DE69736300T2

DE69736300T2 - Detektionsvorrichtung zur Messung des Sauerstoffgehaltes im Gewebe

Info

Publication number: DE69736300T2
Application number: DE69736300T
Authority: DE
Inventors: F. David Philadelphia WILSON
Original assignee: Oxygen Enterprises Ltd
Current assignee: Oxygen Enterprises Ltd
Priority date: 1996-12-16
Filing date: 1997-12-12
Publication date: 2007-07-05
Anticipated expiration: 2017-12-13
Also published as: CA2275231C; US5830138A; AU719524B2; WO1998026709A1; EP0971623B1; EP0971623A4; DE69736300D1; EP0971623A1; AU5614698A; ATE332101T1; JP2001509888A; CA2275231A1

Description

Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft Katheter für die Sauerstoff-, pH-Wert- und CO₂-Messung in menschlichem und tierischem Gewebe, sie betrifft insbesondere Katheter, die mit einem Mikrolichtwellenleiter ausgestattet sind, mit dessen Hilfe in einer Lösung eines phosphoreszierenden Sauerstoff-Sensors eine Sauerstoffmessung durchgeführt werden kann durch Erregen und anschließendes Sammeln der emittierten Lichtmenge.
Hintergrund der Erfindung
Es sind bereits mehrere Sensor-Einrichtungen bekannt, die verwendbar sind für die Messung des Sauerstoffgehalts und des pH-Wertes in menschlichen und tierischen Geweben. So ist beispielsweise in dem US-Patent Nr. 4 758 814 eine Einrichtung beschrieben, die besteht aus einer lang gestreckten flexiblen optischen Faser, die ein Licht messendes oder Licht emittierendes Ende und ein Licht sammelndes und Licht verarbeitendes Ende aufweist. Das Licht messende Ende, das geeignet ist für die Einführung in einen menschlichen oder tierischen Körper, d.h. in ein Blutgefäß, besteht aus einem Abschnitt der optischen Faser, der von einer Membran umgeben ist und in dem Licht gemessen und zurückgeführt wird durch die optische Faser zu dem Licht sammelnden und Licht verarbeitenden Ende, bei dem es sich beispielsweise um einen Detektor handelt, der eine lichtempfindliche Einrichtung, wie z.B. einen Photomultiplier (Fotoelektronenvervielfacher) umfasst.
Die Membran besteht aus einem hydrophilen porösen Material, das einen pH-empfindlichen Farbstoff enthält. Mehrere hydrophobe Mikrokugeln sind in die Membran eingebettet und werden von dieser getragen, wobei jede dieser Kugeln einen fluoreszierenden Farbstoff trägt, der durch Sauerstoff auslöschbar ist. Dem proximalen Ende der optischen Faser wird Licht zugeführt und durch die Faser zu der Membran transportiert, die bewirkt, dass der pH-empfindliche Farbstoff damit reagiert, und das Licht wird anschließend durch die Faser mit einer Intensität zurückgeführt, die ein Maß für den Blut-pH-Wert ist. Der für Sauerstoff empfindliche Farbstoff wird auch veranlasst, zu fluoreszieren und eine ablesbare Fluoreszenz mittels des durch Sauerstoff auslöschbaren Farbstoffs zu transmittieren, die sich mit dem Sauerstoff-Partialdruck ändert.
Die in dem oben genannten US-Patent beschriebene Erfindung betrifft somit einen faseroptischen empfindlichen Sensor für die Bestimmung sowohl des pH-Wertes als auch des Sauerstoff-Partialdrucks entweder gleichzeitig oder nacheinander, was durch die Verwendung einer Verbund-Membran ermöglicht wird. Wie in diesem Patent ebenfalls beschrieben, können die hydrophile Membran, die den pH-empfindlichen Farbstoff enthält, und die in der Membran enthaltenen hydrophoben Mikrokugeln, die den durch Sauerstoff auslöschbaren Farbstoff enthalten, d.h. die beiden Messvektoren, miteinander gemischt werden, wobei die Mischung in der gleichen Sonde gleichzeitig freigesetzt wird, sodass ihre jeweiligen Messungen durchgeführt werden können.
In dem US-Patent Nr. 5 127 405 ist eine andere Version einer faseroptischen Sonde beschrieben, in der unter anderem eine spezialisierte Lichtsammel- und Lichtverarbeitungs-Einrichtung an einem Ende einer optischen Faser verwendet wird und eine Sonde (ein Sensor) an dem anderen Ende verwendet wird, die (der) in den Körper eingeführt wird. Diese wird beschrieben als ein für Sauerstoff durchlässiges Transportharz, in das eine lumineszierende Zusammensetzung eingebettet ist, die Kristalle aus einem mit Sauerstoff auslöschbaren phosphoreszierenden Material umfasst. Das Response-Licht aus der faseroptischen Sonde wird in der Detektor-Einrichtung verarbeitet durch Derivation (Ableitung) der Frequenzbereich-Darstellung und anschließend werden die Eigenschaften des Frequenzbereiches dazu verwendet, Werte für die Lumineszenz-Lebensdauer oder Zerfalls-Parameter davon abzuleiten, die korrigiert werden unter Bildung von Bedingungswerten, die überwacht werden sollen.
In dem US-Patent Nr. 4 752 115 ist außerdem eine Sauerstoffsensor-Einrichtung beschrieben, in der eine optische Faser verwendet wird, die einen Durchmesser von 250 nm hat oder klein genug ist für die Einführung in Venen und/oder Arterien, und in der ein Ende mit einem für Sauerstoff empfindlichen (durch Sauerstoff auslöschbaren) fluoreszierenden Farbstoff beschichtet ist, der Licht durch Fluoreszenz reflektiert in Abhängigkeit von dem regionalen Sauerstoffpartialdruck, zu dem anderen Ende, welches das fluoreszierende Licht aufnehmen kann und einen Auslass für das Licht aufweist, sodass es zu einem Signaldetektor übertragen wird, der eine Sauerstoffmessung durchführt. Das für Sauerstoff empfindliche Ende wird gebildet durch Eintauchen eines Endes der optischen Faser in eine Lösung, die einen für Sauerstoff empfindlichen fluoreszierenden Farbstoff, wie z.B. tris-(4,7-Diphenyl-1,10-phenanthrolin)-Ru(II)perchlorat, ein Träger-Polymer, wie z.B. Polyvinylchlorid, und einen Weichmacher, gelöst beispielsweise in THF, enthält. Der Weichmacher ist erforderlich für eine schnelle Response (Antwort) und eine hohe Empfindlichkeit. Das Sauerstoff-Sensor-Ende kann auch eine gasdurchlässige Hülle (Hülse) um die optische Faser herum aufweisen (vgl. 1, Element 32).
Eine andere fluorometrische Sauerstoff-Messeinrichtung ist in dem US-Patent Nr. 5 012 809 beschrieben, in dem ein fluorometrischer Sensor verwendet wird, der hergestellt worden ist aus Siliconpolycarbonat, das unter Verwendung von Polymethylmethacrylat-Klebstoffen mit einer oder mehreren faseroptischen Licht-Kunststoff-Rohrleitungen verbunden ist.
