DE2215984A1

DE2215984A1 - Optischer Meßkatheter

Info

Publication number: DE2215984A1
Application number: DE19722215984
Authority: DE
Inventors: Toshiyuki Tokio. P A61b 5-00 Mori
Original assignee: Olympus Optical Co Ltd
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 1971-04-02
Filing date: 1972-04-01
Publication date: 1972-10-26
Also published as: US3814081A; DE2215984C3; DE2215984B2

Description

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OLYMPUS OPTICAL CO., LTD. No. 43-2, H*»tagay3 P-chorne Shibuyp-ku, Tokyo / Japan

Optischer MeGkptheter

Die Erfindung betrifft einen optischen Meßkatheter mit einem Seleuchtungsfasersystern uni einem parallel dazu angeordneten 1ichtaufnehmenden Fasersystem, deren Endflächen in einer Ebene liegen, ferner mit einer Llchtnuelle. Ue abwechselnd Licht verschiedener Wellenlttngenbereiche, vorzugsweise von etwa 600 bis 750 mu bzw. von etw» 800 mu. auf das hintere Ende des Beleuchtungsfasersystems aussendet, sowie mit einem

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am hinteren Ende des lichtaufnehmenden Systems ungeordneten fotoelektrischen Element, 'Jas mit einer Anzeigevorrichtung verbunden ist.

Insbesondere betrifft die Erfindung einen optischen Meßkntheter für die Messung des Sättigungsgrades des Blutes eines lebenden Körpers mit Sauerstoff sowie den Blutdruck und dessen Veränderung.

Der Sättigungsgrad des Sauerstoffs in 31ut wird gemessen, um den Grad der Umwandlung des reduzierten Hämoglobins (Hb^ in oxidiertes Hämoglobin (HbOp), d.h. den Gral der Umwandlung des venösen Blutes in arterielles Blut zu bestimmen, was die eigentliche Funktion der Lungen eines lebenden Körpers ist. Daher ist die Messung des Sättigungsgrades des Sauerstoffs im Blut unerlässlich für die Erforschung der Ursache und der Art der Störung der Lungentätigkeit.

Eines der Verfahren für die Messung des Sättigungsgrades des Sauerstoffs im Blut ist das sogenannte KUvettensystem. Bei ihm wird das Blut für die ürekte Messung aus dem lebenden Körper herausgenommen. Dabei ist Jedoch eine große Geschicklichkeit für die Messung erforderlich. Außerdem dauert es lange,

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bis das Resultat, das allerdings genau ist, erhalten wird. Der lebende Körper kann Jedoch durch die Blutentnahme verletzt werden.

Um die vorgenannten Nachteile zu vermeiden, ist bereits ein anderes Verfahren, das Ohrläppchen-Verfahren, vorgeschlagen worden. 3ei ihm wird lie Meßvorrichtung am Ohrläppchen der Untersuchungsperson befestigt. Die Messung wir-1 ausgeführt durch Verwendung von Licht, das durch las im Ohrläppchen fließende Blut hindurchgeht. Dabei braucht kein Blut aus dem Körper entnommen zu werden. Dieses Verfahren verwendet die Tatsache, daß das Absorptionsspektrum /on HbO_n von dem des Hb verschieden ist. Der Vorteil dieses Verfahrens liegt besonders darin, da3 die Messung auch durchgeführt werden kann, solange der Körper unter physischer Anspannung steht. Allerdings ist eine Kompensation von verschiedenen Faktoren, beispielsweise der Dicke des Ohrläppchens, der Menge des durch das Ohrläppchen fließenden Blutes, der Hautfarbe des Ohrläppchens, bei jeder Messung erforderlich, was die Messung beschwerlich macht.

Es ist daher auch schon ein Verfahren vorgeschlagen worden, das die vorgenannten Nachtelle vermeidet. Dieses Verfahren verwendet ein Beleuchtungsfasersystem und ein Iichtaufnehmendes optisches Fasersystem, lie nahe beieinander und parallel ange-

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ordnet sind und deren vordere Endflächen miteinender fluchten. Die vorderen Endflächen werden in das Blutgefäß oder in das Herz der zu untersuchenden Person eingeführt. Am hinteren Ende des Beleuchtungsfasersystems sind eine Lichtquelle und eine Kondensorlinse angeordnet. Ifehe dem hinteren Ende des lichtaufnehmenden optischen Systems ist ein fotoelektrisches Element angeordnet, mit dem ein Galvanometer verbunden ist, so daß das Licht, das vom vorderen Ende des optischen Beleuohtungsfasersystems ausgesandt, vom Blut reflektiert und vom lichtaufnehmenden optischen Fasersystem aufgenommen worden ist, eine Ausgangsspannung im fotoelektrisehen Element erzeugt, die das Galvanometer betätigt. In den Lichtweg des optischen Fasersystems werden abwechselnd ein R-Filter, durch das nur Licht der Wellenlängen von ungefähr 600 bis 750 rryu und ein IR-Filter, durch das nur Licht einer Wellenlänge von ungefähr 800 mu geht, eingeschaltet. Die Absorption von Licht mit Wellenlängen von 600 bis 750 mju durch Hb ist stärker *>ls die Absorption durch HbO^. während die Absorption von Licht mit der Wellenlänge von ungefMhr 800 mu durch Hb im wesentlichen gleich der von HbOp ist. Daher zeigt der Ausgang des fotoelektrischen Elements bei Einschaltung des R-FiIters einen Wert an, der der Menge von Hb entspricht, während er bei Einschaltung des IR-Filters einen Wert anzeigt,

