden können.
Dadurch vereinfacht sich die Handhabung und verringert sich die Belastung für den Patienten. Da bei Kathetern mit kleinem Durchmesser insbesonders bei Kathetern mit nur einem Lichtleiter das zur Messung nötige Blutvolumen um die Katheterspitze sehr klein ist, kann auch in sehr kleinen Blutgefäßen noch gemessen werden.
Im Fall einer in vitro Messung kann die Meßküvette und damit das erforderliche Probenvolumen sehr klein gewählt werden. Da die Blutprobe durch die Messung nicht verändert wird, kann die Meßvorrichtung einem gewöhnlichen Blutgasanalysegerät vor­ geschaltet werden. Dadurch ist die Bestimmung der wichtigsten Blutparameter mit einer Blutprobe und in einem Meßvorgang möglich.
Besonders bevorzugte Ausgestaltungen und Weiterbildungen der erfindungsgemäßen Vorrichtung sind Gegenstand der Patentansprüche 2 bis 6.
Im folgenden wird anhand der zugehörigen Zeichnung ein besonders bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung näher beschrieben. Es zeigen
Fig. 1 das Blockschaltbild des Ausführungsbeispiels der erfindungsgemäßen Vorrichtung,
Fig. 2 eine Schnittansicht der Katheterspitze eines Katheters mit zwei Lichtleitern für das in Fig. 1 dargestellte Ausführungsbeispiel,
Fig. 3 eine Schnittansicht der Katheterspitze eines Katheters mit einem Lichtleiter für das in Fig. 1 dargestellte Ausführungsbeispiel,
Fig. 4 eine Ansicht eines einfachen Katheters mit einem Lichtleiter und einem Stecker,
Fig. 5 eine geschnittene Draufsicht auf den optischen Teil des Ausführungsbeispiels der erfindungsgemäßen Vorrichtung,
Fig. 6 eine geschnittene Seitenansicht des optischen Teils des Ausführungsbeispiels der erfindungsgemäßen Vorrichtung,
Fig. 7 in einer grafischen Darstellung die Intensität des Fluoreszenzlichtes gegenüber seiner Wellenlänge bei oxygeniertem und desoxygeniertem Blut,
Fig. 8 und 9 in graphischen Darstellungen die Intensität des Fluoreszenzlichtes gegenüber der Sauerstoffsättigung bei ver­ schiedenen Hämoglobingehalten und verschiedenen Wellenlängen,
Fig. 10 in einer graphischen Darstellung die Intensität des Fluoreszenzlichtes gegenüber seiner Wellenlänge bei Blut mit und ohne den Diagnosefarbstoff Indocyaningrün und
Fig. 11 in einer graphischen Darstellung die Intensität des Fluoreszenzlichtes gegenüber der Indocyaningrünkonzentration im Blut bei oxygeniertem und desoxygeniertem Blut.
Das in Fig. 1 in einem Blockschaltbild dargestellte Ausführungsbeispiel der erfindungsgemäßen Vorrichtung umfaßt im wesentlichen eine Ablaufsteuerung 11 zur Steuerung des gesamten Meßablaufs. Die Ablaufsteuerung 11 steuert einen Blitzlampen­ treiber 12, der mit einer Blitzlampeneinheit 30 verbunden ist, deren Ausgangslicht über eine Anregungsfiltereinheit 40 an einer Lichtwellenleiterkopplereinheit 50 liegt. Der Blitzlampentreiber 12, die Blitzlampeneinheit 30 und die Anregungsfiltereinheit 40 bilden eine Lichtquelle, die Licht im Bereich wenigstens einer bestimmten Wellenlänge ausgibt, die durch den Bereich der Filtereinheit 40 bestimmt ist.
Das Licht von der Kopplereinheit 50 geht über den Licht­ wellenleiter eines Katheters 20 in die zu messende Blutprobe und das von der Blutprobe übertragene Licht wird über die Koppler­ einheit 50 und eine Emissionsfiltereinheit 60 von einer Licht­ detektoreinheit 70 erfaßt, deren Ausgangssignal an einem programmierbaren Verstärker 13 und über Dual-Slope-Integratoren 14 und Zeitzähler 15 an einer Auswerteeinheit 16 liegt. Die Dual- Slope-Integratoren 14 und die Auswerteeinheit 16 werden gleich­ falls von der Ablaufsteuerung 11 angesteuert, während der programmierbare Verstärker 13 von der Auswerteeinheit 16 angesteuert wird.
