DE3019234C2 - Einrichtung zur in vivo Blutmessung - Google Patents

Description

— ■ daß eine Vielzahl von Lichtquellen (100)

zwei- oder dreidimensionaler Anordnung Lic strahlen unter unterschiedlichen Winkeln das zu untersuchende Organ richten,

— daß den einzelnen Lichtstrahlen jeweils Lic detektoren (101) zugeordnet sind und

— daß die einzelnen Lichtstrahlen in einer stimmten Folge nacheinander zugeführt ι mit den Lichtdetektoren abgetastet werden, durch aufeinanderfolgenden Vergleich Meßwellenlängen mit den Bezugswellenlänj die Stoffwechselaktivität des Organs in stimmten räumlichen Bereichen zu ermitteln

14. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1

13, dadurch gekennzeichnet, daß die Lichtleiter Aufnahme des am untersuchten Organ reflektier Lichts in einem Mindestabstand von den Lichtleit angeordnet sind, der entsprechend der unterschie chen Lichtstreuung im untersuchten Organ bzw umgebenden Körpergewebe gewählt wird.

15. Einrichtung nach Anspruch 14, dadurch kennzeichnet, daß der Lichtleiter zur Zuführung Lichtimpulse als ringförmiges Lichtleiterbüi (225) ausgebildet ist und über einen zentral ange< neten weiteren Lichtleiter (227) verfügt, über das am Körpergewebe gestreute Licht abgen men wird.

16. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1 15, dadurch gekennzeichnet, daß sie zur Bestimm der Strömungsgeschwindigkeit des Blutes eines tienten verwendet wird, dem ein vom Blut aufne barer Stoff mit charakteristischer differentieller sorption verabreicht wurde.

Die Erfindung betrifft eine Einrichtung zur in Blutmessung nach dem Oberbegriff des Hauj Spruchs.

Eine derartige Einrichtung soli zu einer in natürli

Lage ausführbaren Messung am lebenden Organ ohne Eingriff und Verletzung erfolgen, wobei Änderungen im Oxidations-Reduktionszustand des zellulären Cytochroms und ferner Änderungen des Blutvolumens im Haut- und Knochengewebe sowie die Sauerstoffsättigung des Hämoglobins und die Strömungsgeschwindigkeit des Blutes in einzelnen Organen oder Extremitäten feststellbar sein soll. Die Einrichtung ist zur Messung sowohl am tierischen als auch am menschlichen Körper geeignet.

Es ist allgemein bekannt, daß ein ausreichender Stoffwechsel und insbesondere eine ausreichende Sauerstoffversorgung wichtige Parameter sind, um die Funktion irgendwelcher Körperorgane abzuschätzen. Dies ist augenscheinlich, wenn man bedenkt, daß die notwendige Energie für die Sicherstellung der Funktion des Gewebes für mehr als 94% durch die oxidative Reaktion sichergestellt wird, bei welcher eine Umwandlung von Sauerstoff zu Wasser erfolgt. Wenn nicht genügend Sauerstoff zur Verfügung steht, wirkt sich dies schädigend auf die entsprechenden Organe aus. Bei einem starken Sauerstoffmangel verliert nach einer gewissen Zeit das Organ seine Lebensfähigkeit.

Obwohl alle Organe durch Sauerstoffmangel nachteilig beeinflußt werden, bereitet ein solcher Sauerstoffmangel insbesondere im Hirn große Probleme, da dieses mit seiner Funktion sehr stark von einer ausreichenden Sauerstoffversorgung abhängt. Bereits das Fehlen von Sauerstoff für mehr als einige Sekunden löst Fehlfunktionen aus, die beim Fehlen nach mehreren Minuten bereits zu irreversiblen Schäden führen. Ein geringerer Sauerstoffmangel kann sich im teilweisen Ausfall von Gehirnfunktionen, insbesondere in den oberen Zentren der Großhirnrinde auswirken.

Wegen dieser vitalen Bedeutung der Sauerstoffversorgung in der menschlichen Physiologie wurden intensive Bemühungen angestellt, um diesen Parameter in den verschiedenen Organen und insbesondere im Herz und im Hirn messen zu können. Bisher gab es keine Möglichkeit einer solchen Messung ohne Verletzung des Körpers infolge eingeführter Sonden. Es gibt Sekundärverfahren, bei welchen durch indirekte Methoden ein Sauerstoffmangel feststellbar ist, z. B. aufgrund von Änderungen, die sich bei elektroenzephalographischen Aufzeichnungen zeigen. Mit Hilfe dieser Aufzeichnungen lassen sich ernste hypoxische und anoxische Zustände im Hirn feststellen. Mit Hilfe von elektrokardiographischen Aufzeichnungen ist es auch möglich, einen Sauerstoffmangel im Herzen festzustellen. Diese Verfahren haben jedoch nur dann die Möglichkeit einer Diagnostik geboten, wenn bereits pathalogische Zustände vorlagen und die Schädigung der Organe einen ernsthaften Zustand eingenommen hat. Messungen des zerebralen Blutflusses und neuerdings auch des myokardialen Blutflusses begründen die Annahme, daß ein nicht ausreichender Kreislauf die Hauptursache für die mangelnde Versorgung des Gewebes mit Sauerstoff ist. Obwohl diese Annahme für viele Fälle korrekt ist, bleibt die Tatsache bestehen, daß die Aussagen durch die Möglichkeit arterieller-venöser Umleitungen beeinflußt sein können und nicht in der Lage sind, einen unzureichenden Blutfluß im Mikrobereich festzustellen, insbesondere, wenn im Makrobereich Änderungen auftreten.

Der lokale Blutfluß wird zur Zeit mit Hilfe von radioaktivem Material gemessen, das in die Blutbahn eingeführt und während der Zirkulation durch den Körper ausgemessen wird. Dies kann in Form einer Inhalation radioaktiver Isotopen eines Gases oder auch durch arterielle bzw. venöse Injektion einer Lösung mit einem gelösten isotopischen Gas erfolgen. Ein solches Gas muß ausreichend löslich und leicht im Blutstrom sowie im Gewebe zu verteilen sein und andererseits eine genügend starke Strahlung aufweisen, damit sie das Außengewebe durchdringen kann. In der Regel findet Xenon 133 Verwendung. Ein herkömmliches Verfahren besteht in der Verabreichung einer Pille im Xenon 133, welche in die Arterie eingeführt wird oder im Einatmen

ίο eines Gasgemisches, das Xenon 133 enthält. Dieses Gasgemisch wird so lange eingeatmet, bis sich im zerebralen Gewebe eine Sättigung eingestellt hat. Der Blutfluß über die Lunge eliminiert das Xenon 133 sehr rasch vom Blut, so daß das Strahlungsniveau im arteriellen Bereich schnell absinkt. Daraufhin wird das Xenon 133 aus dem Gewebe mit ausgewaschen, indem es mit xenonfreiem arteriellen Blut ausgetauscht wird. Die Geschwinidgkeit, mit der ein solches Verfahren durchgeführt werden kann, hängt im wesentlichen von dem Blutfluß durch das zu beobachtende Organ ab. In der Regel werden mehrere Beobachtungen gleichzeitig angestellt, wobei die erste auf das Blut gerichtet ist und die weiteren Funktionen des Gewebes berücksichtigen, welche in Abhängigkeit von unterschiedlichen Kreislaufparametern auftreten. Diese die Auswaschung beschreibenden Kurven erstrecken sich über viele Minuten entsprechend der Zirkulation des Blutes durch das Gewebe. Aufgrund möglicher Kreislaufschäden sind Abzüge zu machen, ebenso für mögliche Mängel der Sauerstoffversorgung zum Gewebe. Neben der Tatsache der indirekten Messung darf der Nachteil nicht aus dem Auge verloren werden, daß der Patient einer radioaktiven Belastung unterzogen wird.

Ein anderes Verfahren, um die Sauerstoffaufnahme eines Organs zu ermitteln, besteht in der arteriellen venösen Differenztechnik, mit welcher die Sauerstoffkonzentration im arteriellen, dem Gewebe zugeführten Blut, und im venösen, vom Gewebe abfließenden Blut gemessen wird. Es ist bekannt, daß diese Verfahren zum Beispiel bei der Untersuchung des Gehirnes mit starken Belastungen des Patienten verbunden sind, da Sonden eingeführt werden müssen. Außerdem muß der Gesamtblutstrom gemessen werden, damit die Sauerstoffaufnahme errechnet werden kann. Außerdem ist die Messung der myokardialen Sauerstoffaufnahme ausgeschlossen, da reines venöses Blut vom Herzmuskel nicht routinemäßig erhalten werden kann.

Für die Untersuchung der Sauerstoffsättigung im arteriellen Blut ist die Oxymetrie bekannt. Diese Technik ist jedoch nicht darauf gerichtet, primäre Informationen über den organischen oder zellulären Stoffwechsel zu liefern und insbesondere nicht über den oxidativen Stoffwechsel. Die Oxymetrie ist als solche allgemein bekannt und vielfach beschrieben (US-PS 34 63 142, 36 47 299,38 25 342,39 98 550 und 40 86 915).

Die Durchleuchtung von Gewebe mit Hilfe von Laserstrahlen ist bekannt, wobei auch darauf hingewiesen ist, daß die Strahlungsenergie ein bestimmtes Niveau nicht übersteigen darf, um das Gewebe nicht zu schädigen (US-PS 37 69 963, 37 64 008 und 40 77 399). Die Durchleuchtung des Körpers mit Laserstrahlen ist auch aus dem Buch »Biomedical Aspects of the Laser«, Springer Verlag, New York, 1967 von Leon Goldman, M. D. Daraus kann man entnehmen, daß Laserlicht die Eigenes schaft hat, sich über verhältnismäßig lange Gewebestrecken auszubreiten.

Schließlich sind auch Schaltungen bekannt, um Lichtimpulse auszumessen (US-PS 37 99 672, 38 04 735 und

39 23 403). Es ist auch bekannt, daß im isosbestischen Punkt die Absorption des Lichtes für sauerstoff gesättigtes Blut und sauerstoffarmes Blut gleich ist (US-PS 38 04535). Obwohl mit photometrischen Mitteln die Sauerstoffsättigung im arteriellen Blut oder in Blutproben feststellbar ist, sind die bekannten Methoden nicht geeignet, eine solche Feststellung ohne Verletzung des menschlichen oder tierischen Körpers im lebenden Zustand und in natürlicher Lage vorzunehmen.

Aus der Veröffentlichung »The Choroidal Eye Oximeter: An Instrument for Measuring Oxygen Saturation of Choroidal Blood in Vivo« von R. A. Laing et al in IEEE Transactions on Biomedical Engineering, Vol. BME-22, No. 3, Mai 1975, S. 183 ff. ist ein Oximeter bekannt, mit dem der Sauerstoff-Gehalt von Blut im Augenhintergrund ohne Eingriff oder Einführung von Sonden bestimmt werden kann. Dazu wird die hohe optische Durchlässigkeit des Augapfels ausgenutzt und die unterschiedliche spezifische Absorption von sauerstoffreichem bzw. sauerstoffarmem Hämoglobin im Infrarotbereich gemessen. Mit dieser Einrichtung soll zwar auch die Sauerstoffversorgung des Gehirns gemessen werden, doch bleiben die Aussagen darüber fehlerbehaftet, da beim Bluttransport vom Auge zum Gehirn noch eine Vielzahl von Störeinflüssen auftreten kann.

