DE3528369A1 - Spektralphotometer und spektralphotometrisches verfahren - Google Patents

Spektralphotometer und spektralphotometrisches verfahren

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Amilcare Rom/Roma Carpi de Resmini
Paolo Brüssel Fasella
Marco Ferrari
Ivo Giannini
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Sclavo SpA
Consiglio Nazionale delle Richerche CNR
Istituto Superiore di Sanita ISS
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Description

PATENTANWÄLTE ; _"_ *'..".".." ' .dr.-ing. fran?. wuesthoff
WUESTHOFF-V-PECHMANN-1BEHRENs-GOETZ-1 ..P5-'"11-"1"* ^ufsthoff (1927-1956)
Γ~ DIPL.-ING. GERHARD PULS (1952-1971)
DR.-ING. DIETER BEHRENS 3 5283 69 DIPL.-ING.; DIPL.-MPIRTSCH.-ING. RUPERT GOETZ
SCLAVO S.p.A., Siena/Italien
CONSIGLIO NAZIONALE DELLA RICERCHE, D-8000 MÜNCHEN 90
Rom/Italien schweigerstrassez
ISTITÜTO SUPERIORE DI SANITA, telefon: (089)6620,1
Dnm/Tf al -i Qn TELEGRAMM: PROTECTPATENT
Korn/Italien telex: 524070
lA-59 555 TELEFAX: VIA (089) 2716063(111)
Spektralphotometer und spektralphotometrisehes Verfahren
In den vergangenen Jahren sind durch das Aufkommen nichteindringender Methoden bedeutende Entwicklungen in der medizinischen Diagnostik gemacht worden. Dazu gehört die Spektroskopie im nahen Infrarotbereich und entsprechende Instrumente zur Charakterisierung biologischer Gewebe in vivo.
Die Infrarot-Spektralphotometrie beruht auf der relativen Durchlässigkeit biologischer Stoffe gegenüber Photonen im nahen Infrarotbereich (700-900 nm). In-situ-Photonendurchlässigkeit durch Organe reicht aus, um Absorptionsänderungen in den Geweben überwachen zu können. In diesem Spektralbereich wird Licht nur von einigen Chromophoren von großer funktioneller Bedeutung absorbiert, nämlich dem Harn des Hämoglobins, anhand dessen Änderungen des örtlichen hämatischen Volumens und des Gleichgewichts zwischen Oxyhämoglobin (HbO2) und Hämoglobin (Hb) ausgewertet werden können, und dem sichtbaren Kupfer der Zytochromoxidase (Zyt a, a3) d. h. dem Endenzym in der mitochondrialen Atmungskette, welches 95 % der Zellzufuhr an Sauerstoff (O3) katalysiert.
Da die mitochondriale Atmungskette das Haupttor zur Nutzung der bei den verschiedenen Stoffwechselvorgängen entstehenden freien Energie darstellt, kann die in-vivo-Auswertung des Redoxstatus von Zyt a, a3 von großer Hilfe sein bei der Auswertung des Funktionszustandes der Zellen in verschiedenen physiopathologischen Situationen (E. Dora, J. Neurochem. 42, 101-108, 1984; M. Erecinska, D. Wilson, J. Memb. Biology 70, 1-14, 1982; F.F. Jobsis, Adv. Neurol. 26, 299, 1979).
Zum Messen des Sättigungsniveaus mit Sauerstoff in dem durch das Gefäßsystem von Oberflächengewebe zirkulierenden Hämoglobin sind ziemlich genaue Verfahren bekannt (Takatani et al., Ann. Biomed. Eng. 8,1, 1980). Im allgemeinen werden jedoch mit diesen bekannten Verfahren keine quantitativen Ergebnisse für innere Organe geliefert, weil es schwierig ist, die Auswirkungen der Lichtdiffusion auszuwerten.