In dem US-Patent Nr. 4 476 870 ist ein faseroptischer Sensor für die Implantation in den menschlichen Körper beschrieben, der für die Messung von gasförmigem Sauerstoff in dem Blutstrom verwendet wird. In dem Sensor wird eine durch Sauerstoff auslöschbare Farbstoff-Fluoreszenzstrahlung ausgenutzt und es werden zwei 150 μm-Stränge einer optischen Kunststofffaser verwendet, die in einer rohrförmigen Hülle (Hülse) endet, die mit einem fluoreszierenden, durch Licht erregbaren Farbstoff gefüllt ist, der auf einem porösen absorptionsfähigen teilchenförmigen Polymerträger angeordnet ist. Die rohrförmige Hülle (Hülse) besteht aus einem hydrophoben, für Gas durchlässigen Material.
In dem US-Patent Nr. 4 200110 ist eine faseroptische pH-Sonde beschrieben, in der eine für Ionen durchlässige Membran-Hülle verwendet wird, die das Ende eines Paares von optischen Fasern umgibt, wobei innerhalb der Hülle (Hülse) eine pH-empfindliche Farbstoff-Indikator-Zusammensetzung angeordnet ist.
In dem US-Patent Nr. 3 814 081 ist eine andere Variante eines optischen Mess-Katheters für die Messung der Sauerstoffsättigung in Blut beschrieben, bei dem ein Licht aussendendes faseroptisches System und ein Licht aufnehmendes faseroptisches System verwendet werden, die beide entlang der Längsseite nebeneinander angeordnet sind und die beide vordere Enden aufweisen, die gemeinsam in das Organ eines lebenden Körpers eingeführt werden können, um Licht einer Wellenlänge von 600 bis 750 nm nachzuweisen zur Messung der Sauerstoff-Konzentration im Blut. Dieses Verfahren beruht nicht auf durch Sauerstoff auslöschbaren Phosphor/Fluorophor-Verbindungen, sondern beruht statt dessen auf der direkten Messung der Lichtabsorption von Hb in Abhängigkeit von HbO₂ bei spezifischen Wellenlängen.
In einem weiteren Beispiel, in dem US-Patent Nr. 3 787119, ist eine multiple Fotometer-Einrichtung beschrieben, die in einem Katheter befestigt ist, bei der mindestens zwei miteinander kombinierte lichtempfindliche Zellen dazu verwendet werden, physikalische und chemische Eigenschaften des Blutes in vivo zu messen.
In WO-A-93/12710 ist eine Magensonde zur Messung des pH-Wertes innerhalb der Magenschleimhaut beschrieben.
In WO-A-95/10522 ist eine Verbindung zur Messung des Sauerstoff-Gehaltes in lebendem Gewebe beschrieben, die eine chromophore Gruppe umfasst, die eine Energiemenge absorbieren und anschließend diese Energie in Form von phosphoreszierendem Licht wieder freisetzen kann, wobei die Phosphoreszenz-Strahlung durch molekularen Sauerstoff ausgelöscht wird.
Zusammenfassung der Erfindung
Gemäß einem Aspekt betrifft die vorliegende Erfindung eine verbesserte optische Sonde (Sensor) für die Verwendung zur Messung des Sauerstoffpartialdrucks (der Sauerstoffkonzentration) im Blut und im Gewebe, und gemäß einem anderen Aspekt, betrifft sie eine verbesserte Sonde (Sensor), die (der) sowohl Sauerstoff- als auch pH(CO₂)-Messungen ermöglicht.
In ihrem breitesten Sinne betrifft die Erfindung eine Vorrichtung für die Sauerstoff-Messung im Gewebe und im Blut von Menschen und Tieren, die umfasst eine faseroptische Einrichtung, die geeignet ist für die Transmission von Fluoreszenzstrahlung, eine Sauerstoff-Sensor-Einrichtung, die an einem Ende der faseroptischen Einrichtung angeordnet ist, die umfasst Abschnitt der faseroptischen Einrichtung, der von einer gasdurchlässigen Membran umgeben (umschlossen) ist, und eine Reservoir-Einrichtung, die eine Lösung einer durch Sauerstoff auslöschbaren, Fluoreszenzstrahlung emittierenden Verbindung enthält und zwischen der für Gas durchlässigen Membran und der faseroptischen Einrichtung angeordnet ist, und die außerdem an dem anderen Ende der faseroptischen Einrichtung umfasst eine Detektor-Einrichtung für Fluoreszenzstrahlung für die Aufnahme von Licht aus der faseroptischen Einrichtung und für die Messung des Sauerstoffgehaltes in dem Gewebe und im Blut und/oder des pH-Wertes, und die außerdem umfasst eine Erregungslicht emittierende Einrichtung für die Bestrahlung der Phosphoreszenzlicht emittierenden Verbindungen.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist die durch Sauerstoff auslöschbare Phosphoreszenz-Strahlung emittierende Verbindung (nachstehend als "Phosphor" bzw. "Leuchtstoff" bezeichnet) in einem Lösungsmittel gelöst, das im Wesentlichen den gleichen Brechungsindex aufweist wie die faseroptische Einrichtung.
Bei einer anderen bevorzugten Ausführungsform weist der faseroptische Einrichtungsabschnitt, der die Sensor (Sonden)-Einrichtung umfasst, mindestens einen Abschnitt auf, in den eingeätzt ist oder in dem anderweitig vorgesehen ist eine Vielzahl von Rillen oder Ausnehmungen, um zusätzliche gewinkelte Oberflächen zu erzielen, welche die Streuung des Erregungslichtes nach außen in den Phosphor (Leuchtstoff) und/oder in das einen Fluorophor enthaltende Medium hinein zu der faseroptischen Einrichtung und anschließend die Rückstreuung in die Lichtdetektor-Einrichtung zu unterstützen.
Gemäß einer weiteren Ausführungsform der Erfindung enthält die Sonden-Einrichtung eine Vielzahl von Rillen oder Ausnehmungen, von denen ein Abschnitt einen durch Sauerstoff auslöschbaren Phosphor (Leuchtstoff) für die Sauerstoff-Messung und ein Abschnitt einen Fluorophor für die pH(CO₂)-Messung enthält.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 stellt eine schematische Schnittansicht einer bevorzugten Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Messung des Sauerstoffpartialdrucks dar.
2 stellt eine vergrößerte schematische Schnittansicht einer bevorzugten Sensor-Einrichtung für die Verwendung in der erfindungsgemäßen Vorrichtung und in dem erfindungsgemäßen Verfahren, wie beispielhaft in 1 dargestellt, dar.
3 stellt eine vergrößerte schematische Schnittansicht einer anderen bevorzugten Sensor-Einrichtung für die Verwendung in der erfindungsgemäßen Vorrichtung und in dem erfindungsgemäßen Verfahren, wie beispielhaft in 1 dargestellt, dar.
Detaillierte Beschreibung bevorzugter Ausführungsformen
Die oben genannten und weitere Ausführungsformen und Vorteile der vorliegenden Erfindung ergeben sich für den Fachmann ohne weiteres aus der nachfolgenden detaillierten Beschreibung bevorzugter Ausführungsformen, wobei Bezug genommen wird auf die in den 1 bis 3 dargestellten Ausführungsformen, welche die Erfindung lediglich erläutern.
