DE2756462A1 - Schaltungsanordnung zum selektiven messen der konzentration einer substanz - Google Patents

Schaltungsanordnung zum selektiven messen der konzentration einer substanz

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Description

Int.Az.: Case 1128 _ 6. Dezember 1977 Hewlett-Packard Company 2756462 SCHALTUNGSANORDNUNG ZUM SELEKTIVEN MESSEN DER KONZENTRATION EINER SUBSTANZ
Die Erfindung betrifft eine Schaltungsanordnung gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1, die insbesondere zur Messung des Sauerstoffgehaltes im Blut dient.
Der Grad der SauerstoffSättigung des arteriellen Blutes ist oft ein wichtiger Index für den Gesundheitszustand eines Patienten. Es gibt zwar Vorrichtungen, mit denen genaue Messungen einer Blutprobe in einer Küvette vorgenommen werden können, jedoch ist es nicht immer möglich oder wünschenswert, einem Patienten Blut zu entnehmen, zumal in solchen Fällen, in denen eine kontinuierliche Ober- wachung erforderlich ist. Deshalb wurden beträchtliche Anstrengungen unternommen, um Geräte für die nicht-invasive Messung der Sauerstoffkonzentration des Blutes zu entwickeln.
Beispielsweise hat man den Unterschied der Lichtabsorption zwischen Oxihämogiobin HbOp und Deoxihämoglobin Hb in einem Teil des Körpers, beispielsweise einem Ohrläppchen, bestimmt. Dieses ist jedoch schwierig wegen einer größeren Zahl von absorbierenden Bestandteilen,
wie der Haut und dem Haar, welche die Messung zusätzlich zu dem gewünschten Parametern HbO9 und Hb beeinflussen.
Generell verhält es sich so, daß das Blut über das Herz durch die Lungen pulsierend hindurchgepumpt wird und dabei ein bestimmter Anteil des Deoxihämoglobins Hb Sauerstoff aufnimmt und zu Oxihämoglobin HbO2 oxidiert wird. Die Sauerstoffsättigung SO2 ist definiert durch
HbO9 SO2 = -
Hb+HbO2
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Hewlett-Packard Company
Int.Az.: Case 1128
Von den Lungen gelangt das Blut durch das arterielle System, bis es die Kapillaren erreicht und dann ein Teil des Oxihämoglobi ns den Sauerstoff abgibt an die angrenzenden Zellen. Gleichzeitig absorbiert das Blut Rückstände von den Zellen und fließt ständig zurück zum Herzen durch das Muskel system.
Durch Erhöhung des Blutstroms im Ohr erhöht sich die Blutmenge und damit die Menge an HbO2. welche die Kapillaren erreicht, derart, daß der somit zugeführte Sauerstoff die durch die Zellen verbrauchte Sauerstoffmenge bei weitem übersteigen kann. Hierdurch wird der Sauerstoffgehalt des venösen Blutes nahezu gleich dem Sauerstoffgehalt des arteriellen Blutes. Da das Licht ersichtlich sowohl durch das arterielle als auch durch das venöse Blut gelangen muß, ergibt die Messung der relativen Mengen von Hb und HbO2 einen Wert für die Sauerstoff Sättigung SO2, der sich dem Wert für das arterielle Blut nähert. Der Zustand mancher Patienten, beispielsweise von Patienten in Schocksituationen, verhindert häufig eine ausreichende Durchblutung, um genaue Ergebnisse zu erhalten.
Aus US-PS 2 706 927 geht ein Verfahren hervor, durch welches die SauerstoffSättigung aus Messungen der Lichtabsorption bei zwei Wellenlängen bestimmt werden kann, wobei die Messungen unter zwei Bedingungen erfolgen, nämlich 1. in einem "blutlosen" Zustand, in welchem soviel Blut wie möglich aus dem Ohrläppchen herausgedrückt wird, und einem zweiten Zustand mit normalem Blutstrom. Man hoffte darauf, daß die "blutlose" Messung nur durch andere Absorptionsmittel als Blut beeinflußt würde und daß die normale Blutstrommessung durch die beiden anderen Absorptionsmittel und das Blut beeinflußt würde, so daß ein Vergleich der Meßergebnisse die Absorption durch das Blut alleine angeben würde. Leider wird die Genauigkeit der Messungen
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wesentlich dadurch beeinträchtigt, daß nicht das gesamte Blut aus dem untersuchten Gewebe herausgedrückt werden kann und daß sich die optische Kopplung zwischen dem Ohr und der optischen Vorrichtung ändert. Wegen der großen Schwankungen der absorbierenden Substanzen zwischen verschiedenen Personen, beispielsweise des Pigmentes und der Dicke der Haut, muß eine getrennte Eichung für jeden Patienten und für jede Messung vorgenommen werden.
Viele dieser Probleme wurden gelöst gemäß US-Patent 3 638 610, wonach Messungen der Lichtabsorption bei einer Anzahl von Lichtwellenlängen vorgenommen wurden. Die Ergebnisse hängen davon ab, daß der Blutdurchfluß in dem untersuchten Körperteil derart erhöht wird, daß das darin befindliche Blut dem arteriellen Blut so nahe wie möglich kommt. Es verhält sich zwar so, daß der Blutdurchfluß durch künstliche Verfahren bis zu einem Punkt erhöht werden kann, bei dem genaue Meßergebnisse erhalten werden können, andererseits treten aber viele Situationen auf, bei denen die Patienten derartigen Behandlungen nicht unterworfen werden können.