In US-PS 4 218 645 wird vorgeschlagen, diese Art von Spektroskopie zu benutzen, um den Zellstoffwechsel in vivo zu kennzeichnen und insbesondere den Grad an Sauerstoffanreicherung des Zerebralgewebes durch Messen der Infrarotabsorption der Zytochrom-c-Oxidase zu bewerten (F.F. Jobsis, Science, 198, 1264; 1977).
Zu dem von Jobsis vorgeschlagenen Spektralphotometer gehört: (A) einige Lichtquellen, die der Reihe nach Strahlung im Bereich von 700 bis 1300 nm abgeben; (B) eine Faseroptik, die das Licht an ein zu überwachendes Organ überträgt; (C) eine Faseroptik, die die vom überwachten Organ austretende Strahlung aufnimmt; und (D) ein System zum Umwandeln der Strahlung in ein ohne weiteres zu analysierendes Signal.
Das von Jobsis vorgeschlagene Spektralphotometer liefert jedoch unannehmbare quantitative Ergebnisse, weil es die Auswirkungen der Lichtdiffusion nicht in Rechnung stellt, die recht bedeutsam sind und sich im Verlauf der Zeit ändern können. Wichtiger noch ist, daß die Lichtdiffusion den Lichtweg nichtlinear macht, und daß das Beer-Lambert'sehe Gesetz nicht anwendbar ist. Mit dem Gerät können also die Beobachtungsdaten aufgrund von Streueffekten nicht korrigiert werden.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Spektralphotometer für die in-vivo-Gewebsuntersuchung zu schaffen, mit dem sich bei vertretbarem Aufwand hinreichend genaue und aussagekräftige Analysen machen lassen.
Ein diese Aufgabe lösendes Spektralphotometer ist in Patent-
anspruch 1 gekennzeichnet; Ausgestaltungen ergeben sich aus den Unteransprüchen.
Das Spektralphotometer gemäß der Erfindung bietet eine quantitative und gleichzeitige Beurteilung der Absorption aufgrund der Zytochrom-c-Oxidase und der beiden in Geweben in vivo vorhandenen Formen von Hämoglobin (sauerstoffangereichert und nichtangereichert), und zwar unter Berücksichtigung der Auswirkungen der Lichtdiffusion sowie von Schwankungen derselben im Verlauf der Zeit.
Im folgenden ist die Erfindung mit weiteren vorteilhaften Einzelheiten anhand eines schematisch dargestellten Ausführungsbeispiels näher erläutert. In den Zeichnungen zeigt: Fig. 1 ein Blockschaltbild der Grundelemente der erfindungsgemäßen Vorrichtung;
Fig. 2 ein detailliertes Schaltbild der Stromversorgung der Blitzlichtquelle;
Fig. 3 eine Ansicht der Anordnung von Lichtdetektoren; Fig. 4 ein detailliertes Schaltbild der Verstärkeranlage und
des Abtastsystems der Signale für den Rechner; Fig. 5 ein Blockschaltbild des Rechnersystems zum Sammeln der Signale sowie der Schnittstelle mit den Lichtdetektoren über einen A/D-Umsetzer;
Fig. 6 und 7 typische Darstellungen von Kurven der Sauerstoff-Sättigung von Hämoglobin, der Oxydation der Zytochromc-Oxydase und des Blutvolumens, Werte die mit der erfindungsgemäßen Vorrichtung im Hirnbereich bei verschiedenen Atmungstätigkeiten gemessen wurden, im Vergleich zu dem mit einer Hautelektrode gemessenen Sauerstoff pegel ;
Fig. 8 eine bildliche Darstellung der Anordnung von Faseroptiken zur gleichzeitigen Überwachung verschiedener Regionen des gleichen Körperbereichs.
