DE3751701T2

DE3751701T2 - Messgerät und Verfahren zum Messen der arteriellen Blutsauerstoffsättigung

Info

Publication number: DE3751701T2
Application number: DE3751701T
Authority: DE
Inventors: Mark Yelderman
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1986-12-12
Filing date: 1987-12-10
Publication date: 1996-11-14
Anticipated expiration: 2007-12-11
Also published as: ES2084578T3; EP0271340A1; NZ222853A; JP2693958B2; GR3019694T3; AU605552B2; DE3751701D1; ATE133844T1; KR890700013A; JPH01501525A; KR970006916B1; AU1221288A; WO1988004155A1; EP0271340B1; HK1003559A1; CA1324504C; BR8707578A

Description

Gebiet der Erfindung

Die Erfindung betrifft das Gebiet von Vorrichtungen und Verfahren zur nichtinvasiven Messung von Blutbestandteilen, mit denen die Sättigung von Blut mit Sauerstoff im Hämoglobin bestimmt werden kann, und insbesondere Vorrichtungen, mit denen Veränderungen in der erfaßten Lichtamplitude von einer oder von mehreren Wellenlängen erfaßt werden, die durch Körpergewebe hindurchgelassen werden und in einer bestimmten Weise die vom Umgebungslicht bewirkte Interferenz ausgleichen.

