CH627277A5

CH627277A5 -

Info

Publication number: CH627277A5
Application number: CH1247077A
Authority: CH
Inventors: Robert F Shaw; John M Sperinde
Original assignee: Oximetrix
Priority date: 1976-10-18
Filing date: 1977-10-12
Publication date: 1981-12-31
Also published as: GB1586888A; JPS5350880A; JPS6111096B2; DE2741981B2; US4114604A; FR2368038B1; NL178278C; DE2741981C3; NL7709465A; DE2741981A1; CA1086982A; FR2368038A1

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zum Bestimmen der Sauerstoffsättigung im Blut gemäss dem Oberbegriff des Anspruchs 1.

Der Sauerstoffgehalt des Blutes ist der Anteil des oxydier-20 ten Hämoglobins an dem gesamten Hämoglobin, welches sich im Blut befindet. Dieses Hämoglobin ist in bikonkaven Scheiben von einem Durchmesser von ca. 10 [xm angeordnet, welche üblicherweise mit einer Dichte von etwa fünf Millionen roter Blutzellen pro mm3 auftreten. Die roten Blutzellen strahlen ei-25 nen Teil der einfallenden elektromagnetischen Strahlung zurück. Der andere Teil der einfallenden Strahlung wird durch das Hämoglobin absorbiert. Die Messung der Differenzabsorption durch oxydiertes und nicht-oxydiertes Hämoglobin bezüglich der durch die roten Blutzellen transmittierten Strahlung bildet 30 die Basis für die Bestimmung der Sauerstoffsättigung. Bei der herkömmlichen Katheteroximetrie werden die zur Messung des Blutes an einer Messstelle in vivo verwendeten Strahlungen von der Oximetereinrichtung an die interessierende Stelle innerhalb des Blutstromes durch ein optisches Katheter geführt, welches 35 Faseroptikleiter zur Aussendung und zum Empfang von Licht enthält. Der Empfangslichtleiter, welcher vom Blutstrom zurückgestrahltes Licht zu einem Photodetektor des Oximeters führt, hat üblicherweise eine bezüglich der Ausgangsöffnung des sendenden Faseroptikleiters koplanare Eingangsöffnung. Somit 40 steht zur Messung nur zurückgestreutes Licht zur Verfügung, welches einen sehr kleinen Anteil der gesamten an die Messstelle übertragenen Lichtmenge darstellt. Die an der Messstelle vorhandenen Streustellen für Licht wirken daher als Lichtquellen für den das Licht aufnehmenden Faserleiter. Somit wird die 45 Stärke des zum aufnehmenden Faserleiter zurückgestreuten Lichtes beeinf lusst durch Änderungen in der Anzahl der Streustellen, deren Anordnung, Grösse, Gestalt und Orientierung sowie durch die Differenzabsorption durch Oxyhämoglobin und Hämoglobin.

50

Das untersuchte Blut fliesst innerhalb eines interessierenden Blutgefässes pulsartig, und die Katheterspitze bewegt sich somit in unkontrollierter Weise bezüglich der Wände des Blutgefässes. Wenn die Wand eines Blutgefässes der Katheterspitze nahe 55 kommt, so bewirkt das, dass eine sehr grosse Anordnung von dicht gepackten Streustellen an der Messstelle wirksam wird. Dieses ruft eine wesentliche Änderung in der Verteilung und Anzahl der Streustellen hervor, was wiederum in Abhängigkeit von der Wellenlänge wesentlich auf die Stärke des von dem 60 Empfangslichtleiter erhaltenen Lichtes als Funktion der Lichtübertragung durch Hämoglobin und Oxyhämoglobin einwirkt, da diese Stoffe eine von der Wellenlänge abhängige Absorptionscharakteristik haben.

Gewisse bekannte katheterartige Oximetereinrichtungen 65 sprechen auf die Grösse der zurückgestrahlten Strahlungsintensität nur bei zwei unterschiedlichen Wellenlängen an, vergleiche US-PS 3 847 483. Bei diesen bekannten Vorrichtungen ergeben die bei zwei Wellenlängen gemessenen Strahlungsintensitäten

3

627 277

eine Anzeige über die Sauerstoffsättigung OS gemäss der Gleichung:

Aq + A]I] + A2I2

OS =

B0 + BJ, + B2I2

(Gl. 1)

wobei I[ und I2 die bei den Wellenlängen XI bzw. X2 gemessenen Strahlungsintensitäten darstellen.