Als wichtigste Anwendungsfälle dieser Art von Gerät kann man die Überwachung von Kreislauf- und Stoffwechselvorgängen in den Gehirnen von Feten, Patienten nach neurochirurgischen
Eingriffen, Eingriffen der Gefäßchirurgie an der Karotis und insgesamt Patienten betrachten, die unter Vollnarkose stehen oder einer Intensivbehandlung ausgesetzt sind. Zu weiteren Anwendungsfällen gehört die Überwachung peripherer Gefäßsysteme sowie Fälle chronischer und akuter Respirationsinsuffizienz .
Das Spektralphotometer, das mit gepulstem Licht mehrerer (unterschiedlicher) Wellenlängen arbeitet, wird zur überwachung ohne Einführung in den Körper benutzt und weist, wie Fig. 1 zeigt, folgende Teile auf:
Eine Lichtquelle 1, die Strahlung im nahen Infrarotbereich abgibt und aus einer Lampe besteht, welche mit zeitlich abgestimmten Wechselstromimpulsen versorgt wird; einen Lichtleiter 2, der Licht zu einem zu überwachenden Organ leitet;
einen Lichtleiter 3, der Licht von dem überwachten Organ leitet;
einen Strahlungsdetektor 4, der von allen von der Lichtquelle gelieferten und durch das Organ fortgepflanzten Strahlungen mindestens vier signifikante Wellenlängen für die zu messenden Parameter erfaßt;
einen Verstärker 5, der das Strahlungsimpulssignal in ein ohne weiteres zu analysierendes kontinuierliches Signal umwandelt und Abweichungen aufgrund von Schwankungen der Lichtquelle korrigiert; und
ein Erfassungssystem 6 mit einem Mikroprozessor, welches die sofortige Berechnung der Werte der erfaßten physiologischen Parameter unter Berücksichtigung der Auswirkungen der Lichtdiffusion ermöglicht.
Die Erfindung soll anhand eines Ausführungsbeispxels näher erläutert werden.
Lichtquelle
Fig. 2 zeigt ein Schaltbild der Schaltungsanordnung zum Erregen einer Xenonblitzlampe (Typ EGeGFx200 oder dgl.).
Die Energiezufuhr für das Blitzlicht kommt von einem Kondensa-
tor C , der auf ein Spannungsniveau V aufgeladen ist. Der Kondensator wird bei Empfang von Triggersignalen über die Lampe entladen. Der Triggerimpuls wird von einer gesteuerten Diode D über einen Transformator T (Modell FY604 von EGeG) gesteuert, der von einem Taktgeber CL synchronisiert mit dem Netz angetrieben ist. Jedes Mal wenn ein Impuls die Lampe erreicht, blockiert eine Impulsformerschaltung F die nachfolgenden Taktimpulse während einer im voraus eingestellten Zeitspanne, die nach Wunsch veränderbar ist. Bei den bisher durchgeführten Versuchen betrug diese Zeitspanne 125 ms und/oder 250 ms.
Das von der Lampe ausgehende Licht wird mittels einer Photodiode M überwacht, die als Monitor dient und an die ein Ausgangsvorverstärker P angeschlossen ist. Das von der Lampe kommende Licht wird mittels eines Glaslinsensystems L auf eine Faseroptik FO gerichtet.
Bei einer möglichen Alternative der vorstehenden Einrichtung wird stattdessen eine Lampe von hoher Leuchtkraft benutzt, die von einer herkömmlichen Stromquelle mit Wechselstrom versorgt wird (als Lampe dient eine 75-200 W Xenonlampe des XBO-Typs von Osram). Dabei ist vor der Faseroptik ein Lichtzerhacker angeordnet, der synchronisiert mit dem Netz gedreht wird.
Bei dieser Wahl der Lichtquelle muß natürlich der elektronische Verstärkerkreis entsprechend abgeändert werden, denn die Dauer der Lichtimpulse ist in diesem Fall länger als die eines Lichtblitzes.