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bei dem das Blut sowohl Hb als such HbO₃ enthält. Durch die vorgenannten Messungen werden daher die Durchlässigkeit des Blutes das Hb und HbOp enthält, sowie die Durchlässigkeit von Hb erhalten. Daher kann «uf der Basis des festgelegten Verhältnisses zwischen Hb und dem Blut, das Hb und HbOp aufweist; das Verhältnis des reduzierten Hämoglobins in Bezug auf Blut, dss sowohl Hb als puch HbOp enthält, berechnet werden, was ermöglicht, den Sättigungsgrad an Sauerstoff zu bestimmen. Mit anderen Worten, es besteht eine lineare Beziehung zwischen dem Sättigungsgrad des Sauerstoffs OS^ und dem Verhältnis des Ausgangs des fotoelektrischen Elements, wenn das IR-Pilter verwendet wird und wenn das R-Filter verwendet wird, gemäß der folgenden Gleichung:

Ausgang bei IR-Filter

o> _w /3 Ausgang oei in-rin,q fi » cL /0 Auggang _bel R-pnter

wobei:

ok = absolute Konstante (experimenteller Wert ungefähr 130)

Konstante, die für jede Messung gegeben ist und die die Korrektur des Meßsystems einschließt.

Demgemäß wird der Sättigungsgrad durch die vorgenannte Gleichung auf der Basis der Ausgangsspannung des Oalvanometers bei

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abwechselnder Verwendung dee IR-Piltere und des R-Filters * erhalten. Dieses Verfahren ist insofern vorteilhaft, als keine Kompensation von Faktoren erforderlich ist, wie bei der Ohrläppchenmethode. Jedoch hat auch dieses Verfahren Nachteile, dadurch, daß ein Wandeffekt auftreten kann, wenn die vorderen Endflächen des Beleuchtung«- und des lichtaufnehmenden optischen Systems an der inneren Wand des Herzens anliegen, in das sie eingeführt werden. Dann wird das vom optischen Fasersystem ausgesandte Licht nicht vom Blut, sondern von 1er Herzw*nd reflektiert, was die Erzielung genauer Resultate unmöglich mncht.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, diese Nachteile zu vermeiden und einen zuverlässig arbeitenden Meßkatheter für die Messung des Sättigungsgrades des Blutes an Sauerstoff zu schaffen und diesen so weiterzubilden, daß auch der Blutdruck und dessen Veränderung in einem lebenden Körper gemessen werden kann.

Diese Aufgabe wird dadurch gelöst, daß vor den vorderen Endflächen eine Vorrichtung angeordnet ist, die die Anlage der Endflächen an einer Wand verhindert.

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Weitere Einzelheiten und Vorteile der Erfindung können den in der Zeichnung dargestellten Ausführungsbeispielen entnommen werden. Es zeigen;

Pig. 1 ein Diagramm des Absorptionsspektrum von oxidiertem und reduziertem Hämoglobin?

Fig. 2 eine schematische Ansicht des Ohrläppchensystems, teilweise im Schnitt;

Fig. 3 eine schematische Ansicht des bekannten Verfahrens für die Messung des Sättigungsgrades an Sauerstoff im Blut durch Verwendung eines optischen Fpsersystems, teilweise im Schnitt;

Fig. 4 einen teilweisen Schnitt durch die vorderen Enden des optischen Systems der Fig. 3. wobei die vorderen Endflächen an der Herzwand anliegen und einen Wandeffekt erzeugen;

Fig. 5 eine schematische Ansicht einer ersten Ausführungsform der Erfindung für die Messung des Sättigungsgrades an Sauerstoff im Blut, teilweise im Schnitt;

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Pig. β eine teilweise perspektivische Ansicht des kegelförmigen Reflexionsspiegels, wie er in der in Fig. 5 dargestellten Anordnung verwendet wird;

Fig. 7 bis 9 perspektivische Ansichten von Abwendlungen des Reflexionsspiegels der Fig. 6;

Fig.10 eine Seitenansicht des vorderen Eniteils der Vorrichtung nach Flg. 5. nach Einführung in ein Blutgefäß eines lebenden Körpers;

Fig.11 eine Abwandlung der Anordnung nach Fig. 5;

Fig.12 eine perspektivische Teilansicht des konischen kegelförmigen Reflexionsspiegels der Anordnung nach Fig. 11;

Fig.13 bis Γ5 perspektivische Ansichten von Abwandlungen des Reflexionsspiegels nach Fig. 12j

Fig.16 eine Ansicht des vorderen Endteils der Anordnung nach Fig. 11 in einem Blutgefäß;

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Pig. 17 die schematise:.e Teilensicht einer anderen Abwandlung der Ausführungsform nach Fig. 5 im Schnitt;

Pig. 18 eine perspektivische Ansicht des kappenförmigen Teile, der am vorderen Ende der Anordnung nach Fig. 15 angesetzt ist;

Pig, 19 einen S hnitt durch eine Abwandlung des kappenförmigen Teils der Pig. l8;

Pig. 20 eine schematische Ansicht einer Abwandlung der Ausführungsform der Fig. 17, teilweise im Schnitt;

Pig. 21 eine perspektivische Ansicht des kappenfÖYmigen Teils, das «n das vordere Ende der Ausführungsform nach Pig. 20 angeordnet i st;

Pig. 22 einen Längsschnitt durch eine weitere AusfUhrungsform der Erfindung, durch welche der Sättigungsgrad des Sauerstoffs im Blut, wie auch der Blutdruck und seine Veränderung gemessen werden kann;

Fig. 23 und 24 Teil«nsichten, die die Betätigung des Membranteils der Ausführungsform nach Fig. 22 unter verschiedenen Blutdrucken darstellen;

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Fig. 2 5 eine Vorderansicht der Filterwechselscheibe, wie sie in der AusfUhrungsform nach Fig. 22 angeordnet ist;

Fig. 26 einen Längsschnitt durch eine Abwandlung der Anordnung nach Fig. 22;

Fig. 27 einen Schnitt iurch Abwandlung des vorderen Endteils der Anordnung n*ch Fig. 26.