Die Erfindung löst vor allem die Aufgabe, eine Schaltungsanordnung der eingangs angegebenen Gattung derart zu verbessern, daß eine genaue Messung der Strahlungsabsorption insbesondere des Blutes ermöglicht wird, und zwar bei verschieden großen Sauerstoffdurchflüssen des
Blutes. Diese Aufgabe wird gelöst gemäß Patentanspruch
Wenn Hb und HbOp die beiden einzigen bedeutenden,die Strahlung absorbierenden Medien im arteriellen Blutstrom sind, kann der Grad der SauerstoffSättigung wie folgt bestimmt werden:
Licht einer Wellenlänge und Licht einer anderen Wellenlänge wird nacheinander auf einen gegebenen Bereich auf einem Finger oder einem Ohrläppchen oder dergleichen ge-
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richtet. Sodann werden lichtempfindliche Einrichtungen derart angeordnet, daß ein erstes elektrisches Signal erzeugt wird, das proportional dem Licht der einen Wellenlänge ist, nachdem ein Teil davon durch den Körper absorbiert worden ist, und es wird ein zweites elektrisches Signal erzeugt, nachdem ein Teil des Lichtes der anderen Wellenlänge durch den betreffenden Abschnitt im Körper absorbiert worden ist. Wenn das Herz mehr Blut in das arterielle System drückt, befindet sich ein größeres Blutvolumen in dem untersuchten Körperabschnitt, so daß das Licht beider Wellenlängen mehr abgeschwächt wird, als wenn sich das Herz in Ruhe befindet. Somit treten während einer Herzperiode bei den ersten und zweiten Signalen obere und untere Extremwerte auf. Es ist wichtig anzumerken, daß der Quotient zwischen den aufeinanderfolgenden Spitzenwerten in jedem Zug elektrischer Signale von dem pulsierenden Anteil des Blutstroms abhängt und nicht durch Substanzen beeinflußt wird, welche die Strahlung unabhängig von deren Wellenlänge während einer Herzperiode schwächen.
Bekanntlich hängt die Absorption der Strahlung in einem homogenen Medium exponentiell von der Länge des Strahlenganges ab, so daß durch Logarithmierung eine lineare Abhängigkeit erhalten werden kann. So ist eine Einrichtun vorgesehen, um ein erstes Ausgangssignal abzuleiten, das sich entsprechend der von Spitzenwert zu Spitzenwert gemessenen Amplitude des Logarithmus des ersten Signales ändert, und es ist eine Einrichtung vorgesehen, um ein zweites Ausgangssignal abzuleiten, das sich gemäß der von Spitzenwert zu Spitzenwert veränderlichen Amplitude des Logarithmus des zweiten elektrischen Signales ändert. Jedes Verhältnis der ersten und zweiten Ausgangssignale entspricht einem verschiedenen Prozentsatz der Sauerstoffsättigung SOp. Daher kann der Prozent-
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satz S0„ aus einem Schaubild entnommen werden oder automatisch von einem Auslesespeicher abgeleitet werden, der für den für jedes Verhältnis signifikanten Prozentsatz von SOp programmiert ist. Dieses erfordert, daß das Verhältnis digitalisiert wird. Auch ist es möglich, für diese Berechnung einen Mikroprozessor zu verwenden.
In einigen Fällen ist es Wünschswert, daß auch die prozentuale Sättigung eines anderen das Licht absorbierenden Blutbestandteils, beispielsweise des Carboxihämo- globins HbC, bestimmt wird. Hierzu wird Licht mit drei Wellenlängen getrennt und nacheinander auf den ausgewählten Körperabschnitt gerichtet. Die lichtempfindliche Anordnung und Aufzeichnungseinrichtung bleiben die gleichen wie vorher, aber die Spannung am Ausgang wird nun nacheinander drei Kanälen im Synchronismus und in gleicher Phase mit dem Betrieb der Lichtquellen zugeführt. Jeder Kanal gleicht dem vorherigen, aber weil es drei solcher Kanäle gibt, können die prozentualen Sättigungen des Sauerstoffs und der anderen Bestand teile nicht durch eine einfache Verhältnisbildung be stimmt werden. In jedem Fall ist das pulsierende Ausgangssignal jedes Kanales gleich der Summe der Absorptionswerte der drei interessierenden Medien für die besondere Lichtwellenlänge in dem betreffenden Kanal. Dieses führt zu einem System von drei simultanen Gleichungen, die gelöst werden können. Die Signale können einem A/D-Umsetzer und dann einem Mikroprozessor zugeführt werden. Die prozentuale Sättigung irgendeiner Anzahl von pulsierenden Absorptionsmedien kann auf diese Weise einfach bestimmt werden, indem die gleiche Anzahl verschiedener Lichtwellenlängen und die gleiche Anzahl von Kanälen bestimmt wird. Wie noch gezeigt wird, kann diese Anordnung auch andere Information abgeben, beispielsweise über die Pumpleistung des
Herzens, den Perfusionsindex und den Herzschlag.
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Nachfolgend wird die Erfindung anhand von zwei bevorzugten Ausführungsbeispielen erläutert, es stellen dar:
Figur 1 ein Blockdiagramm eines Oximeters, bei welchem zwei verschiedene Wellenlängen verwendet werden, sowie schematisch Diagramme über den Verlauf verschiedener Signale, Figur 2 ein Diagramm, aus welchem sich die molekularen Extinktionskoeffizienten von Hb, Hb(^ und HbC als Funktion der Lichtwellenlänge ergeben,
Figur 3 ein Diagramm, aus welchem sich die Beziehung zwischen dem Verhältnis der pulsierenden, von den beiden Kanälen des Oximeters gemäß Figur 1 abgegebenen Signale und der prozentualen SauerstoffSättigung für verschiedene Zusammensetzungen dieser Parameter ergibt und Figur 4 ein Diagramm eines Oximeters, welches Licht mit drei Wellenlängen verwendet, um den Prozentsatz eines dritten das Licht absorbierenden Mediums im arteriellen Blut zu bestimmen.
In der Vorrichtung gemäß Figur 1 wird die Folge aller Schaltungsfunktionen durch eine Steuerungseinrichtung 2 bestimmt. Am Ausgang 4 gibt diese eine Reihe von Impulsen 41 in zeitlich gleichen Abständen und mit einer Pulswiederholungsfrequenz f ab. Auf diese Impulse hin gibt eine MuI tiplex-Treiberschaltung 6 Impulse 81 auf einerLeitung 8 und Impulse 10' auf einer Leitung 10 ab. Die Impulse 8' und 10' sind positiv und treten mit einer Wiederholungsfrequenz von f/2 auf und deren Dauer ist gleich der Zeit zwischen aufeinanderfolgenden Impulsen 41,wobei die Impulse 81 und 10' zeitlich versetzt sind. Die Leuchtdiode 12, welche Licht einer Wellenlänge Al abgibt, und die Leuchtdiode 14, welche Licht einer Wellenlänge λ2 abgibt, sind zwischen den Leitungen 8
^5 und 10 mit einer solchen Polarität verbunden, daß die
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Diode 12 während den Impulsen 8' eingeschaltet ist und die Diode 14 während den dazwischen auftretenden Impulsen 10' eingeschaltet ist. Obgleich die Impulse 81 und 10' mit der gleichen Amplitude dargestellt sind, können die Amplituden verschieden sein, wenn dieses erforderlich ist, wenn die Intensität des von jeder Diode emittierten Lichtes verschieden sein soll.