Hintergrund der Erfindung

Die Bestimmung des Blutsauerstoffs und anderer Bestandteile wie zum Beispiel injizierter Farbstoffe ist von größerem Interesse für Ärzte und von größerer Bedeutung in der Praxis der klinischen Medizin geworden. Im allgemeinen werden bekanntlich Spektralanalyseverfahren eingesetzt, um die Sättigung des Hämoglobins in den Arterien mit Sauerstoff zu messen. Außerdem werden bei verschiedenen Meßvorrichtungen und -verfahren für die Blutbestandteile nichtinvasive Verfahren angewandt, bei denen ausgesandtes Licht durch die Probe geleitet oder von dieser zu Lichtempfängern reflektiert wird. Veränderungen in dem erfaßten Licht bei verschiedenen Wellenlängen werden dann dazu benutzt, die Sättigung des Arterienblutes mit Sauerstoff und/oder die Pulsfrequenzen zu bestimmen. Solche Vorrichtungen und/oder Verfahren sind zum Beispiel erläutert in den US-Patenten Nr. 4,407,290; Nr. 4,266,554; Nr. 4,167,331; Nr. 4,086,915; Nr. 3,998,550 und Nr. 3,647,299 sowie in den Europäischen Patenten Nr. EP 0 104 771 A3 und Nr. EP 0 102 816.A3.
Was insbesondere die Oxymetrievorrichtungen und -verfahren nach dem Stand der Technik betrifft, so finden größere Fehler Eingang in die klinische Oxymetrie, wenn die klassische Absorptionsgleichung (Biersche Regel) angewandt wird, um die Sättigung mit Sauerstoff zu errechnen, wie sie auf reines Hämoglobin anwendbar ist. Solche Verfahren werden offenbart in den US-Patenten Nr. 4,167,331; Nr. 3,998,550; Nr. 4,086,915 und Nr. 4,266,554. In weiteren Patenten wird der Gebrauch einer mathematischen Näherung an die Biersche Regel erläutert, indem Verhältnisse der Komponenten der pulsierenden Extinktion und der nichtpulsierenden Extinktion bei jeder der verschiedenen Wellenlängen des hindurchgelassenen Lichts angewandt werden. (Siehe zum Beispiel die US-Patente Nr. 4,407,290 und Nr. 3,647,299 und die Europäischen Patente Nr. EP 0 104 771 A3 und Nr. EP 0 102 816 A3). Da die Lichtextinktion in Gewebe nicht genau der in der Bierschen Regel vorhergesagten entspricht, kann eine Art von empirischer Eichung erfolgen, wie sie gelehrt wird in den US-Patenten Nr. 4,407,290; Nr. 4,167,331 und Nr. 4,086,915.
Das Verfahren, die Extinktion von der pulsierenden Komponente abzuleiten, wird in unterschiedlicher Weise erläutert. Ein Verfahren beruht auf der quantitativen Messung der Veränderung der Extinktion bei jeder Wellenlänge. Siehe zum Beispiel das US-Patent Nr. 4,407,290 und die Europäischen Patente Nr. EP 0 104 771 A3 und EP 0 102 816 A3. Ebenfalls ist bekannt, daß die Ableitung der Veränderung der Extinktion sowie eine Messung der größten Amplituden der pulsierenden Extinktionskomponente dazu dienen kann, den Sauerstoffgehalt des Arterienblutes zu errechnen. Siehe zum Beispiel die US-Patente Nr. 4,407,290 und Nr. 4,167,331.
Wird ein einzelner Lichtempfänger benutzt, muß das erfaßte Licht für jede Wellenlänge voneinander getrennt werden. Das erfolgt mit Hilfe der Zeittrennung und der Synchronererfassung. Siehe zum Beispiel die US-Patente Nr. 4,407,290; Nr. 4,266,554 und Nr. 3,647,299. Da die Lichtdetektoren auch Umgebungslicht erkennen, wird normalerweise eine Art von Umgebungslicht-Unterdrückungsverfahren angewandt. In einigen Patenten werden vier Taktzustände verwendet und wird die Ausfilterung des Umgebungslichtes ermöglicht. Siehe zum Beispiel die US-Patente Nr. 4,407,290 und 4,266,554. In einigen Patenten werden Verfahren zur Beseitigung der nichtpulsierenden Extinktionskomponente angewandt, da das Umgebungslicht gewöhnlich eine nichtpulsierende Extinktionsfrequenz aufweist. Siehe zum Beispiel die US-Patente Nr. 4,167,331 und 3,998,550. Bei diesen Verfahren wird angenommen, daß Licht eine konstante Amplitude besitzt.
Ein Artikel von F. J. Janssen mit dem Titel "The principle design und features of a new Hb-oximeter", der im Journal of Medical and Biological Engineering erschien, befaßt sich mit einem Synchronerfassungsoxymeter. In der Europäischen Patentschrift 160768 wird die spektralfotometrische Analyse hauptsächlich für Glukose behandelt. In keinem dieser Referenzdokumente werden das Rauschen des weißen Lichtes und die BOVIE-Interferenz ausgeglichen, indem die Treiber- und die Empfängerschaltungssysteme innerhalb eines schmalen Frequenzbereiches im wesentlichen aufeinander abgestimmt werden.
Diese Verfahren und Vorrichtungen werden zwar benutzt, sind jedoch nicht ganz zufriedenstellend und in manchen Bereichen unzureichend. Durch die Biersche Regel und/oder die Anwendung von empirischen Schätzungen wird der Sauerstoffgehalt von Blut in lebenden Geweben in klinischen Bereichen gewöhnlich"nur annähernd wiedergegeben. Bisher angewandte Verfahren zur Unterdrückung des Umgebungslichtes und von Bewegungsartefakten sind unbefriedigend und führen im allgemeinen zu kleineren Signal-Rausch-Verhältnissen und größeren Fehlern bei den klinischen Messungen, da bis zu fünfzig Prozent des Verfahrenszyklus dazu verwendet werden müssen, das Umgebungslicht zu messen. Verfahren, bei denen Synchrondetektoren zur Anwendung kommen, sind nicht ganz zufriedenstellend, da sie Wechselstromverstärker mit großer Bandbreite erfordern, und da bei ihnen ebenfalls ein sehr großer Teil des Verfahrenszyklus von nicht weniger als 50% zur Messung des Umgebungslichtes dient, anstatt zur Messung der gewünschten Extinktionsveränderungen. Durch die bei den bisher verwendeten Vorrichtungen erforderliche große Bandbreite sind diese anfälliger für Frequenzinterferenz, wie zum Beispiel die BOVIE-Interferenz. Die BOVIE-Interferenz ist eine Art von Systemrauschen, das von elektrischen chirurgischen Vorrichtungen wie Wundkoagulatoren und -verätzern erzeugt wird. Es tritt typischerweise im Frequenzbereich von 0,5 bis 5 MHz auf, ist jedoch auch beim Gleichstrom anzutreffen. Obwohl bei Frequenzen zwischen Gleichstrom und 0,5 MHz weniger Energie vorhanden ist, ist immer noch genug Energie vorhanden, die potentiell zu Interferenz führt, die die Leistung von vielen Vorrichtungen nach dem Stand der Technik schmälert. Bisher verwendete Ausführungsformen erfordern auch häufig einen Analogkanal für jede Wellenlänge und machen es notwendig, diese Kanäle über die Bandbreite aufeinander abzustimmen. Die Anforderungen an Analogkanäle können so streng sein, daß beide Kanäle ein "normiertes" Gleichstromausgangssignal aufweisen müssen. Siehe zum Beispiel das US-Patent Nr. 4,407,290.