In Fig. 1 zeigt die Ordinate die spektroskopische Absorption von Licht durch HbOp und Hb; »uf der Abszisse ist die Wellenlänge des Lichts aufgetragen. Die Absorption wurde gemessen mittels Licht, das durch eine 1 cm dicke Schicht einer Lösung von Hb mit einer Konzentration von 16,7 g/l hindurchgeleitet wurde. Wenn Licht mit Wellenlängen von 600 bis verwendet wird, ist die Absorption durch das Hb sehr hoch im Vergleich zu der des HbO_?. Mit Licht einer Wellenlänge von ungefähr 8OO nyj ist die Absorption /on Hb im wesentlichen gleich der von HbOp.

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Pig. 2 zeigt das bekannte Ohrläppchensystem. In diesem System sind eine Lichtquelle 1 und ein Kondensor 2 auf einer Seite, ein fotoelektrisches Element "*), das das durch das Ohrläppchen E hindurchgehende Licht aufnimmt und das mit einem Galvanometer verbunden ist, auf der entgegengesetzten Seite des Ohrläppchens E angeordnet. Ein R-Pilter 4, das so ausgebildet ist, daß nur Licht der Wellenlänge 600 bis 750 ιψ und ein IR-Pilter 5, das so ausgelegt ist, daß es nur Licht mit einer Wellenlänge von 800 mp durchläßt, werden abwechselnd in den Lichtweg zwischen dem Ohrläppchen E und dem Kondensor 2 eingeschoben. Die Elemente 1, 2, 3, 4 und 5 sind zur Erleichterung der Betätigung der Vorrichtung in einem Rahmen 6 untergebracht.Daher kann die Veränderung in der Lichtmenge wenn iie Filter 4 oder 5 verwendet werden, vom Galvanometer G abgelesen werden. Der Sättigungsgrad des Sauerstoffs im Blut wird auf der Basis der Ausgänge vom Galvanometer G gemessen, wie dies im vorstehenden beschrieben worden ist. Das Ohrläppchensystem hat den Nachteil, daß die Kompensation der verschiedenen Faktoren, beispielsweise die Differenz in der Dicke des Ohrläppchens, der Menge des im Ohrläppchen fließenden Blutes und die Farbe der Haut des Ohrläppchens, kompensiert werden müssen, wie dies bereits beschrieben worden ist.

Pig. 3 zeigt eine bekannte Vorrichtung für die Messung des Sättigungsgrades des Sauerstoffs im Blut durch Verwendung eines optischen Fasersystems. In diesem System sind ein optisches Beleuohtungsfasersystem 17 und ein lichtaufnehmendes System

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In Katheter 19 nahe beieinander und parallel angeordnet, wobei die vorderen Endflächen 17a und l8a miteinander fluchten. Ära hinteren Ende des Beleuchtungsfasersystems 17 sind eine Lichtquelle 11 und ein Kondensor 12 angeordnet, so daß das Licht von der Lichtquelle 11 dem optischen Fasereystem 17 über den Kondensor 12 zugeführt wird. Dadurch wird vom vorderen Ende des optischen Beleuchtungssystems 17 Licht ausgesandt. Nahe dem hinteren Ende des liehtaufnehmenden optischen Pesersystems 18 ist ein fotoelektrisches Element 13 angeordnet, das mit einem Galvanometer G verbunden 1st. In den Lichtweg zwischen den Kondensor 12 und das hintere Ende dee Beleuchtungsfasersystems 17 werden abwechselnd ein R-Filter und ein IR-Fllter 15 eingeschoben.

Die vorderen Endflächen 17a und l8a werden in das Blutgefäß oder das Herz H durch Ίβη Katheter 19 eingeführt. Daher wird das von der vorderen Endfläche 17a ausgesandte und vom Blut B reflektierte Licht von der vorderen Endfläche l8a aufgenommen, wodurch im fotoelektrischen Element 13 eine Spannung erzeugt und das Galvanometer betätigt wird. Die Anzeige des Galvanometers 0 bei Verwendung des R-Flltere 14 und des IR-Filters wird verwendet, um den Sättigungsgrad des Sauerstoffs im Blut zu messen,, wie dies im vorstehenden beschrieben worden 1st.

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Da die vorderen Endflächen 17?» und l8a miteinander fluchten, kann ein Wendeffekt auftreten wenn sie an der Wsnd Ha des Herzens H anliegen. In diesem Fall kenn das von der vorderen Endfläche 17a des Beleuchtungsfasersystems 17 ausgesandte Licht nicht vom Blut im Herzen H reflektiert werden, sondern es wird von der Wand Ha selbst reflektiert (Fig. 4). Dies macht die Messung ungenau, was ein wesentlicher Nachteil ist.