Lichtleitereinrichtung
Das Licht wird dem zu überwachenden Organ über eine flexible Faseroptik aus transparentem Glas und/oder Kunststoff mit einem Durchmesser im Bereich von 2 bis 10 mm zugeführt. Das aus dem Gewebe austretende Licht wird von einer weiteren Faseroptik aufgenommen, die insgesamt die gleiche Größe hat. Die Faseroptiken ruhen insgesamt in einem Abstand von einigen
Zentimetern voneinander auf dem Gewebe des zu überwachenden Organs in solcher Weise, daß guter Kontakt gewährleistet ist.
Hierbei ist es vorteilhaft, zum überwachen des Organs einer Person eine Vorrichtung gemäß US-PS 4 321 930 oder 4 380 240 zu benutzen.
Wegen der vorherrschenden starken Diffusionswirkung ist es unwichtig, ob die beiden Faseroptiken ausgerichtet sind oder einen Winkel einschließen, der bis zu 180° betragen kann.
Strahlungsdetektor
In Fig. 3 ist die Detektoranordnung dargestellt. Das aus dem überwachten Bereich kommende Licht, welches durch die Faseroptik FO geleitet wird, wird zunächst in zwei Zweige unterteilt und beleuchtet dann nach Durchlaufen von Interferenzfiltern F1, F2, F3, F4, deren Vorderseiten auch einen ausgezeichneten Spiegel darstellen, die Photokathoden von vier Photoelektronenvervielfachern PM1, PM2, PM3, PM4.
Das Licht wird mittels Linsen L1, L2, L3, L4 auf die Photokathode fokussiert. Der Lichtweg ist in gestrichelten Linien dargestellt. Die Photovervielfacher (R928 oder R936 von Hammatsu), die besonders im nahen Infrarotbereich ansprechen, werden mit einer Spannung HV beaufschlagt, die über getrennte Spannungsteiler im Bereich von 500 bis 1100 V variiert oder programmiert werden kann.
Von den Anoden der Photovervielfacher wird an Widerständen von verhältnismäßig niedrigem Wert (< 3 KiI) ein Signal abgegriffen, um ein gutes Durchlaßband (> 1 MHz) aufrechtzuerhalten, und das Signal wird dann von Vorverstärkern PA1, ΡΑ2, PA3, PA4 verstärkt, die entweder von wiederaufladbaren Batterien oder von einer getrennten Stromquelle beaufschlagt werden, die gegenüber Störungen große Immunität aufweist, um elektromagnetische Induktionen von Spannungsentladungen zu verhindern, die über das Netz kommen. Die Batterien werden selbsttätig wiederaufgeladen. Eine andere, einfachere Ausfüh-
rungsform der Optik läßt sich bei Verwendung einer in vier Zweige unterteilten Faseroptik zum getrennten Beleuchten der vier Photovervielfacher erzielen. Die verwendeten Interferenzfilter haben eine Mittelamplitudenbandbreite im Bereich von 4 bis 25 nm (vorzugsweise 10 nm), die zwischen 700 und 950 nm zentriert ist und vorzugsweise bei 750, 800, 850 und 900 nm liegt (gemäß einer Alternative z. B. bei 750, 820, und 900 nm).
Es wäre auch möglich, die Anzahl Kanäle auf fünf oder sechs oder noch darüber zu erhöhen, um auf diese Weise die quantitative Beurteilung der Streueffekte zu verbessern.
Verstärker
Fig. 4 zeigt ein Ausführungsbeispiel der Verstärkeranlage und der Abtastschaltung für die Erfassung durch den Rechner.
Die von den einzelnen Kanälen, d. h. von der Photodiode M der Lichtquelle und den Vorverstärkern PA1, PA2, PA3, PA4 kommenden Signale werden von einem System schneller Verstärker verstärkt, welches aus zwei Invertern H besteht, von denen der erste gleichzeitig als Impulsformer dient, um eine feste aufsteigende Zeit (+_ 2 με) mittels eines in der Rückkopplung vorgesehenen Integrationskondensators zu bestimmen.