Bei einer Ausführungsform wird eine Anordnung von mehreren Leuchtdioden vorgesehen. Dabei kann es sich um diskrete Leuchtdioden oder Diodenplättchen handeln, die in einer gemeinsamen Packung untergebracht sind. In jedem Fall gelangt Licht von den Dioden 12 und 14 durch einen optischen Zerstreuer 15. Es könnten Lichtleiter verwendet werden, um das Licht von jeder Leucht- diode zum Eingang des Zerstreuers 15 zu leiten. Das Licht von jeder Diode erscheint an der Ausgangsfläche des Zerstreuers 15, so daß es in den gleichen Bereich des Körperabschnitts gelangt, mit dem sich das Ausgangssignal des Zerstreuers im Kontakt befindet.
Es ist beabsichtigt, daß ein Teil des Körpers, beispielsweise ein Finger oder das Ohr!äppchentin den Strahlengang 16 zwischen dem Zerstreuer 15 und einer Sammellinse 30 einer photoelektrischen Einrichtung 32 gebracht wird, welche sich normalerweise in optischem
Kontakt mit dem Finger oder anderen Körperteil befindet.
Der von der photoelektrischen Einrichtung 32 erzeugte Strom i wird dem Eingang eines Verstärkers 34 zugeführt, der an seinem Ausgang eine Spannung erzeugt, die eine logarithmische Funktion des Stromes i ist, der durch die Kurve 36 dargestellt ist. Da das Körperteil weniger Licht der Wellenlänge Λΐ absorbiert als Licht der Wellenlänge ^2, hat die Kurve 36 eine größere Amplitude während der Impulse 8' als während der Impulse
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10'. Die hohen Spitzenwerte 37 der Kurve 38 treten auf, wenn der Wert für den Blutdruck den Tiefpunkt einer Periode erreicht, da sich weniger Blut im Strahlengang 16 zur Absorption des Lichtes befindet.
Umgekehrt erscheint der Tiefpunkt 39 der Kurve 36 am Punkt hohen Blutdrucks in der Herzschlagperiode, wenn sich mehr Blut in dem Strahlengang 16 befindet, welches das Licht absorbiert. Die Zeitspanne zwischen den Spitzenwerten 37 ist daher auf den Herzschlag bezogen und beträgt etwa eine Sekunde. Die Frequenz der Impulse 4 ist relativ viel höher als dargestellt.
Zur Vereinfachung ist die Kurve 36 so dargestellt, als wenn die optische Anordnung keine Verzögerungen hervorrufen würde, obgleich in der Praxis eine gewisse Zeit zur Stabilisierung der Signale erforderlich ist. Daher wird durch die Steuerungseinrichtung 2 vorgesehen, daß die auf einer Leitung 42 abgegebenen Impulse 42' in der Mitte der Impuls 81 auftreten, damit die Abtastschaltung 39 die Spannungskurve 36 einwandfrei abtasten kann. In ähnlicher Weise ist vorgesehen, daß die durch die Steuerungseinrichtung 2 auf einer Leitung 44 erzeugten Impulse 44' in der Mitte der Impulse 10' auftreten, so daß die Abtastschaltung 40 die Spannungskurve 36 ordnungsgemäß abtasten kann. Jede Abtastschaltung erzeugt eine Ausgangsspannung, die dem abgetasteten Augenblickswert des Stromes i entspricht. Die Ausgangsspannung der Abtastschaltung 48 entspricht daher näherungsweise einer durch die Spitzenwerte der Abtastwerte 42' gezogenen Kurve, und die Ausgangsspannung der Abtastschaltung 40 entspricht näherungsweise einer durch die Spitzenwerte der Abtastwerte 44' gezogenen Kurve. Die von Spitzenwert zu Spitzenwert gemessenen Amplitude jeder dieser Kurven ist gemäß den Klammerwerten 42'' und 44'' proportional der Menge
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des pulsierenden Blutes. Der Quotient dieser Amplitudenwerte ergibt eine Information über den Grad der Sauerstoffsättigung.
Ein wesentlicher Bestandteil dieser Schaltungsanordnung besteht in einer Einrichtung, welche die Wechselstromkomponenten der Ausgangssignale der Abtastschaltungen hindurchläßt und die Gleichstromkomponenten dieser Signale zurückhält. Zu diesem Zweck sind ein Bandfilterverstärker 46 und ein Kondensator 48 mit dem Ausgang der
JiI ter Abtastschaltung 38 und ein BandV verstärker 50 und ein Kondensator 52 sind mit dem Ausgang der Abtastschaltung 40 verbunden. Die Basislinie dieser Wechselstromsignale kann verschiedene Werte haben, was von der Wirkung von Medien mit konstanter Absorption wie dem
Haar, dem venösen Blutstrom sowie der Pigmentation
und Dicke der Haut beim Durchgang des Lichtes abhängt, aber all dieses hat keine Wirkung auf die Wechselspannungssignale, die von den Kondensatoren 48 und 52 abgegeben werden. Lediglich die in dem arteriellen Blutstrom befindlichen absorbierenden Medien haben eine Wirkung und sind von Interesse.
Irgendeine geeignete Einrichtung 54 und 56 kann mit den Kondensatoren 48 und 52 verbunden werden, um ein Ausgangssignal, üblicherweise eine Spannung abzulei ten, die sich als Durchschnittswert der Wechselspan nungskurven über deren tiefsten Werten ändert. Man könnte auch eine Klemmschaltung und einen Integrator, einen Spitzenwertdetektor oder einen Zweiweg-Gleichrichter verwenden. Das Verhältnis dieser Durch- schnittswerte ergibt die Information bezüglich des Grades der SauerstoffSättigung SOp. Das Verhältnis kann durch einfache Teilung oder durch einen analogen Teiler 58 bestimmt werden,und der Grad der Sauerstoffsättigung kann aus einer Aufzeichnung des Ver- hältnisses über dem Wert von SO2 bestimmt werden.