Pig. 5 zeigt eine erste AusfUhrungsform des optischen Meßkatheters nach der Erfindung, die die vorbeschriebenen Nachteile vermeidet. Hier ist ein Beleuchtungsfasersystem 27 so angeordnet, daß es das lichtaufnehmende Fasersystem 28 eng umgibt. Beide optischen Systeme 27 und 28 sind innerhalb eines Katheters 29 angeordnet. Die vorderen Endflächen 27a und 28a der optischen Fasersysteme 27 und 28 fluchten miteinander. Eine Lichtquelle 21, ein Kondensor 22, ein R-Filter 24 und ein IR-Fllter 25 sind am hinteren Ende 27b des Beleuchtungsfasersystems 27 angeordnet, das von dem Lichtaufnehmenden Fasersystem 28 in ähnlicher Weise getrennt ist, wie dies in Fig. 3 dargestellt ist. Das fotoelektrische Element 23, das mit dem Galvanometer G verbunden ist, ist am hinteren Ende 28b des lichtaufnehmenden Fasersystems 28 angeordnet. Die vorderen Endflächen 27a

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und 28a sind so engeordnet, daß sie In ein Blutgefäß oder in das Herz der zu untersuchenden Person eingeführt werden können.

Qemäß einem Merkmal der Erfindung ist ein ringförmiges Unterstützungsteil 3I am Umfang des vorderen Endteils 27a des Beleuchtungsfasersystems 27 angebracht, von iem sich drei Stege 31 a 1 31b und 31c nach vorne erstrecken. Die freien Enden dieser Stege 31a, 31b und 31c sind am Rande des Bodens eines kappenförmigen PUhrungsteils 31d (Fig. 5) befestigt. Ein kegelförmiger hohler Reflektorspiegel 30. der aus durchsiohtigem Material besteht und an seiner inneren OberflMohe 30a verspiegelt ist, ist mit seiner rifigförmigen Kante am Rande des Bodens des PUhrungsteils 31d befestigt, so daß die Spitze des Spiegels 30 zur vorderen Endfläche 28a des lichtaufnehmenden optischen Fasersysteme 28 gerichtet 1st. Im Betrieb werien die vorderen Enden 27a und 28a zuerst in das Blutgefäß oder das Herz eingeführt und die Lichtquelle wird eingeschaltet. Dann werden die Filter 24 und 25 abwechslungsweise in den Lichtweg der Lichtquelle 21 gebracht. Das vom vorderen Ende 27a ausgesandte Licht wird vom Spiegel zum Blut reflektiert und dann aufgenommen und erreicht das vordere Ende 28a des lichtaufnehmenden optischen Fasersystems

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Das vom lichtaufnehmenden optischen System 28 aufgenommene Licht trifft auf das fotoelektrische Element 23 und die hierdurch erzeugte Spannung kann mit dem Galvanometer 0 gemessen «erden.

Da in dem optischen Meflkatheter nach der Erfindung der Spiegel 30 und das PUhrungstell 31d vorgesehen sind, kann der Wandeffekt vermieden werden und eine genaue Messung 1st sichergestellt.

Der kegelförmige Reflexionsspiegel 30 kpnn ersetzt werden durch einen massiven Kegel 40 oder eine massive Pyramide 50 mit polygonaler Grundfliehe, wie dies in den Fig. 7 und 8 dargestellt 1st oder durch zwei Spiegel ola und 6lb, die unter einem Winkel zueinander V-förmig angeordnet sind, wie dies in Flg. 9 dargestellt ist.

Wenn der in Flg. 5 dargestellte Katheter in das Blutgefäß A eingeführt 1st und wenn sogar eine Seitenfläche des Katheters die Wand Aa des in Pig« 10 dargestellten Blutgefäßes A berührt, wird das Licht durch das Blut B reflektiert, das auf der gegenUborllegenden Seite des Katheters sich befindet, was eine genaue Messung sicherstellt.

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Die Anordnung des optischen F»sersystems 27 und 28 kann in der Weise geändert werden, daß das lichtaufnehmende Fasersystem 28 das Beleuchtungsfasersystem 27 umgibt.

Weiterhin können die Fasern beider optischer Systeme 27 und 28 am vorderen Ende willkürlich verteilt werben, wenn ihre proximalen Enden genau aufgeteilt werden in solche, die zur Lichtquelle 21 und solche, die zum fotoelektrischen Element 23 gerichtet sind.

Fig. 11 zeigt eine Abwandlung der in Flg. 5 dargestellten AusfUhrungsform. Der in Fig. 11 dargestellte Katheter ist im wesentlichen ähnlich der Konstruktion des in Fig. 5 dargestellten, aufler, daß der kegelförmige hohle Reflexionsspiegel 130 mit seiner verspiegelten Innenfläche I30« von einem durchsichtigen glatt bearbeiteten zylindrischen Teil I3I getragen wird, der einstückig mit dem Spiegel 130 ausgebildet ist und der so an das vordere Ende des Katheters 29 angeschlossen ist, daß die Spitze des Spiegels 13O zum vorderen Ende des lichtaufnehmenden optischen Systems 28 gerlohtet ist und das kappenfurmige Führungsteil 132 ähnlich dem keppenförmigen Führungsteil "Id in Fig. 5 an dem vorderen Ende des zylindrischen Tells 13I befestigt 1st.

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Die Betätigung des Katheters der Pig. 11 ist ähnlich der in Fig. 5 dargestellten.

Db das zylindrische Teil 131 aus durchsichtigem Material besteht, dessen Oberfläche glatt bearbeitet ist, wird eine Gerinnung auf seiner Oberfläche verhindert, wodurch eine genaue Messung sichergestellt ist.