1 zeigt ein Beispiel für eine erfindungsgemäße Vorrichtung bei ihrer Verwendung zur Messung des Sauerstoff-Partialdrucks in einem Patienten-Gewebe oder innerhalb eines Blutgefäßes, die umfasst eine optische Faser-Einrichtung 2, die sich innerhalb des langgestreckten Lumens einer Katheter-Einrichtung 4 erstrecken kann, wobei die optische Faser-Einrichtung ein distales Ende 6 und ein proximales Ende 8 aufweist und die Katheter-Einrichtung ebenfalls ein distales Ende 16 und ein proximales Ende 18 aufweist. Das distale Ende 6 der optischen Faser-Einrichtung bildet einen Teil einer Sensor- bzw. Sonden-Einrichtung, die allgemein mit der Ziffer 70 bezeichnet ist, die geeignet ist für die Einführung in das Blutgefäß eines Patienten und für den Weitertransport zu der Stelle, an der die gewünschten Messungen durchgeführt werden können.
Eine für Gas durchlässige Film-Einrichtung 10, beispielsweise eine für Sauerstoff durchlässige Membran, die weiter unten näher erläutert wird, umgibt einen Abschnitt 12 des distalen Endes 6 der optischen Faser-Einrichtung 2 und umschließt somit und bildet ein Reservoir 14 für eine Lösung einer durch Sauerstoff auslöschbaren phosphoreszierenden Verbindung und/oder einer Fluoreszenzstrahlung emittierenden Verbindung, die beide weiter unten näher beschrieben werden. Wie in der 1 dargestellt, bildet die optische Faser-Einrichtung 2 somit eine optische Kern-Einrichtung des Katheters, wobei sich das distale Ende 6 der optischen Faser-Einrichtung 2 über das distale Ende 16 der Katheter-Einrichtung hinaus erstreckt. Es ist möglich, dass die optische Faser-Einrichtung 2 während der Einführung in das Blutgefäß von der Katheter-Einrichtung 4 getragen werden kann oder dass das distale Ende 6 der optischen Faser-Einrichtung eingeführt werden kann und weiter transportiert werden kann durch das Lumen (den Innenraum) des Katheters 4, beispielsweise in einem Blutgefäß.
Das proximale Ende 18 der Katheter-Einrichtung mit dem proximalen Kern-Ende 8 der optischen Faser-Einrichtung 2 gelangt zu einer Lichtquellen-Detektor-Einrichtung, die allgemein durch die Bezugsziffer 34 bezeichnet wird. Wie bekannt, kann dann, wenn der optische Sensor (Sonde) sich an Ort und Stelle für die Sauerstoffmessung (und/oder die pH-Wert-Messung) befindet, eine Lichtquelle 3 eingeschaltet werden, um Licht der gewünschten Wellenlänge zu ergeben, beispielsweise unter Verwendung einer geeigneten Filter-Einrichtung, um zu bewirken, dass der Phosphor (Leuchtstoff) phosphoreszierendes Licht (Phosphoreszenzstrahlung) emittiert (und/oder der Fluorophor fluoreszierendes Licht (Fluoreszenzstrahlung) emittiert) mit einer gewünschten Wellenlänge, wobei der Sauerstoffpartialdruck (und/oder der pH-Wert) in der Detektor-Einrichtung 34 gemessen wird anhand der Lebensdauer der Phosphoreszenzstrahlung des Phosphors (Leuchtstoffes) oder der Lebensdauer der Fluoreszenzstrahlung des Fluorophors, wobei das emittierte Licht durch Sauerstoff ausgelöscht oder geschwächt wird. Eine nähere Diskussion der Fluoreszenz- und pH-Messung folgt weiter unten.
Die bevorzugten Lichtquellen stellen Licht emittierende Dioden (LEDs), vorzugsweise monochromatische Lichtquellen, dar, die leicht moduliert werden können und die gewünschte Intensität haben. In Bezug auf die Messung des Sauerstoff-Partialdrucks kann ein sinuswellenförmiges Signal der gewünschten Frequenz durch ein digitales Signal-Verarbeitungs(Prozessor)-System (DSP) erzeugt werden zum Digitalisieren und quantitativen Bestimmen eines Phosphoreszenz-Signals, beispielsweise zur Bestimmung einer Phasenverschiebung gegenüber dem Licht-Output der LED und der Größe des Phosphoreszenz-Signals. Das Signal kann erzeugt werden unter Verwendung eines 16 bit DAC (Digital/Analog-Wandlers) und durch Glättung der Stromkreise des Stereo-Codec (Codierers/Decodierers). Dieses Signal wird dazu verwendet, den Strom in dem LED-Stromkreis zu steuern (zu kontrollieren). Der LED-Steuerungskreis ist vorzugsweise so gestaltet, dass das Licht-Output um mehr als 90 moduliert werden kann durch Addition eines DC-Signals zu dem sinusförmigen Signal, sodass der minimale Strom unmittelbar oberhalb des Schwellenwerts für die Lichtemission liegt. Oberhalb dieses Schwellenwert-Licht-Output ist die Funktion des Stromes über das LED nahezu linear.
Im Allgemeinen passiert bei einer bevorzugten Ausführungsform zur Durchführung der Erfindung das Licht aus den LEDs die Interferenzfilter, die mit einer dichroitischen Strahl-Kombiniereinrichtung kombiniert sind, und es wird fokussiert auf einen Zweig eines gabelförmigen Licht-Wellenleiters zur Erzeugung des Erregungslichtes. Die Interferenzfilter werden dazu verwendet, die langen Wellenlängen (den "Schwanz") der Emission des LED auszublenden (zu blockieren), welche die Fluoreszenz-Messungen stören könnten. Die Trennung der Erregungs- und Emissions-Wellenlängen der durch Sauerstoff auslöschbaren Phosphore (Leuchtstoffe) reicht im Allgemeinen aus, sodass ein solches Filter nicht erforderlich ist.
Bei einer weiteren bevorzugten Ausführungsform kann eine mechanische Adaption vorgesehen sein, die das Zusammenwirken von LED, Interferenzfilter und eines optischen Filter-Faser-Wellenleiters optimiert, der mit einem faseroptischen Schalter verbunden sein kann, um den Strahl entweder zu einem Katheter, der eine optische Faser-Einrichtung enthält, entweder als Erregungsstrahlung für den Phosphor (Leuchtstoff) und/oder den Fluorophor oder zu einem Fotodioden-Detektor zur Messung der relativen Intensitäten der Fluoreszenzstrahlungs-Erregung bei zwei Wellenlängen zu senden. Bei einer bevorzugten Konfiguration kann der pH(CO₂)-Wert gemessen werden als Reaktion auf einen fluoreszierenden Indikator, der bei der gleichen Wellenlänge fluoresziert, jedoch bei unterschiedlichen Wellenlängen in den Säure- und Basen-Formen absorbiert. Dadurch ist es möglich, den Anteil der Fluoreszenz an den beiden unterschiedlichen Erregungs-Wellenlängen als Maß für den pH-Wert zu verwenden. So lange die relativen Intensitäten des Erregungslichtes der beiden unterschiedlichen Wellenlängen bekannt sind, sind die gemessenen pH-Werte unabhängig von der Konzentration des Fluorophors, der Intensität des Erregungslichtes und dem Wirkungsgrad des Sammelns der emittierten Fluoreszenz. Die gemessenen Erregungsenergien werden dazu verwendet, das Fluoreszenz- Intensitäts-Verhältnis für die gleiche Energie der beiden Wellenlängen zu korrigieren. Nach dem Umschalten kann das Erregungslicht in einen 50 : 50-Kuppler mit einem gemeinsamen Ende gelenkt werden, das abgeschlossen ist durch einen Konnektor, der für die schnelle und reproduzierbare Verbindung mit einer faseroptischen Einrichtung bestimmt ist, die beispielsweise in einer Katheter-Einrichtung angeordnet ist.