Teilt man Zähler und Nenner in Gleichung 1 durch eine der gemessenen Lichtintensitäten, z.B. Ib so ergibt sich:

AÜ/I,+A1+A2(I2/I1)

OS =

B0/I, + B1 + B2(I2/I1)

(Gl. 2)

Da die herkömmliche Messung nicht nur eine Funktion des Verhältnisses der Lichtintensitäten, sondern auch der einzelnen Lichtintensitäten sowie der Änderungen bezüglich Erscheinungen wie der Geschwindigkeiten des Blutflusses, der Hämatokrit", pH- und pC02-Werte ist, wobei diese Einflüsse multipli-kativ und in Abhängigkeit von der Wellenlänge auftreten, ergeben sich bei den herkömmlichen Messungen eine Reihe von Fehlern.

Die Vorrichtung gemäss dem vorgenannten Patent ist weniger störanfällig gegenüber Änderungen der Blutgeschwindigkeit, des Hämatokritgehaltes und der Konzentration an Hämoglobin, als vorher bekannte Vorrichtungen.

Aufgabe der Erfindung ist es eine Vorrichtung gemäss dem Oberbegriff des Anspruchs 1 derart zu verbessern, dass die vorgenannten Störungsquellen sich noch weniger auf die Messung auswirken und sehr genaue Messergebnisse bei Messungen der Sauerstoffkonzentration in vivo erhalten werden. Dabei sollen insbesondere Störeinflüsse durch Änderungen des Hämatokritgehaltes, der Blutgeschwindigkeit, der pH- und pC02-Werte, der Osmopolarität und des Transmissionsvermögens der optischen Fasern, der Nähe der Katheterspitze zu den Blutgefäss-wänden sowie Fehler durch Linearisierung von nicht-linearen Kennlinien weitgehend vermieden werden.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäss durch die im kennzeichnenden Teil des Anspruchs 1 angegebenen Merkmale gelöst. Entsprechend wird die Sauerstoff Sättigung nur als Funktion der Verhältnisse der Lichtintensitäten in ausgewählten Wellenlängenbereichen gemessen, so dass multiplikative, von der Wellenlänge abhängige Änderungen die Messgenauigkeit nicht beeinträchtigen. Da das Verhältnis zwischen der Sauerstoffsättigung und dem Verhältnis der Lichtintensitäten nicht ganz linear ist, werden bei einer bevorzugten Weiterbildung der Erfindung abschnittsweise lineare Verhältnisse von nicht-linearen Kennlinien ausgewertet, um die Sauerstoffsättigung über einen grossen dynamischen Wertbereich zu messen.

Da auch viele der vorgenannten Faktoren veränderlich sind, welche an der Messstelle innerhalb eines Blutgefässes auftreten, werden sowohl multiplikative als auch additive Aspekte bei der optischen Messung berücksichtigt; diese erfolgt zweckmässigerweise gemäss einer der folgenden Gleichungen:

OS

OS =

Aq + A^/I,) + A2(I3/I2) B0 + B^/I,) + B2(I3/I2)

Aq + A^/I,) + A2(It/I2)2 + A3(I3/I2) B0 + B^Ij/I,) + B2(Ij/I2)2 + B3(I3/I2)

(Gl. 3)

(Gl. 4)

Dabei sind A0, Ä1( A2 und A3 sowie B0, B,, B2 und B3 Gewichtungskoeffizienten, I1; I2 und I3 bei den Wellenlängen Xu ~k2 und ^3 gemessene Lichtintensitäten, welche jeweils auf eine gemessene Referenzlichtintensität normiert sind.

Bei der Messung gemäss Gleichung 3 ist die Sauerstoffsättigung eine Funktion der gemessenen Lichtintensitäten, und diese Messung der Sauerstoffsättigung eignet sich über einen engen

Bereich von Messwerten. Um jedoch die Nicht-Linearitäten der verschiedenen Parameter zu berücksichtigen, welche über einen weiten dynamischen Wertbereich einen wesentlichen Einfluss haben, können der Gleichung 3 weitere Glieder zugefügt wer-5 den, die proportional dem Quadrat eines Verhältnisses von Lichtintensitäten gemäss Gleichung 4 sind.

