DE3152560C2

DE3152560C2 - Verfahren und Vorrichtung zur Verarbeitung eines Schwankungen unterworfenen Meßsignals

Info

Publication number: DE3152560C2
Application number: DE3152560T
Authority: DE
Inventors: Johnie M Sperinde; Stanley D Goldring; Dean T Miller
Original assignee: Oximetrix Inc
Current assignee: Oximetrix Inc
Priority date: 1980-11-24
Filing date: 1981-11-23
Publication date: 1995-06-01
Anticipated expiration: 2001-11-24
Also published as: DE3152560T1; AU7932282A; EP0065007B1; GB2102647B; NL8120475A; GB2102647A; CA1169681A; US4453218A; JPS57501939A; JPH0462737B2; WO1982001948A1; EP0065007A1; EP0065007A4; AU550477B2

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Verarbeitung eines Schwankungen unterworfenen Meßsignals, um daraus Teile des Meßsignals zu beseitigen die auf Meßfehlern beruhen, vorzugsweise ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Verarbeitung eines die Sauerstoffsättigung von Blut anzeigenden Meßsignals.

Für die Bestimmung der Sauerstoffsättigung von Blut sind verschiedene Katheteroximeter bekannt. Eine derartige Apparatur ist in der US-PS 41 14 604 beschrieben. Bei dieser Ausführung wird ein Katheter in ein Blutgefäß eingeführt, so daß das Blut in der Blutbahn die Katheterspitze umströmt. Der Katheter enthält eine erste optische Faser, die Strahlung von der Oximeterapparatur an eine erste Öffnung der Katheterspitze heranführt. Das um die Katheterspitze strömende Blut remittiert einen Teil der einfallenden Strahlung auf eine zweite Öffnung der Katheterspitze zurück, von wo aus eine zweite optische Faser die remittierte Strahlung zur Oximeterapparatur überträgt. Dort wird die remittierte Strahlung analysiert, so daß sich eine Meßgröße für die Sauerstoffsättigung des Blutes ergibt.

Die von der Katheterspitze aufgenommene remittierte Strahlung zeigt pulsierende Schwankungen, die synchron zum Herzschlag sind und vermutlich daher stammen, daß die Katheterspitze die Innenwand des Blutgefäßes berührt oder sich ihr sehr stark nähert, so daß Reflexionseigenschaften der Gefäßwand, die nicht unbedingt von der Sauerstoffsättigung des Blutes abhängen, zu Schwankungen im Meßergebnis führen und das Meßergebnis verfälschen.

Es sind verschiedene Techniken bekannt, um diese Schwankungen zu vermindern. So wurde beispielsweise vorgeschlagen, die Zeitkonstante oder die Meßdauer zu verlängern. Die im Meßsignal enthaltenen, auf Schwankungen im remittierten Strahl beruhenden Fehleranteile werden dadurch aber nicht beseitigt, was die Genauigkeit der Messung der Sauerstoffsättigung des untersuchten Blutes nachteilig beeinflußt.

Es sind auch schon bekannt, die Katheterspitze mit einer Art Käfig zu umschließen, um sie an einer Berührung der Gefäßwand zu hindern. An dem Käfig können sich jedoch unerwünschte Ablagerungen ansammeln.

Aus der US-PS 42 66 554 ist ein digitales Oximeter zur Bestimmung der Sauerstoffgehaltes in arteriellem Blut bekannt. Auch bei diesem Oximeter wird die Intensität eines in das zu untersuchende Blut eingeleiteten Lichtstrahls gemessen, wobei wenigstens zwei Ausgangssignale erzeugt werden, die unterschiedlichen Lichtwellenlängen zugeordnet sind. Die gemessenen Lichtsignale werden nach Speicherung mittels eines Mikroprozessors verarbeitet, wobei Differenzgrößen zwischen den jeweiligen Meßwerten für die unterschiedlichen Wellenlängen gebildet werden. Auch bei dieser Vorrichtung werden jedoch die auf Meßfehlern beruhenden Teile des Meßsignals daraus nicht beseitigt.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein vorzugsweise zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung von Blut geeignetes Verfahren zu schaffen, bei dem aus einem Schwankungen unterworfenen Meßsignal auf verhältnismäßig einfache und zuverlässige Weise Teile beseitigt werden, die auf Meßfehlern beruhen, so daß die Meßgenauigkeit erhöht wird.

Ferner liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, eine hierfür geeignete Vorrichtung zu schaffen.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe mit den Merkmalen des Patentanspruchs 1 bzw. des Patentanspruchs 5 gelöst.