Der Reflexionsspiegel 130 knnn ersetzt werden durch einen festen Kegel l40 oder eine feste Pyramide 150, wie dies in den Pig. 13 oder 14 dargestellt ist, oder durch einen zylindrischen Körper 160, der reflektierende Flächen l6l aufweist, die unter einem Winkel V-förmig gegeneinander angeordnet sind, wie dies in Fig. 16 dargestellt ist.

Die Anordnung der optischen Fasersysteme 27 und 28 kann werden, wie dies in Verbindung mit Fig. 5 beschrieben worden ist.

Wie in Fig. 16 dargestellt, wird das Licht vom Blut B reflektiert, auch wenn eine Seite des zylindrischen Teils 131 in Berührung mit der Wand Aa des Blutgefäßes A steht, in ähnlicher Weise, wie dies bei Fig. 10 der Fall ist.

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Pig. 17 zeigt eine weitere Abwandlung des in Pig. 5 dargestellten Katheters.

Dieser Katheter ist im wesentlichen Ähnlich dem in Pig. ^r> dargestellten, außer, daß ier Reflexionsspiegel 30 der Fig. 5 ersetzt ist durch ein hohles Blutdurchgangsteil 220, dessen untere Kante auf dem vorleren Ende des Katheters 29 befestigt 1st.

Das Beleuchtungsfasersystem 27* ist so dargestellt, daß es parallel und längs dem lichtaufnehmenden Fasersystem 28' verläuft. Das Blutdurchgangsteil 220 hat einekappenförmlge Spitze 220a, eine Bluteinlaßöffnung 220b und eine Auslaß-Öffnung 220c.

Die innere Wand des Teils 220 ist geschwärzt oder verspiegelt, so daß nur das Licht, das vom Blut reflektiert wird, von dem lichtaufnehmenden Fasersystem aufgenommen wird.

Wenn das vordere Ende des Katheters 29 in das Herz H eingeführt wird, tritt die Spitze 220« zuerst in Berührung mit der Wand Ha, so daß der Wandeffekt verhindert wird.

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Im Betrieb wird das Licht, das vom vorderen Ende 27* a des Beleuchtungsfasersystems 27' ausgesandt wird, durch das durch die öffnung 220b in den Raum im Teil 220 eingeführte Blut B_Q reflektiert und durch das vordere Ende 28'a des lichtaufnehmenden Fasersystems 28' aufgenommen, wodurch das fotoelektrische Element 25 erregt wird, wie dies im Falle des in Fig. 5 dargestellten Katheters der FbII ist.

Das Teil 220 ist dargestellt mit zwei öffnungen 220 b und 220 c. Es ist jedoch klar, daß derselbe Effekt erhalten wird, wenn eine oder mehr öffnungen im Teil 220 vorgesehen sind und die öffnungen in optischer Verbindung mit den vorderen Enden 27*a und 28*a stehen.

Das Blutdurchgangsteil 220 kann auch ersetzt werfen durch ein festes, kappenförmiges, durchsichtiges Teil 230, das eine durchgehende öffnung 230« hat, wie lies in Fig. 19 dargestellt ist.

Pig. 20 zeigt eine Abwandlung des in Fig. 17 dargestellten Katheters. Dieser Katheter ist im wesentlichen ähnlich der in Flg. 17 dargestellten Konstruktion, außer, daß anstelle des Blutdurchgangsteiles 220 der Fig. 17 ein hohler Blutdurohgangeteil 330 vorhanden ist, der eine kpppenförmige Spitze 320a

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und eine Vielzahl von Blutdurchgangsöffnungen 320b, deren Ort£e In der Orößenorinung von 10/u bis 0,5 om liegt und die In der Wand des Teiles 320 engebracht sind, welches am vorderen Ende des Katheters 29 befestigt 1st. Längs des optischen Pasersysterne 27* und 28* 1st eine Rühre 321 vorgesehen, deren vordere Endöffnung im Raum In dem Teil 320 liegt und deren hinteres Ende mit einer Blut ansaugenden und abgebenden Vorrichtung "⁷>22 verbunden ist.

Die Blut ansaugende und absaugende Vorrichtung 322 kann eine Injektionsspritze oder eine geeignete Pumpe sein und sie kann physiologische Kochsalzlösung enthalten, so defl kein Unfall daduroh auftreten kann, daß Luft in das Blutgefäß eingeführt wird.

Im Betrieb werden die vorderen Endteile 27'a und 28*β In das Herz H eingeführt und das Blut B wird durch die Offnungen 32Ob in den Hohlraum In dem Teil 320 durch die Blutansaug- und -abgabevorrichtung 322 eingesaugt. Die Messung kann daher ausgeführt werden unter stabilen Bedingungen, in ähnlloher Welse, wie dies im vorstehenden beschrieben worden 1st. Das Teil verhindert, daß ein Wandeffekt auftritt.

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Die Fig! 22 zeigt eiÄe weitere AusfUhrungsform eines optischen Meßkntheters nach der Erfindung, durch welche nicht nur eier Sättigungsgrad von Sauerstoff im Blut, sondern auch der Blutdruck und dessen Veränderungen gemessen werden kann.

Eine flexible Abdeckröhre 403 umfaßt das Beleuchtungsfasersystem 27* und das lichtaufnehmende Fasersystem 28', die ähnlich denen in den vorbeschriebenen Anordnungen sind. Das hintere Ende der Röhre 403 verzweigt sich in eine Röhre 403b und eine Röhre 403a. Die Röhre 403b umfaßt dabei das hintere Ende des Beleuchtungsfasersystems 27* nahe dem die Lichtquelle 21 mit einem Reflektor 21p unrr ein Kondensor 22 ähnlich wie bei den vorbeschriebenen Anordnungen angeordnet sind. Die Röhre 403« umfaßt das hintere Ende des lichtaufnehmenden optischen Systems 28'. »n dem d»s mit dem Galvanometer G verbundene fotoelektrische Element 23 angeordnet ist.