Es werden wenigstens drei Wellenlängenbereiche bei der Bestrahlung des Blutes an der Messstelle in vivo verwendet, um die beiden erforderlichen Quotienten der Intensitätswerte für 10 die Messung der Sauerstoffsättigung an der Messstelle zu erhalten. Diese Wellenlängenbereiche wurden ausgewählt, um die in die Messung der Sauerstoffsättigung eingeführten Fehler infolge der von der Wellenlänge abhängigen Änderungen der einzelnen Parameter gering zu halten. Die Koeffizienten der Ausdrücke in 15 den Gleichungen 3 und 4 sind derart auszuwählen, dass die partielle Ableitung der errechneten Sauerstoffsättigung bezüglich eines der Quotienten ungefähr Null nahe dem unteren Extremwert des Bereichs der Sauerstoffsättigungswerte von physiologischem Interesse ist. Die partielle Ableitung der berechne-20 ten Sauerstoffsättigung bezüglich des anderen Quotienten in den Gleichungen 3 und 4 ist etwa Null nahe dem oberen Extremwert des Bereichs der Sauerstoff sättigungswerte von physiologischem Interesse. Auch können die Koeffizienten der Ausdrücke in jeder der drei Gleichungen derart gewählt wer-25 den, dass sie der Bedingung genügen, dass die Summe aller Koeffizienten des Zählers sowie auch die Summe der Koeffizienten des Nenners gleich Null ist.

Nachfolgend wird ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung anhand der Zeichnungen erläutert; es zeigen: 30 Fig. 1 schematisch eine Messanordnung gemäss der Erfindung,

Fig. 2 schematisch einen Schaltkreis zur Berechnung der Sauerstoffsättigung als Funktion der Quotienten der Strahlungsintensitäten bei drei Wellenlängen und 35 Fig. 3 schematisch eine andere Ausführungsform einer Schaltung zum Berechnen der Sauerstoffsättigung als Funktion der Quotienten der bei drei Wellenlängen gemessenen Strahlungsintensitäten und

Fig. 4 ein Diagramm, aus dem die Wirkung einer Änderung 40 der typischen von der Wellenlänge abhängigen Kennlinie des Blutes auf das Verhältnis zwischen Sauerstoffsättigungswerten und den Quotienten der Intensitäten der bei drei Wellenlängen erhaltenen Strahlung hervorgeht.

45 Aus Figur 1 geht ein Abschnitt einer schematisch dargestellten Schaltungsanordnung hervor, welche eine Strahlungsquelle, optische Kombinations- und Integrationseinrichtungen, einen Katheter, einen Detektor und Signalverarbeitungseinrichtungen aufweist. Die Strahlungsquelle enthält drei Leuchtdioden 11,12 50 und 4, welche abwechselnd drei Zweige 13,14 und 3 eines Faseroptikleiters belichten. Die Leuchtdioden 11,12 und 4 werden abwechselnd während etwa 25 % der Periode ohne zeitliche Überlappung durch einen Impulsgenerator 15 aktiviert. Es werden drei Perioden mit aufeinanderfolgender Speisung der 55 Leuchtdioden sowie einer folgenden Periode berechnet, in welcher keine der Leuchtioden 11,12 oder 4 gespeist wird. Jeder Betriebszyklus umfasst daher vier Perioden und es ergibt sich somit eine typische Frequenz von 250 Zyklen pro Sekunde.

Die Leuchtdioden 4,11 und 12 geben Strahlung mit Wel-60 lenlängen Xb X2 und ab. Diese Strahlung wird durch Faseroptikleiter 13,14 und 3 gesammelt, welche eine oder mehrere Fasern enthalten können, die räumlich zu einem Bündel mit einem minimalen Endquerschnitt 5 von ungefähr der gleichen Gestalt und Grösse wie der optische Integrator 6 zusammenge-65 fasst werden.

Der optische Integrator 6 ist kontinuierlich zur Oberfläche 5 angeordnet und ist ein einziger Lichtleiter von etwa der gleichen Gestalt wie das Ende 5, hat einen quadratischen Querschnitt

627 277

und ein grosses Längen/Seitenverhältnis um sicherzustellen,

dass die räumlich verteilte Strahlung an der Oberfläche 5 gleichförmig über die Ausgangsöffnung 6A verteilt wird. Somit erhält eine einzige Übertragungsfaser 9 oder ein Bündel von mit der Apertur 6A verbundenen Strahlung übertragenden Fasern eine 5 Strahlungsmenge mit jeder der drei Wellenlängen, die nicht wesentlich durch kleine seitliche Fehlausrichtungen beeinf lusst wird, welche sich zwischen dem optischen Integrator 6 und der Faser 9 ergeben können.