Fotodioden mit inneren Verstärkern können ausgewählt werden für eine optimale lichtempfindliche Oberflächengröße und den niedrigsten Rauschpegel. So ist beispielsweise das Modell Nr. OPT202 von Burr-Brown besonders geeignet für die erfindungsgemäße Verwendung, da es eine geeignete Oberflächengröße (von mehr als 5 mm²) und eine ausgezeichnete Lichtempfindlichkeit von etwa 500 mV/μW für den Wellenlängenbereich von 500 bis 950 nm aufweist. Das Signal aus der Fotodiode wird mit einem AC-gekoppelten operativen Verstärker weiter verstärkt. Die Qualität der Phasenbestimmung hängt von der Herabsetzung des Rauschpegels in dem Fotodioden-Output-Signal ab. Nach der Verstärkung wird das Fotodioden-Output-Signal auf den Analog-Multiplexer und dann auf den Input des 16 bit, 48 kHz Delta-Sigma ADC aufgegeben.
Das emittierte Phosphoreszenz- und/oder Fluoreszenz-Licht, das von dem distalen Ende 6 zu dem proximalen Ende 8 der faseroptischen Einrichtung 2 übertragen worden ist, kann in eine Linsen-Einrichtung 32 gelenkt werden, die geeignet ist für das Passieren von Licht mit einer gewünschten Wellenlänge, beispielsweise in der Größenordnung von etwa 500 bis etwa 1 000 nm, und das seinerseits durch die Detektor-Einrichtung 34 nachgewiesen werden kann, wodurch ein Output-Signal erzeugt wird, das dem Partialdruck des Sauerstoffs und/oder dem pH-Wert in dem Bereich des getesteten Patienten entspricht.
Vorzugsweise wird die emittierte Phosphoreszenzstrahlung und/oder Fluoreszenzstrahlung durch die faseroptische Einrichtung 2 in dem Katheter gesammelt und zu dem gemeinsamen Ende einer gabelförmigen Faser in Verbindung mit dem oben genannten Kuppler übertragen, wobei 50 % des Signals in eine Verzweigung gelenkt werden, die zu der Detektor-Einrichtung zurückkehrt. Nach dem Transport zu der Detektor-Einrichtung kann es durch ein Interferenz-Filter geschickt werden, um das Erregungslicht für die Messung zu entfernen. Das Licht (die Strahlung) kann gemessen werden entweder mit einer Silicium-Fotodiode, die einen Vorverstärker enthält, oder mit einem Photomultiplier. Das Fotodetektor-Output wird verstärkt zur Erzeugung eines Spannungssignals, das optimal ist für den ADC (Analog/Digital Wandler). Vorzugsweise kann das Instrument die Zeit aufteilen (time share) und die Fluoreszenzstrahlung und die Phosphoreszenzstrahlung unabhängig voneinander messen. Im Allgemeinen werden bei dieser bevorzugten Ausführungsform für die einzelnen Messungen zweckmäßig jeweils nur höchstens etwa 1 bis 2 Sekunden benötigt, wobei das phosphoreszierende Erregungslicht während der Fluoreszenz-Messungen abgeschaltet wird und umgekehrt. Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsform werden zwei unterschiedliche Detektoren für die Fluoreszenz- und die Phosphoreszenz-Messung verwendet, wobei ein faseroptischer Umkehr-Schalter in einem Lichtumkehr-Weg angeordnet ist und dazu verwendet wird, zwischen den beiden Detektoren umzuschalten.
Die Software-Programme für die erfindungsgemäße Verwendung können umfassen: die Erzeugung der sinusförmigen Signale zur Kontrolle (Steuerung) des LED-Licht-Outputs sowohl für die Fluoreszenz- als auch für die Phosphoreszenz-Erregung; das Sammeln und Speichem des digitalisierten Fotodetektor-Outputs einschließlich der Signal-Mittelwertsbildung, die Berechnung der Phasenverschiebung (Phosphoreszenzstrahlung) und der Größe (Phosphoreszenzstrahlung und Fluoreszenzstrahlung), des Sauerstoffdrucks und des pCO₂(pH).
Die Datenverarbeitungsprogramme können umfassen das digitale Filtrieren, die Mittelwertsbildung in dem Zeit-Bereich und die Phasenverschiebungs-Erholung in dem Frequenz-Bereich. Die Frequenz-Bereich-Darstellung der Daten kann erhalten werden durch Anwendung der Fast Fourier Transformations-Algorithmen.
Die faseroptische Einrichtung 22 kann irgendeinen beliebigen, aus dem Stand der Technik bekannten Aufbau haben und ist für die praktische Durchführung der Erfindung nicht kritisch. Sie kann beispielsweise sein ein Kunststoff-Lichtwellenleiter, z.B. aus Polymethylmethacrylat, oder ein Siliciumdioxid-Lichtkern, der eine Größe hat, die geeignet ist für die Einführung in einen zu testenden Bereich, z. B. in eine Vene, die normalerweise in dem Durchmesserbereich von 300 bis 500 μm liegt.
Der erfindungsgemäß verwendete Phosphor (Leuchtstoff) ist vorzugsweise ein Material, das aufweist:

(1) eine beträchtliche Empfindlichkeit gegenüber Sauerstoff, d.h. eine Phosphoreszenz-Strahlung in hoher Quanten-Ausbeute bei Raumtemperatur (≥ 2 %); und
(2) eine geeignete Lebensdauer der Phosphoreszenz-Strahlung, vorzugsweise in der Größenordnung von etwa 0,1 bis etwa 1 m sec.

Es steht nun eine neue Klasse von Phosphoren (Leuchtstoffen) zur Verfügung, die geeignet sind für Sauerstoff-Messungen, welche die oben angegebenen wünschenswerten Qualitäten aufweisen, und sie werden vorzugsweise verwendet als Phosphore (Leuchtstoffe) der Wahl gemäß der vorliegenden Erfindung in der Reservoir-Einrichtung 14, wie in 1 dargestellt. Diese Phosphore (Leuchtstoffe) werden von Vinogradov et al. in "Metallotetrabenzoporphyrins, New Phosphorescent Probes for Oxygen Measurements" in "J. Chem. Soc., Perkin trans." 2: 103-111 (1995), und in dem US-Patent Nr. 6 362175 beschrieben. Diese Phosphore (Leuchtstoffe) stellen Metallkomplexe von beispielsweise ausgedehnten Porphyrinen dar, wie z.B. Pd- oder Pt-Tetrabenzoporphyrine (PdTBP), Tetranaphthaloporphyrine (PdTHP) und Tetraphenyltetrabenzoporphyrine (PdTPTBP) und Derivate davon, die für die erfindungsgemäße Verwendung bevorzugt sind. Diese Verbindungen können durch die allgemeinen Formel dargestellt werden:
worin:
R₁ steht für substituiertes oder unsubstituiertes Aryl;
R₂ und R₃ stehen unabhängig voneinander für Wasserstoff oder sind miteinander verbunden zur Bildung von substituiertem oder unsubstituiertem Aryl; und
M steht für H₂ oder ein Metall.