In gleicher Weise treten bei dem Verfahren nach dem US-Patent 39 58 560 Fehlereinflüsse auf, wenn eine GIucosebestimmung durch Strahlungsabsorption im Auge eines Patienten erfolgt

Die vorliegende Erfindung stellt sich daher die Aufgabe, eine Einrichtung der eingangs genannten Art anzugeben, mit der eine Bestimmung des Blutsauerstoffs und der Oxidation Stoffwechselvorgänge direkt innerhalb eines im Körperinnern gelegenen Organs in kontinuierlicher und schneller Weise erfolgen kann, ohne daß eine Verletzung, ein Eingriff oder eine sonstige Beeinträchtigung des Patienten erforderlich ist

Diese Aufgabe wird durch die im Anspruch 1 gekennzeichnete Erfindung gelöst; Ausgestaltungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen gekennzeichnet.

Die Erfindung macht von der neuen Erkenntnis Gebrauch, daß geeignet gewählte Wellenlängen im nahen Infrarot auch nach Durchlaufen mehrerer Zentimeter dicker Gewebe- und Knochenschichten noch mit einer für empfindliche Messungen ausreichenden Intensität aus dem Körper wieder austreten; die eingestrahlte Intensität bleibt dabei in dem für die untersuchten Personen zuträglichen Wertebereich.

Besonders ausgesuchte Kombinationen von Meß- und Bezugswellenlängen ermöglichen durch Auswertung der differentiellen Absorption von Stoffwechselprodukten, Schlüssen über den oxidativen Stoffwechsel im untersuchten Organ selbst zu ziehen.

Es ist bekannt, daß das zelluläre Enzym Cytochrom a, a3 eine Schlüsselrolle beim oxidativen Stoffwechsel spielt Das Enzym tritt direkt mit dem Sauerstoff in Wechselbeziehung und vermittelt die Freisetzung der Energie während der Reduktion von molekularem Sauerstoff zu Wasser. Dies wird erreicht durch die katalytische Zufuhr von vier Elektronen zum Sauerstoff und die nachfolgende Verbindung mit vier Wasserstoffionen. Bei einer ausreichenden Sauerstoffversorgung ergibt sich eine Akkumulation der Elektronen, so daß das Enzym einen mehr reduzierten Gleichgewichtszustand annimmt Damit kann man durch die gleichzeitige Messung und Überwachung des Reduktions-Oxidationszustands dieses Enzyms eine Information über die Sauerstoffversorgung im Gewebe bzw. Organ erhalten.

Mit Hilfe der Erfindung ist es möglich, den Reduktions-Oxidationszustand des Enzym Cytochrom a, aj und damit den oxidativen Stoffwechsel in einem Gewebe bzw. Organ zu ermitteln. Die für die Messung ausgewählten Lichtstrahlen liegen im nahen Infrarotbereich, wobei mit zumindest zwei periodisch wiederkehrenden Wellenlängen das Organ ausgemessen wird, wobei die eine Wellenlänge derart ausgewählt ist daß sie einem

ίο Wert entspricht bei welchem die Strahlung vom Cytochrom besonders stark ist Mit einer oder mehreren weiteren Wellenlänge, die außerhalb des Absorptionsbereiches des Cytochrom liegen, werden Bezugsgrößen geschaffen, um Einflüsse auszuschalten, die die Meßergebnisse verfälschen.

Je nachdem, welches Organ überprüft werden soll, findet eine Durchleuchtungstechnik oder eine Reflexionstechnik Verwendung. Bei der Messung des oxidativen Stoffwechsels im Bereich des Hirns kann es zweckmäßig sein, die Reflexionstechnik zu benutzen, wobei der Eintrittspunkt für die Strahlung und der Austrittspunkt einige cm auseinander entfernt liegen. Mit Hilfe des unmittelbar im Bereich des Eintrittspunktes reflektierten Lichtes kann ein Korrekturfaktor ermittelt werden, der. sich aus der Änderung des Blutvolumens im darunterliegenden Haut- und Knochengewebe ergibt Durch entsprechende Maßnahmen läßt sich sowohl das von der Grausubstanz als auch von der Weißsubstanz des Gehirnes gestreute Licht ermitteln und durch Vergleich daraus die Sauerstoffversorgung der Grausubstanz ableiten. Dadurch ist es möglich, einzelne Bereiche zu lokalisieren und die gewünschten Werte abzuleiten.

Neben der Überwachung und Ausmessung des zellulären oxidativen Stoffwechsels mit Hilfe des Cytochroms a, a₃ bietet die Erfindung auch die Möglichkeit, andere Kreislaufparameter zu ermitteln. So kann mit Hilfe des Hämoglobinbandes bei etwas verschiedenen Wellenlängen, z. B. zwischen etwa 740 nm und 780 nm die Sauerstoffsättigung des einem Organ zugeführter Blutes ermittelt werden. Auch Informationen über das gesamte Blutvolumen eines Organs sind mit Hilfe dei Überwachung des Hb-HbO₂-isosbestischen Punkte: möglich. Dieser Begriff aus der Spektrophotometrie be zieht sich auf eine Wellenlänge, bei welcher zwei For men desselben Moleküls oder derselben Molekülmi schung dieselbe Absorptionsintensität haben. Im vorlie genden Fall handelt es sich um das sauerstoffgesättigt« und das sauerstoffverarmte Hämoglobin, wobei die Ab Sorptionswellenlänge etwa zwischen 810 nm un< 820 nm liegt. In der Regel kann eine Wellenlänge vo etwa 815 ± 5 nm benutzt werden, ohne daß die Ergeh nisse gefährden werden, wenn die Messungen auf gerir ge Fehler schlecht ansprechen.

Auch ein breiterer Wellenlängenbereich kann der Zweck dienen, da selbst geringe Änderungen im Blutvc lumen die mögliche Interferenz durch Hämoglobinve: Schiebungen von Hb nach HbO2 und zurück überwit gen. Eine weitere Ausgestaltung sieht vor, daß zw Wellenlängen, welche auf die Interferenzreaktion ir entgegengesetzten optischen Dichteverhalten reagi ren Verwendung finden. Damit erhält man fi Hb i- HbOj gleiche Werte der optischen Dichteunte schiede (^iOD). aber mit entgegengesetzten Vorzeichi bei etwa 788 nm und 870 nm. Diese Signale mit gleich Amplitude bei entgegengesetzten Vorzeichen und zw verschiedenen Wellenlängen werden auch als kontrab stisches Paar bezeichnet Es ist dabei besonders nützlic wenn zwei Bezugswellenlängen benutzt werden, c

beiderseits der zu messenden Absorptionsspitze liegen. Wenn die Interferenzreaktion unterdrückt werden soll, können eine Reihe von Wellenlängen benutzt werden, bei welchen die Summe der Änderungen der optischen Dichte 0 wird. Man spricht dabei von äquibestischen Paaren, welche dazu dienen können, Fehler zu korrigieren, die durch Spektraleffekte aufgrund der Verschiebung von Hb zu HbO₂ und zurück auftreten können. Für diesen Fall wird eine Bezugswellenlänge ausgewählt, welche einen gleichen optischen Dichteeffekt in derselben Richtung hat als dieser bei der Meßwellenlänge auftritt, wenn eine Interferenzreaktion erfolgt.

Mit Hilfe der Erfindung ist es auch möglich, die Strömungsgeschwindigkeit des Blutes zu messen, indem eine geringe Farbmenge dem Blut beigegeben wird, welche Absorptionseigenschaften im nahen Infrarotbereich zeigt. Anstelle der beigegebenen Farbe kann auch ein Indikationsgasgemisch mit einem Atemzug eingeatmet werden, welches pro Atemzug eine hohe und eine niedere Sauerstoffkonzentration hat Es ist auch möglich, dem Gas eine unschädliche Menge von Kohlenmonoxid beizumischen, um die gewünschte Messung ausführen zu können. Durch die Auswahl von zwei Wellenlängen für die differentielle Ausmessung der optischen Dichte des Organs im Spektralbreich des Absorptionsbandes der Farbe kann man das Auftreten des Indikators und das langsame Abfallen in dem Kreislauf feststellen und damit die sogenannte Übergangszeit ausmessen. Diese Übergangszeit ist ein direktes Maß für den Blutfluß. In entsprechender Weise kann auch die Differenz der optisehen Dichte von Hämoglobinkomponenten Verwendung finden, um optische Reaktionen auszulösen, wenn beim Einatmen der Luft plötzlich und kurzfristige Änderungen im Atmungsrhythmus vorgenommen werden.

Die Vorteile und Merkmale der Erfindung ergeben sich auch aus der nachfolgenden Beschreibung von Ausführungsbeispielen in Verbindung mit den Ansprüchen und der Zeichnung. Es zeigt

F i g. 1 eine graphische Darstellung der Änderung der optischen Dichte im menschlichen Gehirn bei einer Wellenlänge von 815 nm, wobei die Photonenzahl über der Zeit aufgetragen ist und eine zunehmende zerebrale Blutleere infolge einer Hyperventilation auftritt;

Fi g. 2 ein Diagramm, aus welchem die Änderung im Hämoglobin-Blutvolumen und im Blutdruck hervorgehen, die sich durch Änderungen der Strahlungsabsorptionscharakteristik des zerebralen Hämoglobin im Kopfe einer Katze während eines temporären Sauerstoffmangels ergeben, indem eine künstliche Beatmung für 3 Minuten nach der Paralyse des Tiers unterbrochen wurde;

F i g. 3 Änderungen des Enzyms Cytochrom beim Übergang von einem sauerstoffgesättigten in einem sauerstoffverarmten Zustand sowie Änderungen im Blutvolumen und im Blutdruck, die sich aufgrund von Änderungen der Strahlungsabsorptionseigenschaften des zerebralen Cytochroms a, a₃ bei einem Versuch gemäß F i g. 2 ergeben;

F i g. 4A die Änderung der optischen Dichte für eine Anzahl von Wellenlängen, wie sie bei der Durchleuchtung einer Katze auftreten, wobei die gestrichelte Linie das Hämoglobinspektrum und die ausgezogene Linie den Trend der Daten zeigt gegenüber dem Hämoglobindifferenzspektrum ;

Fig.4B eine Darstellung der Absorptionsspektren des Hämoglobins im sauerstoffgesättigten und sauerstoffverarmten Zustand;

F i g. 4C eine Darstellung der Änderung des Blutes beim Übergang von sauerstoffarmem in sauerstoffreiches Hämoglobin, aus dem das kontrabestische Paar von Wellenlänge hervorgeht, mit welchem sowohl Änderungen im Blutvolumen als auch Änderungen in der Sauerstoffsättigung nachgewiesen werden können;

F i g. 5 ein Blockdiagramm der Einrichtung gemäß der Erfindung bei der Anwendung der Durchleuchtungstechnik;

F i g. 6 ein detailliertes Blockdiagramm nach dem prinzipiellen Aufbau gemäß F i g. 5;

F i g. 7 ein Blockdiagramm einer Rückkopplungssteuerung, um Änderungen im Blutvolumen und im Blutvolumenfluß festzustellen;

F i g. 8 ein detailliertes Blockdiagramm für die Einrichtung gemäß der Erfindung beim Durchleuchten des Herzens;

Fi g. 9A bis 9D verschiedene Variationen der Positionierung der Lichtquellen und Lichtsensoren bei der Untersuchung des menschlichen Hirns;

Fig. 10 eine Andeutung für die Verwendung der Erfindung für eine tomographische Aufzeichnung;

Fig. 11 ein Blockdiagramm zur Verwendung der Erfindung für ein tomographisches Aufzeichnungsverfahren in einer Ebene;

Fig. 12 eine Erläuterung für die Verwendung der Erfindung bei einer Reflexionstechnik zur Untersuchung des menschlichen Gehirnes;

Fig. 13 die Abhängigkeit der Entfernung zwischen dem Eintrittspunkt und dem Austrittspunkt des Lichtes und der Signalspannung für die Reflexionstechnik;

Fig. 14 eine schematische Erläuterung der Reflexionstechnik;

Fig. 15 einen Schnitt durch ein Glasfaserbündel zur Verwendung bei der Reflexionstechnik;

F i g. 16 den Verlauf der Reduktion von Cuz. des Cytochroms a, a3 und die Abnahme des Blutvolumens während einer Hyperventilation von 1 Minute unter Verwendung der Reflexionstechnik;

Fig. 17 und Fig. 17A die Abhängigkeit der Sauerstoffkonzentration und der Kohlensäurekonzentration beim Atmen von 5% CO₂ und 95% O₂ für 90 Sekunden.