Es ist nur eine Faser 9 des Katheters 8 erforderlich, um die io Strahlung mit den drei verschiedenen Wellenlängen zum Blut am distalen Ende des Katheters 8 zu übertragen. Der sendende Lichtleiter 9 und der empfangende Lichtleiter 10 des Katheters können jeweils aus nur einer einzigen optischen Faser bestehen, wodurch ein preiswerter, nach Gebrauch nicht zur Wiederver- 15 Wendung bestimmter Katheter erhalten wird, der mit der Messanordnung an einem Grenzflächenverbindungsstück 10A angeschlossen werden kann.

Wenn die distale Spitze des Katheters 8 in Blut in einem Blutgefäss oder einem anderen das Blut begrenzenden Behälter 20 eingetaucht wird, wird die Strahlung vom sendenden Lichtleiter

9 bei jeder der Wellenlängen durch die roten Blutkörperchen selektiv absorbiert und ein Teil davon zurückgestrahlt. Von dem zurückgestrahlten Licht tritt wiederum ein Teil durch die Öffnung am distalen Ende des empfangenen Lichtleiters 10 ein. 25 Am nahen Ende des Katheters 8 ist die Öffnung des Lichtleiters

10 optisch mit dem Strahlungsdetektor 16 gekoppelt, so dass im wesentlichen die gesamte vom Lichtleiter 10 stammende Strahlung auf die aktive Fläche des Detektors 16 auftrifft.

30

Die durch den Detektor 16 erfassten Strahlungssignale werden durch den Detektorverstärker AI verstärkt. Während der Zeitintervalle, in denen keine der Leuchtdioden 11,12 oder 4 Strahlung abgibt, ist ein Schalter S1 durch ein Signal von dem Impulsgenerator 15 geschlossen. Dadurch wird ein geschlosse- 35 nes Servosystem zwischen den Verstärkern AI und A2 gebildet, welches eine Vorspannung am Verstärker AI ausbildet, die dessen Ausgangsspannung auf Null einstellt. Während der Zeitintervalle, in denen der Schalter S1 geöffnet ist, wird diese Vorspannung zur Null-Korrektur für den Verstärker A1 durch die 40 Ladung aufrechterhalten, die auf einem Rückkopplungskondensator 18 gespeichert ist. Dadurch wird sichergestellt, dass die Ausgangsspannung des Detektorverstärkers AI Null ist, wenn der Detektor 16 keine zurückgestreute Strahlung erhalt. Es werden somit Drift-Erscheinungen des Verstärkers und Stör- 4s ausgangsspannungen des Detektors 16 unterdrückt.

Während der Zeitspanne, in welcher die Diode 4 Strahlung abgibt, ist der Schalter S2 durch ein Signal von dem Impulsgenerator 15 geschlossen, und die Signalspannung am Ausgang des Detektorverstärkers AI (aufgrund des vom Blut zurückge- 50 strahlten Lichtes von den Leuchtdioden) wird einem Filter zugeführt, das aus einem Widerstand 17 und einem Kondensator 19 besteht. Die Wirkung des Schalters S2, des Widerstandes 17 und des Kondensators 19 besteht darin, dass eine durchschnittliche Signalspannung am Kondensator 19 erzeugt wird, welche 55 repräsentativ für die Intensität der Strahlung bei der von der Leuchtdiode 4 erzeugten Wellenlänge ist, wobei die Strahlung vom untersuchten Blut zurückgestrahlt wird. Diese durchschnittliche Signalspannung wird durch einen Verstärker 50 verstärkt, der eine Gleichspannung abgibt, welche direkt bezogen 60 auf die von der Leuchtdiode 4 abgegebene und vom Blut zurückgestreute Intensität der Strahlung bei der Wellenlänge X,

ist.

Ähnlich wirken ein Schalter S3, ein Widerstand 22, ein Kondensator 23 und der Verstärker 52 während des Teils der 65 Periode zusammen, in welcher die Leuchtdiode 11 zur Abgabe einer Gleichspannung an den Ausgang des Verstärkers 52 aktiviert wird, welcher Gleichspannung direkt bezogen auf die Intensität der Strahlung bei der Wellenlänge X2 des von der Leuchtdiode 11 abgestrahlten und vom untersuchten Blut zurückgestreuten Lichtes ist. In der gleichen Weise wirken ein Schalter S4, ein Widerstand 26, ein Kondensator 28 und ein Verstärker 54 während eines Teils der Periode zusammen, während die Leuchtdiode 12 aktiviert wird, um eine Gleichspannung am Ausgang des Verstärkers 54 abzugeben, die direkt auf die Intensität der Strahlung mit der Wellenlänge X3 bezogen ist, welche von der Leuchtdiode 12 abgegeben und vom untersuchten Blut zurückgestreut wird.