Meßvorrichtungen und -verfahren für Blutbestandteile wurden zwar schon früher ins Auge gefaßt und funktionieren mit einigem Erfolg, dennoch besteht der Bedarf, die Sättigung des Sauerstoffs im Blut von an Anämie leidenden Patienten genauer zu messen, insbesondere bei denjenigen mit schlechten Blutzuständen, wie zum Beispiel mit einer Insuffizienz an roten Blutkörperchen. Diese Blutmeßwerte sind anders als die angenommenen Zahlenwerte, auf die sich die "Voreinstellungen" durch das Werk stützen. Eine Korrektur der Anämiewerte in den Sättigungsgleichungen könnte sich zum Beispiel als ein kritischer Faktor erweisen, wenn das Hirn und das Herz eines Anämikers während der Operation in Gang gehalten werden soll. Es besteht auch ein Bedarf nach einer Vorrichtung, die weniger empfindlich gegen weitere Interferenzarten ist, wie zum Beispiel gegen die BOVIE-Interferenz, die die Oxymetrie in kritischen Momenten während der Operation praktisch außer Funktion setzen kann.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird eine Vorrichtung zur Messung von Blutbestandteilen zur nichtinvasiven Messung der Konzentration eines Blutbestandteils nach Anspruch 1 geschaffen.
Gemäß einem weiteren Aspekt der Erfindung wird ein Verfahren zur nichtinvasiven Messung der Konzentration eines Blutbestandteils zur Anwendung in einer Umgebung geschaffen, die im allgemeinen durch künstliches Licht erleuchtet wird, umfassend die Schritte nach Anspruch 6.
Es werden eine neue Meßvorrichtung und ein neues Meßverfahren für Blutbestandteile geschaffen, die ein sehr gutes Signal-Rausch-Verhältnis und eine verbesserte Beständigkeit gegen von künstlichem Umgebungslicht ausgelöste Interferenz, gegen BOVIE-Interferenz usw. aufweisen. Dies erfolgt durch die Ansteuerung von einer oder von mehreren Lichtquellen mit einem Ansteuersignal. Dieses Ansteuersignal weist -keine Frequenz auf, die in der Umgebung mit künstlichem Licht in dem Operationssaal vorhanden wäre. Das durch das Körpergewebe hindurchgelassene Licht wird dann durch eine Empfängereinrichtung aufgenommen, die auf das vorgewählte Ansteuersignal abgestimmt ist, so daß ein demoduliertes Ausgangssignal erzeugt wird. Infolgedessen muß kein Teil des Verarbeitungszyklus dazu geopfert werden, das Umgebungslicht zu messen, und die benutzten Schmalbandfilter verringern die BOVIE-Interferenz.
Mit der vorliegenden Erfindung werden auch neue Verfahren zur Bestimmung und Darstellung von Puls- und Sauerstoffsättigungswerten geschaffen. Die Blutsauerstoffgehalte werden mit Gleichungen errechnet, die Streuungsparameter für die roten Blutkörperchen enthalten, und die Messungen können auf anormale Zählwerte der roten Blutkörperchen hin korrigiert werden. Bei der Vorrichtung kommen auch weitere neue Signalverarbeitungsverfahren wie zum Beispiel Digitalanalyse und Interpolation von zeitlich getrennt erfaßten Lichtamplituden zur Anwendung.
Daher ist es eine Aufgabe dieser Erfindung, eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Messung von Blutbestandteilen zu schaffen.
Eine weitere Aufgabe dieser Erfindung ist es, eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Messung von Blutbestandteilen zu schaffen, die in der Lage sind, die Sättigung des Arterienblutes mit Sauerstoff in Beziehung zu dem Anteil an roten Blutkörperchen pro Volumeneinheit Vollblut zu bestimmen.
Noch eine weitere Aufgabe dieser Erfindung ist es, eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Messung von Blutbestandteilen zu schaffen, die ein Ausgangssignal erzeugen, das den Arterienpuls anzeigt.
Noch eine weitere Aufgabe dieser Erfindung ist es, eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Messung von Blutbestandteilen zu schaffen, die Bewegungsartefakte unterdrücken, indem sie nicht zugehörige erfaßte Daten von einer Anzeige der erfaßten Pulsdaten abziehen.
Noch eine weitere Aufgabe dieser Erfindung ist es, eine Vorrichtung und ein Verfahren zur Messung von Blutbestandteilen zu schaffen, mit denen die Sättigung des Arterienblutes mit Sauerstoff mit Hilfe der Extinktions- und der Streuparameter für die roten Blutkörperchen errechnet wird.
Angesichts dieser und weiterer Aufgaben, die für den Fachmann im Lauf der Beschreibung offensichtlich werden, besteht diese Erfindung in der neuen Konstruktion, Kombination und Anordnung von Teilen und in Verfahren, wie sie im wesentlichen nachfolgend beschrieben und insbesondere durch die beigefügten Ansprüche definiert sind.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Die bei liegenden Zeichnungen veranschaulichen eine vollständige Ausführungsform der Erfindung gemäß der besten bisher entwickelten Art und Weise zur praktischen Anwendung der Prinzipien derselben; es zeigen:
Fig. 1 ein Funktionsablaufschema für ein bei dieser Erfindung verwendetes Oxymeter;
Fig. 2 ein Funktionsablaufschema für die Software, das die Digital-Analog-Wandlungsstellen zum Anschluß der Schnittstelle an die Hardware des Oxymeters sowie die Verfahrensschritte zur Abtastung von abgelesenen Lichtstärkewerten, zur Speicherung dieser Ablesewerte und zur Errechnung von Sättigungswerten des Hämoglobins im Blut des Patienten zeigt;
Fig. 3 ein Funktionsblockschaltbild eines Detektors, in dem die Elemente der Schaltungssysteme des Detektors und des Empfängers sowie mögliche Stellen zur Regulierung des Verstärkungsfaktors angegeben sind;
Fig. 4 ein Funktionsschaltbild eines Treibers für Leuchtdioden, in dem angegeben ist, wie ein bevorzugtes Quadratwellen-Ansteuersignal erzeugt wird, einschließlich einer wahlweisen Regulierung des Ansteuerstroms und einem wahlweisen Eichprüfungsverfahren;
Fig. 5 eine schematische Ansicht des Schaltungssystems des Treibers für die Leuchtdioden;
Fig. 6 eine schematische Ansicht des Schaltungssystems des Detektors; und
Fig. 7 ein beispielhaftes Balkendiagramm, das ein Raumlichtspektrum der eingeschätzten Amplituden des interferierenden künstlichen Umgebungslichtes in einer hypothetischen Umgebung zeigt, wobei die Netzfrequenz einen Nennwert von 60 Hz hat, wobei sich die tatsächlichen jeweiligen Amplituden einer solchen Interferenz sowie deren Frequenzen je nach der Netzfrequenz, der Lichtquelle usw. etwas verändern.