Wie für den Fachmann ohne weiteres ersichtlich, ist dann, wenn R₂ und R₃ miteinander verbunden sind zur Bildung eines Arylsystems, das Arylsystem notwendigerweise an das jeweilige Pyrrolsubstrat ankondensiert.
M steht vorzugsweise für ein Metall, ausgewählt aus der Gruppe, die besteht aus Zn, Al, Sn, Y, La, Lu, Pd, Pt und Derivaten davon. Zu geeigneten Metall-Derivaten gehören, ohne dass die Erfindung darauf beschränkt ist, LuOH, YOH, AlOH und LaOH.
Bei bestimmten bevorzugten Ausführungsformen handelt es sich bei den erfindungsgemäßen Verbindungen um Tetrabenzoporphyrin (nachstehend als "TBP" bezeichnet)-Verbindungen, die der Verbindung der oben angegebenen Formel I entsprechen, worin vicinale R₂ und R₃-Gruppen miteinander verbunden sind unter Bildung von Benzolringen, die an die jeweiligen Pyrrolringe ankondensiert sind. Bevorzugt sind außerdem Tetranaphthoporphyrin (nachstehend als "TNP" bezeichnet)- und Tetraanthraporphyrin (nachstehend als "TAP" bezeichnet)- Verbindungen, in denen vicinale R₂- und R₃-Gruppen miteinander verbunden sind unter Bildung von Naphthalin- bzw. Anthracen-Ringsystemen. Wie bei den ankondensierten Benzolringen sind die Naphthalin- und Anthracen-Ringsysteme an die jeweiligen Pyrrolringe ankondensiert.
Wenn nichts anderes angegeben ist oder wenn nichts anderes aus der Beschreibung hervorgeht, sind unter den hier zusätzlich genannten "TBP"-Verbindungen auch TNP- und TAP-Verbindungen zu verstehen.
Bevorzugte TBP-Verbindungen haben die folgende Formel
worin R₁ und M wie oben definiert sind.
Besonders bevorzugte TBP-Verbindungen sind Metallotetrabenzoporphyrin (nachstehend als "MTBP" bezeichnet)-Verbindungen, in denen M für ein Metall oder Metall-Derivat, wie vorstehend angegeben, steht.
TBP-Verbindungen der oben angegebenen Formel IV können beispielsweise synthetisiert werden durch Templat(Matrizen)-Kondensation von Kaliumphthalimid mit Natriumacetat (oder Natriumphenylacetat) in Gegenwart von Zinkacetat (vgl. z.B. V. N. Kopranenkov et al., "J. Gen. Chem. (Russ)", Band 51 (11), Seiten 2165-2168 (1981), und V. N. Kopranenkov et al., "J. Org. Chem. of USSR", Band 15 (3), Seiten 570-75 (1979)), wie durch die folgende Gleichung dargestellt:
worin R₁ wie oben definiert ist. Die Reaktionsmischung wird vorzugsweise etwa 40 min lang auf eine wesentlich höhere Temperatur, beispielsweise auf etwa 360 °C, erhitzt. Darin ist angegeben, dass bei dieser Reaktion Zinkacetat durch Zinkbenzoat ersetzbar ist (vgl. K. Ichimura et al., "Inorgan. Chim. Acta"; 182: 83-86 (1991)).
Das Produkt der Reaktion nach Gleichung 1, Zinktetrabenzoporphyrin (nachstehend als "ZnTBP" bezeichnet), wird zu dem Dihydro-Produkt reduziert durch Erhitzen desselben in einer Mischung von Essigsäure und Phosphorsäure, wie in der folgenden Gleichung dargestellt:
worin R₁ wie oben definiert ist. Die Essigsäure und die Phosphorsäure werden vorzugsweise in einem Verhältnis von etwa 1 : 3 miteinander gemischt und die Reaktionsmischung wird auf etwa 80 °C erhitzt. Die Reaktion ist im Wesentlichen innerhalb von etwa 2 h beendet.
Das Dihydrotetrabenzoporphyrin-Produkt der obigen Reaktion (nachstehend als "H₂TBP" bezeichnet) wurde durch Flash-Chromatographie in einer Aluminiumoxid (Al₂O₃)-Kolonne gereinigt. Die Einführung des Metalls wurde durchgeführt in einer Imidazol-Schmelze, wie durch die folgende Gleichung angegeben:
worin MX₂ eine Quelle für Metallionen darstellt und vorzugsweise Metallchloriden, -bromiden und -acetaten entspricht. Metallacetate sind bevorzugte Quellen für Metallionen, verglichen mit den entsprechenden Halogeniden. Palladiumacetat (Pd(OAc)₂) ist besonders bevorzugt und ergibt eine 99 %ige Umwandlung in den Metallkomplex in unter Rückfluss siedendem Tetrahydrofuran (THF).
Die Reaktion der Gleichung 3 wird vorzugsweise bei erhöhten Temperaturen, beispielsweise bei Temperaturen von höher als 100 °C, durchgeführt. Besonders bevorzugt wird die Reaktion bei einer Temperatur von etwa 200 °C durchgeführt und die Reaktion ist nach etwa 1 h im Wesentlichen beendet.
Unter den TBP-Verbindungen sind besonders bevorzugt die Verbindungen der oben angegebenen Formel IV, in denen mindestens ein Rest R₁ für substituiertes oder unsubstituiertes Phenyl steht. Diese Verbindungen werden nachstehend als Phenyltetrabenzoporphyrin ("PhTBP")-Verbindungen bezeichnet. Zu bevorzugten PhTBP-Verbindungen gehören substituierte oder unsubstituierte Tetraphenyltetrabenzoporphyrin (nachstehend als "TPhTBP" bezeichnet)- Verbindungen, wie z.B. meso Tetraphenyltetrabenzoporphyrin (nachstehend als "m-TPhTBP" bezeichnet)-Verbindungen, welche die folgende Formel haben:
worin R₂, R₃ und M wie oben definiert sind, R₄ steht für eine Substituentengruppe und x steht für eine ganze Zahl von 0 bis 3.
Besonders bevorzugte TPhTBP-Verbindungen sind substituierte Verbindungen der Formel V, worin x für eine ganze Zahl von 1 bis 3 steht.
In Verbindung mit den bevorzugten substituierten Verbindungen gemäß der vorliegenden Erfindung haben die Anmelder gefunden, dass Substituentengruppen den Verbindungen vorteilhafte Eigenschaften verleihen. Beispielsweise sind Verbindungen, die Substituentengruppen aufweisen, charakterisiert durch eine Löslichkeit in polaren Lösungsmitteln, z.B. in aprotischen Lösungsmitteln, wie Dimethylformamid (DMF), Aceton und Chloroform (CHCl₃), und in protischen Lösungsmitteln, wie z.B. in Wasser. Der Grad der Substitution und die Art der Substituentengruppen kann jeweils an den Bedarf angepasst werden, um den gewünschten Grad der Löslichkeit und in dem gewünschten Lösungsmittel oder in der gewünschten Lösungsmittel-Mischung zu erzielen.