Bei dem in Fig. 1 dargestellten Ausführungsbeispiel sind die Anregungsfiltereinheit 40 und die Emissionsfiltereinheit 60 jeweils so gewählt, daß die Detektoreinheit 70 Licht mit einer Wellenlänge erfaßt, die der Wellenlänge des Fluoreszenzlichtes des Stoffes entspricht, dessen Konzentration bestimmt werden soll, wobei der durch die Anregungsfiltereinheit 40 festgelegte Bereich der Wellenlänge des Anregungslichtes spektral vom Bereich der Wellenlänge des Fluoreszenzlichtes getrennt ist.
Zur Bestimmung des Hämoglobin- und des Oxyhämoglobingehaltes kann die Fluoreszenz des Blutes bei 485 nm und bei 640 nm herangezogen werden. Die Wellenlänge des Anregungslichtes liegt dann beispielsweise bei 370 nm. Eine Beeinflussung der Fluo­ reszenzmessung durch den Farbstoffindozyaningrün ist praktisch nicht gegeben. Zur Farbstoffkonzentrationsmessung selbst kann die Fluoreszenz des Diagnosefarbstoffes bei 830 nm herangezogen werden, wobei das Anregungslicht dann eine Wellenlänge bei beispielsweise 740 nm hat.
Die aus Fig. 11 ersichtliche geringe Beeinflussung dieser Fluoreszenzmessung durch den Oxygenierungsgrad des Blutes kann korrigiert werden.
Bei dem in Fig. 2 dargestellten Ausführungsbeispiel eines Katheters 20 sind zwei Lichtleiter 21, 22 für das Anregungslicht und das Emissions- oder Fluoreszenzlicht vorgesehen. Die Lichtleiter 21, 22 sind über eine Verklebung 24 im Kathe­ terhüllschlauch 25 angeordnet. Das Anregungslicht vom Lichtleiter 21 fällt beispielsweise auf ein fluoreszierendes Erythrozyt 26, dessen Fluoreszenzlicht über den Lichtleiter 22, die Koppler­ einheit 50 und die Filtereinheit 60 der Detektoreinheit 70 zur Messung und Auswertung zugeführt wird.
Bei dem in Fig. 3 dargestellten Ausführungsbeispiel eines Katheters ist nur ein einziger kombinierter Lichtleiter 23 vorgesehen, der das Anregungslicht sowie das Emissionslicht führt.
Der Lichtleiterkatheter 20 ist mit einer feststehenden Raste 28 am Lichtleiterstecker 27 versehen, wie es in Fig. 4 darge­ stellt ist, der an eine Steckeraufnahme 76 des in des Fig. 5 und 6 dargestellten optischen Teils der Vorrichtung angeschlossen ist.
Wie es in den Fig. 5 und 6 im einzelnen dargestellt ist, umfaßt der optische Teil die Blitzlampeneinheit 30 mit einer Blitzlampe 31 und einem Reflektor 33 für das Anregungslicht mit einer Wellenlänge von 370 nm und eine Blitzlampe 32 und einem Reflektor 34 für das Anregungslicht mit einer Wellenlänge von 740 nm. Zwischen der Blitzlampeneinheit 30 und der Kopplereinheit 50 befindet sich eine optische Abdichtung 35 und die Blitzlampen­ einheit 30 ist von einem Gehäuse 36 und einem Deckel 37 um­ schlossen.
Die Anregungsfiltereinheit 40 umfaßt einen Filter 41 für Anregungslicht mit einer Wellenlänge von 370 nm und ein Filter 42 für das Anregungslicht mit einer Wellenlänge von 740 nm.
Das über die Filter 41 und 42 kommende Licht liegt an der Lichtleiterkopplereinheit 50 mit einem Lichtleiter 51 für den Katheteranschluß, einer Lichtleiterkopplung 52, einem Lichtleiter 53 für das Anregungslicht mit einer Wellenlänge von 740 nm, einem Lichtleiter 54 für das Anregungslicht mit einer Wellenlänge von 370 nm, einem Lichtleiter 55 für das Emissionslicht mit einer Wellenlänge von 485 nm, einem Lichtleiter 56 für das Emissions­ licht mit einer Wellenlänge von 640 nm und einem Lichtleiter 57 für das Emissionslicht mit einer Wellenlänge von 830 nm. Die Kopplereinheit 50 ist von einem Gehäuse 58 und einem Deckel 59 umschlossen.