Beschreibung der Erfindung

Die folgende Beschreibung wird gegeben, damit ein Fachmann auf dem Gebiet der Medizin und der Elektronik die Erfindung herstellen und nutzen kann, und sie erläutert die beste Art und Weise, die der Erfinder zur praktischen Umsetzung seiner Erfindung ersonnen hat. Für die Fachleute werden jedoch ohne weiteres verschiedene Modifikationen erkennbar, da die allgemeinen Prinzipien der vorliegenden Erfindung hierin definiert sind, um insbesondere eine relativ ökonomische und leicht herzustellende Meßvorrichtung zur nichtinvasiven Messung von Blutbestandteilen zu schaffen.
Die hierin beschriebene Erfindung weist mindestens eine Lichtquelle auf, die mit einem vorgewählten Ansteuersignal angesteuert wird, wobei diese Quelle in der Nähe des Körpergewebes eines Patienten angeordnet ist und ihr Licht durch dieses hindurch übertragen wird, einen Fotodetektor, der das durch dieses Gewebe hindurch übertragene Licht empfängt, und ein Empfängerschaltung, die auf die Ansteuerfrequenz der Lichtquelle abgestimmt ist. Die Vorrichtung schließt in wirkungsvoller Weise Umgebungslicht aus und begrenzt die BOVIE-Interferenz und das Systemrauschen, indem sie die Lichtquelle mit einem Signal ansteuert, das eine nicht in der Umgebung des Umgebungslichtes vorhandene Frequenz besitzt. Eine Verarbeitungseinrichtung verarbeitet das Ausgangssignal der Empfängerschaltung und errechnet die Blutsättigung mit Hilfe von Streuungsparametern, die proportional dem Zählwert der roten Blutkörperchen in dem Gewebe sind.
In den folgenden Zeichnungen ist Fig. 1 ein Funktionsablaufschema eines Oximeters, bei dem die vorliegende Erfindung genutzt wird. Im Verfahrensschritt 2 wird ein Ansteuersignal mit einer vorgewählten Wellenform erzeugt. Das Ansteuersignal dient dazu, in Schritt 4 abwechselnd die Leuchtdioden zu aktivieren. In Schritt 6 können die Ansteuerungsstärke der Leuchtdioden und/oder die Verstärkungsfaktoren reguliert werden, so daß die erfaßten Lichtgrade 7 im Bereich der in der Hardware eingesetzten Analog-Digital-Wandler liegen. Dann werden in Schritt 8 der Rauschpegel, das Umgebungslicht und die BOVIE-Interferenz minimiert. Das erfaßte Lichtsignal wird dann in Schritt 10 von dem Ansteuersignal demoduliert. In Schritt 12 erfolgt dann die Entschachtelung der Datenkanäle, und das Ausgangssignal in Schritt 12 wird im Verfahrensschritt 14 digitalisiert. Dann werden die Daten verarbeitet, indem in Schritt 16 das Vorhandensein eines Pulses ermittelt wird und Bewegungs- und Artefaktunterdrückungsverfahren angewandt werden. Danach werden in Schritt 18 die Sättigungswerte für jede Lichtwellenlänge bestimmt, und in Schritt 20 wird ein Durchschnittswert für die Sättigung ermittelt. Zum Schluß werden in Schritt 22 die Sättigungs- und die Herzfrequenzwerte dargestellt.
In dem Funktionsablaufschema für die Software in Fig. 2 wird das Ansteuersignal in Schritt 2 oben, das vorzugsweise eine gleichmäßige Amplitude und eine gleichmäßige Frequenz besitzt, wie zum Beispiel bei einer Quadrat- oder einer Sinuswelle, so gewählt, daß es in dem Software-Schritt 30 ein Paar Leuchtdioden mit einem vorbestimmten Taktzustand ansteuert, der mit "Φ1" oder "Φ2" bezeichnet ist. In den Schritten 32 bzw. 34 können der Treiberstrom der Dioden und der Verstärkungsfaktor des Oxymeters reguliert werden. Bevor in Schritt 40 die Datenpunkte abgetastet werden, die die übertragenen Lichtwerte darstellen, können sich in Schritt 60 durch die Software Systemabgleichungen einschwingen. Die Verzögerung, die notwendig ist, um Abgleichungen in Wellenform während eines vorgegebenen Taktzustandes zu beseitigen, ist je nach der verwendeten Wellenerzeugungsschaltung und dem zur Messung der Datenpunkte erforderlichen Teil des Verfahrenszyklus verschieden. Bei der bevorzugten Ausführungsform sollten höchstens 25% der von der Treiberschaltung erzeugten Wellenform benutzt werden, um die Abgleichungen einschwingen zu lassen. Vorzugsweise sollten weniger als 10% und am meisten bevorzugt weniger als 5% der Wellenformen eingesetzt werden, um zu warten, bis sich die Abgleichungen eingeschwungen haben. Wahlweise kann die Einschwingzeit beendet werden, wenn die Abgleichamplitude weniger als 1% und vorzugsweise weniger als 0,1% der Amplitude der theoretischen Wellenform ausmacht. Die mit "M" bezeichneten Abtaststellen werden dann entweder gemittelt oder mit Hilfe eines Digitalfilters im Software-Schritt 42 gefiltert. Die gemittelten oder gefilterten Datenpunkte werden dann im Software-Schritt 44 in einen Pufferspeicher eingegeben, um die Signal-Rausch- Verhältnisse zu verbessern und eine bessere Analog-Digital-Auflösung zu erzielen.
Die Erfassung des vorhandenen Pulses und seiner Amplitude im Software-Schritt 46 erfolgt, indem im Software-Schritt 48 zuerst die Werte für die Lichtstärke bei den bevorzugten Rot- und Infrarot-Wellenlängen gemessen werden. Die Werte in Schritt 48 können an Spitzen oder zu anderen Zeitpunkten in dem Zyklus gemessen werden, sollten jedoch an einem Synchronpunkt im Zeitablauf gemessen oder geschätzt werden. Da abwechselnde Taktzustände bevorzugt werden, erfolgt in Schritt 50 zu diesem Zweck eine Interpolation. Durch die Interpolation von Meßwerten des Lichtes, das von einer Leuchtdiode erfaßt wird, um einen Erfassungswert zu schätzen, wenn die Diode nicht leuchtet, kann die Vorrichtung die Taktzustände Φ1 und Φ2 synchronisieren.
Im Software-Schritt 52 erfolgt dann eine Korrekturberechnung der Anämie. Die Korrektur der Anämiewerte erfolgt, indem in die Sättigungsberechnungen ein Faktor "η" auf genommen wird, der gleichwertig ist dem Anteil der roten Blutkörperchen pro Volumeneinheit Vollblut, der aus der Konzentration des Hämoglobins errechnet wird.
