DE69833367T2

DE69833367T2 - Optische erkennung und quantifizierung von mikrobläschen in blut

Info

Publication number: DE69833367T2
Application number: DE69833367T
Authority: DE
Inventors: R. Michael Fountain Valley VAN DRIEL; Carlos Juan Bell Gardens FLORES; S. Aaron Silver Spring INGLE; Jeffery South Gate JORGE; R. Craig Muncie MEYER; Yu-Tung Huntington Beach WONG
Original assignee: Medtronic Inc
Current assignee: Medtronic Inc
Priority date: 1997-04-29
Filing date: 1998-03-24
Publication date: 2006-08-03
Anticipated expiration: 2018-03-25
Also published as: WO1998048867A1; US6529751B1; DE69833367D1; EP0979111B1; EP0979111A1

Description

Diese Erfindung bezieht sich auf den Nachweis und die Quantifizierung von Mikroluft in Blut und insbesondere auf ein Infrarotsystem zum Zählen von Mikroluftblasen in einem Blutstrom sowie zur Bestimmung ihrer Größe.
Während einer Operation am offenen Herzen werden häufig mikroskopische Luftblasen mit einem Durchmesser in der Größenordnung von 60-300 μm in den Blutkreislauf der Herz-Lungen-Maschine mitgerissen, obwohl das Blut, das die Maschine passiert, sorgfältig entschäumt wird. Es wird vermutet, dass diese Mikroluftblasen Schläge, Gedächtnisverlust und andere unerwünschte Effekte im Patienten verursachen. Deshalb ist es bei einer Herz-Lungen-Maschine wichtig, das Vorhandensein und die Größe dieser Blasen, die nach der Filterung in dem Blutstrom verbleiben, festzustellen, so dass ihr Ursprung aufgefunden werden kann und dass geeignete Abhilfemaßnahmen vorgenommen werden können, wenn das Vorhandensein von Mikroluft in dem Blutkreislauf festgestellt wird.
Der Mikroluftnachweis im Stand der Technik wird herkömmlich durch Transmittieren eines Ultraschallstrahls durch einen Blutstrom, der an dem Detektor vorbeifließt, ausgeführt. Das Problem bei diesem Zugang ist, dass Ultraschall aufwändig bzw. teuer ist und dass er weder die Größe einzelner Blasen genau ermitteln noch sie als einzelne Blasen feststellen kann, wenn sie nahe beieinander sind. Ferner misst Ultraschall Unstetigkeiten in dem Blutstrom, wobei daher nicht zwischen Mikroluft und winzigen Blutgerinnseln unterschieden werden kann.
Außerdem wird die Genauigkeit von Ultraschallmessungen für Blasen mit sehr kleinem Durchmesser schlecht. Abgesehen davon erfordert die Ausbreitungsgeschwindigkeit von Schall bei Anwendungen mit pulsierendem Ultraschall Ultraschallimpulse, die für einen sich schnell bewegenden Blutstrom mit einem Durchmesser von 1,25 cm wenigstens 10-20 ms auseinander liegen, so dass das Verfolgen nicht kontinuierlich ist. Folglich wird ein genaueres und feineres Verfahren zum Nachweis von Mikroluft benötigt.
EP-A-0467805 offenbart ein optisch-elektronisches System zum Nachweis des Vorhandenseins von Blut, das in einer Röhre fließt.
Vor der vorliegenden Erfindung war der optische Nachweis von Mikroluft von begrenztem Nutzen, weil er lediglich in einer binären Weise (Blase ist vorhanden oder nicht vorhanden) funktionierte. Der quantitative Nachweis wurde als unpraktisch betrachtet, weil die Lichtdurchlässigkeit durch einen Blutstrom stark von dem Hämatokrit und der Sauerstoffsättigung, die während der Operation unvorhersehbar schwanken, beeinflusst wird.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein optischer Detektor zum Nachweis und zur Messung von Mikroluftblasen in einem Blutstrom geschaffen, mit:

a) einer starren transparenten bzw. durchsichtigen Leitung für den Blutstrom; und
b) wenigstens einer Lichtquelle, die benachbart zu der Leitung positioniert ist, wobei die Lichtquelle Licht mit einer Wellenlänge im Wesentlichen im Bereich von 800 bis 850 nm durch die Leitung transmittiert; gekennzeichnet durch
c) ein Array bzw. eine Anordnung von Lichtempfängern, die entgegengesetzt bzw. gegenüber der Lichtquelle um die Blutstromleitung herum angeordnet sind, wobei die Licht empfänger Signale erzeugen, die die Lichtintensität darstellen, mit der die Empfänger in wenigstens zwei Richtungen, welche einen Winkel zueinander aufweisen, beaufschlagt werden; und
d) eine Vorrichtung, die operativ mit den Empfängern verbunden ist, und zur Angabe eines Hinweises als Funktion der Signale bezüglich der Anzahl und Größe von Mikroluftblasen, die den Detektor passieren, eingerichtet ist.