Die hervorstechendste Eigenschaft der vorliegenden Erfindung ergibt sich aus der Beobachtung, daß Lichtenergie im nahen Infrarotbereich mit Wellenlängen von etwa 700 nm bis etwa 1300 nm und bei verhältnismäßig geringer, nicht schädlicher Dichte sowohl ein weiches Gewebe als auch Knochen durchdringen kann, welche ein lebendes Organ umgeben. Dieses das Organ durchdringende Licht kann nach einem verhältnismäßig langen Weg empfangen werden und erfährt eine dem oxidativen Stoffwechsel entsprechende Veränderung. Die Wellenlängen des Lichtes, die sich als kritisch herausgestellt haben, liegen zwischen etwa 700 nm und etwa 1300 nm, da in diesem Bereich sauerstoffgesättigtes Hämoglobin (HbO₂) eine extrem niedere Absorptionscharakteristik hat, wogegen unter einem Sauerstoffmangel leidendes Hämoglobin (Hb) eine schwache Absorption zeigt, die langsam mit abnehmender Wellenlänge ansteigt und unterhalb 815 nm etwa bei 760 nm ein kleines Absorptionsmaximum annimmt. Wegen dieser optischen Eigenschaften kann der Gleichgewichtszustand zwischen Hb und HbO₂, d. h. das venöse-arterielle Mittel festgestellt werden.

Von zusätzlicher und weiterer Bedeutung ist das Cytochrom a, a3, das im lebenden Körpergewebe ebenfalls eine sauerstoffabhängige Absorption in einem Bereich der Wellenlängen zwischen etwa 700 nm und 1300 nm zeigt Wenn dieses Schlüsselenzym bei oxidativen Reak-

tionen genügend Sauerstoff zur Verfügung hat, ergibt sich eine leichte Absorption in einem Bandbereich zwischen etwa 780 nm und 870 nm, wobei das Maximum etwa bei 820 nm bis 840 nm liegt Das Fehlen von Sauerstoff führt zu einer völligen Reduktion des Enzyms und einem damit verbundenen Verschwinden des Absorptionsbandes.

Cytochrom a, a.3 ist das Endglied der mitochondrischen Atmungskette und wirkt als Spender von vier Elektronen an den molekularen Sauerstoff im letzten Schritt des Hauptweges des oxidativen Stoffwechsels in der Zelle. Bei dieser Reaktion werden die Elektronen von den vier metallischen Reduktions-Oxidations-Komponenten des Enzyms, nämlich den zwei Eisenatomen der a, a3-Häm und den zwei Kupferatomen zum Sauerstoff transferiert. Die nachfolgende oder gleichzeitige Vereinigung mit vier Wasserstoffionen führt zur Bildung von H2O. Die freie Energiedifferenz zwischen dem Wasserstoff in den Stoffwechselsubstraten und im H2O wird in Form hochenergetischer Phosphatbindungen während der oxidativen Phosphorylierung des Adenosindisphosphat (ADP) zu Adenosintriphosphat (ATP) teilweise erhalten^ Die letztere Verbindung dient als primärer, freier Energieträger in der Zelle und deckt den freien Energiebedarf der meisten endergonischen Reaktionen, welche für normale physiologische Funktionen und das Oberlegen der Zelle erforderlich sind. Da mehr als 90% der cellulären Produktion von ATP durch oxidative Phosphorylierung erfolgt, und da der Sauerstoffbedarf durch das Verhältnis des Elektronentransfers vom Cytochrom a, aj zum Sauerstoff gesteuert wird, spielt dieses Enzym eine kritische Rolle beim cellulären, oxidativen Stoffwechsel bzw. der Energetik. Beim Fehlen von ausreichend O2 werden Elektronen im Cytochrom a, a3 gesammelt, wodurch ein reduzierter Gleichgewichtszustand ausgelöst wird. Durch die Erfindung ergibt sich die Möglichkeit der direkten Messung des Reduktions-Oxidationszustandes des Enzyms, wobei die aus der Messung abgeleiteten Daten das Vorhandensein von ausreichend Sauerstoff und dessen Verwertung bzw. Verwendung im lebenden Gewebe bzw. im Organ erkennen lassen.

Bei einer derartigen kontinuierlichen und nicht verletzenden Messung des Reduktions-Oxidationsgleichsgewichts des Cytochrom a, aj am lebenden Körper wird eine Infrarotstrahlung geeigneter Wellenlänge und geeigneten Energieniveaus sowie mit einer entsprechend geringen Strahlungsdichte auf der einen Seite des Organs zugeführt und durch das Organ hindurchgeleitet bzw. an diesem reflektiert Das empfangene Streulicht auf der anderen Seite des Organs wird einem Photoelektronen-Vervielfacher für die Ausmessung der Strahlung zugeführt.

Die Messung bzw. die Überwachung kann in einem Zweifach- oder Dreifachmode erfolgen, wobei eine Wellenlänge dafür ausgewählt wird, das Meßsignal zu liefern und die andere Wellenlänge als Bezugssignal Verwendung findet Die Meßwellenlänge liegt vorzugsweise bei etwa 840 nm im Zentrum der beim lebenden Organ beobachteten Absorptionsspitze des Cytochroms a, 33, wobei jedoch nicht nur diese Wellenlänge des Absorptionsbandes verwendet werden muß, sondern auch andere Wellenlängen hierfür geeignet sind.

Beim Ermitteln der Differenz zwischen den Meßsignalen und den Bezugssignalen heben sich nicht spezifisehe Änderungen sowohl des Übertrags- als auch des Refiexionsverhaltens, die der eytochromatischen Absorption nicht zuzuordnen sind, gegenseitig auf. Mit Hilfe geeigneter elektronischer Schaltungen werden Signale separat verstärkt und demoduliert sowie Gleichstromsignale umgewandelt, die dann von ei Differenzialaufzeichnung subtrahiert werden.

Bei einer Version des Zweifachmode wird der isos stische Punkt des Hb-HbO₂ bei etwa 815 nm ± 5 nm Bezugswellenlänge benutzt, wobei das erzeugte Sig einer Rückkopplung unterworfen wird, um Änderung im Blulvolumen zu kompensieren. Zu diesem Zwt wird eine negative Rückkopplungsschaltung an Hochspannungsquelle angeschlossen, welche auch < Photoelektronen-Vervielfacher versorgt, um eine Kc pensation für das Bezugssignal zu bewirken, welc sich in Abhängigkeit von Änderungen des Blutvolum im überwachten Gewebe ändert Die Spannungseins lung wird während des nachfolgenden Intervalls, wc die Meßwellenlänge übertragen wird, beibehalten, die Spannungsänderung der an den Photoelektron Vervielfacher angelegten Spannung direkt proportic zur Amplitude der Änderung des Blutvolumens im ο sehen Weg ist, wird durch diese Spannungsänderung wichtige Kreislaufparameter ausgemessen und k. aufgezeichnet werden.

Beim Dreifachmode werden drei Wellenlängen nutzt, und zwar eine Meßwellenlänge und zwei Bezi Wellenlängen. Es ist wünschenswert, daß die beiden zugswellenlängen verhältnismäßig nah beieinander beiderseits der Meßwellenlänge liegen. So kann z. B. eine Bezugswellenlänge etwa 100 nm oder auch w ger unterhalb der Meßwellenlänge und die andere zugswellenlänge etwa 100 nm oberhalb der Meßwel länge liegen. Wenn eine Interferenz durch Ander des Blutvolumens vorhanden ist, wird für die bei Bezugswellenlängen von einem kontrabestischen F Gebrauch gemacht. Wenn die Änderungen von Ht HbO₂ und zurück gegenüber Änderungen im Blutv men überwiegen, wird ein äquibestisches Paar verv det

Es wurde überdies festgestellt, daß Hämoglobin a sauerstoffabhängige Absorptionseigenschaften im hen Infrarotbereich des Spektrums besitzt, wodurch kontinuierliches Ermitteln bzw. Überwachen des HbO₂-Gleichgewichtszustandes möglich ist In der xis wird von der Tatsache Gebrauch gemacht, daß erstoffunterversorgtes Hämoglobin (Hb) eine schwi Absorption zeigt, welche langsam mit abnehmet Wellenlänge unterhalb 815 nm eine kleine Überhöh im Bereich von etwa 760 nm durchläuft Auf diese W kann der Hb-HbO₂-Gleichgewichtszustand durch Differenzmessung bei Wellenlängen von etwa 76C und 815 nm bestimmt werden, wobei die Wellenli von 815 nm, welche im isosbestischen Punkt liegt Bezugssignal dient

Aus dem Vorstehenden geht hervor, daß damit Möglichkeit geboten ist entweder durch eine Du leuchtung oder durch eine Reflexion am lebenden 1 per ohne Verletzung und Einführen von Sonden kontinuierliche Messung von drei Parametern mit ü schneidender Bedeutung möglich ist, welche mit Stoffwechsel des Organs in Wechselbeziehung sti und insbesondere bei Situationen Informationen den Zustand des Kreislaufes und der Sauerstoffvegung liefern, wenn diese Informationen benötigt den. Diese drei Parameter sind:

1. die angemessene Sauerstoffversorgung für normale Funktion des Cytochroms a, a3, welche celluläres Enzym mehr als 90% des in einem Ie

den Gewebe verbrauchten Sauerstoffs vermittelt;

2. das gesamte im zu untersuchenden Gewebe vorhandene Blutvolumen,

3 der Status des relativen Überwiegens des sauerstoffgesättigten arteriellen Blutes (HbO₂) und des sauerstoffverarmten venösen Blutes (Hb). Entweder mit der Durchleuchtungs- oder der Reflexionstechnik gemäß der Erfindung kann der Blutstrom, wie erwähnt, überwacht und mit den erwähnten Parametern in Relation gesetzt werden, wobei mit einer separaten Überwachung der erwähnten drei Parameter die Erfindung die Möglichkeit einer Beurteilung einer Vielzahl von Parametern bietet.