Die Emissionsfiltereinheit 60 umfaßt einen Filter 61 für das Emissionslicht mit einer Wellenlänge von 485 nm, einen Filter 62 für das Emissionslicht mit einer Wellenlänge von 640 nm und einen Filter 63 für das Emissionslicht mit einer Wellenlänge von 830 nm.
Die Detektoreinheit 70 umfaßt schließlich einen Detektor 71 für das Emissionslicht mit einer Wellenlänge von 485 nm, einen Detektor 72 für das Emissionslicht mit einer Wellenlänge von 640 nm und einen Detektor 73 für das Emissionslicht mit einer Wellenlänge von 830 nm. Die Detektoren und Stecker sind in einem Gehäuse 74 aufgenommen, wobei zwischen der Detektoreinheit 70 und der Kopplereinheit 50 eine optische Abdichtung 75 vorgesehen ist. Mit 77 ist eine federnde Raste bezeichnet und mit 78 ist die Verklebung der Detektoren im Gehäuse bezeichnet.
An dem oben beschriebenen Ausführungsbeispiel der erfin­ dungsgemäßen Vorrichtung können weitere Abwandlungen vorgenommen werden, beispielsweise können optische Gitter zur Filterung, Monofaserkatheter, Duofaserkatheter, Meßküvetten oder andere Lichtquellen vorgesehen sein.
Im folgenden wird die Arbeitsweise des oben beschriebenen Ausführungsbeispiels der erfindungsgemäßen Vorrichtung erläutert:
Zur Messung wird der Lichtleiterkatheter 20 wie üblich im Blut plaziert und nach einer Lagekontrolle beispielsweise über Bildwandler mit seinem Lichtleiterstecker 27 an die Stecker­ aufnahme 76 des optischen Teils der Vorrichtung angeschlossen.
Ein von einer der Blitzlampen 31 oder 32 ausgesandter Lichtimpuls wird durch den zugehörigen Reflektor oder ellipti­ schen Spiegel 33 bzw. 34 auf den entsprechenden Lichtleiter 54 oder 53 fokussiert. Der Filter 41 oder 42 begrenzt dabei das Spektrum des ausgestrahlten Lichtes auf den Wellenlängenbereich des Anregungslichtes um 370 nm oder 740 nm jeweils. Der Licht­ impuls wird vom Lichtleiterkoppler 52 über den Lichtleiter für den Katheteranschluß 51 und den Lichtleiter 21 oder 23 des Katheters 20 auf das Blut übertragen.
Das in das Blut eingestrahlte Anregungslicht erzeugt dort Fluoreszenzlicht um die Wellenlängen 485 nm, 640 nm und 830 nm jeweils, deren Intensität vom Hämoglobin-, Oxyhämoglobin- und Diagnosefarbstoffgehalt, d. h. der Konzentration dieser Stoffe, abhängt. Diese Lichtsignale gehen durch die Lichtleiter 22, 23 und 51 zum Lichtleiterkoppler 52 und werden von dort auf die Lichtleiter 55 bis 57 verteilt. Die Emissionsfilter 61, 62 und 63 trennen das Anregungslicht, das Umgebungslicht und andere Fluoreszenzlichtsignale vom zu messenden Fluoreszenzlichtsignal ab. Die gefilterten Lichtsignale (Filter 61: 480 bis 530 nm, Filter 62: 620 bis 680 nm, Filter 63: 830 nm) werden von den Lichtdetektoren 71, 72 und 73 in elektrische Signale umgewandelt und nach einer Verstärkung durch den Verstärker 13 und eine Digitalumsetzung der Auswerteeinheit 16 zugeführt. Anhand von Eichkurven oder entsprechenden Algorithmen werden dort der Oxyhämoglobingehalt oder die Sauerstoffsättigung, der Hämoglo­ bingehalt und die Farbstoffkonzentration des Blutes bestimmt. Die Umschaltung zwischen den dazu benötigten Anregungswellenlängen wird durch die Ablaufsteuerung 11 bewirkt.