Erfindungsgemäß ist ein Abstandsring 4o8 am Umfang des vorderen Endes der Umhüllungsröhre 403 pngebracht, an dessen vorderer Kante eine elastische dünne Membran oder ein Film 409 aus Kunstharzmaterial, beispielsweise aus Polyurethan, Polyester

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oder Sillconh»rz beispielsweise mittels eines herumgewundenen Drahtes befestigt ist. so d*ß die Membran 409 die vorderen Enden des Beleuchtungs- und des liehtaufnehmenden Systems 27* und 28* gegen das Äußere abdichtet. D*bei wird ein gewisser Abstand gehalten zwischen den vorderen Enden der optischen Fasersysteme 27* und 28' und der Membran 409·

Auf die innere Fläche 409« ^er Membran 409 ist ein überzug, beispielsweise aus MgF2, SeO2 und Na2AlF3 aufgebracht, so daß die Membran 409 Licht der Wellenlängen kleiner als 650 ιψ reflektiert, aber Licht mit Wellenlängen größer «ls 600 ϊψ hindurchläflt.

Zwischen dem hinteren Ende des Beleuchtungsfasersystems 27* und dem Kondensor 22 ist, wie in Fig. ?2 dargestellt, «uf einer Welle 413 eine von H«nd drehbare Filterwechselscheibe 410 drehbar befestigt. Diese Scheibe 410 trägt ein R-Filter 404, das beispielsweise nur Licht mit einer Wellenlänge von ungefähr 660 mu und ein IR-Filter 411. des nur Licht einer Wellenlänge von etw« 405 mp hindurchläßt, ferner ein Filter 412, das das Licht mit einer Wellenlänge größer als 650 tji unterbricht, wie dies in Fig. 25 dargestellt ist. Diese Filter 4O4, 411 und 412 werden durch geeignete Drehung der S heibe 410 getrennt in den Lichtweg der Lichtquelle 21 gebracht.

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Anstatt diese Filter in der Scheibe 410 zu befestigen, können sie auch auf einer langgestreckten Platte montiert werden, so daß sie durch Längsbewegung der Platte getrennt in den Lichtweg der Lichtquelle gebracht werden können.

Im Betrieb werden zunächst die vorderen Enden der optischen Lichtleitersysteme 27' und 28' in das Herz oder das Blutgefäß oder ein anderes zu beobachtendes Organ eingeführt, so daß die äußere Fläche der Membran in Berührung mit dem Blut ist. Dann wird die Lichtquelle 21 eingeschaltet. Das Licht geht durch die abwechselnd verwendeten Filter 404 und 4ll und die Membran 409 und wird durch das Blut B reflektiert und wird dann von dem lichtaufnehmenden optischen Fasersystem 28' aufgenommen. Dies ermöglicht in der bereits beschriebenen Weise die Messung des Sättigungsgrades des Blutes an Sauerstoff.

Wenn das Filter 412 im Lichtweg der Lichtquelle 21 angeordnet ist, wird das vom vorderen Ende des Beleuchtungsfasersystems 27* ausgesandte Licht durch die innere Fläche 409a der Membran reflektiert und vom vorderen Ende des lichtaufnehmenden optischen Fasersystems 28' aufgenommen, wie dies durch c und d in Fig. 22 dargestellt ist, wodurch das fotoelektrische Element erregt wird.

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De die Membran 409 elastisch 1st, wird sie in konvexer oder konkaver Form in Abhängigkeit vom Druck des Blutes, das in Berührung mit der Membran 409 steht, deformiert, wie dies In den Fig. 23 und 24 in etwas Übertriebener Weise dargestellt ist.Wenn der Blutdruck hoch 1st und die Membran 409 wi· in Pig. 2^ dargestellt, eingedrückt 1st. wird die Menge des Lichtes, die vom vorderen Ende des llchtaufnehmenden optischen Papersystems 28* aufgenommen wird, durch die Krümmung der Membran 409 reduziert, wie dies in Flg. 23 dargestellt 1st. Wenn andererseits der Blutdruck gering und die Membran 409 aufgebläht ist, wie dies In Fig. 24 dargestellt 1st. wächst durch die Krümmung der Membran 409 ^le Lichtmenge, die vom vorderen Ende des llchtaufnehmenden optischen Fasersystems 28* auf· genommen wird, wie dies In Flg. 24 dargestellt ist. Daher kann durch kontinuierliche Messung der vom lichtleitenden optischen Pasersystem 28* aufgenommenen Lichtmenge mittels des fotoelektrischen Elements 23 sowohl die Veränderung des Blutdruckes im Herzen oder in einem Blutgefäß gemessen werden, wie auch der Blutdruck selbst.

Es 1st klar, defl zwischen dem fotoelektrlsohen Element 23 und dem Galvanometer 0 ein Verstärker vorgesehen werden kann

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und daß anstelle des Galvanometers eine elektromagnetische Aufzeichnungsvorrichtung oder irgendeine geeignete Vorrichtung vorgesehen werden kann, um die gemessenen Daten zu speichern.

Da diese Vorrichtung es ermöglicht, die Sättigung des Blutes mit Sauerstoff und den Blutdruck wie auch dessen Veränderung durch eine und dieselbe Vorrichtung zu messen, ist ihre Anwendung außerordentlich einfach und die dem Patienten zugefügten Schmerzen werden auf ein Minimum verringert.