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Falls der Verhältniswert digitalisiert ist, kann er einem vorprogrammierten Festwertspeicher zugeführt werden, um den Wert für SO« direkt zu erhalten.
Andere wertvolle Information kann durch die gerade beschriebene Schaltungsanordnung erhalten werden:
Beispielsweise kann Information über den Perfusionsgrad direkt vom Ausgang eines der Durchschnittsbildner 54 oder 56 erhalten werden, weil die Durchschnittswerte jeder Wechselspannungskurve direkt proportional dem arteriellen Blutstrom sind. Auch ist es möglich, die Herzschlagfrequenz zu bestimmen, indem das Wechselspannungsausgangssignal von einem der Bandfilter-Verstärker 46 oder 50 einer Triggerschaltung 60, und deren Ausgang einem Kardiotachometer 62 zugeführt wird.
Zur Theorie des Meßverfahrens gilt folgendes:
Gemäß dem bekannten Gesetz von Lambert-Beer beträgt das Verhältnis der Intensität I des Lichtes einer bestimmten Wellenlänge, das durch ein homogenes, optisch absorbierendes Material oder Gewebe hindurchgelangt, zu der Intensität I des Lichtes mit der gleichen Wellenlänge:
1/I0 - e"Ecd - c-A (1)
Dabei ist c die flächenbezogene Konzentration des absorbierenden Mediums, d die Dicke und E der molekulare Extinktionskoeffizient des absorbierenden Mediums für die spezielle Wellenlänge des verwendeten Lichtes. Das Produkt Ecd kann als Absorptionswert A bezeichnet werden.
Durch Logarithmierung erhält man aus Gleichung (1):
-In I/Io = Ecd = A (2)
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Hewlett-Packard Company Int.Az.: Case 1128
tff- 0^
Wenn das Licht auf eine Mischung von Substanzen a trifft, von denen jede eine spezielle Konzentration und Dicke hat, so ist die Gesamtabsorption gleich der Summe der Absorptionen jeder Substanz. Angenommen CHb und CHbO2 sind die Konzentrationen von Deoxihämoglobin und Oxihämoglobin im Blut und Cn ist die Konzentration irgendeines festen absorbierenden Mediums wie Haut oder Luft, dHb, dHbO« und dN sind die entsprechenden Dicken und EHb, EHbO2 und EN sind die zugehörigen molekularen Extinktionskoeffiztnten , so ergibt sich für jede besondere Wellenlänge des Lichtes:
-In I/Io = EHb CHb dHb + EHbO2 CHbO2 dHbO2+
EN Cn dN = A. (3)
Wenn das Blut durch den Teil des Körpers im Strahlengang 16 von Figur 1 pulsiert, ändert sich die Absorp tion aufgrund der Komponenten des Blutes über der Zeit während ohne eine Bewegung der Position des untersuchten Körperabschnitts im Strahlengang 16 bezüglich des optischen Systems die Absorption aller anderen Bestandteile, beispielswe%e der Haut, des Haares und dergleichen,gleich bleibt und sich zeitlich nicht ändert. Somit ergibt die zeitliche Ableitung der Gleichung (3):
-d/dt In I/Io = d/dt EHb CHb dHb + d/dt EHbO2 CHbO2 + d/dt EN CN dN = d/dt A (4)
Dabei ist d/dt EN-CN-dN als Ableitung einer Konstanten Null.
Weiterhin gilt
-d/dt In I/Io = -d/dt In I ♦ d/dt InIo (5) und wenn Io konstant gehalten wird, ist dessen Ableitung
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ebenfalls Null, so daß gilt:
-d/dt InI - d/dt EHb · CHb · dHb + d/dtEHbO2 · CHbO2 · dHbO2 = d/dt A. (6)
Aus Gleichung (6) ergibt sich, daß ohne Bewegung des Feldes die Änderungen des Logarithmus des Zahlenwertes der übertragenen Lichtmenge I direkt proportional den Änderungen der kombinierten Absorptionen von Deoxihämoglobin und Oxihämoglobin, d.h. der Änderung der Absorption des pulsierenden Anteils des arteriellen Blutes ist. Somit kann mit einer einzelnen Wellenlänge des Lichtes eine Anzeige des relativen Volumens oder der Durchblutung erhalten werden.
Die lichtempfindliche Einrichtung 32 ist eine Diode, deren Strom i infolge des Lichtstromes I für eine bestimmte Wellenlänge des Lichtes ausgedrückt werden kann durch
i = kl (7)
Wenn der Strom durch den Logarithmierverstärker 24 gelangt, wird eine Ausgangsspannung ν erhalten, die ausgedrückt werden kann durch
v=alni=alnkl=alnk+alnl (8)
Dabei ist a eine auf die Ausgangsspannung im Verhältnis zum Eingangsstrom des Verstärkers 34 bezogene Konstante. Bezüglich der Wechselstromanteile, die bereits im Zusammenhang mit dem Bandfilterverstärker 46 und dem Kon densator 48 erläutert wurden, ergibt sich
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V = aßln i = a /Un k + a/Πη I (9)
Da die Änderung des natürlichen Logarithmus einer Konstante k Null ist, kann gesagt werden, daß die Wechselspannungskomponente Vl am Ausgang des Logarithmier-Verstärkers 34 gegeben ist durch
V, = a ^ln i = a Δΐη Ι = = a ^EHb CHb dHb +
a ^EHbO2 CHbO2 dHbO2- (10)
Somit ergibt sich aus der zeitlich veränderlichen logarithmierten Funktion/daß erstens alle festabsorbierenden Medien (Haut, Pigment, Knorpel, Knochen, Haar, venöses Blut und dergleichen) keinen Einfluß auf die Ausgangsspannung haben und zweitens daß keinerlei Verstärkungsfaktoren der Meßanordnung in der Ausgangsgleichung auftreten, soweit sie als Multiplikatoren für den Wert Io angesehen werden können und zeitlich nicht veränderlich sind.