Die Substituentengruppen befinden sich vorzugsweise an dem chromophoben Teil der erfindungsgemäßen Verbindungen. Der Ausdruck "chromophober Teil" umfasst beispielsweise die Atome in der Verbindung der Formel I, die direkt benachbart sind zu dem Porphyrin-Rest, sowie die R₁-, R₂- und R₃-Gruppen. Vorzugsweise führen die Substituentengruppen nicht zu einer negativen Beeinflussung oder Änderung der Extinktions- und/oder Emissions-Eigenschaften der Chromophoren.
Zu besonders bevorzugten phosphoreszierenden Sauerstoff-Sensoren für die Verwendung in dem erfindungsgemäßen Verfahren und in der erfindungsgemäßen Vorrichtung gehören Pd-Tetrabenzoporphyrin und Pd-meso-Tetra-(4-carboxyphenyl)-phosphin.
Das (die) Konstruktionsmaterial(ien) für die gasdurchlässige Membran ist (sind) für die praktische Durchführung der Erfindung nicht kritisch und es kann irgendeine der bekannten Membranen sein, wie z.B., ohne dass die Erfindung darauf beschränkt ist, Kunststoff-Membranen, z.B. solche aus Silastin, Teflon, Polyethylen und Polypropylen.
Es ist für den Fachmann auf diesem Gebiet offensichtlich, dass durch Einschluss des Phosphorsensor-Moleküls (und/oder eines Fluorophors) in einer Lösung innerhalb einer für Gas durchlässigen Membran eine Langzeit-Stabilität erzielt wird, verglichen mit konventionellen Aufbauten, die basieren auf der Einarbeitung oder Zumischung von Farbstoffen zu Membranen, wie weiter oben diskutiert.
Der Aufbau der Lichtquelle und/oder des Detektors gemäß der vorliegenden Erfindung ist ebenfalls nicht kritisch für die praktische Durchführung der Erfindung, und er kann irgendeine geeignete Form haben, bei der irgendwelche konventionellen und nicht-konventionellen Komponenten verwendet werden. Im Allgemeinen ist die Detektor-Einrichtung 34 so angeordnet, dass sie das von der optischen Faser-Einrichtung 2 aufgenommene Licht in elektrische Signale umwandelt, wobei die Amplitude der elektrischen Signale in direkter Beziehung steht zu der Amplitude oder Intensität des eintretenden Lichtes, wie z.B. des ausgelöschten oder geschwächten emittierten Phosphoreszenz-Lichtes, das aus dem Detektor stammt, der beispielsweise ein Photomultiplier oder eine Fotodiode sein kann. Wie in der Ausführungsform gemäß 1 dargestellt, passiert das emittierte Licht eine geeignete Filter-Einrichtung, die so gewählt wird, dass sie das emittierte Licht mit einer gewünschten Wellenlänge, beispielsweise zwischen etwa 500 nm und etwa 1 000 nm gemäß den bevorzugten Phosphoren (Leuchtstoffen) der Erfindung passieren lässt. Das von der Detektor-Einrichtung 34 erfasste bzw. nachgewiesene emittierte Licht ergibt ein Output-Signal, das repräsentativ ist für den Sauerstoff-Partialdruck.
Wie ebenfalls in der 1 dargestellt, ist in einer bevorzugten Ausführungsform der Vorrichtung zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens eine Licht emittierende Einrichtung 36 vorgesehen, beispielsweise eine Blitzlichtlampe oder Laserdioden oder irgendeine andere Modulations-Lichtquelle, die das emittierte Licht vorzugsweise durch eine Linsen-Einrichtung 38 und danach durch ein Interferenzfilter 40 lenkt zur Erzeugung des Erregungslichtes, vorzugsweise in dem Wellenlängenbereich von etwa 400 nm bis etwa 700 nm, das anschließend durch eine dichroitische Strahlkombinationseinrichtung 42 und eine Linsen-Einrichtung 32 mittels eines konischen Lichtwellenleiters 44 zu der optischen Einrichtung 2 des Lichtwellenleiters gelenkt wird zur Erregung der Phosphor (Leuchtstoff)-Verbindungslösung in dem Reservoir 40 der Sonde 70. Wie in der 1 weiter dargestellt, kann die Detektor-Einrichtung 34 eine Linsen-Einrichtung 46 zur Aufnahme des emittierten Lichtes aus 42 zusammen mit einem vergrößerten faseroptischen Lichtwellenleiter-Abschnitt 48 (beispielsweise mit einem Durchmesser von 4 mm v. 300 500 μm für die optische Licht-Einrichtung (2)) umfassen, durch welche das emittierte Licht über eine Filter-Einrichtung 50 zu einer Photomultiplier-Einrichtung 52 (oder einer Fotodioden-Einrichtung und dgl.) gelenkt wird.
Bei der in der 2 dargestellten vergrößerten schematischen Schnittansicht der Sonde 70 kann der optische Faserkern-Einrichtungsabschnitt 2 von einer Hülle (Hülse) aus einem geeigneten inerten Material, beispielsweise aus einem Kunststoff über einem Teil derselben vor und nach dem Verlassen des Katheters 4 und dem Eintreten in das Reservoir 14 umgeben sein, um höhere Steifheits- und Haltbarkeits-Eigenschaften zu verleihen. Diese Hüllen-Einrichtung ist mit der Bezugsziffer 54 bezeichnet. Die Membran-Einrichtung 10 weist vorzugsweise einen Abschnitt 10a auf, der einen Endabschnitt der Katheter-Einrichtung 4 einer entsprechenden Länge überlappt und in der ein Teil der Überlappung beispielsweise mit der Katheter-Einrichtung 4 schmelzversiegelt sein kann, dargestellt durch die Versiegelungs-Einrichtung 56, zur Bildung einer Sonde, wobei die Membran-Einrichtung 14 ein Reservoir 14 umschließt. Zur Verbesserung des Schutzes und der Haltbarkeit kann das Ende der Sonde mit einem Stopfen oder irgendeiner anderen Schutzeinrichtung 60 verstärkt sein.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung ist mindestens ein Abschnitt des distalen Endes 6 der optischen Faser-Einrichtung 2, der von dem Phosphor (Leuchtstoff)-Reservoir-Einrichtung 14 umgeben ist, so konfiguriert, dass er eine Vielzahl von Kratzern, Ausnehmungen, Rillen, Lunkern (Grübchen) oder anderen Löchern und dgl. aufweist, wie in der 2 beispielsweise durch die Bezugsziffer 62 dargestellt, durch Ätzen dieses Abschnitts der optischen Faser. Wie in der 2 dargestellt, tritt das Erregungslicht aus diesem faseroptischen Abschnitt 6 aus in die Phosphor (Leuchtstoff)-Lösung in dem Reservoir 14 und die resultierende emittierte Phosphoreszenzstrahlung weist als Folge dieser Ätzung eine erhöhte Wahrscheinlichkeit auf, dass sie durch die Faser für die Rückkehr in den Detektor gesammelt wird. Die Phosphor (Leuchtstoff)-Lösung in dem Reservoir 14 wird nämlich als Folge der Rillen, der Ätzung und dgl. zu einem Teil der optischen Faser-Einrichtung 2 selbst. Es wurde gefunden, dass es bevorzugt ist, eine Vielzahl von Rillen um die Fasern herum einzuätzen, wobei jede Rille eine Tiefe von vorzugsweise etwa 20 % des Faser-Durchmessers hat, um eine ausreichende Faserstärke zu ermöglichen, während gleichzeitig die Phosphor (Leuchtstoff)-Lösung gut in die Faser eindringen kann. Wie in 2 erläutert, tritt das Erregungslicht, das die optische Faser-Einrichtung 2 verlässt, in das Phosphor (Leuchtstoff)-Reservoir 14 ein, während die Wanderung nahezu parallel zu der Faser fortgesetzt wird. Ohne an irgendeine spezielle Theorie gebunden zu sein, wird angenommen, dass die resultierende Phosphoreszenz-Strahlung sehr nahe bei und näher bei der Faser liegt als in Abwesenheit einer solchen Ätzung, um die Wahrscheinlichkeit des Eintritts in die Faser innerhalb des Sammelwinkels wesentlich zu erhöhen. Nur ein Teil des Lichtes verlässt die optische Faser-Einrichtung 2 an jeder eingeätzten Rille, wobei jede zusätzliche Rille die Gesamterregung und -emission erhöht.