Zwischen dem fotoelektrischen Element 2J> und dem hinteren Ende des lichtaufnehmenden optischen ppsersystems 28' kann ferner ein Schwenkspiegel vorgesehen werden, so daß durch Schwenkung des Spiegels ein Beobachtungssystem mit dem liehtaufnehmenden Fasersystem 28' gekoppelt und die Vorrichtung auch als Endoskop verwendet werden kann. In diesem Falle ist ein Objektiv vor dem vorderen Ende des lichtaufnehmenden optischen Fasersyytems 28' angeordnet.

Weiterhin kann anstelle des vorbeschriebenen Filters 412 ein Filter eingesetzt werden, das Licht mit der Wellenlänge von ungefähr 500 bis 700 mu abschneidet. In diesem Falle kann ein Geräusch während der Messung des Blutdruckes vermieden werden, das als Folge des Teils des Lichts auftreten kann,

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da· durch die Membran 409 fällt, vom Blut reflektiert und durch daa lichtaufnehinende optische Faserayetem 28* wieder aufgenommen wird.

Auch kann anstelle einer einzelnen Lichtquelle 21 eine Vielzahl von Lichtquellen getrennt mit dem Beleuchtungsfasersystem 27^f gekoppelt werden, wobei Jede Licht der gewünschten Wellenlänge aussendet. In diesem F*lle können die Filter 404, 4ll und 412 entfallen.

Fig. 26 zeigt eine Abwandlung des in Fig. 22 dargestellten optischen Messungskatheters. Die in Flg. 26 dargestellte AusfUhrungsform ist im wesentlichen ähnlich der in Fig. 22 dargestellten. Zwischen der Membran 409 und den vorderen Enden 27'a und 26'a des Beleuohtungsfasersyeteme 1st hler Jedoch unter einem Winkel zum Lichtweg ein halbdurchlässlger Spiegel 514 angeordnet, der so ausgebildet ist, dafl er lediglich Licht der Wellenlängen kleiner als 650 nuu durchläßt, der aber das Lloht, das durch das R-Fllter bzw. das IR-Pilter gefiltert ist, hindurohläflt, wie dies im vorstehenden beschrieben ist. Das Lloht, das duroh den helbdurohlässigen Spiegel 514 hindurchgelassen wird, wird zur Messung des Blutdruckes verwendet, während das Licht, das durch den halbdurchlässigen Spiegel 514 reflektiert wird,zur Messung des Sättigungsgrades des Blutes an Sauerstoff verwendet wird.

In Fig. 26 ist eine Abstandshülse 511 mit einem Fenster 51Ia

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In der Seltenwand am vorderen Ende der Abdeckröhre 403 befestigt. Die Membran 409 ist am vorderen Ende der Hülse In ähnlicher Weise, wie dies in Fig. 22 dargestellt ist, befestigt. Zwei Prismen 5l4a und 5l4b, die an ihren Hypotenusen miteinander verkittet sind und den vorbeschriebenen halbdurchlässigen Spiegel 514 bilden, sind so in der Hülse 511 befestigt, daß das vom vorderen Ende des Beleuchtungsfasersystems 27' ausgesandte Licht und vom Spiegel 514 reflektierte Licht durch das Fenster 5Ha der Hülse 511 nach außen gerichtet ist, während das Licht, das durch den Spiegel 514 hindurchgeht, auf die Membran 409 gerichtet ist.

Die Charakteristik des halbdurchlässigen Spiegels 514 ist so festgelegt, daß der Spiegel 5l4 Licht mit einer Wellenlänge kleiner als 65O mu durchläßt, dagegen Licht, welches durch das R-Filter 404 und das IR-Filter 411 gefiltert worden ist, reflektiert.

Im Betrieb wird die Messung des Sättigungsgrades des Blutes an Sauerstoff durchgeführt durch abwechselnde Verwendung der Filter 4o4 und 411, so daß das Licht vom Spiegel 514 zum Blut und von diesem zurück reflektiert wird und von dem Iichtaufnehmenden optischen Fasersystem 28* aufgenommen wird, nachdem es wieder vom Spiegel 514 reflektiert wurde.

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Der Blutdruck wird gemessen durch Verwendung des Filters 412, der das Licht durch den Spiegel 514 zur Membran 409 durchläßt.

Die in Pig, 26 dargestellte Ausführungsform ist dadurch besondere vorteilhaft, daß Ίΐβ mögliche Reflexion des Lichts an der Membran 409 während der Messung des Sättigungsgrades des Blutes an Sauerstoff, welche die Genauigkeit der Messung stört, vollständig vermieden wird.

In der in Fig. 26 dargestellten Ausführungsform kann das Licht, obgleich es durch das R- oder IR-Filter gefiltert worden 1st, während der Messung des Sättigungsgrades des Blutes an Sauerstoff nicht durch den Spiegel 514 total reflektiert werden, sondern es wird ein kleiner Teil des Lichts durch den Spiegel 514 hindurchgelassen und an der Membran 409 reflektiert und durch das lichtaufnehmende optische Pasersystem 28' wieder aufgenommen. Dieser Teil des Lichts ist für die Genauigkeit der Messung vernachlässigbar.

Fig. 27 zeigt eine Abwandlung ier Anordnung der Prismen 5l4a und 5l4b. In diesem Falle werden die Prismen 5l4a und 5l4b direkt vom vorderen Endteil der Abdeckröhre 403 getragen, die sich über die vorderen Enden 27*» und 28'« der optischen

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Fasersyeteme 27' und 28* hinaus erstreckt und die Membran ist direkt von den Prismen 5l4a und 51^b abgestützt. Die Wirkungsweise ist ähnlieh der der Anordnung nach Pig. 26.