Weiterbildungen der Erfindung ergeben sich aus den diesen Patentansprüchen jeweils nachgeordneten Unteransprüchen.

Beim erfindungsgemäßen Verfahren und bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung kann der Schwellenwert bei einem Erhöhen des Pegels des Basissignals um einen ersten bestimmten Betrag steigen und bei einem Absenken des Pegels des Basissignals um einen zweiten bestimmten Betrag sinken.

Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren und der erfindungsgemäßen Vorrichtung können aus dem Meßsignal jene Teile beseitigt werden, die auf Meßfehlern beruhen.

Bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung sind nachfolgend anhand der Zeichnungen näher beschrieben.

Darin zeigen

Fig. 1 ein Oximeter mit einer erfindungsgemäßen Vorrichtung teils in schematischer Darstellung, teils als Blockschaltbild,

Fig. 2 ein Diagramm zur Darstellung der Intensität eines in einem Oximeter nach Fig. 1 remittierten Lichtstrahls,

Fig. 3 ein Flußdiagramm zum Ablauf des erfindungsgemäßen Verfahrens und

Fig. 4 und 5 ein Schaltbild einer Ausführungsform der erfindungsgemäßen Vorrichtung.

Gemäß Fig. 1 enthält eine Vorrichtung 10 zur Messung der Sauerstoffsättigung von Blut, die nachfolgend auch als Oximeter oder Oximetergerät bezeichnet ist, eine System-Sammelleitung 12 mit einer Vielzahl von Leitern zur Übertragung von Daten und Adressen, Programm- und Steuerinformation zu verschiedenen Abschnitten der Vorrichtung.

Die Vorrichtung wird durch einen Zentralprozessor 14 gesteuert, der mit der System-Sammelleitung 12 verbunden ist und diese im wesentlichen steuert. Bei einer beispielsweisen Ausführungsform ist der Zentralprozessor 14 ein von Motorola Semiconductor Products, Inc. hergestellter Typ 6800.

Die System-Sammelleitung 12 steht mit einer Schnittstelle 16 für ein optisches Modul 18 in Verbindung. Die Schnittstelle 16 treibt mehrere Leuchtdioden (LEDs) 20, 22 und 24, die Strahlung in bestimmten Wellenlängen λ₁, λ₂ und λ₃ abgeben. Diese Strahlung wird durch optische Fasern 26, 28 und 30 gesammelt, welche die von den Dioden 20 bis 24 abgegebene Strahlung zu einem optischen Kombinierer 32 leiten. Der optische Kombinierer 32 überträgt die Strahlung durch einen Endquerschnitt 34 auf einen optischen Integrator 36. Eine übertragende Faseroptikführung 38 ist mit einer Ausgangsöffnung 40 des optischen Integrators 36 verbunden, und die Faseroptikführung 38 überträgt somit die Strahlung durch einen Katheter 42 an eine Öffnung in einer distalen Spitze 44 des Katheters 42. Die Katheterspitze 44 ist in ein Blutgefäß eingesetzt, in dem das zu untersuchende Blut um die Spitze 44 herum fließt.

Die von der Faseroptikführung 38 ausgesendete Strahlung wird durch das zu untersuchende Blut diffus reflektiert und wird auch durch die Gefäßwände reflektiert. Diese remittierte und reflektierte Strahlung wird dann durch eine zweite Öffnung in der Katheterspitze 44 durch einen zweiten Faseroptikleiter 46 empfangen. Der Faseroptikleiter 46 überträgt diese Strahlung auf einen Detektor 74, der ein der Strahlung proportionales Signal an die Schnittstelle 16 des optischen Moduls abgibt.

Ferner weist gemäß Fig. 1 die Vorrichtung 10 verschiedene Anzeigen 48 auf, die mit der System-Sammelleitung 12 in Verbindung stehen. Außerdem ist die System-Sammelleitung 12 mit einer Alarm- und Ausgangsschaltung 50 verbunden, die einen Hörwarnton an die Bedienungsperson des Gerätes, Schwesternrufsignale und ein geeignetes Hilfsanalogausgangssignal zum Betreiben von Hilfseinrichtungen abgeben kann. Ein Tastenfeld mit Steuerschaltern 52 ist mit der System-Sammelleitung 12 und auch direkt mit einem Rekorder 54 und einer Speisung (Stromversorgung) 56 verbunden. Der Rekorder 54 reagiert auch auf die System- Sammelleitung 12, um eine Meßstreifenaufzeichnung der Blutsauerstoffsättigung herzustellen, wie sie durch die Vorrichtung 10 gemessen wird. Die Speisung 56 stellt für die gesamte Vorrichtung die Energie zur Verfügung.