Trennung von Hb und HbO2
Um die SauerstoffSättigung SO2 zu bestimmen, muß die Absorption von Hb getrennt werden von derjenigen von HbO2- Hierzu werden zwei Lichtwellenlängen benutzt, beispielsweise rotes Licht IR bei 660 nm und infrarotes Licht IjR bei 800 nm. Dann wird der Quotient der Amplitudenwerte der Wechselspannung ν am Ausgang des Kanales A in Figur 1 und der Amplitude der Wechselspannung am Ausgang .des Kanales B gemäß Gleichung (10) für jede Wellenlänge gebildet:
aß InI0 aAERHbCHbdHb + βΔ ERHb0o CHb0 dHb0o
K CCC
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Das Produkt C. · d, aus der Konzentration und der b b
Dicke für das pulsierende Blut insgesamt ist gleich der Summe der entsprechenden Teilprodukte für jede der absorbierenden Substanzen Hb und HbO?:
Cb ' db = CHb * dHb + 0HbO2 ' dHb02
Die Prozentsätze dieser Absorptionsbestandteile können ausgedrückt werden durch
(100 - x) bzw. x · C b * d b (12)
Wenn berücksichtigt wird, daß sich die Werte für a und ^h^h au^ie')en> wird aus Gleichung (11):
lnIR ERHb (100-x)
lnIIR EIRHb (110-χ) + EIRHb02
Aus Figur 2 ergibt sich, daß der molekulare Extinktionskoeffizient für die gewählte Wellenlänge von IR = 800 nm den Wert 200 sowohl für Hb als auch für HbO« aufweist, aber das bei der gewählten Wellenlänge von R = 660 nm ERHb = 900 und ERHbQ = 100 gilt. Mit diesen Werten ergibt sich aus Gleichung (13):
lnIR 900(100-x)+100x (14
InIIR 200(100-x)+200x
Dieses ist die Gleichung einer geraden Linie gemäß der Linie 64 in Figur 3. Ein Endpunkt der Kurve 46 wird bestimmt, indem der Konzentrationswert CHbQ gleich Null gesetzt wird, d.h. χ = 0. Dann folge aus Gleichung (14)
lnIR 900(100-0)+0 900
= = =4,5 (15)
lnIIR 200(100-0)+0 200
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Hewlett-Packard Company - yf -Int.Az.: Case 1128
Um dann den anderen Endpunkt festzulegen, wird χ = 100 gesetzt,woraus sich ergibt:
InIn 900(100-100)+100·100 1
lnIIR 2OO(1OO-1OO)+2OO'1OO 2
Somit ergibt die Änderung der Spannung VD im Kanal A in
Figur 1 geteilt durch die Änderung der Spannung V.R im Kanal B in Figur 1 einen auf der Ordinate in Figur 3 dargestellten Quotienten, und der entsprechende Grad der Sauerstoff Sättigung SO2 ist auf der Abzisse dargestellt.
Verwendung von 900 nm für die Wellenlänge IR
Es gibt keine bekannte, kommerziell erhältliche Leuchtdiode zur Erzeugung einer Wellenlänge von genau 800 nm, bei der die molekularen Extinktionskoeffizienten die gleichen für Hb und HbÜ2 sind. Während Licht mit dieser Wellenlänge erzeugt werden könnte durch eine Glühlampe und ein auf die Wellenlänge 800 nm eingestelltes Filter oder auf andere dem Fachmann bekannte Weise/ist es einfacher und weniger kostspielig, eine verfügbare Lichtquelle mit 900 nm zu verwenden. Bei dieser Wellen länge beträgt der molekulare Extinktionskoeffizient für Hb gemäß Figur 2 200, und der Koeffizient für HbOp beträgt 300. Wenn diese Werte in Gleichung (13) eingesetzt werden, ergibt sich:
InIp 900(100-x)+100x _ = (17)
lnIIR 200(100-x)+300x
Wenn verschiedene Werte für χ angenommen werden, ergibt sich die gestrichelte Kurve 66 in Figur 3. Obgleich diese Kurve nicht-linear ist, ist sie durchaus verwendbar und hat die vorgenannten Eigenschaften.
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Oximeter mit drei Wellenlängen
Bei der Beschreibung des Oximeters mit zwei Wellenlängen gemäß Figur 1 wurde angenommen, daß die wesentlichen absorbierenden Medien im arteriellen Blutstrom Hb und HbOp waren. Indessen ist es bisweilen wichtig, den Prozentsatz eines dritten absorbierenden Mediums wie Carboxidhämogl obin HbC zu kennen, in welchem Fall drei Lichtwellenlängen und drei Kanäle verwendet werden.
In Figur 4 gibt eine Steuerungseinrichtung 68 eine Impulsfolge über die Leitungen 70, 72 und 74 an die Steuerelektroden von drei Feldeffekttransistoren 76, 78 und 80 ab, deren Source-bzw. Drain-Elektroden in Reihe mit Leuchtdioden 82, 84 und 86 zwischen Masse und einer Konstantstromquelle 88 geschaltet sind, so daß die Dioden nacheinander Licht mit drei verschiedenen Wellenlängen abgeben. Diese Wellenlängen können 660 nm, 800 nm und 900 nm betragen. Es kann eine geeignete Einrichtung wie ein Zerstreuer 89 vorgesehen werden, um Licht von jeder Diode längs eines gemeinsamen Strahlengangs 90 an eine Sammellinse 92 für eine photoelektrische Einrichtung 94 zu richten.
Der durch die photoelektrische Einrichtung 94 erzeugte Ausgangsstrom i hat eine Amplitude, welche der Stärke des durch das untersuchte Körperteil gelangenden Lichtes
Leuchtvon den/dioden 82, 84 und 86 entspricht. Dieser Strom wird einer Einrichtung, beispielsweise einem Logarithmierverstärker 100 zugeführt, um eine Ausgangsspannung zu erzeugen, die eine logarithmische Funktion des Stromes ist. Die geerdete Seite des Ausgangs der photoelektrischen Einrichtung ist mit dem invertieren" den Eingang eines Operationsverstärkers 102 verbunden, und der Ausgangsstrom i wird dem nicht-invertierenden
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Int. Az.: Case 1128
Eingang zugeführt. Die Basis- und Koilektorelektroden eines NPN-Transistors 104 sind miteinander und mit dem nicht-invertierenden Eingang des Verstärkers verbunden, und der Emitter des Transistors 104 ist über einen Widerstand 106 mit Masse und über einen Widerstand 108 mit dem Ausgang des Operationsverstärkers 100 verbunden. Der Transistor 104 könnte durch eine Diode ersetzt werden, aber die Verbindung des Transistors in der beschriebenen Weise erhöht die Betriebsgenauigkeit.