Gemäss dem Blockdiagramm in Figur 2 ist eine Signalverarbeitungseinrichtung vorgesehen. Die Ausgangssignale von den Verstärkern 50,52 und 54 in Figur 1 werden Klemmen 60,61 bzw. 62 in Figur 2 zugeführt.

Die Signale an den Klemmen 60 und 61 werden einer Teilerschaltung 66 zugeführt, die ein Ausgangssignal 70 erzeugt, das gleich dem Quotienten I^/Ij ist. Das Signal am Ausgang 70 wird Eingängen 72 und 74 einer Multiplizierschaltung 76 zugeführt, die ein Ausgangssignal 78 erzeugt, das gleich (Ii/I2)2 ist.

Die Signale an den Klemmen 61 und 62 werden auch einer Teilerschaltung 68 zugeführt, die ein Ausgangssignal 80 erzeugt, das gleich dem Verhältnis I3/I2 ist.

Ein Verstärker 82 verstärkt das Ausgangssignal 78 mit einem geeigneten Verstärkungsfaktor und Vorzeichen B2, um ein Signal am Ausgang 94 zu erzeugen, das gleich B2 • (Ii/I2)2 ist. In ähnlicher Weise verstärken die Verstärker 84,86,88,90 und 92 die entsprechenden Eingangssignale mit bestimmten Verstärkungsfaktoren und erzeugen Ausgangssignale, die den gewichteten Intensitätsquotienten entsprechen.

Die Verstärkersignale an den Ausgängen 96,98 und 102 werden einem Summierverstärker 116 zugeführt, der ein Ausgangssignal 118 erzeugt, für welches gilt:

OS-Zähler = Aq + A^Ij/L,) + A^/I2)2 + A3(I3/I2) (GL 5)

Eine Spannungsquelle 112 erzeugt zusammen mit Widerständen 110 und 114 den Ausdruck A0 am Ausgang 118.

In ähnlicher Weise erzeugt der Summierverstärker 132 am Ausgang 134 ein Signal entsprechend der Beziehung:

OS-Nenner = B0 + BI(I1/I2) + B2(yi2)2 + B3(I3/I2) (Gl. 6)

Eine Spannungsquelle 128 erzeugt zusammen mit Widerständen 126 und 130 den Ausdruck B0 am Ausgang 134. Die sich ergebenden Signale an den Ausgängen 118 und 134 werden einer Schaltung 140 zugeführt, die den Quotienten der Signale an den Eingängen 136 und 138 und ein Ausgangssignal 142 bildet, das die Sauerstoffsättigung des untersuchten Blutes angibt. Die auf einem geeigneten Sichtgerät 144 dargestellte Sauerstoffsättigung OS entspricht der Gleichung:

A„ + A^I,/!,) + A2(I1/I2)2 + A3(I3/I2)

OS =

B0 + BKI./I,) + B2(I1/I2)2 + B3(I3/I2)

(Gl. 7)

Aus Figur 3 geht schematisch eine andere Ausführungsform einer Signalverarbeitungsanordnung hervor. Die Ausgangssignale von Verstärkern 50,52 und 54 in Figur 1 werden Klemmen 200,202 bzw. 204 gemäss Figur 3 zugeführt.

Die Signale von den Klemmen 200 und 202 werden einer Teilerschaltung 206 zugeführt, die ein Ausgangssignal 208 erzeugt, das dem Quotienten Ij/I2 entspricht. Die Signale von den Ausgängen 202 und 204 werden einer Teilerschaltung 210 zugeführt, die ein Ausgangssignal 212 erzeugt, das gleich dem Quotientent I3/I2 ist.