Der Zentralprozessor 14 ist über die System-Sammelleitung 12 mit einem Speicher 58 verbunden, der Programmbefehle für den Zentralprozessor 14 in einem Festspeicher (ROM) enthalten und ferner mit einem temporären Speicher mit wahlfreiem Zugriff (RAM) versehen sein kann, der vom Zentralprozessor 14 während des Betriebes der Vorrichtung 10 benutzt werden kann.

Im Betrieb wird die Vorrichtung 10 durch das Tastenfeld und die Schalter 52 so gesteuert, daß die Speisung 56 Energie abgibt. Die Schnittstelle 16 für das optische Modul 18 speist nacheinander die Dioden 20 bis 24, so daß diese nacheinander in den drei ausgewählten Wellenlängen λ₁, λ₂ und λ₃ über den Katheter 42 an die Katheterspitze 44 Strahlung abgegeben. Nach der Remission durch das zu untersuchende Blut und die Übertragung über den Katheter 42 zum Detektor 74 wandelt die Schnittstelle 16 des optischen Moduls 18 das Analogsignal vom Detektor 74, welches die Strahlungsintensität anzeigt, in ein Digitalsignal um, das im Falle der Fig. 1 12 Bits haben kann. Dieses Digitalsignal wird dann über die System-Sammelleitung 12 aufgrund der Steuerung durch den Zentralprozessor 14 geleitet und wird im Speicher 58 gespeichert. Der Zentalprozessor 14 verwendet anschließend diese im Speicher 58 gespeicherten Daten zur Berechnung des Blutsauerstoffsättigungszustandes. Der Zentralprozessor kann z. B. nach einer Gleichung arbeiten, die folgenden Aufbau hat

worin A₀, A₁, A₂ und A₃ Gewichtungsfaktoren oder -koeffizienten, B₀, B₁, B₂ und B₃ Gewichtungsfaktoren oder -koeffizienten und I₁, I₂ und I₃ Strahlungsintensitäten von dem zu untersuchenden Blut sind, welche bei den Wellenlängen λ₁, λ₂ und λ₃ gemessen wurden, wobei sie alle bezüglich einer Referenzlichtintensitätsmessung normiert worden sind. Wenn die Messung beendet ist, gibt der Zentralprozessor den errechneten Sauerstoffsättigungswert (OS) an die Anzeige 48, und, sofern dieser eingeschaltet ist, an den Rekorder 54. Wenn der Zentralprozessor 14 einen Alarmzustand feststellt, erzeugt eine Alarm- und Ausgangsschaltung 50 ein akustisches Alarmsignal oder ein Schwesternrufsignal.

Es kann eine andere Zahl als drei Strahlungsintensitäten verwendet werden, womit dann eine Sauerstoffsättigungsmessung über eine andere geeignete mathematische Beziehung durchgeführt werden kann.

Eine in Fig. 2 gezeigte Intensitätskurve 58 der remittierten und reflektierten Strahlung von z. B. LED 24, die die Wellenlänge λ₃ abgibt, weist Pulsationsschwankungen 60a bis 60d auf, die mit den Herzschlägen des Patienten synchron verlaufen. Wenngleich die λ₃-Intensitätskurve 58 durch eine kontinuierliche Linie angezeigt ist, versteht es sich doch, daß die λ₃-Intensität, wie sie vom Detektor 74 in dem Ausführungsbeispiel der Fig. 1 festgestellt wird, eine Serie einzelner Intensitätsmessungen ist, die, wenn sie zusammengezeichnet werden, die λ₃-Intensitätskurve 58 der Fig. 2 bilden. Die Pulsationsschwankungen 60a bis 60d stellen, wenn sie ausreichende Größe haben, eine fehlerhafte oder ungeeignet reflektierte Strahlungsintensität dar, die typischerweise daher stammt, daß die Katheterspitze 44 die Gefäßwandungen berührt oder ihnen sehr nahekommt, wenn sie während eines Herzschlags im Blutgefäß umherbewegt wird. Die λ₃-Intensität aus Fig. 2 wird durch die Schnittstelle 16 des optischen Moduls 18 der Fig. 1 in einen entsprechenden Digitalwert umgewandelt, der dann vom Zentralprozessor 14 in der unten beschriebenen Weise verwendet wird.