Die vorliegende Erfindung kann folglich einen hoch genauen Nachweis und eine hoch genaue Messung von Mikroluft über einen weiten Bereich von Blasengrößen ermöglichen, indem die Durchlässigkeit eines Blutstroms für Infrarotstrahlung mit einer Wellenlänge von etwa 800-850 nm in wenigstens zwei Richtungen, welche einen erheblichen Winkel zueinander aufweisen, festgestellt wird. Der Nachweis erfolgt vorzugsweise durch das Feststellen von Spitzen bzw. Spikes in der Amplitude von Infrarotsignalen, die von einer Anordnung von Infrarotsensoren, die um eine Blutsäule angeordnet sind, empfangen werden, wenn Mikroluftblasen das Sichtfeld des Sensors passieren.
Bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung werden nun lediglich beispielhaft anhand der Zeichnung beschrieben.
1 ist eine perspektivische Ansicht eines Mikroluftdetektors gemäß der Erfindung;
2 ist ein Schnitt längs der Linie 2-2 von 1;
3 ist eine Vorderansicht eines in der Erfindung brauchbaren bzw. verwendbaren Infrarot-Senders/Empfängers;
4 ist ein Wellenlängen-Absorptions-Diagramm, das die Lichtabsorptionskoeffizienten verschiedener Medien als eine Funktion der Wellenlänge zeigt;
5 veranschaulicht eine alternative Ausführungsform der Erfindung; und
6 ist ein Zeit-Amplituden-Diagramm, das das Amplitudenmuster zeigt, das durch die Passage von Mikroluftblasen durch den Detektor erzeugt wird.
Die 1-3 zeigen ein optisches Mikroluft-Detektorsystem 10 gemäß der Erfindung. Blut 11, das Mikroluftblasen 13 enthält, fließt durch eine starre durchsichtige Röhre 12, die vorzugsweise aus Polycarbonat gebildet ist. Die Steifigkeit bzw. Starrheit der Röhre 12 ist notwendig, weil die Pulsationen des Blutflusses in einer Herz-Lungen-Maschine die Wände einer flexiblen Röhre genügend ausdehnen und verengen, um ein rhythmisches Rauschen in dem Detektor zu erzeugen und die Signalqualität zu verschlechtern.
Um die Röhre 12 sind in einem lichtundurchlässigen Gehäuse 14, das durch Befestigungselemente 15 um die Röhre 12 geklemmt ist, zwei oder mehr gegenüberliegende Sätze 16 der Kombination von Lichtquellen 18 und Photodetektoren 20 angeordnet. Die Lichtquelle 18 und der Photodetektor 20 jedes Satzes 16 können ineinander verschachtelt sein, wie in 2 gezeigt ist, oder sie können nebeneinander angeordnet sein, wie in 3 gezeigt ist. Die Lichtquellen 18 beleuchten die gegenüberliegenden Empfänger 20 durch das Blut in der Röhre 12. Die Anzahl von Sätzen 16 ist von dem Durchmesser der Röhre 12 und von den Abmessungen der Sätze 16 abhängig, wobei sie jedoch vorzugsweise so angeordnet sind (3), dass der gesamte Querschnitt der Röhre 12 entweder direkt in dem Lichtweg eines Satzes 16 liegt oder wenigstens im Wesent lichen durch die Seitwärtsstreuung eines Lichtstrahls von einem Satz 16 beleuchtet wird.
In der oben beschriebenen Vorrichtung ist der Nachweis von Intensitätsänderungen in den Lichtsignalen, die die Röhre 12 passiert haben, der Schlüssel zum Nachweis des Vorhandenseins einer Blase 13. Diese Änderungen der Lichtintensität können entweder durch stark abschattende Partikel (Gerinnsel, Knochensplitter usw.) verursacht werden oder durch Luftpfropfen oder -blasen 13, die auf ihren Oberflächen Licht reflektieren und ermöglichen, dass das verbleibende Licht ohne die absorbierenden Effekte von Blut passiert. Es ist möglich, sowohl die Art von Hindernis, das den Detektor passiert hat, als auch die Größe dieses Hindernisses zu bestimmen, indem die sich ergebenden Schwankungen in dem Lichtsignal, das auf die Photodetektoren 20 auftrifft, verfolgt werden.
Die durch die Blasen 13 verursachten Schwankungen in der auftreffenden Lichtintensität erfolgen wegen des Unterschieds zwischen den optischen Eigenschaften des Blutes 11 und der Blasen 13. Licht, das sich durch das Blut 11 bewegt, wird von den unterschiedlichen Teilpartikeln des Bluts wie etwa roten Blutkörperchen, Wassermolekülen und Blutplättchen sowohl gestreut als auch absorbiert. Licht wird sowohl von dem Hämoglobin, das in roten Blutkörperchen zu finden ist, als auch von den Wassermolekülen absorbiert. Streuung, bei der das Licht um irgendeinen Winkel abgelenkt wird, ergibt sich im Allgemeinen, wenn das Licht entweder mit den Körpern roter Blutkörperchen oder mit Phospholipiden in Wechselwirkung tritt.
Bei sehr einfachen Medien (kein Blut), wo die Streuung vernachlässigbar ist und wo die Absorption der primäre Effekt ist, kann das Beersche Gesetz verwendet werden, um die Lichtintensität, wie sie das Medium passiert, zu modellieren:
wobei I(x) die Intensität des transmittierten Lichts in einer Entfernung x, die es durch das Medium zurückgelegt hat, I₀ die einfallende Lichtintensität und m_a der Absorptionskoeffizient ist.
Allerdings ist die Situation im Blut 11 nicht so einfach. In Blut kann der Streueffekt nicht vernachlässigt werden, wobei er tatsächlich ein viel größerer Faktor als die Absorption ist. Der Absorptionskoeffizient (m_a) für Licht beträgt in Blut bei einer Wellenlänge von 800 nm etwa 1 cm^–1. Dieser Wert ist die Umkehrung der mittleren freien Weglänge (die mittlere Entfernung, die von den einzelnen Photonen durch das Blutmedium vor der Absorption zurückgelegt wird). Diese Zahl ist stark von mehreren Faktoren abhängig, die die Sauerstoffsättigung des Bluts, den Hämatokrit (Volumen-% der roten Blutkörperchen) und die Wellenlänge des verwendeten Lichts umfassen. 4 zeigt die drei Hauptkomponenten des Blutes und die Abhängigkeit ihrer Absorptionskoeffizienten von der Wellenlänge. In 4 bezeichnet die Kurve 30 Desoxyhämoglobin, die Kurve 32 bezeichnet Oxyhämoglobin und die Kurve 34 bezeichnet Wasser. Die Werte für die Sauerstoffsättigung (Anteil des Oxyhämoglobins am gesamten Hämoglobin) und für den Hämatokrit können sich im Verlauf der Operation ändern, was wiederum eine Schwankung der Absorption des Bluts verursachen kann, da sich die relativen Konzentrationen der drei absorbierenden Komponenten in 4 ändern. Weil kleine Konzentrationsänderungen große Änderungen bei der Absorption in bestimmten Teilen des Spektrums (z. B. 900-1000 nm) verursachen, verwendet die Erfindung eine Wellenlänge im Bereich von 800-850 nm, wo das Desoxyhämoglobin gleich bleibend ist (d. h., die Abhängigkeit von der Sauerstoffsättigung ist beseitigt) und wo die Wasserabsorption minimiert ist.
Der Streukoeffizient (m_s) für Licht in Blut beträgt etwa 300 cm^–1, wobei für Komponenten wie etwa Wasser, Plättchen, rote Blutkörperchen mit Oxyhämoglobin und mit Desoxyhämoglobin usw. m_s = S (Anteil der Komponente) (m_s jeder Komponente) angenommen wird. Dieser Koeffizient beschreibt alle Streuvorkommnisse einschließlich sowohl der Vorwärts- als auch der Rückstreuung. Ein weiterer Faktor, g, wird eingeführt, um den mittleren Kosinus des Streuwinkels während der Streuereignisse zu beschreiben. Die effektive Streuung
(1 g) ist ein Maß für den Grad, um den Streuereignisse mit großem Winkel in dem Medium auftreten. In Blut beträgt g^a 0,974, so dass
8 cm^–1 beträgt, was immer noch viel höher als der m_a ^a von 1 cm^–1 ist.
Die Vorrichtung dieser Erfindung kann zwischen Mikroluftblasen 13 und kleinen Partikeln wie etwa Blutgerinnseln und Knochensplittern unterscheiden. Auf Grund ihrer erhöhten Absorption gegenüber Blut fällt die Lichtintensität hinter diesen einen effektiven Schatten bildenden Partikeln anstelle der Erhöhung der Intensität infolge einer Blase deutlich ab. Dies macht es leicht, Partikel und Blasen zu unterscheiden.
Um die Genauigkeit der Bestimmung der Blasengröße zu erhöhen, ist es vorteilhaft, eine Vielzahl axial beabstandeter Detektorsätze 16 (5) zu verwenden oder CCD-Anordnungen zu verwenden, die einzelne Blasen verfolgen können, während sie sich durch das Sichtfeld des Detektors bewegen. Weil Blasen in dem Blutstrom mit einer Geschwindigkeit aufsteigen, die im Allgemeinen proportional zur ihrer Größe ist, kann durch die Beobachtung des Intensitätssignals an beabstandeten Punkten längs der Röhre 12 eine Zeitkorrelation erzielt werden. Diese Zeit korrelation kann ihrerseits verwendet werden, um die Genauigkeit der optischen Blasenmessung zu überprüfen und zu erhöhen.
6 zeigt den Effekt 22 der Passage bzw. des Durchgangs von Blasen 13 verschiedener Größen an dem Detektor 10 von 1 vorbei (je negativer die Ausgangsspannung in 6 ist, umso mehr Licht hat das Blut 11 passiert). Durch die Messung der Amplitude (und in der Ausführungsform von 5 des Zeitverlaufs) der Spitzen 22 und des Verhältnisses der Artefakte 23 zu den Spitzen 22 kann ein herkömmlicher Komparator 24 eine Angabe der Anzahl von Blasen 13 in unterschiedlichen Größenbereichen auf einer digitalen Anzeige 26 bereitstellen.
Der beispielhafte optische Nachweis und die beispielhafte optische Quantifizierung von Mikroluft in Blut, die hier beschrieben und in der Zeichnung gezeigt sind, stellen selbstverständlich lediglich eine derzeit bevorzugte Ausführungsform der Erfindung dar. Der Umfang der Erfindung ist durch die Ansprüche definiert.