In den Fig. 7 und 10 ist die Intensität der Fluoreszenz­ lichtsignale in graphischen Darstellungen gegenüber der Wellen­ länge aufgetragen, wobei Fig. 7 das Fluoreszenzlicht für oxygeniertes und desoxygeniertes Blut bei einer Anregung mit einer Lichtwellenlänge von 370 nm zeigt und Fig. 10 das Fluo­ reszenzlicht von Blut mit und ohne den Diagnosefarbstoff Indocyaningrün bei eine Anregung mit Licht einer Wellenlänge von 740 nm zeigt. Fig. 8 und 9 zeigen die bei 485 nm und 640 nm auftretende Fluoreszenzen von Blut bei einer Anregung mit Licht einer Wellenlänge von 370 nm für verschiedene Hämoglobinkonzen­ trationen in Abhängigkeit von der Sauerstoffsättigung. Fig. 11 zeigt die bei 830 nm auftretende Fluoreszenz von Diagnosefarbstoff Indocyaningrün im Blut bei einer Anregung mit Licht einer Wellenlänge von 740 nm für oxygeniertes und desoxygeniertes Blut in Abhängigkeit von der Farbstoffkonzentration jeweils.
Da die Fluoreszenzsignale im Verhältnis zu den Intensitäten des Anregungslichtes sehr klein sind, sollten besondere Maßnahmen zur Verbesserung der Signalqualität vorgesehen sein. Durch die Verwendung einer Blitzlichtlampe 30 kann kurzzeitig eine sehr hohe Intensität des Anregungslichtes erreicht werden. Vorzugs­ weise begrenzen die Filtereinheiten 40 und 60 den Frequenzbereich sehr steil. Bei dem obigen Ausführungsbeispiel werden Inter­ ferenzbandpaßfilter benutzt. Es können alternativ auch optische Gitter verwendet werden, die Filter können aber auch durch eine Lichtquelle oder einen Detektor mit geeignet begrenztem Spek­ tralbereich ersetzt oder ergänzt werden (Laser). Die Meßwert­ erfassung unterdrückt wegen des integrierenden Verhaltens Störungen weitgehend.
Für jede Wellenlänge des Anregungslichtes sind jeweils ein Blitzlampentreiber 12, eine Blitzlampe 30 und ein Anregungsfilter 40 vorgesehen. Für jede Wellenlänge des Emissions-, d. h. des Fluoreszenzlichtes, sind jeweils ein Emissionsfilter 60, ein Detektor 70, ein programmierbarer Verstärker 13, ein Integrator 14 und ein Zeitzähler 15 vorgesehen. Zu Beginn eines Meßvorgangs werden zuerst die Integratoren 14 auf Nullpotential zurückge­ setzt. Die verstärkten Signale von den Detektoren 71 bis 73 werden während einer kurzen Zeit (beispielsweise 1 ms) ohne Anregung abwärts integriert. Anschließend wird die erste Blitzlampe 31 gezündet und werden für eine gleich lange Zeit die Detektorsignale mit Anregung aufwärts integriert. Danach wird mit einer konstanten Referenzspannung wieder abwärts integriert. Die Zeitzähler 15 bestimmen dabei die erforderlichen Zeiten bis zum Erreichen des Nullpotentials. Diese gemessenen Zeiten werden auf die Auswerteeinheit 16 übertragen und sind proportional zur entsprechenden Fluoreszenz. In der gleichen Weise wird bei der zweiten Anregung, d. h. mit dem Anregungslicht der zweiten Anregungslichtwellenlänge verfahren. Nach Ablauf eines Meßzyklus liegen in der Auswerteeinheit 16 die Fluoreszenzlichtintensitäten bei 485 nm, 640 nm und 830 nm in digitaler Form vor. Bei einem Katheter mit zwei Lichtleitern kann zusätzlich auch die Re­ flektionsintensität bei 640 nm ermittelt werden. Der obige Meßzyklus wird z. B. alle ca. 100 ms wiederholt.
Vor Verwendung eines Katheters 20 wird durch eine Kalibrie­ rung mit einer Probe mit bekannten Eigenschaften für jede gemessene Intensität ein Vergleichswert Fv 485, Fv 640, Fv 830 bestimmt und abgespeichert. Bei den folgenden Auswertungen werden die Meßwerte Fm 485, Fm 640 und Fm 830 bestimmt und durch Division mit den zugehörigen Vergleichswerten in relative Intensitäten umgewandelt. Der dabei gebildete Wert F485 ist überwiegend durch die Hämoglobinkonzentration beeinflußt (Fig. 8), der dabei gebildete Wert F640 ist überwiegend durch die Sauerstoffsättigung beeinflußt (Fig. 9), und der dabei gebildete Wert F830 ist überwiegend durch die Diagnosefarbstoffkonzen­ tration beeinflußt (Fig. 11).