Auf die beiden Inverter folgt jeweils eine langsamere Stufe L und ein Abtast- und Haltekreis SH. Das an den Abtastkreis angelegte Steuersignal wird von einer Impulsformerschaltung F1 geliefert, die ihrerseits ein Triggersignal TR erzeugt, um die Rechnererfassungsfolge zu steuern.
Die einzelnen Kanäle werden mit dem Monitor in einer Differenzierstufe D verglichen, um Signalschwankungen aufgrund der Schwingungen der Lichtquelle auszuschalten. Die dann erhaltenen Signale C1, C2, C3, C4 und das Triggersignal TR werden in das Erfassungssystem eingegeben.
Erfas sungs system
In Fig. 5 ist eine mögliche Ausführungsform eines Erfassungssystems für das erfindungsgemäße Gerät schematisch dargestellt, Als Mikroprozessor A dient ein Gerät 6502 von Apple II mit einem handelsüblichen ISAAC I/O-System I der Firma Cyborg Co., welches viele Analogsignale der Reihe nach umwandeln und dann in den Mikroprozessor eingeben kann.
Das ISAAC I/O-System ermöglicht die Weitergabe analoger Signale an einen außen vorgesehenen Kurvenschreiber PL, der die erhaltenen Daten in die Form von Kurven bringt.
Der Mikroprozessor A ist an zwei Magnetplattenlaufwerke D1 und D2, einen Drucker ST und einen Bildschirm TV angeschlossen. Die Speicherkapazität des verwendeten Mikroprozessors liegt bei 48 Kilobyte. Gleichfalls verwendet wird eine zusätzliche 128 kbyte Sehne11speicherkarte, die als virtuelle Platte dient. Die gleichen Funktionen können natürlich praktisch auch von jedem beliebigen anderen Mikroprozessor mit vergleichbaren Betriebsdaten durchgeführt werden. Das Triggersignal TR des Monitors (als Photodiode M in Fig. 2 und 4 gezeigt) löst, die Erfassungsfolge aus. Sobald die Daten an die Rechnerspeicher übertragen wurden, können entweder im Direktanschluß oder nach gewisser Zeit die Kurven durch Berechnen der Werte der aufgezeichneten physiologischen Parameter dargestellt werden, beispielsweise das hämatische Volumen, die Hämoglobin-Sauerstoff-Sättigung und das Redoxpotential der Zytochrom-c-Oxidase. Das geschieht über einen Algorithmus, der den Momentanwert des Signals bei den vier Wellenlängen nutzt.
Die Parameter dieser Rechnung werden durch einen Optimierungsprozeß der an theoretischen Modellen errechneten Werte (D.V. Luebbers, Advances in Exp. Medicine and Biology, 37A, 45-54, 1973) und der experimentellen Daten erhalten.
Zusätzlich zu den Signalen C1-C4 der verschiedenen Kanäle werden etliche weitere Größen E von anderen Instrumenten erfaßt.
Es liegt auf der Hand, daß der Mikroprozessor mit verschiedenen Datenverarbeitungsprogrammen arbeiten kann, die es ermöglichen, einen Teil der Störungen auszufiltern, durch momentane Verlagerungen der Kurven aufgrund von Änderungen des Kontaktes zwischen der Faseroptik und dem Gewebe verursachte Überschwingungsspitzen festzustellen und zu korrigieren usw.
Das vorstehend beschriebene Gerät bietet die folgenden Vorteile:
1.) Der pulsierende Betrieb macht den Hintergrund des Umgebungslichtes praktisch vernachlässigbar.
2.) Der Monitor ermöglicht eine Korrektur aller Schwankungen der Lichtstärke der Lichtquelle.