Claims

Optischer Detektor zum Nachweis und zur Messung von Mikroluftblasen in einem Blutstrom mit: a) einer starren transparenten bzw. durchsichtigen Leitung (12) für den Blutstrom, und b) wenigstens einer Lichtquelle (18), die benachbart zu der Leitung (12) positioniert ist, wobei die Lichtquelle Licht mit einer Wellenlänge im Wesentlichen im Bereich von 800 bis 850 nm durch die Leitung transmittiert, gekennzeichnet durch, c) ein Array bzw. eine Anordnung von Lichtempfängern (20), die entgegengesetzt bzw. gegenüber der Lichtquelle (8) um die Blutstromleitung herum angeordnet sind, wobei die Lichtempfänger Signale erzeugen, die die Lichtintensität darstellen, mit der die Empfänger in wenigstens zwei Richtungen, welche einen Winkel zueinander aufweisen, beaufschlagt werden, und d) eine Vorrichtung (24, 26) die operativ mit den Empfängern verbunden ist, und zur Angabe eines Hinweises als Funktion der Signale bezüglich der Anzahl und Größe von Mikroluftblasen, die den Detektor passieren, eingerichtet ist.
Detektor nach Anspruch 1, bei dem die Vorrichtung eine Vergleichseinrichtung (24) aufweist, die so verbunden ist, dass sie das Auftreten und den Amplitudenbereich von Peaks bzw. Spitzen in den Signalen feststellt.
Detektor nach einem der Ansprüche 1 oder 2, bei dem die Lichtquellen (18) und die Empfänger (20) in einander entgegengesetzten bzw. gegenüberliegenden Paaren angeordnet sind, wobei jedes Paar eine Lichtquelle und einen Empfänger aufweist.
Detektor nach Anspruch 3, bei dem ausreichende Paare bzw. Paare in ausreichender Anzahl um die Leitung (12) herum zur Beleuchtung im Wesentlichen des gesamten Querschnittsbereichs der Leitung angeordnet sind.
Detektor nach einem der vorstehenden Ansprüche, bei dem eine Vielzahl von Empfängern (20), die axial voneinander beabstandet sind, um die Leitung (12) herum angeordnet ist.