Bei einer bevorzugten Ausführungsform werden alle drei Parameter gleichzeitig mit einem einzigen System überwacht bzw. abgetastet, wobei drei Wellenlängen Verwendung finden, von welchen eine als Bezugswellenlänge dient. Die Strahlung der drei Wellenlängen wird abwechselnd dem zu überprüfenden Gewebe in einer Folge zugeführt, die eine ausreichende Auflösung für die schnellsten Stoffwechselreaktionen bietet. Eine Signalfolge von mehr als 30 Hz kann hierfür geeignet sein. Es wird ein isosbestischer Punkt für das Hb-HbO₂ bei einer Wellenlänge von 815 nm ± 5 nm verwendet, um ein Bezugssignal zu erhalten, das von dem Meßsignal subtrahiert ist. Die eine Meßwellenlänge ermittelt den Spitzenwert des oxidierten Cythochroms a, a3 bei etwa 840 nm, während die andere Meßwellenlänge ein Signal für den Gleichgewichtszustand des Hb-HbO₂ durch die Abtastung der Absorptionsspitze bei etwa 760 nm des sauerstoffverarmten Hämoglobins liefert. Die Meßwellenlängen sind nicht auf die Werte von 760 nm und 840 nm begrenzt, da andere Wellenlängen im Absorptionsband des Cythochroms a, aj und des Hämoglobin ebenfalls verwendet werden können. Das rückgekoppelte Bezugssignal kompensiert die Änderungen des Blutvolumens und wird benutzt, um das Blutvolumen im Prüfgewebe festzustellen. Entsprechend wird, wie bereits erwähnt, die Spannungsänderung in der Rückkopplungsschleife als Maß für die Änderung des Blutvolumens aufgezeichnet.

Bei einem anderen Beispiel wird eine Wellenlänge von etwa 840 nm für die Messung des Absorptionsbandes oxidierten Cytochroms a, a3 verwendet, wogegen die Signale, welche man von den zwei ein kontrabestisches Paar bildenden Wellenlängen im Hämoglobinspektrum erhält, summiert werden, um eine Korrektur und ein Maß für die Änderung des Blutvolumens im getesteten Organ in derselben Weise zu erhalten, wie dies bei einer einzigen Hb-HWVisosbestischen Wellenlänge der Fall ist. Wie man aus F i g. 4C entnehmen kann, ist die mathematische Differenz zwischen Absorptionsänderungen bei zwei kontrabestischen Wellenlängen eine Größe der Verschiebung des Hb-HbO2-Gleichgewichtszustandes im Organ, welche entweder durch die Änderung der Sauerstoffversorgung für das Organ oder durch Änderungen bzw. Fehlfunktionen im Stoffwechselumsatz ausgelöst werden. Somit liefert die Verwendung eines kontrabestischen Wellenlängenpaares beiderseits der Meßwellenlängen nicht nur eine bessere Korrektur für das Cytochrom a, a₃-Signal während des Auftretens von Änderungen im Blutvolumen und in der Lichtstreuung, sondern gleichzeitig auch Informationen über die Verschiebung der Hämoglobin-Sauerstoffsättigung im Blut bezüglich des Testorgans

Nachfolgend werden einige Ergebnisse erläutert, welche unter anderem die Durchleuchtungstechnik verwendet, um die Einsetzbarkeit der Erfindung am lebenden, unverletzten und in natürlicher Lage befindlichen Körper zu demonstrieren und um an einem funktionstüchtigen Organ eine kontinuierliche Überwachung der oxidativen Parameter und der Kreislaufparameter vorzunehmen. Ferner wird auch zum selben Zweck die Reflexiontstechnik erläutert.

Experiment 1

Da das Gehirn von Lebewesen bezüglich der Sauerstoffabhängigkeit für die Normalfunktion am empfindlichsten ist, und da das Gehirn mit der geringsten Beeinflussung durch darüberliegendes Gewebe am leichtesten zugänglich ist, wurden die ersten Experimente am Gehirn einer Katze durchgeführt, wobei der intakte Schädel und die Muskulator sowie die Haut mit dem Verfahren der Durchleuchtung untersucht wurden.

Zur Vorbereitung des Experimentes wurde das Tier mit 40 mg/kg Körpergewicht Pentobarbital anästhesiert sowie tracheotomiert und intubiert und ferner mit Kanülen in den Arterien und Venen des Oberschenkels versehen. Im Bereich der Schläfen wurde eine Fläche von etwa 2 cm² vom Haar befreit. Der Kopf des Tieres hatte zwischen den beiden Schläfen eine Dicke von 4,86 cm und wurde mit Hilfe eines Halters immobilisiert. Im Bereich der Schläfen wurden Glasfaserbündel fest gegen die Hauptoberfläche gedrückt. Das eine Glasfaserbündel diente der Übertragung einer Lichtstrahlung im nahen Infrarotbereich, wobei zwei Bündel von zwei monochromatischen Lichtquellen auf die eine Schläfe gerichtet wurden. Mit einem weiteren auf der anderen Schläfe befestigten Glasfaserbündel wurde das durchdringende Licht empfangen und einem Photoelektronen-Vervielfacher zur Auswertung zugeführt. Die Leuchtdichte war an der Schläfe relativ niedrig und betrug etwa 2 ■ 10~⁵ W/cm². Bei dieser Leuchtdichte kann man davon ausgehen, daß eine Anwendung beim Menschen keinerlei nachteiligen Einfluß haben würde. Es wurden zwei 6,6 mm-Spektralbänder abwechselnd mit einer Wiederholungsfrequenz von 60 Hz angelegt. Unter diesen Bedingungen wurde genügend Licht empfangen, um eine Auswertung und Messung vorzunehmen. Die verwendete elektronische Schaltung ist in den F i g. 5, 6 und 7 dargestellt und diente zur Verstärkung und Demodulation der einzelnen Signale sowie der Umwandlung in Gleichstrom, um sie von dem ausgelesenen Differenzergebnis abzuziehen. Das eine Band der Wellenlänge lieferte das Bezugssignal und das andere Band das Meßsignal. Als Bezugswellenlänge wurde die Wellenlänge im isosbestischen Punkt des Hb-HbO₂ bei etwa 815 nm ausgewählt. Eine negative Rückkopplungsschaltung an der Hochspannungsquelle für den Photoelektronen-Vervielfacher diente der Kompensation des Bezugssignals bezüglich der Änderungen im Blutvolumen im optischen Weg. Da die Spannungsänderungen die Änderungen des Blutvolumens reflektieren, wurden diese Spannungsänderungen als Indikator für diesen Parameter aufgezeichnet. Außerdem wurden die Änderungen des arteriellen Blutdruckes im Oberschenkel aufgezeichnet und überwacht.

Obwohl die Kreislaufparameter bei diesem Versuch beobachtet und festgehalten wurden, war das Experiment im wesentlichen darauf ausgerichtet, kinetische Messungen am Cytochrom a, aj und im cerebralen Hämoglobin während des vorübergehenden Sauerstoffmangels festzuhalten, der durch eine künstliche Unterbrechung der Atmung für eine Zeitdauer von drei Minu-

ten nach der Lähmung des Versuchstieres bewirkt wurde. Die Ergebnisse des Versuches sind in den F i g. 2 und 3 dargestellt

In F i g. 2 sind in der oberen Zeile die Signale dargestellt, wie sie sich aus der Wellenlängendifferenz von 760 bis 815 nm ergeben und welche die Änderung des Hämoglobins von einem partiell arteriellen Zustand in einem mehr venösen Zustand, d.h. von einem sauerstoffgesättigten in einen sauerstoffunterversorgten Zustand erkennen lassen. Die mittlere Aufzeichnung repräsentiert den Verlauf der negativen Spannung, welche an den Photoelektronen-Verstärker nach der Stabilisierung auf ein konstantes Bezugssignal durch die Rückkopplung abgegeben wurde. Der Anstieg dieser Spannung deutet eine Abnahme der optischen Dichte bei der Wellenlänge des Hb-HbO2-isosbestischen Punktes an. Man erkennt, daß dieser Abfall mit dem Abfall des Blutdruckes in der unteren Aufzeichnung übereinstimmt Offensichtlich ergibt sich ein meßbarer Abfall des cerebralen Blutvolumens, wenn der Kreislauf auszufallen beginnt Die Verringerung des Cytochroms a, a3 in der nächsten Phase des Sauerstoffmangels während der Periode des vorübergehenden Sauerstoffausfalles ist in F i g. 3 dargestellt Aus dieser Darstellung kann man entnehmen, daß das Differenzsignal des Lichtbandes mit Wellenlängen von 840 bis 815 nm bezüglich der Intensität abnimmt was eine Veränderung von einem sauerstoffhaltigen Zustand in einen reduzierten sauerstoffhaltigen Zustand andeutet Es sei ferner erwähnt daß nachdem die künstliche Beatmung wieder aufgenommen wurde, das celluläre Enzym zu dem sauerstoffgesättigten Zustand zurückkehrte, wobei sich die Absorptionseigenschaften für diesen Zustand wieder einstellten. Wie in der Darstellung gemäß Fig.2 repräsentieren die mittlere und untere Aufzeichnung die Änderungen im Blutvolumen und im Blutdruck.

Experiment II

Bei diesem Versuch wurden die Änderungen des Blutvolumens im inneren Schädel bei einem lebenden Menschen in aufrechter Stellung ohne Einsetzen von Sonden und Verletzungen gemessen.

Es wurde durch eine freiwillige Hyperventilation, bei welcher der cerebrale Kreislauf durch Kohlensäuremangel zurückgeht ein Funktionstest bei einer gesunden männlichen Versuchsperson durchgeführt, welche einen Schädeldurchmesser von Schläfe zu Schläfe in der Größenordnung von etwa 133 cm hatte.

Für die Durchführung des Versuches wurde ein Lichtfaserbündel jeweils an den Schläfen befestigt und ein kohärentes Licht zugeführt Im einen Bündel wurde ein Licht mit einer Wellenlänge von 815 nm, d. h. im isosbestischen Punkt des Hb-HbOi"zugeführt und zwar über eine Fläche von etwa 0,567 cm². Das andere Lichtbündel diente dazu, das Licht auf der gegenüberliegenden Seite aufzufangen und einem Photoelektronen-Vervielfacher zur Auswertung zuzuführen.

Die Beleuchtungsdichte am Eintrittspunkt an der Schläfe war verhältnismäßig niedrig und lag bei etwa 48 μ Watt/cm². Es wurde ein Photonenzähler zur Auswertung benutzt um die Empfindlichkeit der Auswertung zu verbessern. Es wurden jeweils Zählungen für 10 Sekunden mit einer Unterbrechung von etwa 1 Sekunde nacheinander durchgeführt, wobei mit der Hyperventilation kurz vor Beginn der ersten Zählperiode begonnen wurde.