3.) Die in mindestens vier Wellenlängen übertragene Lichtmessung ermöglicht die Berechnung des Hämoglobingehalts der beobachteten Gewebe, des Sauerstoffaufnahmeniveaus und des Redoxzustandes der Zytochrom-c-Oxidase.
4.) Eine Echtzeitverarbeitung ist aufgrund eines Rechenprozesses möglich, der jederzeit eine Korrektur der Absorptionswerte zum Ausgleich der durch Lichtdiffusion entstehenden Wirkung ermöglicht.
5.) Die Stabilität der Messung wird erhöht durch die Verwendung getrennter Energiequellen für die Vorverstärker und durch die Synchronisierung der Lichtquelle mit dem Netz. 6.) Der Mikroprozessor ermöglicht die Feststellung und Korrektur momentaner Verlagerungen in den Kurven aufgrund von Schwankungen der Berührung zwischen der Faseroptik und dem Gewebe. 7.) Es ist möglich, die Messungen der Absorption im nahen Infrarotbereich mit den Messungen anderer Instrumente in Beziehung zu setzen.
In den Fig. 6 und 7 sind als Beispiel aufgezeichnete Kurven der im Hirn gemessenen Parameter und der mit einer transkutanen Elektrode vorgenommenen Messungen des Sauerstoffdrucks an der Haut dargestellt (Radiometer Modell TCM 2).
Fig. 6 ist eine typische Kurve, die bei Änderungen der Atmungstätigkeit (Hyperventilations-Apnoe) erhalten wird. Auf der
Abszisse ist die Zeit in Minuten eingetragen, während links auf der Ordinate eine mm Hg-Skala für die Kurve 1 wiedergegeben ist.
Der Bereich A der Figur entspricht dem Zustand normaler Atmung, der Bereich B dem Zustand der Hyperventilation, der Bereich C dem Zustand der Apnoe oder des Atemstillstands und der Bereich D wiederum dem Zustand normaler Atmung.
Die Kurve 2 ist ein Maß des Hämoglobinsättigungspegels, die Kurve 3 ein Maß des Zytochrom-c-Oxidase-Oxydationszustands und die Kurve 4 ein Maß des hämatischen Volumens.
Für Bezugszwecke ist der mittels einer transkutanen Elektrode gemessene Sauerstoffpegel im arteriellen Blut des Arms als Kurve 1 eingezeichnet.
Während des Atemstillstands fällt der arterielle Hämoglobinsättigungspegel von 95 % herab bis auf ca. 55 %. Der Redoxstatus der Zytochrom-c-Oxidase fällt um etwa 15 % von einem geschätzten Wert von ca. 80 %, und das hämatische Volumen steigt von 10 % auf 12 %.
Es sei erwähnt, daß der Wert dieses Parameters in gewissem Ausmaß von dem angenommenen Modell und den angenommenen Werten für den zerebralen Hämatokriten abhängt, die insgesamt niedriger sind als der periphere (M.E. Phelps et al., J. Appl. Physical 35, 275-280, 1983).
In Fig. 7 sind typische Kurven beim Einatmen unterschiedlicher Gasgemische (Luft, reiner Sauerstoff, hypoxisches Gemisch) dargestellt. Auf der Abszisse ist die Zeit in Minuten eingetragen. Auf der Ordinate ist eine mm Hg-Skala für die Kurve wiedergegeben.
Der Bereich A der Figur gilt für den Zustand des Atmens von Luft, der Bereich B für das Atmen des hypoxischen Gemisches (O- 10 %, N2 90 %) und der Bereich C für das Atmen reinen Sauerstoffs 0«.
Die Kurve 2 ist ein Maß des Oxidationsstatus der Zytochrom-c-Oxidase, die Kurve 3 ein Maß für den Hämoglobinsättigungspegel und die Kurve 4 ein Maß des hämatischen Volumens.
Auch hier ist für Bezugszwecke der mittels einer transkutanen Elektrode gemessene O^-Pegel des arteriellen Bluts des Arms eingezeichnet.