Der Ausgangsspannung des Logarithmierverstärkers wird den Source-Elektroden von Feldeffekttransistoren 100, 112, 114 zugeführt, deren Drain-Elektroden mit Kondensatoren 116, 118 bzw. 120 derart verbunden sind, daß Abtastschaltungen für die drei Kanäle A, B und C gebildet werden. Die Steuerungseinrichtung 68 gibt kurze Abtastimpulse über Leitungen 122, 124 und an die Steuerelektroden der Feldeffekttransistoren 100, 112 bzw. 114 ab, welche Impulse zeitlich in der Mitte der von den Leuchtdioden 82, 84 und 86 abgegebenen Lichtimpulse liegen. Die Phasenlage dieser Abtastimpulse ergibt eine inhärente Verzögerung im optischen System und erlaubt, daß die Ausgangsspannung des Logarithmierverstärkers 100 ihren Maximalwert entsprechend jedem Lichtimpuls vor der Entnahme eines Abtastwertes erreicht. Wenn die Feldeffekttransistoren 110, 112 und 114 durch einen Abtastimpuls leitfähig gemacht sind, werden die Kondensatoren 116, 118 bzw. 120 auf den Wert der Ausgangsspannung des Logarithmierverstärkers 100 geladen bzw. entladen, der in diesem Augenblick vorliegt. Nach Beendigung der Abtastimpulse hält der Kondensator die Ladung, bis der nächste Abtastimpuls dem Feldeffekttransistor zugeführt wird.
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Int. Az. : Case 1128 n
In dem Zeitintervall zwischen den Abtastimpulsen wird die Spannung an den Kondensatoren 116, 118 und 120 den nicht-invertierenden Eingängen von Operationsverstärkern 126, 128 und 130 zugeführt. Die Ausgänge der Verüber
stärker sind/steuerbare Widerstände mit Masse verbunden, deren einen Ende jeweils mit dem invertierenden Eingang des Verstärkers verbunden ist. Die Wechselspannungskomponenten der Ausgangsspannungen der Verstärker 126, 128 und 130 sind über Kondensatoren 132, 134 und 136 mit den nicht-geerdeten Enden von Widerständen 138, 140 und 142 verbunden. Die nicht-geerdeten Enden dieser Widerstände sind mit den nicht-invertierenden Enden von Operationsverstärkern 144, 146 und 148 verbunden. Die Ausgänge der Operationsverstärker 144, 146 bzw. sind mit Masse über Parallelschaltungen 150, 152 und 154 von Kondensatoren und Widerständen verbunden, die in Reihe mit veränderlichen Widerständen 156, 158 und 160 geschaltet sind. Mit diesen Verbindungen arbeiten die Operationsverstärker 144, 146 und 148 als Bandfi1terverstärker mit ausweichender Bandbreite und lassen die Frequenz der den Feldeffekttransistoren zugeführten Abtastimpulse sowie genügend Seitenbänder hindurch, um die Pulse des arteriellen Blutes entsprechend der Kurve 36 in Figur 1 zu bestimmen.
Die Ausgangssignale der Verstärker 144, 146 und 148 werden einem A/D-Umsetzer (162) zugeführt, der durch Taktimpulse von der Steuerungseinrichtung 68 auf Leitungen 164, 166 und 168 derart gesteuert wird, daß die digitalisierten Ausgangssignale der Verstärker 144, 146 und 148 auf Leitungen 170, 172 bzw. 174 auftreten. Diese Leitungen sind mit einem Mikroprozessor 176 verbunden, dessen Arbeitstakt durch Impulse von der Steuerungseinrichtung 68 auf einer Leitung 178 bestimmt wird, so daß die zu beschreibenden Rechnungen
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ausgeführt werden, nachdem jede Folge von Abtastimpulsen den Steuerelektroden der Feldeffekttransistoren 110, und 114 zugeführt worden ist. Auf den Ausgangsleitungen 178, 180 bzw. 182 des Mikroprozessors 176 werden fortlau fend Meßsignale über die Prozentsätze an Hb, HbO2 und HbC erhalten. Meßsignale über die Herzschlagfrequenz, den Perfusionsindex und die SauerstoffSättigung SO2 werden auf Ausgangsleitungen 184, 186 bzw. 188 erhalten. Zusätzlich kann das Herzminutenvolumen durch eine her kömmliche Art Verdünnungsmessung erhalten werden.
Betrieb nach Figur 4
Im Ausführungsbeispiel wird angenommen, daß die Leuchtdioden 82, 84 bzw. 86 nicht mit den folgenden..WeI1enlängen ausstrahlen:
ic %, = 660 nm
^84 = 800 nm
A86 = 90° nm
Anhand von Figur 1 wurde erläutert, daß der Logarithmus der Änderungen des durch ein Körperteil gelangenden Lichtes gleich der Summe der Absorptionsänderungen der verschiedenen absorbierenden Medien ist. Bei drei absorbierenden Medien, nämlich Hb, HbO2 und HbC, ergeben sich die Gleichungen
lnI82 = EHb(^82)CHbdHb + AEHb0 < * 82)CHb09°Hb09 + ^EHbC( A82)CHbCdHbC. (18)
lnI84 = EHb(^84)CHbIHb
HbCdHbC
A84>CHbCd
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2Hb02
ΔΐηΙ86 = AEHb< A86)CHbdHb MEHb02U86)CHb02 dHb02
Das Produkt C,d, aus Konzentration und Abstand für das b b
pulsierende Blut als Ganzes ist gleich der Summe der Produkte aus Konzentration und Abstand für jeden der Bestandteile. Wenn davon ausgegangen wird, daß keine anderen absorbierenden Bestandteile als Hb, HbO2 und HbC vorhanden sind, und deren Gesamtprozentsätze mit X, Y, und Z bezeichnet werden, können die Gleichungen (18), (19) bzw. (20) wie folgt geschrieben werden:
As4)ZCbdb . (22)
/JInI86 =^EHb(A86)XCbdb + aE^l A 86 ) YC^5 +
Das Einsetzen der Extinktionskoeffizienten von Hb, HbO2 und HbC für die verschiedenen Wellenlängen des Lichtes gemäß Figur 2 führt dazu, daß der Term C.d in den Gleichungen (21), (22) und (23) eliminiert wird. Wie anhand von Figur 1 gezeigt wurde, ist die Spannungsänderung ν am Ausgang eines der Kanäle A oder B oder C in Figur 4 gleich InI. Entsprechend ist die Spannungsänderung V82 am Ausgang des Kanales A von Figur 4 gleich ^n*82' am ^us9an9 des Kanales B vg4 = 1 ηΙβ- und am
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Ausgang des Kanales C vRA = /\lnlftfi, woraus sich ergibt:
86
= Δ(900Χ + IOOY +
86
= ν
82
Olnl
84
l86
(200Χ + 200Υ + 17Z)Cbdb = ν (200Χ + 300Υ + 10Z)Cbdb = ν
84
86
Diese simultanen Gleichungen (24), (25) und (26) können durch die Verwendung von Determinanten durch die Gleichungen (27), (28) und (29) gelöst werden, beispielsweise durch einen Mikroprozessor 176.