Es ließ sich ein deutlicher Abfall der optischen Dichte mit der fortschreitenden Zählung feststellen, wobei < optische Dichte durch den Anstieg des Nettozählwer angegeben wird, der sich aus dem Gesamtzählwert v· ringert um die Zählimpulse aufgrund des Backgrour Einflusses ergibt In F i g. 1 ist der Verlauf der Zählu dargestellt Während des Experimentes wurden die ν baien Kommentare der Versuchsperson aufgezeichi und es ließ sich feststellen, daß eine Korrelation zu c aufgezeichneten Zählständen bestand. Etwa mit d·

ίο Beginn der dritten Zählperiode berichtete die Versuc person von einem Schwindelgefühl, welches mit d Beginn der vierten Versuchsperiode weiter anstieg l schließlich mit dem Beginn der fünften Versuchsperic einen solchen Zustand erreicht hatte, daß die Versuc person nicht mehr weitermachen konnte. Damit denn striert das Experiment die erfolgreiche Feststellung ner partiellen cerebralen Blutleere bei einer mensc chen Versuchsperson.

Experiment III

Wenn das Gewebe infolge eines Mangels an sat stoffhaltiger Blutzufuhr mit Sauerstoff unterversorgt sollte ein Vergleich des Infrarotspektrums vor und η

einem solchen Zustand eine Änderung im Hämoglo durch eine Sauerstoffverarmung und durch eine Ver gerung des Cytochroms a, a3 erkennen lassen. F i g. 4A sind die Ergebnisse eines solchen Versuche: einer Katze dargestellt deren Kopf einer Durchleu

jo tung unterzogen wurde. Für eine Reihe von Wellen! gen ergab sich eine Änderung der optischen Dichte, zwar für den Zustand der normalen Atmung und Sauerstoffunterversorgung nach dem Eintritt des Tc bei dem anästhesierten Tier. Als Normal wurden Punkte 740 nm und 780 nm verwendet und die Form Hämoglobinspektrums entsprechend bei der Mess skaliert und als gestrichelte Linie aufgezeichnet Abweichung der Hämoglobindaten ist in den Fig und C dargestellt Die ausgezogene Linie in Fig zeigt den Trend der Daten, wenn sie vom Hämoglo differenzspektrum divergieren. Die maximale Diffei liegt etwa bei 840 nm und wird als durch die Reduk des Cytochroms a, a3 verursacht identifiziert Man k feststellen, daß bei 815 ± 5 nm der Anteil der Re< tion des Cytochroms a, Zj minimal und vernachlä; werden kann, wenn dieser Hb-HbO2-isosbesti:

Punkt als Rückkopplung gegen die Änderung des I volumens verwendet wird.

Wie bereits erwähnt, kann mit den Maßnahmen Erfindung auch die Änderung des Blutflusses in ei vorgegebenen Organ ausgemessen werden. Das R kopplungssignal bei 815 nm kann als Meßsignal ber werden. Es ist auch möglich, das Signal zu benu welches man bei Wellenlängen erhält die dem Bei der stärkeren Absorption im Hämoglobin zwische wa 740 und 780 nm zugeordnet sind. Bei einer ver deten Technik wurden Farbpillen arteriell injiziert bestimmte Absorptionseigenschaften bei den ai wählten Testwellenlängen haben. Zur Berechnung Strömungsgeschwindigkeit des Blutes wurde dam Zeit verwendet welche die Pille braucht, um sich c den optischen Weg hindurchzuverschieben. Bei e anderen Verfahren wird von der Testperson einmal eingeatmet welche einen geringen Anteil von Ko monoxid enthält Die Zeitdauer, während weiche optische Signal durch das Vorhandensein der erstei höchsten Konzentration der Hämoglobin-Kohlen oxidvcrbindung beeinflußt wird, ist aus der Abn

der optischen Dichte entnehmbar, die sich aufgrund der Tatsache ergibt, daß die Verbindung partial keine Lichtabsorption im nahen Infrarotbereich zeigt. Dieser vorübergehende Abfall der optischen Dichte wird dazu benutzt, um die Strömungsgeschwindigkeit des Blutes zu errechnen, indem die Intensität und das Zeitintervall aufgezeichnet werden.

Aus dem Vorstehenden ergibt sich, daß die Überwachung der ausreichenden Sauerstoffversorgung des Gehirns mit Infrarotlicht besonders vorteilhaft aufgrund to der Tatsache ist, daß der Anteil des oxidativen Stoffwechsels und des diesen begleitenden Cytochromanteils außerhalb des Gehirngewebes sehr viel kleiner ist als im Gehirngewebe. Der geringe Konzentrationsanteil von Cytochrom a, a3 in der Haut und im Knochengewebe sowie der kurze optische Weg durch diesen Gewebeanteil, verglichen mit der hohen Cytochrom a, a j- Konzentration im Gehirn und dem verhältnismäßig langen Lichtweg durch das Gehirn bringt es mit sich, daß das aus dem empfangenen Ultrarot abgeleitete Signal zu mehr als 98% den Cytochromanteü im Gehirngewebe kennzeichnet. Das gleiche trifft auch für die Verteilung des Blutvolumens zu. Obwohl die Konzentration des Cytochroms a, a3 im Herzmuskel noch viel größer ist, ergibt sich durch die verhältnismäßig langen optischen Wege bei der Durchleuchtung oder bei der Reflexion durch Gewebeanteile außerhalb des Herzens eine etwa gleiche Größenordnung bezüglich des Verhältnisses der Signalamplituden. Damit bietet die Erfindung eine Möglichkeit, den Stoffwechselumsatz grundsätzlich in Organen des menschlichen Körpers zu überprüfen und auszumessen und insbesondere den cellulären Stoffwechselumsatz, wobei die Ermittlung insbesondere des cellulären oxidativen Stoffwechselumsatzes besonders interessant ist.

Neben den natürlich auftretenden Komponenten, die bisher erwähnt wurden und differentielle Absorptionseigenschaften in Abhängigkeit vom Stoffwechsel oder von physiologischen Funktionen im Gewebe bei Ultrarotlich zeigen, gibt es auch im Körper nicht natürlich vorkommende Stoffe, mit denen man das gleiche differentielle Absorptionsergebnis ermitteln kann, wenn man diese Stoffe einführt. So können beispielsweise Indikatorfarben mit differentiellen optischen Eigenschaften in Abhängigkeit von dem lokalen pH-Wert nützliche Indikatoren sein, da bei einem Sauerstoffmangel eine Glykolyse auftritt, die eine beträchtliche Verschiebung des pH-Wertes im Gewebe auslöst.

Die vorliegende Erfindung kann mit großem Vorteil in allen klinischen Situationen benutzt werden, bei welchen eine ausreichende Sauerstoffversorgung des Gehirns, des Herzens oder anderer Organe kontinuierlich überwacht und studiert werden muß. Derartige Informationen sind häufig von kritischer Bedeutung bei Operationen oder während der Behandlung von Patienten auf Intensivstationen und auch bei der Behandlung und Pflege von Frühgeburten. Im letzteren Fall ist die Menge des zugeführten Sauerstoffs besonders wichtig, da zuviel Sauerstoff zu Blindheit und permanenten Lungenschäden einerseits und zu wenig Sauerstoff zu Gehirnschäden oder zum Tod andererseits führen kann. Die nachfolgende Beschreibung der instrumenteilen Ausführungsform der Erfindung basiert auf F i g. 5 für eine Durchleuchtungstechnik und auf Fig. 12 für eine Reflexionstechnik.

Die Meßeinrichtung gemäß der Erfindung ist auf die Ausmessung der Differenz der festgestellten Lichtintensität zwischen periodisch wiederkehrenden Meßsignalen und Referenzsignalen in Form von Lichtimpulsen unterschiedlicher Wellenlänge ausgerichtet, welche von einem Photoelektronen-Vervielfacher empfangen werden. Die Beschreibung der Meßeinrichtung befaßt sich vorwiegend mit den Aspekten der Meßeinrichtung, die auf die Erzeugung der Bezug- und Meßwellenlängen sowie die Rückkopplungsschaltung gerichtet sind, welche ermöglicht, das empfangene Bezugssignalniveau zu überwachen und zu kompensieren, um Änderungen im Blutvolumen des überwachten Organs zu ermitteln und ferner mit der weiteren Schaltung die durch die Rückkopplung geregelte Spannung des Detektors oder die Rückkopplungsspannung selbst aufzuzeichnen, um daraus ein Maß für die Änderung des Blutvolumens abzuleiten.

Das in F i g. 5 dargestellte Beispiel einer Meßeinrichtung ist für die Durchleuchtung des Gehirns vorgesehen. Ein Großteil der Schaltung ist jedoch auch bei der Anwendung der Reflexionsmethode verwendbar.

Bei der in F i g. 5 dargestellten Schaltung liefert eine Lichtquelle 20 eine Strahlung unterschiedlicher Wellenlänge im nahen Infrarotbereich über Lichtleiter 21 an einem Detektor 22. Um die Lichtleiter gegen ein unbeabsichtigtes Verschieben zu sichern und um eine maximale Lichtübertragung mit geringstmöglichen Verlusten am Eintrittspunkt und Austrittspunkt zu gewährleisten, ist eine geeignete Halterung 23 vorgesehen. Diese Halterung kann zum Beispiel die bei Kopfhörern übliche Form haben oder auch aus Klebebändern bestehen, mit welchen die Lichtleiter in der gewünschten Position festgehalten werden.

Ein Taktgeber 24 steuert die Folge der monochromatischen Lichtblitze einerseits und andererseits die Demodulation der empfangenen Lichtsignale. Eine Rückkopplungssteuerung 25 ermöglicht, daß die empfangenen Signale einer Wellenlänge, z. B. im Hämoglobinisosbestischen Punkt konstant gehalten werden, indem über eine negative Rückkopplung die Detektorempfindlichkeit eingestellt wird, um Übertragungsschwankungen zu kompensieren, die durch Änderungen im Blutvolumen des untersuchten Organs auftreten. Die Detektorempfindlichkeit wird dann für die nachfolgende Präsentation der monochromatischen Lichtblitze anderer Wellenlängen konstant gehalten. Für den nachfolgenden Zyklus wiederholt sich dieser Ablauf. Die Rückkopplungssignale liefern zusätzlich zur Stabilisation infolge der Unterdrückung der aus Änderungen des Blutvolumens herrührenden Einflüsse auch eine Information über diese Änderungen. Die empfangenen Bezugs- und Meßsignale und ebenso auch die Rückkopplungsspannung, welche die Änderung des Blutvolumens kennzeichnet, werden über eine Signalformerschaltung 26 geleitet und dann zur Aufzeichnung bzw. Darstellung gebracht. Für die Aufzeichnung der Änderung des Blutvolumens genügt es, die an den Detektor angelegte Rückkopplungsspannung aufzuzeichnen.