Beim Atmen des hypoxischen Gemisches ändert sich der Oxidationsstatus der Zytochrom-c-Oxidase nicht nennenswert; der Sättigungspegel des Hämoglobins nimmt von 90 % auf ca. 65 % ab, und das hämatische Volumen ändert sich von 10 % zu ca. 11 %.
Ausgehend von der vorstehend beschriebenen allgemeinen Anordnung läßt sich eine komplexere Instrumentierung vorsehen, um gleichzeitig unterschiedliche Regionen des gleichen Organs überwachen zu können.
Die Anordnung der Faseroptik FO für ein solches Gerät ist als Beispiel in Fig. 8 dargestellt. Wie beim vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel kann eine Lichtquelle FL benutzt werden.
Es werden Faseroptiken mit mehreren Verzweigungen benutzt, und in jedem Bereich wird das übertragene Licht in mindestens vier Wellenlängen gemessen.
Die verschiedenen Detektoren können mit Vorteil durch einen Bildverstärker I (z. B. Thomson-CSF 9403) ersetzt sein, der an eine Gruppe von Festkörpersiliziumdetektoren A angeschlossen ist.
Das Filtersystem F kann durch einen einzigen im Bereich von 750 bis 900 nm variierbaren Filter ersetzt sein.
Die von Detektoren E kommenden elektrischen Signale sollten dann mit einem Verstärkersystem ähnlich dem vorstehend beschriebenen weiterverarbeitet werden.
Mit einem komplexeren Gerät, wie dem hier offenbarten, kann in Übereinstimmung mit den modernsten Abbildungsmethoden der Stoffwechsel und der Gefäßzustand der Hirnrinde abgebildet werden.
Mit der Erfindung wird auch ein spektralphotometrisches Verfahren geschaffen, um Kreislauf- und örtliche Stoffwechselparameter in lebenden Organen durch eine nichteindringende überwachung zu messen, wozu ein vorstehend beschriebenes Spektralphotometer verwendet wird.
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Claims (18)

WUESTHOFF-v.PECHMANN--BEHRENS-1GOETz--' -Ρ1·'»'1·»«'* ^esthoff DIPL.-ING. GERHARD PULS SCLAVO S.P.A., Siena/Italien μπιμρηρνγ on CONSIGLIO NAZIONAL DELLA RICERCHE, D-8000 MÜNCHEN 90 Rom/Italien Schweigerstrasse 2 ISTITUTO SUPERIORE DI SANITA, telefon: (089)662051 Rnm/Tt-sl ίΡη Telegramm: protectpatent Rom/Italien TELEX. JMO7O lA-59 555 telefax: via (089) 271 6063 (πι) Patentansprüche :
1. Mit gepulstem Licht mehrerer Wellenlängen arbeitendes Spektralphotometer zur nichteindringenden Überwachung, gekennzeichnet durch
- (a) eine Lichtquelle (1), die Strahlung im nahen Infrarotbereich abgibt und eine Lampe aufweist, die mit zeitlich abgestimmten Wechselstromimpulsen betreibbar ist;
- (b) einen Lichtleiter (2), der Licht zu einem zu überwachenden Organ leitet,
- (c) einen Lichtleiter (3), der Licht von dem überwachten Organ zurückleitet,
- (d) einen Strahlungsdetektor ' (4), der für die zu messenden Parameter von allen von der Lichtquelle ausgehenden und durch das Organ ausgebreiteten Strahlungen mindestens vier Strahlungen signifikanter Wellenlängen erfaßt,
- (e)einen Verstärker (5), der das Strahlungsimpulssignal in ein ohne weiteres analysierbares kontinuierliches Signal umwandelt und Abweichungen aufgrund von Schwankungen der Lichtquelle korrigiert, und
- (f) ein Erfassungssystem (6) mit einem Mikroprozessor, welches das sofortige Errechnen der Werte der erfaßten physiologischen Parameter unter Berücksichtigung der Auswirkungen der Lichtdiffusion ermöglicht.