Claims

-30- 7215984 P 379 Patentansprüche

1. Optischer Meßkatheter mit einem Beleuchtung»fasersystem und einem parallel dazu angeordneten lichtaufnehmenden Fasersystem, deren Endflächen in einer Ebene liegen, ferner mit einer Lichtquelle, die abwechselnd Licht verschiedener WellenlHngenbereiche, vorzugsweise von etwa 600 bis 750 nux bzw. von etwa 800 mu. auf das hintere Ende des Beleuchtungsfasersystems aussendet, sowie mit einem am hinteren Ende des liehtaufnehmenden Systems angeordneten fotoelektrischen Element, das mit einer Anzeigevorrichtung verbunden ist, dadurch gekennzeichnet, daß vor den vorderen Endfliehen (27a, 28a) eine Vorrichtung (31d; 132; 220; 230; 320; 409) angeordnet ist, die die Anlage der Endflächen (27a, 28a) an einer Wand verhindert.

2. Katheter nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung ein hohles, kappenförmiges optisches FUhrungsteil (3Id) aufweist, das mittels eines Abst«ndshaltere (31a, 31b, 31c; 131) mit der Spitze nach vorn in einem Abstand vor den vorderen Endflächen (27a, 28a) gehalten wird, wobei am hinteren Ende des PUhrungsteils (3Id) ein gegen dessen Achse geneigtes Spiegelelement befestigt ist.

3. Katheter nach Anspruchs, dadurch gekennzeichnet, daß das Spiegelelement (30; 4o) kegelförmig ausgebildet ist und mit seiner Spitze gegen die vorderen Endflächen (27a, 28a) gerichtet ist.

4. Katheter nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß

das Spiegelelement als Pyramide (50) mit einer polygonalen GrundflKche ausgebildet und mit seiner Spitze gegen die vorderen Endflächen (27», 28a) gerichtet ist.

5. Katheter nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß das Spiegelelement aus zwei V-förmig miteinander verbundenen Planspiegeln (6la, 6lb) besteht, deren gemeinsame Kante gegen die vorderen Endflächen (27e, 28a) gerichtet 1st.

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6. Katheter nach Anspruch 3. ^»durch gekennzeichnet, daß das kegelförmige Spiegelelement (40) aus einem transparenten hohlen, kegelförmigen Teil besteht, dessen Innere FlKohe mit einem Iiehtreflektierenden überzug versehen ist.

7. Katheter nach Anspruch J>, dadurch gekennzeichnet, daß das kegelförmige Spiegelelement (40) aus eine« festen Körper besteht, dessen Außenfläche mit einem lichtreflektierenden Überzug versehen ist.

8. Katheter n*ch einem der Ansprüche 2 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß der Abstandshalter (151) «le durchsichtiger Hohlzylinder ausgebildet 1st.

9. Katheter nach Anspruch 5. dadurch gekennzeichnet, daß der Abstandshalter (131) ein massiver Zylinder aus durchsichtigem Material ist, dessen vordere Endfliehen (161) V-förmig ausgebildet und verspiegelt ist.

10.Katheter nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Vorrichtung ein hohles, kpppenförmiges Teil (220; 230; 320) aufweist, das am vorderen Ende des Beleuchtungs- und des liohtaufnehinenden optischen Systems (27*» 28*) be-

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festigt ist, dessen Spitze (220*, 320a) nwch vorne gerichtet ist und das mindestens eine Blutdurchlaßöffnung (22Ob, 22c, 2.30«. 320b) aufweist und das an seiner inneren Fläche geschwärzt oder verspiegelt ist.

11.Katheter nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Blutdurchgangsöffnunfen(220b, 220c) unter einem Winkel zur optischen Achse des Fasersystems angeordnet sind.

12.Katheter nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß das kappenförmige Teil (320) mit einer Vielzahl von kleinen öffnungen (320b) versehen ist und dafl ferner eine Blutansaug- und-abgeb/eröhre (321) vorgesehen ist, die sich längs der optischen Fasersysteme (27*, 28') erstreckt und deren vorderes Ende mit lern Inneren des kappenförmigen Teils (320) und deren hinteres Ende mit einer Ansaug- und Abgabevorrichtung (322) verbunden ist.

13·Katheter nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dafl die Vorrichtung eine dünne durchsichtige elastische Membran (4O<3) aufweist, die flUssigkeitedicht in einem Abstand vor den vorderen Endflächen (27a, 28a) angeordnet

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ist, wobei die Innere Fläche der Membran (409) mit einem Überzug (409a) versehen let, der Licht mit einer Wellenlänge kleiner als 65O mu reflektiert und Licht mit einer Wellenlänge größer als 300 mu durchlaßt, wobei abwechselnd Licht zugeführt wird, das eine Wellenlänge kleiner eis 65O mu und eine Wellenlänge von 6OO bis 7^0 mu oder eine Wellenlänge von ungefähr 800 mu hat.

14.Katheter nach Anspruch IT, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen der Membran (409) und ien vorderen Endflächen (27a! 28a¹) unter einem Winkel zur optischen Achse der Fasersysteme (?7*, 28') ein halbdurchlässiger Spiegel (51^J0 angeordnet ist, ier Licht durchläßt, ins eine Wellenlänge geringer als 650 mu hat und Licht reflektiert« das eine Wellenlänge größer »ls 500 mu hat.

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