Als Lichtquelle 20 kommt eine Lichtquelle in Frage, die ein schmales Spektralband, d. h. ein monochromatisches Licht liefert. Dieses monochromatische Licht kann von einer weißglühenden Lampe oder einer Lichtbogenlampe durch geeignete Filter abgeleitet werden. Es sind auch andere Lichtquellen verwendbar, die bereits ein Licht ganz bestimmter Wellenlänge liefern, wie dies für lichtemittierende Dioden (LED) oder Laserdioden (LAD) bzw. Laser generell der Fall ist. Diese Lichtquellen 20 sind derart ausgelegt, daß sie ein geeignetes Licht mit verhältnismäßig niederem Leistungsniveau und einer unschädlichen Leuchtdichte liefern. Derartige Licht-

17 18

quellen sind kommerziell erhältlich und sind für verhält- tronen-Vervielfacher bzw. dem daraus aufgebauten

nismäßig lange optische Lichtwege sowohl in Durch- tektor zugeführte Spannung verringert wird, wenr

leuchtungsverfahren als auch im Reflexionsverfahren Bezugssignal ansteigt bzw. dadurch, daß die Emp

für die Verwirklichung der Erfindung geeignet. lichkeit durch eine Erhöhung der Spannung vergrc

In F i g. 6 ist eine detailliertere Darstellung des Schalt- 5 wird, wenn das Bezugssignal abnimmt Das Niveai

bildes gemäß Fig. 5 gezeigt. Es wird im Beispiel die Bezugssignals R am Verbindungspunkt J-X ge

Anwendung bei einem Menschen zur Messung des zel- F i g. 6 wird der Hochspannungs-Regelschaltung S

lulären oxidativen Stoffwechsels beschrieben. Dabei fin- geführt, wobei diese periodische Zuführung des Be;

den zwei Meßwellenlängen von 840 nm und 760 nm, signals R durch den Taktimpulsgenerator 4t gesti

welche mit S-I und S-2 bezeichnet sind, und eine einzige 10 wird. Da die Bezugswellenlänge für den Hämogl·

Bezugswellenlänge von 815 nm, welche mit R bezeich- isosbestischen Punkt ausgewählt ist, so daß sie nt

net ist, Verwendung. Dabei ist zu beachten, daß die kriti- die Hämoglobinkonzentration eine Empfindlic

sehe Absorptionscharakterisik des Cytochroms a, aj mit zeigt und nicht die Sauerstoffsättigung kennzeic

der Wellenlänge 840 nm, die kritische Hämoglobinsau- läßt sich die erwähnte Kompensation der Änderun

erstoffsättigung mit der Wellenlänge 760 nm und der 15 Blutvolumens im durchleuchteten Feld und zusä

isosbestische Punkt für das Hämoglobin mit 815 nm er- die erwähnte nützliche Messung des Blutvolumen

faßt wird. Auf diese Weise läßt sich der Oxidations-Re- einer Schaltung gemäß F i g. 7 erreichen, duktionszustand des Cytochroms a, du, die Hämoglobin- Die Signalformerschaltung 26 gemäß F i g. 5 w

Sauerstoffsättigung und das Blutvolumen meßbar erfas- der Ausführungsform gemäß F i g. 6 durch einen I

sen. 20 renzverstärker 60, eine Zeitkonstantenschaltung 6

Es sind jedoch auch andere Wellenlängen als die in einen logarithmischen Ausgangsverstärker 62 gel

Verbindung mit dem Beispiel gemäß F i g. 6 genannten Auch diese Schaltungen können herkömmlich 2

Wellenlängen verwendbar. Aus diesem Grund ist vorge- baut sein. Die Schaltungen liefern ein Differenz«

sehen, daß verhältnismäßig schmale Bandbreiten je- indem das Bezugssignal R von den Meßsignalen S

weils um eine mittlere Wellenlänge herum Verwendung 25 5 2 abgezogen wird. Anschließend werden die er

finden, die in Intervallen von 10 nm im Bereich von 740 nen Signale über die Zeitkonstantenschaltung 6t t

bis 890 nm angeordnet sind. Auf diese Weise lassen sich tioniert und über den logarithmischen Ausgangsve

auch andere Gruppen von Bezugs- und Meßwellenlän- ker 62 zur Verfugung gestellt. Damit stehen die S

gen in einfacher Weise auswählen. ausgangsseitig in Einheiten der Beleuchtungsdich

Die Lichtquelle 30 gemäß F i g. 6 liefert die drei er- 30 maß dem Beer-Lambert LAM-Gesetz zur Verf

wähnten Wellenlängen 760 nm, 815 nm und 840 nm, bei und können mit herkömmlichen Anzeigegeräte

einer Bandbreite von vorzugsweise jeweils 6 nm. Diese Streifenschreiber, Plotter oder Oszillographen zu

Lichtenergie wird über die Lichtleiter 31, welche an ei- stellung gebracht werden, ner geeigneten Halterung 32 befestigt sind, über die zu Für den mit der Photometrie vertrauten Fachm.

untersuchende Person im Durchleuchtungsverfahren 35 es offensichtlich, daß jedes der beiden erwähnte!

übertragen. Dabei ist dafür gesorgt, daß das Energieni- fahren geeignet ist, verschiedene Wellenlängen 1

veau am Eintrittspunkt in das Gewebe niedrig genug ist stellen und zu präsentieren. Wenn Laser, LED.

um eine Gefährdung der zu untersuchenden Person ver- oder ähnliche leicht zu pulsende Lichtquellen Vt

mieden wird. Die in F i g. 5 als Detektor 22 angedeutete dung finden, kann der Taktimpulsgenerator 41 au

Schaltgruppe ist in F i g. 6 in mehrere Einzelschaltungen 40 Impulsansteuerung benutzt werden. Wenn at

unterteilt nämlich in einen Photoelektronen-Vervielfa- Glühlampen oder Lichtbogenlampen verwende

cherdetektor 35, einen Vorverstärker 36 und einen Ein- den, werden Zerhacker und Einrichtungen zur

gangsverstärker 37, die von herkömmlichem Aufbau gung eines monochromatischen Lichtes wie ζ. Β

sind und das empfangene infrarote Licht in elektrische notwendig, wobei die Triggerung des Taktpulsg

Signale umwandeln. 45 tors mit Hilfe von Sekundär-lichtquellen oder

Der Taktgeber 24 gemäß F i g. 5 umfaßt bei der Aus- transistoren erfolgen kann, die durch den Zerhac

führungsform gemäß Fig.6 FET-Schaltung 40, einen tiviert werden. In jedem Fall steuert der Taktim]

Taktpulsgenerator 41 und einen Signalformer 42, der nerator 41 die FET-Schalter 40, welche zur Den

die Signale der einzelnen Wellenlängen separiert und tion des Detektorausgangssignals erforderlich sir für die Synchronisation der Signale im Detektor- und 50 Eine Schaltung, mit welcher das Blutvolumen

Präsentationssystem sorgt Die Schaltungskomponen- telt werden kann, ist in F i g. 7 dargestellt und eni

ten sind an sich bekannt und können herkömmlich auf- der Schaltung 70 gemäß F i g. 6. Über den Verbir

gebaut sein. Die periodisch auftretenden Lichtimpulse punkt /-2 steht der Ausgang der Hochspannungs

mit den drei genannten Wellenlängen werden nach dem gung 51 gemäß F ί g. 6 mit einem Spannungs-

Empfang für die Ermittlung der Meßergebnisse und für 55 gemäß F i g. 7 in Verbindung. Der Teilerpunkt J-

Oberwachungszwecke separat verarbeitet eine veränderliche Zeitkonstantenschaltung 81

Die Rückkopplungssteuerung gemäß Fig.5 besteht schlossen und liegt über einen Widerstand 82 i

bei der Ausführungsform gemäß F i g. 6 aus einer Hoch- Operations- bzw. Differenzverstärkern 85, 86

spannungsregelschaltung 50 und einer Hochspannungs- Rückkopplungsschleife mit 85' bzw. 86' bezeicl

Versorgung 5t. Die Schaltung, mit welcher das Blutvolu- to wobei die letztere Rückkopplungsschleife im It

men erfaßt wird, ist in F i g. 7 dargestellt einer veränderlichen Verstärkung einen veränd

Die Rückkopplungssteuerung erfüllt zwei Funktio- Widerstand 88 umfaßt Ein grober Nullabgleich

nen. Einerseits kompensiert sie Änderungen der opti- über die Abgriffe 90 an einer Spannungsteiler

sehen Dichte, welche sich durch Änderungen vom Blut- gegen ein feiner Nullabgleich über den Abgri

volumen im Gewebe während der Messung ergeben, b·} einem Widerstand erfolgt, der zwischen die Abj

und andererseits liefert sie ein aufzeichnungsfähiges Si- geschaltet ist Das Ausgangssignal steht am Au*

gnal, um diese Änderungen direkt zu messen. Dies ge- zur Verfügung und gibt die Änderung des Blutv-

schieht vorzugsweise dadurch, daß die dem Photoelek- im Meßorgan an.

Eine weitere Meßeinrichtung mit einer digitalen Photonenzählung und einer Differenzschaltung ist in F i g. 8 dargestellt. Bei dieser Schaltung sind selbstverständliche Schaltungskomponenten wie Stromversorgungen und dergleichen nicht gezeigt. Die Schaltung ist in der Anwendung zur Überprüfung des oxidativen Stoffwechsels und einer ausreichenden Sauerstoffversorgung beim schlagenden Herz dargestellt, welches Reizeinbrüche und Unregelmäßigkeiten in der Schlagfrequenz haben kann. Grundsätzlich ist eine stroboskop!-· sehe Betriebsart vorgesehen, welche auf den Herzrhythmus synchronisiert ist und drei Wellenlängen verwendet, wovon eine als Meßwellenlänge und zwei als Bezugswellenlängen verwendet werden, die beiderseits der Meßwellenlänge angeordnet sind.

Als Lichtquelle findet vorzugsweise eine Laserdiode wegen der Schmalbandigkeit und der geringen Größe Verwendung, deren Lichtintensität im ungefährlichen Bereich liegt, jedoch ausreichend hoch und mit einer raschen Modulation versehen ist. Bei größeren Bandbreiten können auch lichtemittierende Dioden Verwendung finden.

Bei der in Fig.8 dargestellen Anordnung ist der Lichtleiter in zwei Bündel unterteilt, wobei jedem Bündel jeweils ein Photoelektronen-Vervielfacher zugeordnet ist. Es ist auch möglich, nur einen einzigen Photoelektronen-Vervielfacher vorzusehen, wobei dieser direkt auf dem Rücken der zu untersuchenden Person angebracht sein kann, wobei allerdings dann die Lichtquellen alternierend arbeiten, was mit Umschaltfrequenzen möglich ist, die eine so hohe Frequenz haben, daß das Herz während einer Probe, d. h. zwei aufeinanderfolgenden Impulsen keine nennenswerte Änderung erfahren hat.