Als nächstes umfaßt das Software-Verfahren die Berechnung des Sättigungswertes "S" in Schritt 54. In Schritt 56 kann in geeigneter Weise ein durchschnittlicher Sättigungswert errechnet werden, und die Ergebnisse werden in Schritt 58 dargestellt.
In dem nun folgenden Funktionsblockschaltbild in Fig. 3 wirkt der Software-Schritt 34 so, daß der Verstärkungsfaktor durch den Digital-Analog-Wandler 68 reguliert wird. Die Regulierung des Faktors erfolgt in dem Bandfilterelement im Block 72. Dieses Bandfilter empfängt das Ausgangssignal von dem linearen Fotodetektor von Block 70 und wirkt mit dem Vollwellengleichrichter in Block 74 und dem Wellengruppendetektor in Block 76 zusammen und bildet einen Demodulator für die modulierten Amplituden. Diese Hardware-Elemente führen die Verfahrensstufen der Beseitigung der Interferenz und der Demodulation der erfaßten Lichtwerte von der Treiberfrequenz in den Verfahrensstufen 8 und 10 von Fig. 1 aus. Als nächstes folgt ein Differenzverstärker in Block 78, der beide Teile des Ausgangssignals des Vollwellengleichrichters zusammen hinzufügt. Dann wird das Ausgangssignal des Differenzverstärkers in einen Tiefpaßfilter in Block 80 geführt, der den Brummfaktor von der Trägerfrequenz entfernen soll und das Signal-Rausch-Verhältnis allgemein verbessern soll. Mit der bevorzugten Ausführungsform läßt sich auch eine Einstellung des möglichen Verstärkungsfaktors im Block 86 vornehmen, um das Analogsignal in einer für den Analog- Digital-Wandler in Block 82 geeigneten Form zu halten.
In dem nun folgenden Funktionsschaltbild des Treibers in Fig. 4 wird ein Ansteuersignal mit einer vorgewählten Wellenform, wie oben behandelt, in Block 94 erzeugt, der der Verfahrensstufe 2 entspricht. Die entstandene Wellenform für den Treiber kann durch den Block 96 nach oben oder unten vorgespannt werden, um in Serie gegeneinander geschaltete Leuchtdioden anzusteuern. Dieses Vorspannen kann auch durch eine Umschalteinrichtung ersetzt werden, die abwechselnd jede Leuchtdiode ansteuert. Es ist auch anzumerken, daß der Software-Schritt 30 über die Digital- Analog-Wandler 90 und 92 wirkt, um die Erregungsdauer der Leuchtdioden zu ermitteln. Der Software-Schritt 32 wirkt auch auf die Treiberschaltung, um die Lichtstärken der erleuchteten Leuchtdioden in Block 100 zu bestimmen. Der Block 102 stellt ein wahlweises Eichprüfungsverfahren dar, das dieser bevorzugten Ausführungsform angepaßt werden kann.
Wird nur ein Ansteuersignal benutzt, um zwei Leuchtdioden anzusteuern, werden die Leuchtdioden abwechselnd mit diesem Signal angesteuert. Die Erregungsdauer jeder Leuchtdiode ist als Taktzustand bekannt und mit "T" bezeichnet. Werden zwei Leuchtdioden eingesetzt, werden zwei Taktzustände gewählt und als Φ1 und Φ2 bezeichnet. Es ist vorgesehen, daß die Leuchtdioden mit Hilfe von Signalen, wie zum Beispiel mit abfallenden Wellenformen oder anderen kodierten Wellenformen, angesteuert werden können. Diese werden gegenwärtig nicht bevorzugt, da die Abstimmung der zu Hilfe genommenen Einrichtungen auf diese Wellenformen oder deren Dekodierung etwas komplizierter ist. In jedem Falle überdeckt sich das Ansteuersignal nicht wesentlich mit den wesentlichen Amplituden des künstlichen Lichts an dem vorgesehenen Einsatzort.
Die Leuchtdioden sollten so hell wie möglich belassen werden, um das Signal-Rausch-Verhältnis der Vorrichtung zu verbessern. Jedoch kann es notwendig werden, zumindest eine Leuchtdiode zu regulieren. Die Lichtemissionsstärken werden absichtlich nicht auf einen gleichen Wert eingestellt.
In der nun folgenden schematischen Ansicht des Schaltungssystems des Treibers für die Leuchtdioden in Fig. 5 wird eine integrierte "555"-Schaltung 106 benutzt, um eine Treiberfrequenz zu erzeugen. Mit der vorliegenden Konfiguration wird eine gleichmäßige Quadratwelle von 47 kHz erzeugt. Es ist wünschenswert, daß die Trägerfrequenz so hoch wie möglich ist, um die Einschwingzeiten des Schaltungssystems des Oxymeters zu optimieren.
Es kann jedoch auch erwünscht sein, daß Frequenzen gewählt werden, die unterhalb der Frequenz des Umgebungslichtes oder zwischen den Oberschwingungen des Umgebungslichtes liegen. Als Minimalbedingung bedeutet "eine Frequenz, die im wesentlichen nicht in dem Umgebungslicht vorhanden ist", daß die Frequenz nicht innerhalb einer Amplitude liegt, die mehr als 1% der Amplitude des Umgebungslichtes umfaßt. Außerdem kann "zwischen den Frequenzen liegend" definiert werden als in einem Bereich liegend, der durch zwei generelle Oberschwingungsfrequenzen begrenzt wird, plus oder minus 10% der Oberschwingungsfrequenzen.
Benutzt man die in den Netzleitungen der Vereinigten Staaten anzutreffende Frequenz von 60 Hz, könnte man eine Trägerfrequenz von weniger als 60 Hz zwischen den Oberschwingungen dieser Frequenz wählen: 120, 240, 480 und 960 Hz oder mehr als bei einer Oberschwingungsinterferenz an einer willkürlich gewählten Stromabschaltstelle in der Netzleitung. (Siehe Fig. 7, die ein hypothetisches Spektrum des Umgebungslichtes mit Frequenzen von 120, 240, 360 und 480 Hz darstellt). Bei der vorliegenden Ausführungsform würde eine Trägerfrequenz oberhalb der vierten Oberschwingung idealerweise den größten Teil der Oberschwingungsinterferenz des Umgebungslichtes ausschalten.
Dieses Prinzip ist gleichermaßen anwendbar auf Netzleitungsfrequenzen außerhalb der Vereinigten Staaten, wie zum Beispiel auf 50 bis 55 Hz, die man in Europa antrifft. Es werden hierin mehrere Beispiele für ausgewählte Frequenzbereiche angeführt, die als Referenzbereiche dienen sollen:

Beispiel 1

Mögliche Bereiche für Trägerfrequenzen bei einer Netzleitungsfrequenz von 60 Hz.
1. Weniger als 54 Hz
2. 66 bis 108 Hz
3. 132 bis 216 Hz
4. 264 bis 432 Hz
5. Mehr als 1056 Hz.

Beispiel 2

Mögliche Bereiche für Trägerfrequenzen bei einer Netzleitungsfrequenz von 50 Hz.
1. Weniger als 45 Hz
2. 55 bis 90 Hz
3. 110 bis 180 Hz
4. 220 bis 360 Hz
5. Mehr als 880 Hz.

Beispiel 3

Mögliche Bereiche für Trägerfrequenzen bei einer Netzleitungsfrequenz von 55 Hz.
1. Weniger als 49,5 Hz
2. 60,5 bis 121 Hz
3. 121 bis 198 Hz
4. 242 bis 396 Hz
5. Mehr als 968 Hz.
Außerdem weist die Spannung an dem Widerstand 134, den wir "V&sub1;" nennen, in dieser schematischen Ansicht des Treibers die Form einer Quadratwelle mit einer festen Trägerfrequenz auf, wobei die Maximalspannung gleich der Spannung in dem Widerstand 128 ist und eine Minimalspannung gleich 0 Volt ist.
Das Ausgangssignal aus dem Digital-Analog-Wandler 116 weist jeweils +10 Volt von 0 Volt aus auf und dient dazu, die in dem Software-Schritt 30 in Fig. 2 gewählten Taktzustände Φ1, Φ2 zu ermitteln. Bei dieser Ausführungsform wird ein Computer Continuum LAB 40 mit einem Analag-Digital-Modul LAB 40-2 von 12 Bit benutzt. Das Bit 0 des 8- Bit-Datenausgangssignals ist an den Operationsverstärker 124 angeschlossen. Eine summierende Operationsverstärkeranordnung 144 dient dazu, die Trägerfrequenzspannung in dem Widerstand 132 mit der Offsetspannung in dem Widerstand 130 zu koppeln, die von dem Digital-Analog-Wandler 116 erzeugt wird. Die Ausgangsspannung in 146 bildet eine Quadratwelle mit einer Frequenz Fc. In Φ1 ist die Maximalspannung gleich 10 Volt und die Minimalspannung ist gleich 0 Volt, oder in Φ2 ist die Maximalspannung gleich 0 Volt und die Minimalspannung ist gleich -10 Volt. Es schließt sich ein Puffer-Operationsverstärker 148 an.
Nach dem Puffer 148 folgt der Treiberteil für den Leuchtdiodenstrom. Es werden die Leistungstransistoren 152 und 158 eingesetzt. Bei dieser Ausführungsform ist der Transistor 152 ein TIP 31, und der Transistor 158 ist ein TIP 32. Die Lastwiderstände 154 und 156 dienen dazu, den Strom und die Helligkeit der Leuchtdioden 160 und 162 festzulegen.
Im allgemeinen ist es für die Physiologie notwendig, daß die rote Leuchtdiode etwa zweimal so hell leuchtet wie die Infrot-Leuchtdiode. Somit ist der Widerstand 154 dazu ausersehen, die rote Leuchtdiode mit etwa 100 mA zu speisen, und der Widerstand 156 dient dazu, die Infrarot- Leuchtdiode mit etwa 50 mA zu speisen. Durch Dämpfung der Infrarot-Leuchtdiode auf etwa 50% werden die beiden Lichtstärken an dem Detektor nahe zueinander geführt. Dies dient der Bequemlichkeit und ist keine Bedingung. Die beiden Leuchtdioden 160 und 163 sind in entgegengesetzten Richtungen angeschlossen. Dadurch wird durch einen in einer Richtung gesteuerten Strom eine der Leuchtdioden erleuchtet, und durch einen Strom in der Gegenrichtung wird die andere erleuchtet, wodurch eine pulsierende Wirkung entsteht. Da die einander entgegengesetzte Anordnung keine Bedingung ist, sollten bei dieser Vorrichtung auch getrennte Schaltungen für jede Leuchtdiode vorgesehen werden.
Eine spätere Ausführungsform dieser Treiberschaltung für die Leuchtdioden umfaßt eine durch den Digital-Analog- Wandler 138 und den Widerstand 140 dargestellte Eichprüfungsvorrichtung. Ein kleines Sinuswellensignal von 1 Hz oder mit einer anderen geeigneten Wellenform, wie zum Beispiel eine einen Arterienpuls emulierende, würde ein Signal erzeugen, das an dem Detektor als Pulsschlag interpretiert würde. Der Widerstand 140 könnte jeden beliebigen Wert besitzen, damit die Skala passend bleibt.
Bei dieser Ausführungsform wurde ebenfalls eine Spannung von +12 Volt an dem Widerstand 128 eingesetzt. Ebenfalls in dieser Ausführungsform vorgesehen war eine Regulierung an dem Stellwiderstand 112, so daß die feste Trägerfrequenz gleich 47 kHz war. Die Operationsverstärker 118, 124, 144 und 148 in dieser Anordnung sind Bipolar-Feldeffekttransistoren (BIFET's) TL074, und die bei dieser Ausführungsform benutzten Leuchtdioden sind von einem Oxysensor Nellcor D-25. Ein linearer Fotodetektor 70 in dem Detektor-Funktionsblockschaltbild in Fig. 3 dient dazu, das durch das Körpergewebe eines Patienten hindurchgelassene Licht zu erfassen. Es wird ein linearer Fotodetektor eingesetzt, so daß das Ausgangssignal des Fotodetektors direkt proportional dem Eingangssignal ist, das durch die Lichtemissionsstärken dargestellt wird. Bei dieser Ausführungsform stammt der verwendete Fotodetektor von einem Oxysensor Nellcor D-25. Der Kondensator 104 hat 88 µF. Der Kondensator 108 hat 0,1 µF und der Kondensator 110 hat 0,01 µF. Die Widerstände 120, 122, 126, 134 und 136 haben 10 kΩ. Die Widerstände 132, 142 haben 100 kΩ, und der Widerstand 150 hat 100 kΩ. Der Widerstand 114 hat 135 kΩ. Der Widerstand 112 ist regelbar. Der Widerstand 128 hat 46 kΩ. Der Widerstand 130 hat 220 kΩ. Der Widerstand 140 kann vorgewählt werden. Der Widerstand 154 hat 100 kΩ, und der Widerstand 156 hat 200 kΩ.
In dem nun folgenden schematischen Detektorschaltungssystem in Fig. 6 ist der Fotodetektor 70 direkt mit einem Operationsverstärker verbunden, der durch die Diode 164, den Widerstand 166 und den Operationsverstärker von Fig. 6 dargestellt wird.
Die nächste Stufe ist eine Bandfilterschaltung 300 und 400 in Fig. 6, die mit einer Mittenfrequenz an der Trägerfrequenz ausgelegt ist. Bei dieser Ausführungsform wurden zwei Bandfilter 300 und 400 eingesetzt. Das erste Bandfilter 300 weist einen Verstärkungsfaktor gleich 10 und einen Q-Wert gleich 50 auf. Das zweite Bandfilter 400 weist einen Verstärkungsfaktor gleich 4 auf, der jedoch regelbar ist, sowie einen Q-Wert gleich 10. Durch diese Vielzahl von Bandfilterzuständen kann das Oxymeter die Rauschfrequenzen herausfiltern und gleichzeitig nur die mit den hindurchgelassenen Lichtstärken verbundene Frequenz aufnehmen. Dieser Frequenzfilterzustand wirkt sehr ähnlich wie bei einem Abstimmknopf an einem Radio in dem Sinne, daß die Bandfilter auf die Trägerfrequenz abgeglichen oder abgestimmt werden. Die Verwendung von Vorrichtungen mit einer schmalen Bandbreite stellt eine bedeutende Verbesserung gegenüber den Wechselstrom-Breitbandverstärkern nach dem Stand der Technik dar.
Durch den Einsatz eines Verstärkers mit einer schmalen Bandbreite anstelle eines solchen mit einem breiten Band kann die BOVIE-Interferenz minimiert werden, die durch elektronische chirurgische Instrumente erzeugt wird, die sehr viel Interferenz in einem Bereich von weniger als 1 kHz hervorrufen können. Die BOVIE-Interferenz, die typischerweise in dem Frequenzbereich von 0,5 bis 5 mHz wirkt, kann auch bei Gleichstrom auftreten. Breitbandverstärker nehmen das BOVIE-Signal leichter auf und lösen dadurch mehr Fehler in einer klinischen Umgebung aus. Ein Schmalbandverstärker, wie der hierin verwendete, hat viel bessere Aussichten, die BOVIE-Interferenz beseitigen zu können, und kann ein besseres Signal-Rausch-Verhältnis herstellen.