Fig. 3 zeigt ein Flußdiagramm des Signalfilterverfahrens, wie es in der Vorrichtung nach Fig. 1 mit Vorteil durchgeführt wird und aus den Signalen die Teile entfernt, die fehlerhaft sind oder ungeeignete Strahlungsablesungen ergeben. Speziell und mit weiterem Bezug auf Fig. 1 bis 3 liest der Zentralprozessor 14 von der Systemsammelleitung 12 die Strahlungsintensitäten von der Katheterspitze in z. B. etwa 4 Millisekunden-Intervallen ab und summiert die einzelnen Strahlungsintensitäten individuell über eine Zeitspanne, die annähernd 32 Millisekunden dauern kann. Hiermit werden die individuellen Strahlungsintensitäten anfänglich gemittelt, so daß dadurch die Strahlungsintensitäten I₁, I₂ und I₃ etwas geglättet werden. Der Zentralprozessor 14 vergleicht dann die Intensität I₃ mit einem Basis- Intensitätswert, der im Speicher 58 vorübergehend gespeichert sein kann.

Wenn die Intensität I₃ nicht größer als der Basis- Intensitätswert ist, verringert der Zentralprozessor 14 den Basiswert nach folgender Gleichung

BL_neu=BL_alt - K₁ · (BL_alt - I₃)

worin BL der Basis-Intensitätswert und K₁ eine bestimmte Konstante sind, die etwa gleich 0,25 in einem Ausführungsbeispiel sein kann. Der Basis-Intensitätswert BL wird auch als Basissignal bezeichnet.

Ist der neue Basis-Intensitätswert bestimmt, wird ein Schwellenintensitätswert bestimmt, wobei TH = K₄ · BL ist, worin TH der Schwellen-Intensitätswert und K₄ eine bestimmte Konstante sind, die z. B. etwa 1,5 sein kann.

Ist der Schwellen-Intensitätswert TH berechnet, dann wird die λ₃-Intensität I₃ mit dem Schwellen-Intensitätswert verglichen. Wenn die Intensität I₃ nicht größer als der Schwellen-Intensitätswert ist, dann werden die Intensitäten I₁, I₂ und I₃ vom Zentralprozessor im Speicher 58 abgespeichert. Im Ausführungsbeispiel nach Fig. 1 werden alle Intensitäten I₁, I₂ und I₃ im Speicher 58 abgespeichert und können weiter separat akkumuliert werden, so daß jede der Intensitäten einen gewichteten laufenden Durchschnitt für die jeweilige Wellenlänge mit einer Periode von etwa 5 sec bildet.

Ist jedoch die Intensität I₃ größer als der Schwellen- Intensitätswert, dann setzt der Zentralprozessor 14 alle Intensitäten I₁, I₂ und I₃ auf Null und speichert diese Nullwerte im Speicher als Teil der genannten gewichteten laufenden Durchschnitte. Es sei bemerkt, daß, weil die vorgenannte Gleichung auf Verhältnissen von reflektierten Strahlungsintensitäten beruht, die Akkumulation von individuellen Nullstrahlungs-Intensitätswerten I₁, I₂ und I₃ keinen Einfluß auf die schließlich berechnete Blutsauerstoffsättigung hat.

Wenn mit weiterer Bezugnahme auf Fig. 1 und 3 der Zentralprozessor 14 feststellt, daß die Intensität I₃ größer als der Basis-Intensitätswert ist, dann bestimmt er, ob die Intensität I₃ während einer vorbestimmten Zeitspanne größer als der Basis-Intensitätswert ist, welche etwa 5 sec sein kann, wenngleich auch andere Zeitspannen als geeignet gewählt werden können. Dies kann z. B. durch Programmieren des Zentralprozessors zum Bemessen eines Zeitintervalls in einer Weise, die dem Fachmann bekannt ist, erfolgen. Wenn die Intensität I₃ für diese 5 sec-Zeitspanne nicht fortwährend größer als die Basislinien-Intensität gewesen ist, dann bestimmt der Zentralprozessor 14 einen neuen Basis- Intensitätswert gemäß

BL_neu = (1+K₂) · BL_alt,

worin K₂ eine bestimmte Konstante ist, die z. B. etwa 0,004 sein kann. Der neue Basis-Intensitätswert wird dann für die Berechnung eines neuen Schwellen-Intensitätswertes verwendet, der mit der Intensität I₃ verglichen wird, wie oben beschrieben.

Wenn jedoch die Intensität I₃ für die bestimmte Zeitspanne größer als der Basislinien-Intensitätswert gewesen ist, dann wird der Basis-Intensitätswert so gesteigert, daß

BL_neu = (1+K₃) · BL_alt,

worin K₃ eine bestimmte Konstante ist, die z. B. etwa 0,120 sein kann. Wenn dieser Basis-Intensitätswert auf diese Art und Weise eingestellt worden ist, wird der Schwellenintensitätswert erneut bestimmt, und die übrigen Schritte werden vom Zentralprozessor 14 in oben beschriebener Form ausgeführt.