Gemäß Fig.8 wird die Strahlung mit den drei verschiedenen Wellenlängen von einer Lichtquelle 100 erzeugt und über Lichtleiter 101 zur Brust des Patienten geführt. Am Rücken des Patienten wird mit einem Lichtleiterbündel 102, welches in zwei Zweige 102' und 102" unterteilt ist, die empfangene Strahlung erfaßt und den Verarbeitungsstufen zugeführt. Um die Lichtleiter in ihrer Position festzuhalten, kann eine geeignete mechanische Halterung 105 vorgesehen sein. Auf die Lichtquelle 100 arbeitet ein Phasenmodulator 103, der von einer Zeitwandler- und Triggerstufe 146 angesteuert wird. Die Funktionsweise der Schaltung gemäß F i g. 8 ergibt sich größtenteils aus den vorausstehenden Ausführungen der prinzipiellen Schaltung gemäß F i g. 6, jedoch sei auf den grundsätzlichen Unterschied hingewiesen, der bei der Untersuchung des Herzens aufgrund des Herzrhythmus zu berücksichtigen ist. Die Empfangsseite der Anlage enthält Filter tlO und 111, wovon das eine lediglich die Meßwellenlänge und das andere lediglich die beiden Bezugswellenlängen durchläßt Den Filtern nachgeschaltet sind Photoelektronen-Vervielfacher 115 und 116 sowie Vorverstärker 117 und 118. Diese Vorverstärker arbeiten auf Verstärker 119 und 120, welchen Diskriminatoren 125 und 126 und ein Differenz-Photonenzähler 130 nachgeschaltet ist. Alle diese Schaltungskomponenten sind bezüglich ihres Aufbaus und ihrer Wirkungsweise an sich bekannt und werden in der Schaltung gemäß F i g. 8 in bekannter Weise eingesetzt. Ferner sind Schaltungseinrichtungen zum Takten des Photonenzählers 130 in Korrelation zum Herzzyklus vorgesehen, um eine stroboskopische Arbeitsweise des Systems zu erreichen.

Bei der Durchführung der Messung wird der Patient ferner z. B. am Arm oder am Fuß und an der Brust mit Elektroden 140 und 141 zur Erstellung eines Elektrokardiogramms verbunden. Die Meßwerte werden anschließend in einem in der Nähe des Patienten befindlichen Vorverstärkers 142 verstärkt und an einen weiter entfernt gelegenen ECG-Verstärker 143 weiter übertragen. Das Elektrokardiogramm wird in einem ECG-Diskriminator 145 nach vorgegebenen Merkmalen verarbeitet, um ein Triggersignal für die nachfolgende Schaltung über die Zeitwandler- und Triggerstufe 146 zu erhalten.

Für die Auswertung des Elektrokardiogramms werden Merkmale ausgewählt, die leicht zu unterscheiden und festzustellen sind wie z. B. die Amplitudenhöhe, der Flankenanstieg oder dergleichen. Mit Hilfe eines Wandlers in der Zeitwandler- und Triggerstufe 146 wird das Zeitintervall zwischen aufeinanderfolgenden Triggerungen ausgemessen und dieses Zeitintervall digital durch eine Standardeinheit, z. B. 100, dividiert. Dabei wird von dem Vorteil Gebrauch gemacht, daß die mechanischen Ereignisse und damit die Herzbewegung innerhalb eines kardialen Zyklus in der Regel fixiert sind, unabhängig von der Schlagfrequenz, so daß die verschiedenen mechanischen Ereignisse innerhalb des Zyklus in konstanten Perioden auftreten. Mit anderen Worten heißt das, diese Ereignisse sind zeitlich an das ECG gekoppelt und nicht an die Istzeit.

Diese kardiale Zeitinformation kann in zweifacher Weise verwendet werden. Wenn die optische Information während des gesamten Herzzyklus gewünscht wird, können die Zählergebnisse des Photonenzählers 130 in einem temporären digitalen Speicher 150 gespeichert und in dem festliegenden Zeitintervall entsprechend der oben genannten Standardeinheit ausgelesen werden, wobei diese Standardeinheit von der Zeitwandler- und Triggerstufe 146 geliefert wird. Bei einer anderen Betriebsart kann beispielsweise eine Halbleiterlichtquelle nur kurzzeitig aktiviert werden, so daß sie mit der wichtigsten Zeitperiode innerhalb eines Schlages koinzidiert, wobei diese aufgrund des vorausgehenden Schlages einprogrammiert ist. Anschließend können die exakten Intervalle ausgewählt und aus dem Speicher 150 ausgelesen werden. Ein wichtiger Vorteil dieses an eine bestimmte Zeit des speziellen Herzschlages angehängten Pufferbetriebes besteht in der Möglichkeit, Informationen auszuschalten, welche von Zyklen ausgehen, die durch Fehlschläge ausgelöst wurden. Die Aufzeichnung und die Darstellung der Information kann in unterschiedlicher Weise erfolgen, entweder in Form von Diagrammen oder ausgedruckten Kurven bzw. Lochtstreifen. Es kann eine kontinuierliche Überwachung in Abhängigkeit von der Zeit für ausgewählte Zustände, z. B. der vollen Entschlaffung oder der vollen Kontraktion vorgesehen werden. Außerdem kann die Information für komplette Zyklen in einem Rechner 160 gespeichert und verarbeitet werden, um das Rausch-Signalverhältnis zu verbessern und eine Darstellung auf einer Bildröhre 161 vorzusehen. Nach der Verarbeitung in einem logarithmischen Wandler 155 können die Ergebnisse auch auf einem Plotter 162 zur Darstellung gelangen. Das mit zwei Photoelektronen-Vervielfachern ausgerüstete System hat eine hohe Flexibilität bezüglich der zeitlichen Steuerung, wobei das System auch mit einem einzigen Photoelektronen-Vervielfacher auskommt, wenn dieser unmittelbar an der Hautoberfläche im Bereich der Austrittsstelle des Lichtes zur Anlage kommt.

Bei dieser Anwendungsform werden zwei Lichtquellen alternierend benutzt und mit hoher Frequenz umgeschaltet, so daß die Bewegung des Herzens nicht mehr die Ergebnisse nachteilig beeinflussen kann.

Es ist offensichtlich, daß die Bereiche für die Lichteinstrahlung und der Austrittsbereich des Lichtes je nach untersuchtem Organ verschieden ist, jedoch müssen diese jeweiligen Bereiche optimal eingehalten werden. In den F i g. 9A bis 9D werden verschiedene Positionen für den Lichtsender L und den Lichtempfänger S für Messungen am Kopf angedeutet

Um von einem Herzinfarkt bzw. einem Gehirnschlag betroffene Bereiche oder Bereiche einer Oligämie und einer Ischämie bzw. anderer pathalogischer Veränderungen im zellulären oxidativen Stoffwechsel zu lokalisieren, kennt man die Technik der axialen Tomographie. Diese Technik ist auch in Verbindung mit der Erfindung anwendbar, wobei in Fi g. 10 dargestellt ist, wie mit Hilfe gepaarter Lichtquellen und Sensoren optische Wege in verschiedenen Ebenen und unter verschiedenen Winkeln aufgebaut werden können, um durch eine Vielzahl von Durchleuchtungen des Organs die betroffenen Bereiche sowohl bezüglich der Größe, ihrer Lage und ihrer Form zu ermitteln. Diese Werte lassen sich mit Hilfe der Erfindung aus den Intensitätsunterschieden der einzelnen Wellenlängen in zwei und drei Koordinaten errechnen.

Bei einer Tomographie unter Verwendung von Röntgenstrahlen in zwei bzw. drei Ebenen ist eine verhältnismäßig lange Zeit erforderlich, während welcher der Patient mit dem untersuchten Organ ruhig gestellt sein muß.

Unter Verwendung der Erfindung kann eine Tomographie innerhalb einer sehr kurzen Zeit erstellt werden, wenn, wie in F i g. 11 angedeutet, eine Vielzahl von Lichtquellen 100 mit Wellenlängen zwischen etwa 700 nm und etwa 1300 nm verwendet werden und die von diesen Lichtquellen ausgehende kontinuierliche Strahlung, wobei die Lichtquellen Laserdioden sein kön-"nen, von einer entsprechenden Vielzahl von Detektoren 101 auf der anderen Seite des Organs empfangen werden. Dabei können die Lichtquellen und die Detektoren in einer oder mehreren Ebenen angeordnet sein. Mit Hilfe einer Folgesteuerung 105, die z. B. aus einem Ringzähler bestehen kann, werden die einzelnen Lichtquellen Ll bis L 6 nacheinander erregt und entsprechend die Empfangssysteme aktiviert Mit Hilfe einer geeigneten Verarbeitungsschaltung 110, die einen Koordinatenberechner 115 umfaßt werden die gemessenen Größen verarbeitet und über einen Drucker 112 bzw. einen Bildschirm 111 zur Anzeige gebracht. Durch die Verwendung von etwa 6 Lichtquellen und entsprechend 6 Empfangsystemen und eine entsprechende Begrenzung der·' Meßwellenlängen sowie der Bezugswellenlängen kann die Untersuchungszeit zumindest um den Faktor 10, wenn nicht mehr, verkürzt werden. Die erhaltene Information zeigt direkt die Bereiche an, in denen der Sauerstoffmangel oder die Beeinträchtigung der Durchblutung auftritt, wobei durch die Änderung des zellulären oxidativen Stoffwechsels, z. B. in einem Tumor, dieses erkannt werden kann. Die Verwendung einer Strahlung im nahen Infrarotbereich hat außerdem den Vorteil, daß sie nicht, wie Röntgenstrahlung, schädliche Nebeneffekte auslösen kann.

Die Erfindung kann nicht nur im Durchleuchtungsverfahren, sondern auch im Reflexionsverfahren angewandt werden. Dieses Verfahren wird nachfolgend anhand der Fig. 12 bis 17A in Verbindung mit der Untersuchung des Gehirns eines lebenden Menschen erläutert Wie aus den F i g. 12,13 und 14 hervorgeht, werden zwei nebeneinander gelegene Positionen auf der Schädeloberfläche ausgewählt wobei durch die eine Position 220 das Licht eingeleitet wird und in der anderen P tion 221 das Licht austritt Es kann jegliche haarfi Oberfläche mit einer ausreichenden Größe von ^: spielsweise 1 cm² als Eintritts- oder Austrittsfläche ο nennenswerte Präparation verwendet werden. Der. stand zwischen der Eintrittsstelle und der Austrittsst ist wie auch aus der Darstellung gemäß F i g. 13 hen geht, kritisch, insbesondere wenn innerhalb des Geh ein Stoffwechselumsatz lokal untersucht werden soll

Mit einer geeigneten Lichtquelle 222 wird im na infraroten Spektralbereich von etwa 700 nm bis e 1300 nm durch die Eintrittsstelle 220 mit Hilfe von G faserbündeln 225 das Licht eingeleitet Das Glasfa bündel ist derart aufgebaut daß ein zentraler, verr nismäßig durchmesserkleiner Bündelbereiche 227 einem ringförmigen Bündelbereich 226 umgeben ν Das stirnseitige Ende des Glasfaserbündels 225 wird an der Eintrittsstelle 220 anliegend positioniert w< es mit Hilfe geeigneter Halterungen 230, z. B. in F von Befestigungsstreifen, so gehalten wird, daß möglichst geringe Menge des Lichtes an der Eintr stelle durch Leckverluste bzw. Übergangsverluste loren geht Der koaxiale Aufbau des Glasfaserbün 225 ist in F i g. 15 im Schnitt gezeigt. Mit Hilfe des R bündeis 226 wird das infrarote Licht eingeleitet so es die Haut- und Knochenschicht sowie die Grau stanz und die Weißsubstanz durchdringt Diejen Photonen, welche direkt vom Gewebe unterhalb Lichteintrittsstelle bzw. in einem Bereich von wen mm darunter reflektiert werden, treffen auf das im'. trum gelegene Bündel 227 und werden von dieser einem Bezugsdetektor 235 übertragen. Die übr Photonen durchdringen das Haut- und Knochengev und dringen durch die Grausubstanz bis zur Weiß stanz vor. Dabei werden sie zumindest teilweise in ϊ tung auf die Austrittsstelle 221 reflektiert und von Glasfaserbündel 240 erfaßt Dieses GlasfaserbC überträgt das empfangene Licht zum Meßdetektor der, wie der Bezugsdetektor 235, mit der Verarbeiti schaltung 245 verbunden ist In der Verarbeitungss tung 245 wird ein Signal abgeleitet das die ausreich Sauerstoffversorgung in der Grausubstanz erke läßt

Die hierbei verwendeten Lichtquellen sowie die tektoren und Verarbeitungsschaltungen entsprecht wesentlichen den bereits beschriebenen Schaltui wobei die durch die Anwendung der Reflexionsmet sich ergebenden Änderungen im Bereich des l· werklichen liegen.