2. Spektralphotometer nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet , daß die Lichtquelle gemäß (a) eine Xenonblitzlampe aufweist.
3. Spektralphotometer nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet , daß die Lichtleiter ge-
ORlGINAL INSPECTED
·— O M*
maß (b) und (c) eine flexible Faseroptik (FO) aus transparentem Glas und/oder Kunststoff aufweisen.
4. Spektralphotometer nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet , daß die Lichtleiter gemäß (b) und (c) eine flexible Faseroptik mit einer Vielzahl von Zweigen aufweisen.
5. Spektralphotometer nach Anspruch 3,
dadurch gekennzeichnet , daß die flexible Faseroptik (FO) einen Durchmesser im Bereich von 2 bis 10 mm hat.
6. Spektralphotometer nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet , daß das Licht des überwachten Organs nach dem Passieren von Interferenzfiltern (F; F1) die Photokathode von mindestens vier Photoelektronenvervielfachern (PM1-PM4) beleuchtet.
7. Spektralphotometer nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet , daß das vom überwachten Organ kommende Licht die Photokathode eines Bildverstärkers (I) beleuchtet, der mit einer Gruppe von Festkörperdetektoren (A) gekoppelt ist.
8. Spektralphotometer nach Anspruch 6,
dadurch gekennzeichnet , daß die Photoelektronen vervielfacher (PM1-PM4) im nahen Infrarotbereich ansprechen.
9. Spektralphotometer nach Anspruch 6,
dadurch gekennzeichnet , daß die Interferenzfilter eine Mittelhöhenbandbreite im Bereich von 4 bis 25 nm^ zentriert im Bereich von 700 bis 950 nm^haben.
10. Spektralphotometer nach Anspruch 6,
dadurch gekennzeichnet , daß die Interferenzfilter eine Mittelhöhenbandbreite im Bereich von 4 bis 25 nm
- 3 zentriert bei 750, 800, 850 bzw. 900 nm(haben,
11. Spektralphotometer nach Anspruch 6,
dadurch gekennzeichnet , daß die Interferenzfilter eine Mittelhöhenbandbreite im Bereich von 4 bis 25 nm zentriert bei 750, 820, 850 bzw. 900 nm haben.
12. Spektralphotometer nach Anspruch 6,
dadurch gekennzeichnet , daß ein einziger Filter vorgesehen ist, der innerhalb des Bereichs von 750 bis 900 nm variabel ist.
13. Spektralphotometer nach Anspruch 6,
dadurch gekennzeichnet , daß das Signal der Photodiode (M) und die Signale der Vorverstärker (PA1-PA4) mittels eines Systems von Schnellverstärkern verstärkt werden.
14. Spektralphotometer nach Anspruch 13,
dadurch gekennzeichnet , daß das System von V
Schnellverstärkern zwei Inverter (H) aufweist, von denen der erste auch als Impulsformgeberschaltung dient.
15. Spektralphotometer nach Anspruch 13,
dadurch gekennzeichnet , daß auf die zwei Inverter (H) eine langsamere Stufe (L) und ein Abtast- und Haltekreis (SH) folgt.
16. Spektralphotometer nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet , daß die einzelnen Kanäle mit dem Monitor in der Differenzierstufe verglichen werden.
17. Spektralphotometrisches Verfahren zum Messen von Kreislauf- und örtlichen Stoffwechselparametern in lebenden Organen durch eine nichteindringende Überwachung, dadurch gekennzeichnet , daß ein mit pulsierendem Licht arbeitendes Spektralphotometer gemäß Anspruch 1 bis 16 verwendet wird. *
18. Spektralphotometrxsches Verfahren nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet , daß es benutzt wird, um gleichzeitig mehrere Bereiche ein und desselben Organs zu überwachen.
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