Daraus geht hervor, daß das Verfahren nach Fig. 3, wie es von der Vorrichtung 10 der Fig. 1 ausgeführt wird, einen Basis-Intensitätswert einstellt, der im wesentlichen den niedrigsten Bereichen der λ₃-Intensität I₃ folgt. Wie in Fig. 2 zu sehen, ist die als λ₃-Intensität I₃ gezeichnete Kurve 58 stets sehr nahe bei einem Basis-Intensitätswert, der mit der Kurve 62 dargestellt ist. Dieser Basis-Intensitätswert wird ständig aktualisiert, um diese Beziehung aufrechtzuerhalten. Wenn die λ₃-Intensität 58 nicht größer als die Basis-Intensität 62 ist, wird die Basislinie allmählich abgesenkt. Ist die λ₃-Intensität 58 dagegen größer als der Basis-Intensitätswert 62, dann wird dieser Wert durch einen Betrag erhöht, der zur Länge der Zeit, in der die λ₃-Intensität höher als die Basis- Intensität liegt, in Beziehung steht. Demnach ist, wenn die λ₃-Intensität 58 größer als der Basis- Intensitätswert für nicht mehr als die bestimmte Zeitspanne ist, dann wird für jeden λ₃-Intensitätsvergleich der Basis-Intensitätswert etwas angehoben. Ist jedoch der λ₃-Intensitätswert I₃ länger als die vorbestimmte Zeitspanne größer als der Basis-Intensitätswert, dann wird letzterer relativ schnell gegenüber dem vorhergehenden Basis-Intensitätswert angehoben, womit der Basis-Intensitätswert eine schnelle Anpassung an die λ₃-Intensität erfährt.

Sobald der Basis-Intensitätswert auf diese Weise angepaßt ist, wird der Schwellenintensitätswert, der in Fig. 2 durch die gestrichelte Lini 64 dargestellt wird, mit Bezug auf den Basis-Intensitätswert bestimmt. Wenn die λ₃-Intensität 58 größer als der Schwellenintensitätswert 64 ist, werden die Intensitäten I₁, I₂ und I₃ für die Wellenlängen λ₁, λ₂ und λ₃ auf Null gesetzt und dann im Speicher als Teil einer laufenden Mittelwertakkumulation gespeichert. Wenn im Gegensatz dazu die λ₃-Intensität nicht größer als der Schwellenintensitätswert ist, dann werden die vom Zentralprozessor 14 von der Schnittstelle 16 des optischen Moduls 18 abgelesenen λ₁-, λ₂- und λ₃-Intensitäten im Speicher als Teil der laufenden Durchschnittsakkumulation gespeichert. Auf diese Weise bestimmt der Schwellenintensitätswert den Pegel, oberhalb dessen die λ₃-Intensität I₃ insbesondere und die zugehörigen λ₁- und λ₂-Intensitäten I₁ und I₂ als gültige Werte angenommen werden. Die laufenden Durchschnittswerte für die Intensitäten I₁, I₂ und I₃ werden dann dazu verwendet, in der oben beschriebenen Weise die Sauerstoffsättigung zu bestimmen.

Es versteht sich, daß die vorbestimmten Konstanten K₁ bis K₄ nach den speziellen Systemerfordernissen variiert werden können. Außerdem können die Einstellungen des Basisintensitätswertes fixiert und nicht auf die Konstanten K₁ bis K₃ bezogen sein, was sich für den Fachmann ohne weiteres versteht. Weiterhin kann der Basis-Intensitätswert BL in Ausdrücken des Schwellenintensitätswertes TH geschrieben werden, und der Schwellenintensitätswert TH kann deshalb als unmittelbar auf die Intensität I₃ bezogen betrachtet werden.

Es wird dadurch mit dem Signalfilterverfahren gemäß Fig. 3 und der Vorrichtung 10 aus Fig. 1 ein verbessertes Oximeter geschaffen, das weniger anfällig für die Schwankungen der Emissionsstrahlungsintensitäten ist, die für fehlerhafte oder unbrauchbare Daten verantwortlich sind. Die in Fig. 3 angegebenen Schritte können natürlich auch unter Anwendung bekannter Software- Techniken mit dem Zentralprozessor 14 durchgeführt werden.

Es werden nun die Fig. 4 und 5 betrachtet.