Von Bedeutung ist der Abstand zwischen der trittssteile 220 und der Austrittsstelle 221 für die Pl nen, welche über das Glasfaserbündel 240 zum M« tektor 241 übertragen werden. Man kann erkenner bei einem Abstand zwischen der Eintrittsstelle un Austrittsstelle von weniger als etwa 4,25 cm die die trittssteile 221 erreichenden Photonen im wesentl aus solchen bestehen, welche durch Lichtstreuur Haut- und Knochengewebe herrühren. Wenn dag der Abstand zwischen der Eintrittsstelle und der trittsstelle größer als etwa 4,25 cm ist, erreicht das faserbündel 240 im wesentlichen Photonen, die ir reich der Grausubstanz des Gehirns gestreut bz· flektiert wurden. Diese Verhältnisse sind in F i g. 1 gezeichnet. Auf diese Weise kann mit Hilfe des z< len Glasfaserbündels 227 die von dem Haupt- und chengewebe direkt nach oben reflektierten bz\ streuten Photonen erfaßt werden, um diese als Bt größe mit dem Bezugsdetektor 235 zu erfassen ι

der Verarbeitungsschaltung 245 zu verarbeiten. Diese Bezugsgröße läßt eine ausreichend genaue Ermittlung der Sauerstoffversorgung über die Meßgröße zu. Das über den Bezugsdetektor ermittelte Signal kann auch als Stabilisierungssignal benutzt werden, um Änderungen der von der Lichtquelle 220 abgegebenen Lichtmenge zu stabilisieren. Außerdem dient dieses Signal der Korrektur der Änderungen des Blutvolumens in der Haut.

Bei einer speziellen Ausführungsform der Erfindung wurde ein Glasfaserbündel verwendet, bei dem das äußere Ringbündel aus 5 Einzelbündeln bestand, über welche das Licht einer Laserdiode dem Eintrittspunkt 220 zugeführt wurde. Ein weiteres Einzelbündel 225 im Zentrum des Gesamtbündels diente zur Erfassung des von dem Haut- und Knochengewebe im unmittelbaren Bereich des Eintrittspunktes 220 reflektierten Lichtes. Mit Hilfe dieses Lichtes konnte nach der Verarbeitung die Änderung des Blutvolumens im Knochen- und Hautgewebe für Korrekturzwecke erfaßt werden. Sowohl der Referenzdetektor 235 als auch der Meßdetektor 24t sind aneinander angepaßt und mit Differenzschaltungen bzw. Operationsverstärkern in der Verarbeitungsschaltung 245 verbunden. Der Sensor des Meßdetektors war in einer Entfernung von mehreren Zentimetern vom Eintrittspunkt 220 entfernt angebracht, wogegen mit Hilfe eines weiteren Sensors die im Eintrittspunkt reflektierte Strahlung erfaßt wurde. Das Licht der Lichtquelle 222 wurde mit unterschiedlichen Wellenlängen, und zwar mit einer Meßwellenlänge und zwei kontrabestischen Bezugswellenlängen alternierend geliefert, wobei die Wechselfolge ausreichend groß war, um einen genügend kurzen Bezugs- und Meßzyklus zu erhalten, damit die Stoffwechsel- und Kreislaufparameter als im wesentlichen konstant innerhalb der Zeitperiode eines Meßzyklus angesehen werden konnten.

Die Ergebnisse eines Experimentes sind in den F i g. 16,17 und 17A dargestellt, wobei die F i g. 17A die Weiterführung der F i g. 17 ist. In F i g. 16 ist dargestellt, daß durch eine bei den vorausgehenden Versuchen bereits erläuterte Hyperventilation das Blutvolumen abnimmt und sich eine Verringerung des Cu/.-Atoms des Cytochroms a, a3 ergibt. Ferner läßt sich aus den Fig. 17 und 17A entnehmen, daß eine Beatmung mit 95% Sauerstoff und 5% Kohlendioxid eine erhöhte Oxidation des Cytochroms a, &3 bewirkt, jedoch nur einen geringen Einfluß auf das Blutvolumen hat. Diese letztere Beobachtung ist nicht voll verständlich, denn es ist zu bemerken, daß der Kohlendioxidgehalt von 5% selbst an sich einen deutlicher erkennbaren Anstieg des Blutvolumens auslösen sollte. Es wird angenommen, daß sich die Einflüsse eines zu hohen Sauerstoffgehaltes und eines zu hohen Kohlensäuregehaltes im Blut gegenseitig aufheben.

Die beschriebene Erfindung ist in vorteilhafter Weise geeignet, Informationen zu liefern für alle physikalischen und chemischen Vorgänge, durch welche Energie für die Verwendung durch ein Organ zur Verfugung gestellt wird. Dabei werden durch die Erfindung auch Kreislaufprozesse erfaßt, mit weichen die Stoffwechseleinflüsse in den zellulären Bereichen überführt werden. Das Konzept der Erfindung mit zumindest einer Meßwellenlänge und zumindest einer Bezugs wellenlänge ermöglicht einen weiten Anwendungsbereich, wobei hervorzuheben ist, daß die Messungen ohne Beeinträchtigung des Körpers am lebenden Körper ohne nennenswerte Belastungen des Patienten durchgeführt werden können. Besonders hervorzuheben ist, daß die Intensität des verwendeten Lichtes, insbesondere des Laserlichtes, in einem Energiebereich liegt, der weit unter demjenigen Niveau liegt, mit welchem sowohl thermische als auch photochemische bzw. andere schädliche Reaktionen im Gewebe ausgelöst werden können. Als anerkannter Standard kann die Hautoberfläche mit Laserlicht im nahen Infrarotbereich maximal bis Leistungen von 100 mW pro cm² mehrfach beaufschlagt werden, wobei die Belichtungsperioden länger als 10 Sekunden sind. Bei der vorliegenden Erfindung konnten mit 2,8 mW pro cm- bereits erfolgreich Messungen durchgeführt werden, d. h. die Lichtintensität ist etwa 35 χ geringer als die des oben angegeben zulässigen Standardwertes. Da mit Hilfe der Erfindung auch eine tomographische Untersuchung möglich ist, ergibt sich ein sehr weites Anwendungsfeld, wobei auch an die Verwendung von großen Lichtleiterbündeln gedacht wird, die nacheinander in zeitlicher Steuerung bestimmte Ebenen durchleuchten. Dabei können Verfahren der Applikation Verwendung finden, wie sie bereits in der Röntgen-Tomographie bekannt sind.

Hierzu 10 Blatt Zeichnungen

Claims (13)

Patentansprüche:

1. Einrichtung zur in vivo Blutmessung, bei der das zu untersuchende Blutvolumen durch außerhalb des Körpers liegende Strahlungsquellen mit mindestens einem Meß- und einem Bezugsstrahl beaufschlagt wird, die verschiedene, im nahen Infrarot liegende Wellenlängenbereiche aufweisen und bei der die differentielle Absorption der vom Blutvolumen ge- to streuten Strahlung durch ebenfalls außerhalb des Körpers liegende Strahlungsdetektoren gemessen wird, dadurch gekennzeichnet, daß zur Untersuchung des organ-spezifischen oxidativen Stoffwechsels in einem Organ des Körperinnern is (z.B. Hirn; Herz) Strahlungsquellen (20) auf der Hautoberfläche in der Nähe des zu untersuchenden Organs vorgesehen sind, die mindestens einen Meßstrahl (Meßwellenlänge) und mindestens einen Bezugsstrahl (Bezugswellenlänge) mit verschiedenen Wellenlängenbereichen im Gebiet von 700—1300 nm auf das zu untersuchende Organ richten, daß wellenlängenselektive Detektoreinrichtungen (22) auf der Hautoberfläche in der Nähe des zu untersuchenden Organs vorgesehen sind, um die Intensitäten der vom Organ durchgelassenen oder reflektierten Strahlen zu messen, und daß an die Detektoreinrichtungen Verarbeitungsschaltungen (26) zur Bestimmung der differentiellen Absorptionswerte angeschlossen sind.

2. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß eine der Meßwellenlängen bei 840 ±15 nm liegt und auf den Reduktions-Oxtdationszustand des zellulären Cytochroms a, aj anspricht

3. Einrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß eine der Meßwellenlängen bei 760 ± 20 nm liegt und auf den Oxidationszustand des Hämoglobins anspricht.

4. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß als Bezugswellenlänge die Wellenlänge des Hb-HbO2-isosbestischen Punktes bei etwa 815 ± 5 nm verwendet wird.

5. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß beiderseits einer Meßwellenlänge zwei Bezugswellenlängen verwendet werden.

6. Einrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die beiden Bezugswellenlängen ein kontrabestisches Paar darstellen.

7. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Bezugswellenlängen einen Abstand von etwa 100 nm von der zugehörigen Meßwellenlänge aufweisen.

8. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Strahlungsquellen (20) periodische Lichtimpulse bei den Meß- und Bezugswellenlängen über Lichtleiter (21) abgeben, deren Endflächen auf der Hautoberfläche des zu untersuchenden Patienten befestigt sind und daß Detektoreinrichtungen (22) die zu messenden Lichtsignale bei den Meß- und Bezugswellenlängen über Lichtleiter (2t) zugeführt erhalten, deren Endflächen auf der Hautoberfläche des zu untersuchenden Patienten befestigt sind.

9. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Detektoreinrichtung Photovervielfacher (35) enthält.

10. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis dadurch gekennzeichnet, daß die Verarbeitung schaltung eine Rückkopplungssteuerung (25) ui faßt, die ein Rückkopplungssignal liefert, um das d Bezugswellenlänge zugeordnete Bezugssignal a einem vorgegebenen Niveau zu halten, und daß d Rückkopplungssignal als Maß für die Änderung d Blutvolumens dient.

11. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1

10, dadurch gekennzeichnet, daß bei Herzunters chungen der Herzschlag zur Triggerung (in Triggi stufe 146) der Lichtimpulse während ausgewähli Zeitintervalle im Herzrhythmus verwendet wird.

12. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1 !

11, dadurch gekennzeichnet daß die Verarbeitunj schaltung aus der Summe der Absorptionsänden. gen der beiden kontrabestischen Wellenlängen < die Änderung des Blutvolumens kennzeichnenc Signal ableitet und ferner aus der Differenz der / Sorptionsänderungen der beiden kontrabestisch Wellenlängen ein Signal erzeugt, das die Änderu der Sauerstoffsättigung im Blut des Organs kei zeichnet

13. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1

12, dadurch gekennzeichnet,