%Hb - ID X| _ 82 ID/ 100 80
PI 84 900 200 17
lOOX = 86 200 300 10
%HbO„ 200 Vb
JD, Zl_ 82 80
IOOY = 84 17
86 10
IDI
'b b
lOOZ = %HbC =
900 100 82
200 200 84
200 300 88
/Dl
Wirkung von HbC auf ein Oximeter mit zwei Wellenlängen
Solange die einzigen , das Licht den Blutdruckimpulsen entsprechend absorbierenden Substanzen im Blut Hb und HbO2 sind, ergibt sich,daß Oximeter gemäß Figur 1 genaue Er-
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1iefert
gebnisse. Aber selbst wenn eine dritte absorbierende Substanz wie HbCO in spürbaren Mengen vorliegt, reicht diese Genauigkeit in der Praxis aus. Wenn beispielsweise Licht mit zwei Wellenlängen 660 nm und 900 nm verwendet wird und die Prozentsätze von Hb, HbOp und HbC 44, 44 bzw. 12 sind, ergibt sich definitionsgemäß
HbO9 1
2 Hb+HbO2 1 '
Um dieses Ergebnis zu erhalten, müßte das Verhältnis der Ausgangsspannungen der beiden Kanäle genau 2 betragen, wie sich aus Kurve 66 in Figur 3 ergibt. Dieses Verhältnis der Gleichungen (24) und (26) würde erhalten, wenn der Ausdruck Z ignoriert würde, aber da auch noch die Substanz HbCO vorliegt, führt deren Berücksichtigung in dem Ausdruck Z zu einem Verhältnis von 2,02. Aus der Kurve 66 folgt für dieses Verhältnis für das Oximeter ein Wert von 51 %, d.h. ein Fehler von 1 % bezogen auf den maximalen Skalenausschlag.
Bei der Erläuterung von Figur 1 wurde davon ausgegangen, daß die photoelektrische Einrichtung einen linearen Zusammenhang zwischen dem einfallenden Licht I und dem erzeugten Strom i herstellt. Indessen können jedoch auch nicht-lineare photoelektrische Einrichtungen verwendet werden. Beispielsweise kann der Widerstand der photoelektrischen Einrichtung die folgende Funktion des Lichtes sein:
R = AIk (30)
Dabei sind R der Photowiderstand, I die Lichtintensität und A und k vom Material abhängige Konstanten. Der Anordnung wird eine konstante Spannung E zugeführt, so daß sich ergibt:
K AIK
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Wenn der Strom i durch einen Logarithmierverstärker gelangt, erzeugt er eine Ausgangsspannung v, die proportional In i ist, so daß gilt:
ν = lni = InE - InA-KInI (32)
In Figur 1 und 4 sind Einrichtungen vorgesehen, um eine Spannung ν an den Ausgängen der Kanäle abzuleiten, die proportional der pulsierenden Änderung des Logarithmus des Stromes i ist, wodurch sich ergibt:
dv = (L lni . <LlnE . d_lnA _ d_K1nI (33)
dt dt dt dt dt
oder
v= lni = - k InI (34)
Insbesondere wurde vorher gezeigt, daß InI =Ä ist und die Spannung am Ausgang jedes Kanals der Absorption des betreffenden Lichtes bei einer bestimmten Wellenlänge entspricht. Demgemäß könnte ein Phototransistor oder irgendeine andere nicht-elektrische Einrichtung verwendet werden, für welche i = AI gilt.
Für den Fachmann folgt ohne weiteres, daß die Abtastschaltungen der Figuren 1 und 4 nur eine Möglichkeit dar- stellen, um die durch die photoelektrischen Einrichtungen erzeugten elektrischen Signale in getrennte Kanäle zu schalten, und daß die photoelektrischen Einrichtungen diese Funktion selbst übernehmen könnten. In diesem Falle wäre in jedem Kanal ein Logarithmierverstärker er forderlich. In der Tat könnte ggf. eine getrennte Logarith miereinrichtung in jedem Kanal bei der Anordnung gemäß Figur 1 und 4 vorgesehen werden.
In Figur 1 sind der Logarithmierverstärker 34, die Abtast-
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Uv
und Halteschaltung 38 und der Bandfilterverstärker derart angeschlossene Einrichtungen, daß sie die von der photoelektrischen Einrichtung 32 erhaltenen elektrischen Signale aufnehmen und aus diesen ein Ausgangs- signal ableiten, das proportional den Änderungen des Logarithmus des bei der einen Lichtwellenlänge aufgenommenen Lichtes ist. In ähnlicher Weise sind der Logarithmierverstärker 34, die Abtast- und Halteschaltung 40 und der Bandfilterverstärker 50 Einrichtungen, die mit der photoelektrischen Einrichtung 32 zusammenwirken und von dieserein Ausgangssignal ableiten.das proportional der Wechselspannungskomponente des Logarithmus des übertragenen Lichtes mit den übrigen Wellenlängen ist. Wenn alle diese Lichtanteile kombiniert werden, oder in jedem Kanal getrennte Logarithmiereinrichtungen vorgesehen werden, so bilden diese Einrichtungen, die elektrische Signale von der photoelektrischen Einrichtung 32 aufnehmen und getrennte Ausgangssignale abgeben, die proportional der Wechsel- Stromkomponente deaLogarithmus der elektrischen Si gnale sind. Das gleiche gilt für Figur 4.