Wie Fig. 4 zeigt, weist eine Vorrichtung einen Impulsfolgengenerator 66 auf, der nacheinander mehrere Leuchtdioden (LED) 68, 70 und 72 speist. Die LED 68, 70 und 72 werden über einen geeigneten optischen Kombinierer, einen optischen Integrator und den Katheter, wie z. B. in Fig. 1 gezeigt, gekuppelt, so daß sie einem Detektor 74 remittierte und reflektierte Strahlung von der Katheterspitze zuleiten. Die LED 68, 70 und 72 geben Strahlung auf drei bestimmten Wellenlängen λ₁, λ₂ und λ₃ an, wie in Verbindung mit Fig. 1 bereits beschrieben.

Der Detektor 74 liefert ein der Strahlung von der Katheterspitze entsprechendes Signal an einen Verstärker 76, dessen Ausgang mit mehreren, normal geöffneten Schaltern 78, 80, 82, 84 und 86 (Fig. 4 und 5) verbunden ist. Die Schalter 78 und 80 werden durch den Generator 66 so gesteuert, daß sie während der Zeit, in der die LED 68 bzw. 70 Strahlung abgeben, geschlossen sind. Gleichermaßen werden die Schalter 82 und 84 durch den Generator 66 so gesteuert, daß sie während des Zeitabschnitts, in dem die LED 72 Strahlung abgibt, geschlossen sind. Schließlich ist Schalter 86, der durch den Generator 66 gesteuert ist, geschlossen, wenn keines der LED 68 bis 72 leuchtet, so daß ein Servosystem mit geschlossener Schleife in dem Verstärker 76 und einem Verstärker 88 gebildet wird, der eine Vorspannung am Verstärker 76 hervorbringt, die dessen Ausgangsspannung auf Null einstellt.

Die Schalter 78 und 82 sind dann mit normalerweise geschlossenen Schaltern 90 bis 94 verbunden. Der Schalter 90 ist über einen Widerstand 96 an einen Verstärker 98 und einen Kondensator 100 angeschlossen. Gleichermaßen sind die Schalter 92 und 94 über Widerstände 102 und 104 an Verstärker 106 und 108 und Kondensatoren 110 und 112 gelegt. Die Verstärker 98, 106 und 108 geben λ₁-, λ₂- und λ₃-Strahlungsintensitäts-Ausgangssignale I₁, I₂ und I₃ ab.

Wie in Fig. 5 dargestellt, verbindet der Schalter 84 das Signal vom Verstärker 76 mit der Signalfilterschaltung, die insgesamt mit 114 bezeichnet ist. Der Schalter 84 ist über einen Widerstand 116 an einen Verstärker 118 und einen Kondensator 120 angeschlossen.

Der Ausgang des Verstärkers 118 ist mit der Anode einer Diode 122 verbunden, deren Kathode über einen Widerstand 124 und eine Leitung 142 mit einer ersten Stromquelle 126, einem Schalter 128, einem Kondensator 130, einem Verstärker 132 und einem Komparator 134 in Verbindung steht. Der Ausgang des Verstärkers 118 ist also mit einem zweiten Eingang des Komparators 134 verbunden. Der Ausgang des Komparators 134 steuert eine Zeitsteuerung 136, die dann den Schalter 128 steuert. Der Schalter 128 ist außerdem mit einer zweiten Stromquelle 138 verbunden. Der Ausgang des Verstärkers 132 ist über eine Leitung 144 mit dem Inverseingang eines Komparators 140 verbunden, dessen Direkteingang mit dem Ausgang des Verstärkers 118 verbunden ist. Der Ausgang des Komparators steuert die Stellung der Schalter 90, 92 und 94.

Wenn im Betrieb die LED 72 Strahlung abgibt und die Schalter 82 und 84 geschlossen sind, wird die Strahlung vom Katheter durch den Detektor 74 festgestellt. Das Ausgangssignal des Detektors 74 wird vom Verstärker 76 verstärkt, der ein Signal über den Schalter 84 an den Verstärker 118 abgibt. Die Stromquelle 126 gibt dauernd Strom an die Leitung 142, wobei das Signal aus dieser Leitung proportional einem Basislinien-Intensitätswert (BL) ist, was nachfolgend als Basisliniensignal bezeichnet ist. Die Stromquelle 126 erhöht das Basisliniensignal um einen bestimmten Betrag in bezug auf die Zeit, d. h. mit einer bestimmten Rate. Dieses Basisliniensignal wird vom Verstärker 132 maßstabsmäßig vergrößert oder multipliziert, um ein Pegelsignal (TH) auf Leitung 144 an den Komparator 140 abzugeben.