Ein Verstärker 214 verstärkt das Signal 208 mit geeigneter Polarität und Verstärkung AI zur Erzeugung eines Signales am Ausgang 230, das gleich dem Wert Aj • I j/I2 entspricht. In ähnlicher Weise verstärken die Verstärker 216 bis 228 die Eingangssignale, so dass sich folgende Ausgangssignale ergeben:

5

627 277

Nummer der Signalleitung Signal

230 Ajft/Iz)

232 A2(I3/I2)

234 A'jft/IJ

236 A'2(I3/I2) 238

240 B2(I3/I2)

242 B'ifc/Ij)

244 B'2(I3/I2)

Die Signale von den Leitungen 230 und von einer Spannungsquelle 254 werden einem Summierverstärker 256 zur Abgabe eines Ausgangssignales auf einer Leitung 258 zugeführt. Wenn Widerstände 246,248,250 und 252 sowie die Spannung Vt der Spannungsquelle 254 geeignet ausgewählt werden, können die gewünschten Signale gemäss dem folgenden Ausdruck erhalten werden:

OS-Zähler = Aq + A^VL,) + A2(I3/I2). (Gl. 8)

Entsprechend gilt für die Ausgangssignale von Verstärkern 260,264 und 268:

Nummer der Signal Signalleitung

262 A'o + A'^ytj) + A'2(I3/I2) (Gl. 9)

266 B0 + Bi(l!/I2) + B2(I3/I2) (Gl. 10)

270 B'0 + B'^I./I,) + B'2(I3/I2) (Gl. 11)

Ein Schalter 272 wählt eine der Ausgangsleitungen 258 oder 262. Ein Schalter 274 wählt entweder die Ausgangsleitung 266 oder 270. Die Schalter 272 und 274 arbeiten synchron, jeweils beide in Position 1 oder Position 2.

Die sich ergebenden Signale auf den Leitungen 276 und 278 werden einer Schaltung 280 zugeführt, die den Quotienten der Signale an den Eingängen 276 und 278 zur Abgabe eines Ausgangssignales auf einer Leitung 282 bildet, wodurch die Sauerstoffsättigung des untersuchten Blutes angezeigt wird. Wenn sich die Schalter 272 und 274 in der Position 1 befinden, wird mittels eines Sichtgerätes 284 ein Signal gemäss folgendem Ausdruck angezeigt:

_ A0 + A.ÇI./I,) + A2(I3/I2)

B0 + B^/I,) + B2(I3/I2) ( '

Wenn sich die Schalter 272 und 274 in der Position 2 befinden, ergibt sich entsprechend:

A'q + A'^/I^+A'^/I,)

B'o + B'^/I,) + B'2(I3/I2) ^

Eine Komparatorlogik 286 steuert die Position der Kontakte der Schalter 272 und 274. Falls das die Sauerstoffsättigung anzeigende Signal auf der Leitung 282 über einem bestimmten Wert von beispielsweise 85 % liegt, befinden sich die Schalter 272 und 274 in der Position 1. Falls das die Sauerstoffsättigung auf der Leitung 282 anzeigende Signal unterhalb eines bestimmten Wertes liegt, befinden sich die Schalter 272 und 274 in der Position 2. Durch die Anordnung kann die gewünschte Wahl der Koeffizienten Aj, A2, A3, Bb B2, B3, A'i, A'2, A'3> B'b B'2, und B'3 erfolgen, um die Genauigkeit der Messung abschnittsweise über einen weiten Bereich von Sättigungswerten zu optimieren.

Im Betrieb wird ein Satz von drei Wellenlängen von etwa 670 nm, 700 nm bzw. 800 nm verwendet. Diese Wellenlängen wurden aus vielen Daten ermittelt, welche mittels in-vitro-Mes-sungen mit Herz-Lungen-Maschinen sowie mittels in-vivo-Mes-

sungen an betäubten Untersuchungstieren und Untersuchungspersonen während der Intensivbehandlung und chirurgischen Behandlung gewonnen wurden.

Für jedes Paar von ausgewählten Wellenlängen können die Verhältnisse der Lichtintensitäten Ii/I2 und I3/I2 als Funktion der Sauerstoffsättigung bei einem bestimmten physiologischen Parameter aufgezeichnet werden. Figur 4 stellt die unabhängig gemessene Sauerstoffsättigung über dem Verhältnis bei 670 nm und 700 nm (Rt) über dem Verhältnis bei 800 nm und 700 nm (R3) für zwei Hämatokritwerte 25 und 45 dar, welche nahe den Extremwerten des interessierenden Wertbereichs liegen. Von der Darstellung in Figur 4 ergibt sich, das R3 unabhängig von dem Hämatokritwert bei ungefähr 36% Sauerstoffsättigung ist und sich wesentlich mit dem Hämatokritwert in den oberen Bereichen der Sauerstoffsättigung ändert. In ähnlicher Weise ist der Wert Rt unabhängig von dem Hämatokritwert bei einer Sauerstoffsättigung von ungefähr 90% und ändert sich wesentlich mit dem Hämatokritwert in den unteren interessierenden Bereichen der Sauerstoffsättigung.