Die Messung des Herzminutenvolumens durch eine Indikator-Verdünnungstechnik geht zurück auf Fick. Dabei wird eine bekannte Menge eines Indikators in einem Blut strom eingespritzt, und es werden die Konzentrations differenzen auf beiden Seiten der Injektionsstelle gemessen und die Strömungsgeschwindigkeit berechnet. Die Erweiterung dieser einfachen Technik führt zu der bekannten Berechnung des Herzminutenvolumens.
Die Bedeutung dtser Messung wird nicht in Frage gestellt. Bezüglich Einfachheit,Geschwindigkeit, niedrigeren Kosten, Genauigkeit und nicht-invasiver Messung ist dieses Meßverfahren jedoch nicht optimal.
Wie bereits im Zusammenhang mit der Messung bei mehrern
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Wellenlängen erläutert wurde, kann bei einer dritten absorbierenden Substanz innerhalb des pulsierenden Blutstromes zusätzlich mit einer dritten Wellenlänge gemessen werden. Wenn diese Wellenlänge für eine be stimmte Farbe, beispielsweise herzgrün, methylen-blau, richtig gewählt wird, kann die Indikatorkonzentration bestimmt werden, indem die vorgenannten inkrementierenden Absorptionstechniken verwendet werden. Nachdem dieser Wert einmal berechnet worden ist, kann die Berechnung des Herzminutenvolumens erfolgen.
Einige der Vorteile der inkrementierenden Absorptionstechnik gegenüber dem herkömmlichen Verfahren der Bestimmung von Farbstoffkonzentrationen bestehen darin, daß keine Küvette gebraucht wird und keine Blutproben entnommen werden müssen. Störende,konstant absorbierende Substanzen wie Knochen, Haar, Hautgewebe, Pigment und dergleichen können ebenso wie Änderungen in der Sättigung von HbO,, vernachlässigt werden.Zeitiiehe Schwankungen des Blutstroms und der
Blutgeschwindigkeit werden automatisch berücksichtigt.
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Claims (3)

Hewlett-Packard Company 6. Dezember 1977 Int.Az.: Case 1128 275646 PATENTANSPRÜCHE *.(*>»**.
1. lSchaltungsanordnung zur Abgabe eines Signales, welches \^y auf einen gewünschten Prozentsatz einer ausgewählten Substanz in einer Anzahl η verschiedener Substanzen bezogen ist, die jeweils eine von der Wellenlänge abhängige unterschiedliche Absorptions- bzw. Rückstreucharakteristik in einem ausgewählten Bereich von Strahlungswellenlängen aufweisen und in einem pulsierenden Strom eines untersuchten Strömungsmittels enthalten sind, vorzugsweise zur Abgabe eines auf die Sauerstoffkonzentration von
Blut in vivo bezogenen Signales,
mit einer Einrichtung, welche Strahlungssignale mit η verschiedenen Wellenlängen längs eines optischen Strahlenganges an eine strahlungsempfindliche Einrichtung abgibt, welche erste Hilfssignale erzeugt, die repräsentativ für die Intensitäten der aufgenommenen Strahlungssignale sind, die durch ein absorbierendes oder rückstreuendes
Strömungsmittel in dem optischen Strahlengang moduliert
sind,
mit einer Logarithmiereinrichtung, welche aus den ersten Hilfssignalen zweite Hilfssignale ableitet, die jeweils repräsentativ für den Logarithmus des Zahlenwertes der Intensität des empfangenen Strahlungssignales sind, sowie mit einer Recheneinrichtung zur Ableitung des Ausgangs signales, welches repräsentativ für den Prozentsatz X der ausgewählten, die Strahlung modulierenden Substanz in dem untersuchten Strömungsmittel ist, dadurch gekennzeichnet, daß eine Signalverarbeitungseinrichtung (48, 54, 56) zwischen der Logarithmiereinrichtung (34) und der Recheneinrichtung (58 bzw. 176) angeschlossen ist und dritte Hilfssignale (AVn) abgibt, die repräsentativ für den Spitzenwert oder den Durchschnittswert über dem Minimalwert irgendeiner Wechselstromkomponente der zweiten Hilfssi gnale (v) sind und
die Recheneinrichtung für wenigstens einen gewünschten Prozentsatz Xn simultane Gleichungen löst, welche der
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ORIGINAL INSPECTED
Hewlett-Packard Company Int.Az.: Case 1128
Form entsprechen:
AV1 =(E>l,xl · X + EM,xn ' N) Cb · db
*Vn = <E >n,xn * X + E>n,xn ' N> Cb ' db
wobei E der molekulare Extinktionskoeffizient für die indizierte Wellenlänge >1 ... >n und die indizierte, die Strahlung modulierende Substanz xl ... xn ist,
C. die Summe der Konzentrationen pro Fläche aller
von der Wellenlänge abhängig Strahlung modulierenden Substanzen ist, und d. die Gesamtstärke der von der Wellenlänge abhängig
Strahlung modulierenden Substanzen in dem untersuchten
Strömungsmittel ist.
2. Schaltungsanordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die strahlungsempfind- liehe Einrichtung eine Photodiode (32) enthält, die Logarithmiereinrichtung einen Verstärker (34) mit einer logarithmischen Verstärkungscharakteristik enthält, Abtast- und Halteschaltungen (38, 40) alternierend mit dem Ausgang des gemeinsamen Logarithmierverstärkers derart verbunden sind, daß jede Abtast- und Halteschaltung die zweiten Hilfssignale in der Form abgetasteter Werte des Logarithmus des Zahlenwertes der modulierten Strahlungssignale bei einer ausgewählten Wellenlänge abgibt.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen der Logarithmiereinrichtung (34) und der Signalverarbeitungseinrichtung (48, 52, 54, 56) eine kapazitive Kopplung vorgesehen ist, welche nur die Wechsel Spannungskomponenten der zweiten Hilfssignale zur Signalverarbeitungseinrichtung hi ndurchläßt.
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DE19772756462 1976-12-20 1977-12-17 Schaltungsanordnung zum selektiven messen der konzentration einer substanz Withdrawn DE2756462A1 (de)

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