Wenn das Ausgangssignal des Verstärkers 118 kleiner als das Basissignal BL auf der Leitung 142 ist, entlädt sich der Kondensator 130 über den Widerstand 124 und die Diode 122, wodurch das Basissignal BL auf der Leitung 142 kleiner wird und sich folglich proportional auch das Pegelsignal auf Leitung 144 verkleinert. Wenn der Ausgang des Verstärkers 118 größer als das Basisliniensignal ist, gibt die Stromquelle 126 an die Leitung 142 einen ersten Strom ab, wodurch das Basissignal BL erhöht wird. Wenn außerdem das Ausgangssignal des Verstärkers 118 größer als das Schwellenwertsignal auf der Leitung 144 ist, dann steuert der Komparator 140 die Schalter 90 bis 94 (Fig. 4) so, daß die Widerstände 96, 102 und 104 an Masse gelegt werden, so daß anschließend das Signal vom Verstärker 76 nicht mehr über die Schalter 78, 80 und 82 zugeführt werden kann. Auf diese Weise werden, wenn die Strahlungsintensität I₃ größer als das Schwellenwertsignal auf Leitung 144 ist, was anzeigt, daß eine fehlerhafte Strahlungsinformation vom Katheter zurückgesandt wird, die Signale proportional den Strahlungsintensitäten I₁, I₂ und I₃ von den Eingängen der Verstärker 98, 106 und 108 weggenommen.

Wenn das Ausgangssignal des Verstärkers 118 kleiner als das Basissignal BL für länger als 5 sec bleibt, steuern der Komparator 134 und die Zeitsteuerung 136 den Schalter 128 so, daß die zweite Stromquelle 138 mit der Leitung 142 verbunden wird. Die zweite Stromquelle 138 gibt einen festen Strom an die Leitung 142 ab, wodurch das Basissignal BL auf dieser Leitung relativ schnell erhöht wird. Die Stromquelle 126 erhöht das Basissignal BL um einen bestimmten Betrag in bezug zur Zeit, d. h. mit einer bestimmten Geschwindigkeit.

Man sieht, daß die Signalfilterschaltung 114 gemäß der Erfindung ein Basissignal BL erzeugt, das im wesentlichen den tiefsten Pegelabschnitten der Strahlungsintensität I₃ folgt. Ein Schwellenwertsignal wird erzeugt, das zum Basissignal BL im Verhältnis steht, und wenn die Strahlungsintensität größer ist als das Schwellenwertsignal, werden die Signale entsprechend den Strahlungsintensitäten I₁, I₂ und I₃ nicht den zugehörigen Verstärkern 98, 106 und 108 zugeführt.

Ferner sei festgehalten, daß die Schaltung 114 eine analoge Verwirklichung der Signalfiltermethode nach Fig. 3 ist.

Nachdem ein Ausführungsbeispiel der Erfindung im einzelnen beschrieben ist, versteht es sich, daß viele Äquivalente und Abwandlungen, die von der Erfindung nicht abweichen, für den Fachmann mit den hierin gegebenen Lehren wohl verständlich sind. Die Erfindung ist deshalb nicht auf die vorstehende Beschreibung beschränkt, sondern umfaßt den gesamten Rahmen der sich anschließenden Ansprüche.

Claims

1. Verfahren zur Verarbeitung eines Schwankungen unterworfenen Meßsignals, um daraus Teile des Meßsignals zu beseitigen, die auf Meßfehlern beruhen, vorzugsweise Verfahren zur Verarbeitung eines die Sauerstoffsättigung von Blut anzeigenden Meßsignals, umfassen folgende Schritte:

- Erfassen eines Pegels des Meßsignals (I₃),
- Bilden eines Basissignals (BL, Kurve 62) als Schwelle zur Beurteilung des Pegels des Meßsignals (I₃),
- Absenken des Pegels des Basissignals (BL), wenn der Pegel des Meßsignals (I₃) unter den Pegel des Basissignals (BL) sinkt, oder Erhöhen des Pegels des Basissignal (BL), wenn der Pegel des Meßsignals über den Pegel des Basissignals (BL) steigt,
- Bilden eines Schwellenwertsignals (TH, Kurve 64), welches um einen bestimmten Faktor über dem Pegel des Basissignals (BL) liegt,
- Vergleichen des Meßsignals (I₃) mit dem Schwellenwertsignal (TH) und
- Weiterleiten des Meßsignals (I₃) mit seinem jeweiligen Wert, wenn es kleiner als das Schwellenwertsignal (TH) ist, oder Beseitigen des Meßsignals (I₃), wenn es größer als das Schwellenwertsignal (TH) ist, und Abgeben eines vorgegebenen Signalpegels.