Man kann das Verhältnis zwischen der experimentell bestimmten Sauerstoffsättigung und den Quotienten aus Strahlungsintensitäten vieler verschiedener interessierender Wellenlängen für die grosse Anzahl der relevanten physiologischen Parameter aufzeichnen, deren Änderung die Messgenauigkeit bei der Bestimmung der Sauerstoffsättigung beeinträchtigen. Aus einer Untersuchung vieler solcher Quotienten und der Änderungen solcher physiologischer Parameter können die geeigneten Werte der Wellenlängen erhalten werden, so dass sich Intensitätsquotienten ergeben, die den kumulativen Fehler der verschiedenen Parameter nahe den Extremwerten des interessierenden Sauerstoffsättigungsbereiches minimal machen.

Um die berechnete Sauerstoffsättigung in hohem Mass von demjenigen Quotienten der Lichtintensität abhängig zu machen, der eine minimale Änderung bei einem bestimmten Parameter (beispielsweise dem Hämatokritgehalt wie in Figur 4) in einem bestimmten Sauerstoffsättigungsbereich (beispielsweise R3 bei etwa 36% OS, Rj bei etwa 85% OS gemäss Figur 4) erfährt, sollten die Gewichtungsfaktoren in den Gleichungen 3 und 4 derart ausgewählt werden, dass die Differenz der berechneten Sauerstoffsättigung bezüglich dem anderen Quotienten Null ist, wenn die Änderung des ersten Quotienten sich bei einem Minimum befindet. Aus Figur 4 ist ersichtlich, dass beispielsweise bei einem Sauerstoffsättigungsbereich von etwa 25 bis 45 % das Verhältnis R3 eine minimale Änderung und das Verhältnis Rj eine grosse Änderung erfährt und dass andererseits bei einer Sauerstoffsättigung von etwa 75 bis 95% die Änderung von R3 minimal und diejenige von R3 gross ist. Eine Gewichtung in Richtung auf die letzte Änderung oder den letzten Fehler eliminiert somit einen ungünstigen Wert des Quotienten. Somit sollte die Ableitung der Sauerstoff Sättigung bezüglich R[ im Bereich von 25 bis 45 % Sauerstoffsättigung ungefähr Null und die Ableitung der Sauerstoffsättigung bezüglich dem Wert R3 im Bereich von 75 bis 95 % etwa gleich Null sein. Durch diese Auswahl der Gewichtungsfaktoren werden die Fehler minimal gemacht, die bei der Messung der Sauerstoffsättigung das Messergebnis verfälschen durch Änderungen von Parametern, die von der Wellenlänge abhängig sind und nicht selbst auf die Sauerstoffsättigung des untersuchten Blutes bezogen sind.

Weiterhin kann sowohl die Summe der Gewichtungsfaktoren des Zählers als auch die Summe der Gewichtungsfaktoren des Nenners von OS jeweils gleich ungefähr Null gemacht werden, um Fehler auszuschalten, die sich durch Änderungen von additiven Parametern ergäben. Diese Bedingung kann jedoch nur erfüllt werden, falls drei oder mehr Wellenlängen verwendet werden.

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

627 277

Zusammengefasst werden also die Quotienten von durch das untersuchte Blut bei wenigstens drei Wellenlängen zurückgestrahlten Lichtintensitäten verwendet, um die Sauerstoffsättigung des Blutes in vivo zu bestimmen. Dabei können die Wellenlängen, bei denen die Messungen ausgeführt werden, derart ausgewählt werden, dass eine Anzeige der Sauerstoffsättigung erhalten wird, die relativ unempfindlich gegenüber Änderungen von von Wellenlängen abhängigen Parametern, multiplikativen und additiven Störfaktoren der Messanordnung und der Umge-5 bung sind.