Diese relativen Intensitäten sind jedoch mit gewissen Querempfindlichkeiten und Nichtlinearitäten verbunden. Die gesuchten Parameter werden mit je einer mehrdimensionalen Potenzreihe aus den relativen Intensitäten berechnet (mit Potenzen bis zu zweiter Ordnung):
Y = a + b(F485) + c(F640) + d(F830) + e(F485)² + f(F640)² + g(F830)² + h(F485)(F640) + i(F640)(F830) + k(F830)(F485)
Y ist stellvertretend die Hämoglobinkonzentration, die Sauerstoffsättigung oder die Diagnosefarbstoffkonzentration. Die Konstanten a bis k sind für jeden Parameter verschieden. Sie werden für bestimmte Vorrichtungs- und Katheterausführungen durch Anpassung an mit anderen Meßverfahren ermittelte Ergebnisse gewonnen. Das kann beispielsweise mit der Methode der kleinsten Fehlerquadrate erfolgen. Bei Bedarf können auch Potenzreihen höherer Ordnung verwendet werden.
Das obige Ausführungsbeispiel betraf eine Vorrichtung zur Messung in vivo. Bei einer Vorrichtung zur Mesung in vitro kann das Licht von der Lichtquelle direkt, d. h. ohne Lichtleiter, in eine Blutprobe eingestrahlt und von der Blutprobe durch einen Lichtdetektor empfangen werden. Dazu ist eine Meßküvette an der Stelle der Kopplereinheit 50 angeordnet.

Claims (6)

1. Vorrichtung zum Bestimmen der Konzentration von Stoffen im Blut, insbesondere zum Bestimmen der Hämoglobin-, Oxyhämoglo­ bin- und/oder Diagnosefarbstoffkonzentration mit
  • - einer Lichtquelle, die Licht im Bereich wenigstens einer Wellenlänge in das Blut abstrahlt,
  • - einem Lichtdetektor, der das vom Blut kommende Licht erfaßt, und
  • - einer Auswerteeinrichtung, die die zu bestimmende Konzentration aus dem Verhältnis der Intensitäten des in das Blut eingestrahlten Lichtes zu dem vom Blut kommenden Lichtes bildet, dadurch gekennzeichnet, daß
  • - der Lichtdetektor (70, 60) Licht im Bereich wenigstens einer weiteren Wellenlänge erfaßt, die der Wellenlänge des Fluoreszenzlichtes des Stoffes entspricht, dessen Konzentration bestimmt werden soll, wobei der Bereich der Wellenlänge des Lichtes der Lichtquelle (30, 40) spektral vom Bereich der Wellenlänge des vom Lichtdetektor (70, 60) erfaßten Lichtes getrennt ist.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch einen eine Lichtleitereinrichtung aufweisenden Katheter (20), der in einer Blutbahn anzuordnen ist und über einen Lichtkoppler (50) einerseits mit der Lichtquelle (30, 40) und andererseits mit dem Lichtdetektor (60, 70) verbunden ist.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekenn­ zeichnet, daß die Lichtquelle (30, 40) aus einer Lampe (30) und einer Filtereinheit (40) besteht, die zwischen die Lampe (30) und dem Lichtkoppler (50) liegt.
4. Vorrichtung nach Anspruch 1, 2 oder 3, dadurch gekenn­ zeichnet, daß der Lichtdetektor (70, 60) aus einer Detektorein­ heit (70) und einer Filtereinheit (60) besteht, die zwischen der Detektoreinheit (70) und dem Lichtkoppler (50) angeordnet ist.
5. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Lampe (30) eine Blitzlampe ist, die über einen Blitzlampentreiber (12) gezündet wird.
6. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Wellenlänge des Lichtes der Lichtquelle um 370 nm für die Bestimmung der Hämoglobin- und der Oxyhämoglobinkonzentration und um 740 nm für die Bestimmung der Diagnosefarbstoffkonzentration liegt und daß die Wellenlänge des von dem Detektor (60, 70) erfaßten Lichtes um 485 nm, 640 nm und 830 nm bei der Bestimmung der Hämoglobin-, der Oxyhämoglobin- und Diagnosefarbstoffkonzentration jeweils liegt.
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