DE4325529C2 - Vorrichtung zum Bestimmen der Konzentration von Stoffen im Blut - Google Patents
Vorrichtung zum Bestimmen der Konzentration von Stoffen im BlutInfo
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- DE4325529C2 DE4325529C2 DE19934325529 DE4325529A DE4325529C2 DE 4325529 C2 DE4325529 C2 DE 4325529C2 DE 19934325529 DE19934325529 DE 19934325529 DE 4325529 A DE4325529 A DE 4325529A DE 4325529 C2 DE4325529 C2 DE 4325529C2
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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 Fiberoptic Catheter" 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, Seite 257 bis
264 (1977) bekannt.
Aus der DE 32 10 593 A1 ist es weiterhin bekannt, zur
Bestimmung eines bestimmten Zustandes eines Organs am lebenden
Objekt zwei Lichtquellen mit spektral verschiedenen Wellenlängen
zu verwenden und das im Organ durch die eine Lichtquelle
hervorgerufene Fluoreszenzlicht einerseits und das vom Organ
reflektierte Licht der anderen Lichtquelle andererseits zu zwei
getrennten Empfängern zu leiten, deren Ausgangssignale an der
Auswerteeinrichtung liegen. Die Auswertung erfolgt dadurch, daß
ein gemessener Intensitätswert des Fluoreszenzlichtes zu einem
gemessenen Intensitätswert des reflektierten Lichtes in Bezug
gesetzt wird, um den zu ermittelnden Zustand des Organs zu
messen.
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 darüberhinaus 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 Farbstoff Indozyaningrün 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 Ausführungsbeispiels 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, einem Lichtleiterkoppler 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.
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 Diagnosefarb
stoff 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)
+ 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 bestimmt, dadurch gekennzeichnet, daß
- - der Lichtdetektor (70, 60) Licht im Bereich wenigstens zweier weiterer Lichtwellenlängen erfaßt, von denen eine der Wellenlänge des Fluoreszenzlichtes des Stoffes entspricht, dessen Konzentration bestimmt werden soll, und von denen die andere der Wellenlänge des Fluoreszenzlichtes wenigstens eines weiteren Stoffes im Blut entspricht, wobei der Bereich der Wellenlänge des Lichtes von der Lichtquelle (30, 40) spektral von den Bereichen der Wellenlängen des vom Lichtdetektor (70, 60) erfaßten Lichtes getrennt ist, und
- - die Auswerteeinrichtung die zu bestimmende Konzentration des Stoffes im Blut nach einer mehrdimensionalen Potenzreihe der Verhältnisse der gemessenen Intensitäten des Fluoreszenzlichtes des Stoffes, dessen Konzentration zu bestimmen ist, und des wenigstens einen weiteren Stoffes zu aus einer Kalibrierung mit bekannten Stoffen gewonnenen Vergleichswerten berechnet, deren Konstanten empirisch ermittelt werden.
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 Anspruch 3 oder 4,
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 Lichtdetektor (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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