C

4 Blatt Zeichnungen

Claims

627 277 PATENTANSPRÜCHE

1. Vorrichtung zum Bestimmen der Sauerstoffsättigung im Blut, die versehen ist mit:

(a) Strahlungsquellen (4,11) zum Erzeugen von elektromagnetischer Strahlung mindestens zweier verschiedener Wellenlängen (X,, X2)

(b) einer Lichtleitereinrichtung, durch die die Strahlung dem zu untersuchenden Blut zugeführt wird ;

(c) einer Detektoreinrichtung zum Empfangen des vom Blut rückgestrahlten Lichtes, deren Intensität bei den verschiedenen Wellenlängen entsprechend den optischen Eigenschaften des Blutes verändert worden ist, und zum Erzeugen von dem rückgestrahlten Licht entsprechenden elektrischen Signalen, sowie

(d) einer Auswerteschaltung, durch die aus den elektrischen Signalen ein die Sauerstoffsättigung darstellendes Messignal erzeugt wird,

dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung eine zusätzliche Strahlungsquelle (12) zum Erzeugen elektromagnetischer Strahlung mindestens einer dritten Wellenlänge (k3) aufweist; dass die Detektoreinrichtung (16 bis 54) mit einem Schaltkreis (66,68) verbunden ist, der aus einem ersten Paar elektrischer Signale (Ix, I2) ein erstes Quotientensignal (Ij/I2) und aus einem zweiten Paar elektrischer Signale (I3,12) ein zweites Quotientensignal (I3/I2) erzeugt, und dass die Auswerteschaltung eine die Quotientensignale empfangende erste und zweite Einrichtung (82,84,86,116 bzw. 88,90,92,132) aufweist, die mit den Quotientensignalen ein erstes und ein zweites Polynom bildet, sowie eine dritte Einrichtung (140,144), die das Messignal (OS) als Quotient des ersten und zweiten Polynoms erzeugt, so dass sich das Messignal mathematisch als gebrochene rationale Funktion der beiden Quotientensignale (Ii/I2) und (I3/I2) ergibt.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass in der ersten und der zweiten Einrichtung die Quotientensignale (Ii/I2,I3/I2) und deren Potenzen gewichtet werden, indem sie mit Koeffizienten (A0 bis A3 bzw. B0 bis B3) multipliziert werden, deren entsprechende Summen im wesentlichen gleich Null sind.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Wellenlängen (X.l5 3^, X3) der elektromagnetischen Strahlung derart festgelegt sind, dass das erste Quotientensignal (Ii/I2) bei einem ersten Wert der Sauerstoffsättigung unabhängig von physiologischen Änderungen des Blutes mit Ausnahme seiner Sauerstoffsättigung und das zweite Quotientensignal (I3/I2) bei einem zweiten Wert der Sauerstoffsättigung unabhängig von diesen Änderungen ist.

4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Quotientensignale (Ii/I2,13/I2) und deren Potenzen durch Koeffizienten (A0 bis A3 bzw. B0 bis B3) derart gewichtet sind, dass der Einfluss veränderlicher physiologischer Eigenschaften des Blutes mit Ausnahme seiner Sauerstoffsättigung minimalisiert ist.

5. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswerteschaltung mit den Quotientensignalen Polynome der Form A0+A1(I1/I2)+A2(I3/I2) und Bo+Bi(Ii/I2)+B2(I3/I2) bildet, wobei A0, Al5 A2 und B0, B1; B2 Gewichtungskoeffizienten sind.

6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Quotientensignale (Ii/I2; I3/I2) durch Verstärkungsfaktoren und Kenngrössen der Bauteile in der ersten und zweiten Einrichtung (82, 84,86,116 bzw. 88,90,92, 132) derart gewichtet sind, dass in der Nähe eines Endes des zu messenden Sauerstoffsättigungsbereiches die partielle Ableitung der Polynome nach einem Quotienten (Ii/I2) und in der Nähe des anderen Endes des Sauerstoffsättigungsbereiches die partielle Ableitung der Polynome nach dem zweiten Quotienten (I3/I2) angenähert gleich Null sind.

7. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die ersten, zweiten und dritten Wellenlängen der elektromagnetischen Strahlung derart gewählt sind, dass für ein erstes Paar von Wellenlängen die kumulative Abhängig-5 keit der Quotientensignale von einer Änderung der physiologischen Parameter mit Ausnahme der Sauerstoffsättigung nahe einem Ende des Bereichs der zu messenden Sauerstoffsätti-gungswerte minimalisiert ist und dass für ein zweites Paar von Wellenlängen die kumulative Abhängigkeit der Quotientensi-10 gnale von Änderungen der physiologischen Parameter mit Ausnahme der Sauerstoffsättigung nahe dem anderen Extremwert des Bereichs der zu messenden Sauerstoffwerte minimalisiert ist.