Bei einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung, wie sie in 3 dargestellt ist, kann die optische Faser-Einrichtung 2 eine Vielzahl von Rillen, beispielsweise die Rillen 64 und 66, aufweisen, die jeweils unabhängig voneinander segregiert sind und innerhalb einer für Gas durchlässigen Membran-Einrichtung 10 eingeschlossen sind zur Bildung einer Vielzahl von getrennten und ausgeprägten Reservoir-Abteilen. Eine Reihe dieser Reservoir-Abteile kann dann mit einer Phosphor (Leuchtstoff)-Lösung, wie vorstehend diskutiert, gefüllt sein, wobei eine Reihe der auf diese Weise gebildeten Reservoir-Abteile mit einem geeigneten fluoreszierenden pH-Indikator gefüllt wird, um den pH-Wert und den CO₂-Gehalt zu messen, wobei eine Ersatz-Filter-Einrichtung (nicht dargestellt) verwendet wird, die das Licht einer gewünschten Wellenlänge, beispielsweise in der Größenordnung von etwa 500 bis etwa 700 nm, zu der Detektor-Einrichtung 34 durchlässt. Es ist auch innerhalb der Erfindung vorgesehen, dass eine automatisierte Filteränderungs-Einrichtung verwendet wird, die sich in Bezug auf eine spezielle Lichtquelle automatisch ändert.
Auf ähnliche Weise wie bei der Herstellung und beim Sammeln des phosphoreszierenden Erregungslichtes beschrieben, bewirkt das Erregungslicht aus der optischen Faser-Einrichtung 2, dass die Fluoreszenzstrahlung emittiert wird, die dann durch die faseroptische Einrichtung 2 von dem distalen Ende 6 zu dem proximalen Ende 8 der faseroptischen Einrichtung zurückgeführt und danach unter anderem durch eine Filtereinrichtung (nicht dargestellt) in die Detektor-Einrichtung 3 gelenkt wird. Die Intensität und/oder Wellenlänge dieses Lichtes ändert sich mit dem pH-Wert der Lösung in dem Reservoir, die eine direkte Messung des CO₂-Druckes in dem Blut außerhalb der gasdurchlässigen Membran ergibt. Dabei wird von der folgenden Beziehung Gebrauch gemacht: CO₂ + H₂O ⊂ H₂CO₃ ⊂ H⁺ + HCO₃ ^– in der der pH-Wert eine Funktion des HCO₃ ^– in der Lösung, des pCO₂ und des pKa-Wertes der Kohlensäure (H₂CO₃) ist.
Jede bekannte pH-empfindliche Verbindung, wie z.B. ein Farbstoff des Typs, der fluoresziert, wenn er durch Licht erregt wird, ist für die erfindungsgemäße Verwendung geeignet ("Fluorophor"), wie z.B. Derivate von Fluorescein mit geeigneten pKa-Werten. Es ist auch möglich, dass der pH-Wert gemessen werden kann durch die Lichtextinktion, wobei ein Extinktions-Farbstoff, wie z.B. Phenolrot oder Brilliant-Gelb, verwendet wird. Es ist natürlich wichtig, dass ein Fluorophor gewählt wird, der aus der für Gas durchlässigen Membran, die ihn in ihrem jeweiligen Reservoir-Abteil umschließt, nicht herausdiffundiert.
Wie weiter oben diskutiert, werden der Wirkungsgrad des Einfangens der emittierten Fluoreszenzstrahlung und die pH-Wert-Messung gemäß der vorliegenden Erfindung maximiert durch die gerillte Topographie der optischen Faser-Einrichtung 2 an ihrem distalen Ende.
Bei einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird der Brechungsindex der Phosphor (Leuchtstoff)-Lösung und/oder der Fluorophor-Lösung in der Reservoir-Einrichtung 14, die einen Abschnitt des distalen Endes 6 der optischen Faser-Einrichtung 2 umfschließt, so gewählt, dass er so nahe wie möglich, oder, falls möglich, im Wesentlichen identisch ist mit demjenigen der optischen Faser-Einrichtung 2, um tatsächlich zu einer Ausdehnung der optischen Faser-Einrichtung für einen erhöhten Wirkungsgrad der Phosphoreszenz/Fluoreszenz-Strahlungsübertragung durch die optische Faser-Einrichtung 2 zu der Detektor-Einrichtung 32 zu werden. Es ist nämlich bekannt, ohne dass die Erfindung auf irgendeine spezielle Theorie beschränkt ist, dass optische Fasern Licht leiten, weil der innere Brechungsindex viel höher ist als derjenige der Umgebung außerhalb der Faser. So beträgt beispielsweise der Brechungsindex der Luft etwa 1,0, während derjenige einer typischen optischen Faser etwa 1,5 beträgt. Diese Differenz bedeutet, dass der Fasersammelwinkel etwa 60 ° beträgt. Das heißt, Licht, das von sich von innen unter Winkeln von bis zu 30 ° (½ des Sammelwinkels) der Faserwand nähert, wird in die Faser zurück reflektiert und setzt seinen Weg entlang der Faser fort. Dies wäre auch der Fall für ein dünnes Rohr, das mit einer Lösung mit hohem Brechungsindex gefüllt ist, und wirksame Lichtwellenleiter, die auf diese Weise aufgebaut sind, sind bekannt (vgl. z.B. Oriel Corp., Stratford, CT). Es gibt viele Flüssigkeiten, die bekannt dafür sind, dass sie Brechungsindices aufweisen, die hoch genug sind für die Bildung von Lichtwellenleitern, die beispielsweise einen Brechungsindex von höher als etwa 1,4 aufweisen, wobei einige von ihnen in der nachstehenden Tabelle 1 beispielhaft angegeben sind.