2. Verfahren nach Anspruch 1, bei dem der vorgegebene Signalpegel null ist.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, bei dem der Pegel des Basissignals (BL) mit einer ersten Geschwindigkeit erhöht wird, wenn die Zeitspanne, in der der Pegel des Meßsignals (I₃) das Basissignal (BL) übersteigt, kürzer ist als eine vorbestimmte Zeitspanne, und der Pegel des Basissignals (BL) mit einer zweiten, gegenüber der ersten Geschwindigkeit höheren Geschwindigkeit erhöht wird, wenn die Zeitspanne, in der der Pegel des Meßsignals (I₃) das Basissignal (BL) übersteigt, länger ist als die vorbestimmte Zeitspanne.

4. Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, bei dem das Meßsignal (I₃) aus einem mittleren Wert einer Folge von aufeinanderfolgenden Meßsignalen gebildet wird.

5. Vorrichtung zur Verarbeitung eines Schwankungen unterworfenen Meßsignals, um daraus Teile des Meßsignals zu beseitigen, die auf Meßfehlern beruhen, vorzugsweise Vorrichtung zur Verarbeitung eines die Sauerstoffsättigung von Blut anzeigenden Meßsignals, umfassend

- eine Erfassungseinrichtung (74) zum Erfassen eines Pegels des Meßsignals (I₃),
- eine Signalerzeugungseinrichtung (126) zur Erzeugung eines Basissignals (BL) als Schwelle zur Beurteilung des Pegels des Meßsignals (I₃),
- eine Pegeländerungseinrichtung (124, 130) zum Absenken des Pegels des Basissignals (BL), wenn der Pegel des Meßsignals (I₃) unter den Pegel des Basissignals (BL) sinkt, oder zum Anheben des Pegels des Basissignals (BL), wenn der Pegel des Meßsignals (I₃) über den Pegel des Basissignals (BL) steigt,
- eine Schwellenwerteinrichtung (132) zur Bildung eines Schwellenwertsignals (TH), welches um einen bestimmten Faktor über dem Pegel des Basissignals (BL) liegt,
- eine Vergleichseinrichtung (140) zum Vergleichen des Meßsignals (I₃) mit dem Schwellenwertsignal (TH) und
- eine Übertragungseinrichtung (94) zum Weiterleiten des Meßsignals (I₃) mit seinem jeweiligen Wert, wenn es kleiner als das Schwellenwertsignal (TH) ist, oder zum Beseitigen des Meßsignals (I₃), wenn es größer als das Schwellenwertsignal (TH) ist, und zum Abgeben eines vorgegebenen Signalpegels.

6. Vorrichtung nach Anspruch 5, worin die Übertragungseinrichtung (94) eine Schalteinrichtung (92) aufweist, welche in einer ersten Betriebsstellung die Erfassungseinrichtung (74) an eine Signalempfangseinrichtung (108) anschaltet und in einer zweiten Betriebsstellung die Erfassungseinrichtung (74) von der Signalempfangseinrichtung (108) abschaltet, wobei die Schalteinrichtung (94) durch die Vergleichseinrichtung (140) derart steuerbar ist, daß die Schalteinrichtung in ihrer ersten Betriebsstellung ist, wenn das Meßsignal (I₃) kleiner als das Schwellenwertsignal (TH) ist.

7. Vorrichtung nach Anspruch 6, worin die Schalteinrichtung (94) in ihrer zweiten Betriebsstellung an einem vorbestimmten Potential liegt.

8. Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, ferner umfassend

- eine weitere Vergleichseinrichtung (134) zum Vergleichen des Meßsignals (I₃) mit dem Basissignal (BL) und zum Ausgeben eines Indikatorsignals, wenn das Meßsignal (I₃) das Basissignal (BL) übersteigt,
- eine Zeitschalteinrichtung (136), welche nach Empfang des Indikatorsignals von der weiteren Vergleichseinrichtung (134) nach einer vorbestimmten Zeitdauer ein Zeitsignal abgibt,
- eine Spannungsquelle (138) und
- eine weitere Schalteinrichtung (128), welche durch das Zeitsignal von der Zeitschalteinrichtung (136) steuerbar ist zum wahlweisen Anschluß der Spannungsquelle (138) an die Pegeländerungseinrichtung (124, 130), wenn das Indikatorsignal von der weiteren Vergleichseinrichtung (134) an die Zeitschalteinrichtung (136) während einer der vorbestimmten Zeitspanne entsprechenden Zeitspanne fortwährend geliefert wird.