Im Anschluß an den Bandfilter 400 folgt ein durch den Widerstand 204 und den Operationsverstärker 206 dargestellter Gleichstrom-Umkehrverstärker mit regelbarer Verstärkung, damit der Nutzer den Verstärkungsfaktor des gesamten Systems so passend regulieren kann, daß sich eine Ausgangsspannung ergibt, die bei dem Kanal mit der größeren Spannung annähernd 8 Volt beträgt.
Als nächstes befindet sich eine Eichregulierung 500 in dem Schaltungssystem des Detektors. Die 3000 pF-Kondensatoren 220 und 224 können herausgenommen werden, und die Spannungen an dem Gleichrichter 214 werden mit Hilfe dieses Abgleichpotentiometerverfahrens so reguliert, daß sie gleich werden.
Es folgt der Vollwellengleichrichter 600. Die Zeitkonstanten an den in dem Vollwellengleichrichter 600 angeordneten Signalgruppendetektoren sollten kleiner sein als 1 ms oder weniger als 10% von "T" betragen. Dadurch würde eine vollständige Einschwingzeit von etwa 4 ms oder von 40% von "T" ermöglicht. Dadurch können ungefähr 60% von "T" zum Abtasten von Datenpunkten genutzt werden. Die Zeitkonstante beträgt vorzugsweise weniger als 0,25 s oder weniger als 2,5% von "T". Dadurch würde eine vollständige Einschwingzeit von 1 ms oder von 90% von "T" möglich. Die Widerstände 222 und 226 mit 270 kΩ und die Kondensatoren 220 und 224 mit 3000 pF ergeben eine Zeitkonstante von 1 ms. Weitere Bedingungen für die Einschwingzeit können mit dem Tiefpaßfilterbereich 700 auferlegt werden.
Die Zeitkonstanten für die Signalgruppendetektoren sind umgekehrt proportional zur Größe des Brummfaktors von der Trägerfrequenz, so daß der erfaßte Brummfaktor um so größer ist, je kleiner die Zeitkonstante ist. Der Brummfaktor kann zwar später ausgemittelt werden, er beeinträchtigt jedoch in einem bestimmten Maße die Genauigkeit des Instruments.
Der Brummfaktor (r) wird berechnet als Funktion der Ansteuerfrequenz, des Widerstands in dem Signalgruppendetektor und des kapazitiven Widerstands in dem Signalgruppendetektor. Siehe R. E. Smith, Circuits, Devices, and Systems, Wiley, New York, Zweite Auflage, 1967, S. 429.
Die Bandfilterschaltung, der Vollwellengleichrichter und die Signalgruppendetektoren wirken gemeinsam auf die Treiberwellenfrequenz, um die Wellen wiederherzustellen, die die erfaßten Lichtstärkewerte darstellen und vorher mit der Ansteuerfrequenz moduliert worden waren.
Es folgt ein Differenzverstärker 800, der aus den Widerständen 234, 236, 237, 238 und dem Operationsverstärker 240 besteht. Bei dieser Ausführungsform sollte der Differenzverstärker aufeinander abgestimmte Komponenten aufweisen; diese sind hier als Toleranzen von 1% dargestellt.
Es folgt der Tiefpaßfilterbereich 700. Es sind zwei identische Tiefpaßfilter in Hintereinanderschaltung dargestellt. Das Tiefpaßfilter sollte eine Abschaltfrequenz besitzen, die so niedrig ist, daß der Brummfaktor von dem Gleichrichter um mindestens -100 dB abgeschwächt wird, jedoch nicht so niedrig, daß die höheren Oberschwingungen der Pulswellenform unterdrückt würden. Die andere Bedingung lautet, daß die Anstiegszeit oder die Einschwingzeit so kurz und in der gleichen Größenordnung ist wie bei den Gleichrichterschaltungen 600, daß am Ende jedes Taktzustands hinreichend Zeit zum Abtasten von Datenpunkten zur Verfügung steht.
Die in dieser bevorzugten Ausführungsform eingesetzten Filter mit einer minimale Einschwingzeit sind BESSEL-Filter mit Dämpfungsfaktoren gleich 0,8659. Bevorzugt wird ein zweipoliges BESSEL-Filter mit einer Abschaltfrequenz von 250 Hz mit 98% Einschwingung in 1 ms.
Die Ausgangsspannung von dem durch den Widerstand 252, den Kondensator 256, den Widerstand 254, den Kondensator 258 und den Operationsverstärker 260 dargestellten zweiten Tiefpaßfilter ist direkt mit dem Analog-Digital-Wandler 262 verbunden. Bei dieser Ausführungsform wird ein COMPUTER CONTINUUM LAB 40 mit einem Analog-Digital-Modul LAB 40-2 von 12 Bit benutzt.
Die Ausgangsdaten von dem Schaltungssystem der bevorzugten Ausführungsform werden benutzt, um eine Pulsfrequenz und Sättigungswerte zu errechnen. Die folgenden Variablen werden in dem hierin angegebenen Software-Programm benutzt und sind in Fig. 2 zusammengefaßt:
Φ1, Φ2: Taktzustände oder Erregungszeiten der Leuchtdioden;
M: Anzahl der Analog-Digitalumwandlungen oder der Abtastdatenpunkte während eines Φ-Zustandes, der über "T" anhält;
T: Dauer eines Taktzustands Φ;
Vir: Spannungsstärkewert, gemessen mit dem Fotodetektor von der Infrarot-Leuchtdiode;
Vr: Lichtstärkewert, gemessen mit dem Fotodetektor von der roten Leuchtdiode;
S[d]: Lichtstärke, gemessen an der Diastole, stellt die praktische Einfallsstärke bei der Pulsoxymetrie dar;
S[s]: Lichtstärke, gemessen an der Systole;
S: anteilmäßige Sauerstoffkonzentration im Hämoglobin.
Nunmehr werden die Funktionsprinzipien der vorliegenden Erfindung beschrieben. Hämoglobin ist eigentlich eine Konzentration von Oxyhämoglobin und eine Konzentration von Deoxyhämoglobin. Da zwei Spezies vorhanden sind, müssen zwei verschiedene und spezielle Lichtwellenlängen benutzt werden, um zwei Simultangleichungen zu entwickeln. Zur Messung von jeder gesonderten Blutbestandteilkomponente ist mindestens eine Wellenlänge notwendig. Diese Gleichungen bilden die Lichtextinktion durch klinische Oxymeter als Funktion des Absorptionsgrades und der Streuung nach. Da die Streuung eine Funktion der Wellenlänge und der Hämoglobinkonzentration und -sättigung ist, verringert sich durch die Aufnahme von Streuungsgliedern der Grad der Fehler, die bewirkt haben, daß früher benutzte Oxymeter, die auf Extinktionsfaktoren beruhten, in bestimmten klinischen Umgebungen ungenau arbeiteten. (Siehe das Beispiel in Joseph M. Schmitt, Optical Measurement of Blood Oxygen by Implantable Telemetry, 31, 41 (Februar 1986), Standard Electronics Laboratories (in dem Streuungskoeffizienten in der Datenfernübertragungstechnik mittels Implantation beschrieben werden).
Die Erkenntnisse aus der Dissertation mit dem Titel "Optical Measurement of Blood Oxygen by Implantable Telemetry" von Joseph M. Schmitt sind von Bedeutung, wenn die Berechnung der Sättigung des Hämoglobins mit Sauerstoff behandelt wird, und sind hierin mit einbezogen.
Die prinzipielle Funktion für das insgesamt gemessene Licht an einem Meßpunkt ist vorgegeben durch die folgende Gleichung:
S(p) = Ψ&sub0; Σstexp(-Σtz)R(r) (1)
worin