Im Falle einer perfekten oder nahezu perfekten Übereinstimmung des Brechungsindex kann im Wesentlichen die Gesamtheit des Erregungslichtes zur Erzeugung einer Phosphoreszenz/Fluoreszenz-Strahlung verwendet werden und der Phosphoreszenz/Fluoreszenz-Sammelwinkel nähert sich demjenigen der optischen Faser, der größer als 60 ° sein kann.
Bei der praktischen Durchführung dieser bevorzugten Ausführungsform werden der Phosphor (Leuchtstoff) und der Fluorophor in einer Lösung mit einem Brechungsindex ähnlich demjenigen der optischen Faser gelöst. Als Folge davon wird das Licht in der Faser an der Faser/Lösungs-Grenzfläche nicht reflektiert, sondern durchquert diese Grenzfläche und wird an der Lösungs/Luft-Grenzfläche reflektiert. Die Lösung innerhalb der für Sauerstoff durchlässigen Membran wird somit zu einem integralen Teil des "zusammengesetzten" Lichtwellenleiters. Die Erregung wird vollständig optimiert, da eine Schwächung des Erregungslichtes nur durch die Absorption durch die Phosphoren und Fluorophoren in der Lösung auftritt. Das Sammeln des emittierten Lichtes tritt auf an dem vollen 60 °-Öffnungswinkel des zusammengesetzten (Lösung & Faser) optischen Lichtwellenleiters. Eine Zusammenstellung der Brechungsindices einiger geeigneter Flüssigkeiten ist in der nachstehenden Tabelle 1 angegeben. Tabelle 1

* Kommunikationsgrad zwischen einer Acrylfaseroptik mit einem Kern-Brechungsindex von 1,495 und einem Öffnungswinkel von 60 °.

Claims

Detektor-Vorrichtung zur Bestimmung des Sauerstoffgehaltes in tierischem und menschlichem Gewebe, die umfasst eine faseroptische Einrichtung (2), eine Sensor-Einrichtung (70) an einem Ende der faseroptischen Einrichtung, die umfasst einen Teil der faseroptischen Einrichtung, die von einem für Gas durchlässigen Film (10) umgeben (eingeschlossen) ist, und ein Reservoir (14), das zwischen der für Gas durchlässigen Membran (10) und der faseroptischen Einrichtung (2) angeordnet ist, und die außerdem an dem anderen Ende der faseroptischen Einrichtung (2) eine Detektor-Einrichtung (34) und eine Anregungsstrahlung emittierende Einrichtung (30) umfasst, dadurch gekennzeichnet, dass die faseroptische Einrichtung (2) dazu dient, eine emittierte Phosphoreszenz-Strahlung zu übertragen, dass das Reservoir (14) einen flüssigen, Phosphoreszenz-Strahlung, die durch Sauerstoff auslöschbar ist, emittierenden Sauerstoffsensor umfasst und die Detektor-Einrichtung (34) eine Phosphoreszenz-Detektor-Einrichtung ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, in der der Sauerstoff-Sensor eine Absorptionsbande bei einer Wellenlänge von größer als etwa 400 nm umfasst.
Vorrichtung nach Anspruch 1, in der der Sensor eine Emissionsbande bei einer Wellenlänge von größer als etwa 400 nm umfasst.
Vorrichtung nach Anspruch 1, in der die Absorptions- und Emissionsbanden in dem Bereich von etwa 400 bis etwa 1000 nm angeordnet sind.
Vorrichtung nach Anspruch 1, in der die Absorptionsbande in dem Bereich von etwa 400 bis etwa 700 nm liegt.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, in der die faseroptische Einrichtung (2) zusätzlich geeignet ist für die pH(CO₂)-Bestimmung, und die Einrichtung einen Fluoreszenzstrahlung emittierenden pH-Sensor und eine Fluoreszenz-Detektor-Einrichtung (34) umfasst.
Vorrichtung nach Anspruch 1, in der der Sensor Porphyrin umfasst.
Detektor-Vorrichtung nach Anspruch 7, in der das Porphyrin Metallporphyrin umfasst.
Detektor-Vorrichtung nach Anspruch 8, die eine Sauerstoffsensor-Verbindung umfasst, die phosphoreszieren kann und die Formel hat:
worin bedeuten: R₁ substituiertes oder unsubstituiertes Aryl; R₂ und R₃ unabhängig voneinander Wasserstoff bedeuten oder miteinander verbunden sind zur Bildung von substituiertem oder unsubstituiertem Aryl; und M H₂ oder ein Metall.
Detektor-Vorrichtung nach Anspruch 9, in der in der Sauerstoffsensor-Verbindung M steht für ein Metall, ausgewählt aus der Gruppe, die besteht aus Zn, Al, Sn, Y, La, Lu, Pd, Pt und Derivaten davon.
Sauerstoffsensor-Verbindung nach Anspruch 10, in der die Derivate LuOH, YOH, LaOH oder AlOH umfassen.
Detektor-Vorrichtung nach Anspruch 9, in der in der Sauerstoffsensor-Verbindung R₂ und R₃ miteinander verbunden sind unter Bildung eines Aryl-Systems.
Sauerstoffsensor-Verbindung nach Anspruch 12, in der das Aryl-System Phenyl, Naphthyl oder Anthryl umfasst.
Sauerstoffsensor Verbindung nach Anspruch 13, in der R₁ substituiertes Phenyl umfasst.
Sauerstoffsensor-Verbindung nach Anspruch 14, bei der es sich um Pd-meso-tetra-(4-carboxyphenyl)porphin handelt.
Detektor-Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 15, in welcher der Teil der faseroptischen Einrichtung, der von einem für Gas durchlässigen Film umgeben (eingeschlossen) ist, eine oder mehrere Rillen (62) aufweist.
Detektor Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 15, in welcher der Teil der faseroptischen Einrichtung, der durch den für Gas durchlässigen Film umgeben (eingeschlossen) ist, mindestens zwei oder mehr Rillen (62) aufweist, und wobei mindestens ein Teil der Rillen einen Phosphoreszenz, die durch Sauerstoff auslöschbar ist, emittierenden Sauerstoff-Sensor enthält und ein Teil einen Fluoreszenzstrahlung emittierenden pH-Sensor enthält.
Detektor-Vorrichtung nach einem der Ansprüche 6 bis 16, in welcher der Teil der faseroptischen Einrichtung (2), der von dem für Gas durchlässigen Film (10) umgeben (eingeschlossen) ist, eine Vielzahl von getrennten und unterschiedlichen Reservoir-Abteilen bildet, wobei eine Reihe dieser Abteile einen Phosphoreszenzstrahlung, die durch Sauerstoff auslöschbar ist, emittierenden Sauerstoff Sensor enthält und eine Reihe dieser Abteile einen Fluoreszenzstrahlung emittierenden pH-Sensor enthält.
Detektor-Vorrichtung nach Anspruch 1, in der das Reservoir (14) eine Lösung eines Phosphoreszenzstrahlung, die durch Sauerstoff auslöschbar ist, emittierenden Sauerstoffsensors und eines Fluoreszenzstrahlung emittierenden pH-Sensors enthält.