S(p) = Quellenfunktion oder Menge des erfaßten Lichtes;
Ψ = Strom des einfallenden Lichtes;
R(r) = Funktion, die die radiale Ausbreitung der Lichtstrahlstärke beschreibt, die bei dieser Diskussion als gleich 1 angenommen wird.
Die Sättigung läßt sich passender bestimmen als Sättigung mit arteriellem Hämoglobin. Da mit der Systole ein rascher Zustrom von arteriellem Blut erfolgt, wird diese Messung erleichtert durch die Messung der Veränderung der Lichtextinktion von der endenden Diastole bis zu der beginnenden Systole. Diese Arten von Oxymetern werden als Pulsoxymeter bezeichnet. Bei der Pulsoxymetrie nimmt S[p] Werte an zwischen S[d], der Lichtstärke an der endenden Diastole, und S[s], der Lichtstärke an der beginnenden Systole. S[s] entspricht der während der Systole gemessenen Lichtstärke und stellt die hindurchgelassene Lichtstärke bei der Pulsoxymetrie dar. S[d] entspricht der an der endenden Diastole gemessenen Lichtstärke und stellt die praktische Stärke des einfallenden Lichtes bei der Pulsoxymetrie dar. Durch die Veränderung des Strahlenverlaufs oder die inkrementale Veränderung infolge des Pulsierens oder des Zustroms von Arterienblut verändert sich auch der erzielte Wert von z' an der Diastole und von z'' an der Systole. Danach kann man zwei Gleichungen für die Diastole und die Systole entwickeln.
S(d) = Ψ&sub0;Σstexp(-Σtz') (2)
S(s) = Ψ&sub0;Σstexp(-Σtz'') (3)
Die Extinktionsdifferenz zwischen Diastole und Systole ist in erster Linie auf den Zustrom von Arterienblut zurückzuführen.
S(d) - S(s) = Ψ&sub0;Σst[exp(-Σtz')-exp(-Σtz'')] (4).
Jedoch ist z'' gleich z' + z, wobei z die inkrementale Veränderung infolge des pulsierenden Stroms ist. Damit läßt sich die Gleichung umschreiben als
S(d) - S(s) = Ψ&sub0;Σst[exp(-Σtz')-exp(-Σtz')exp(-Σtz)] (5);
S(d) - S(s) = Ψ&sub0;Σstexp(Σtz')[1-exp(Σtz)] (6).
Bei jedem Einsatz des Wandlers am lebenden Körper sind die Glieder Ψ&sub0;, Σst und exp[-Σtz'] eine Konstante bei einer speziellen klinischen Situation, die wir jetzt als K bezeichnen. Dann wird die Gleichung zu:
S(d) - S(s) = K[1-exp(-Σtz)] (7).
Nunmehr wird es erforderlich, die Glieder von Σt zu entwickeln.
S(d) - S(s)/K = [1-exp(-(σaoS +σar(1-S) + Σst/η)ηz)] (8)
[1-(S(d) - S(s)/K)] = exp(-(σaoS + σr(1-s) + Σst/η)ηz)] (9).
In der obigen Gleichung sind nur zwei Variable vorhanden, S und z, und die anderen Glieder sind Konstanten, von denen einige wellenlängenabhängig sind. Der nächste Schritt besteht darin, Logarithmen zu setzen.
ln[1-(S(d) - S(s))/K] = -(σaoS + σar(1-S) + Σst/η]ηz (10)
-ln[1-(S(d) - S(s))/K] = (σaoS + σar(1-S) + Σst/η]ηz (11)
-ln[1-(S(d) - S(s))/K]ηz = (σaoS + σar(1-S) + Σst/η] (12)
(σar + σSOS - ln(1-(s(d) - S(s))/K]/ηz = Σst/η + σar (13).
Da es zwei Variable gibt, sind zwei Gleichungen oder Wellenlängen notwendig.
Wellenlänge 1:
-ln[1(si(d) - Si(s))/Ki]ηz + (σari - σaoi)S = Σsti/η + σari (14)
Wellenlänge 2:
-ln[1-(Sii(d) - Sii(s))/Kii]ηz + (σarii - σaoii)S = Σstii/η + σarii (15)
wobei
σao gleich dem Absorptionsquerschnitt eines isolierten roten Blutkörperchens ist, das vollkommen mit Sauerstoff gesättigtes Hämoglobin enthält;
σar gleich dem Absorptionsquerschnitt eines isolierten roten Blutkörperchens ist, das vollkommen von Sauerstoff befreites Hämoglobin enthält;
σs gleich dem Streuungsquerschnitt ist;
µ gleich einem Asymmetrieparameter ist;
η gleich einem Anteil von roten Blutkörperchen pro Volumeneinheit Vollblut ist;
H gleich dem mit dem Hämatokriten gemessenen Anteil an Vollblut ist;
Σst gleich dem modifizierten Streuungskoeffizienten von Vollblut ist;
Σs gleich dem Streuungskoeffizienten von Vollblut ist;
Σa gleich dem Extinktionskoeffizienten von Vollblut ist;
Σt gleich der Summe des modifizierten Streuungs- und des Absorptionskoeffizienten von Vollblut ist;
z gleich dem Abstand oder der Küvettenlänge ist;
Σa gleich η[oaoS + σar(1-S) ist;
Σs gleich η σs(1-H) ist;
Σst gleich Σs(1-µ) ist;
Σt gleich Σa + Σst ist;
Σt gleich h[σaoS + σar(1-S)] + Σst ist; und
K gleich der Konstanten für das Produkt aus der Quellenfunktion, dem Strom des einfallenden Lichtes und aus exp(-Σtz) ist.
Es sind zwei Simultangleichungen mit variablem S und 1/z vorhanden. Es erfolgen die vier Messungen Si[d], Si[s] Sii[d] und Sii[s]. Die Hämoglobinkonzentration wird benutzt, um η zu berechnen. Die Korrektur der Konzentrationsformeln für die Menge an roten Blutkörperchen pro Volumeneinheit Vollblut ist eine neue Art, mit der an die mit Anämie zusammenhängenden Probleme herangegangen wird, die nach dem Stand der Technik ignoriert worden waren. In den obigen Gleichungen wird dieser wichtige Faktor benutzt, um den Sauerstoffgehalt zu errechnen und dabei eine genauere Einrichtung zur Messung der Blutbestandteile von an Anämie leidenden Patienten zu schaffen. Es wird die folgende Tabelle benutzt, die die weiteren Konstanten angibt, die für zwei hypothetische Wellenlängen, 910 nm und 660 nm, benötigt werden.
Die Variable K schließt Verstärkungsfaktoren ein, enthält jedoch insbesondere den Faktor der Gesamtverstärkung, der für jeden Wellenlängenkanal anders ist und je nach der Hardware ermittelt werden muß. Auch muß ein Einheitenumrechnungsfaktor mit aufgenommen werden, da die Variablen in K physiologische und Meßparameter enthalten, wie zum Beispiel S(d). Daher müssen S(d) und S(s), ganz gleich, in welchen Einheiten sie auch auftreten, in physiologische Begriffe umgerechnet werden, d. h. die Einheiten in dem logarithmischen Ausdruck müssen gelöscht werden. Des weiteren ist zu beachten, daß Ki und Kii weder gleich sind noch bewirken, daß Si(d) und Sii(d) gleich werden, oder daß Si(s) und Sii(s) gleich werden.
Diese Gleichungen können zur Bestimmung von S mit den Methoden der linearen Algebra gelöst werden. Mit den Verfahren der Matrixmanipulation erfolgen eine Bestimmung und dann die Berechnung von S.
Das Computerprogramm empfängt die Ausgangssignale von dem Analog-Digital-Wandler 262 und errechnet die Sättigung mit Sauerstoff [S] im Blut nach den Gleichungen (14) und (15). Die Operation, mit der die ausgewählten Gleichungen gelöst werden, besteht aus Multiplikation, Division, Addition und Subtraktion unter Nutzung der empfangenen Variablen und der gespeicherten Konstanten.
Das bei dieser bevorzugten Ausführungsform verwendete Programm ist geschrieben in BETTER BASIC (Summit Software Technology, Inc., 1984) und liegt dieser Beschreibung bei. Die Software weist Schnittstellen mit der Analog- Hardware an den Digital-Analog-Wandlern 1, 2 und 3 von Fig. 2 auf. Das Programm wechselt zwischen den beiden Taktzuständen hin und her, um den Digital-Analog-Wandler 45 mit Ausgangsspeicher auf 10 Volt oder auf Erde zu regulieren, wartet dabei bis zum Ende des Zustands und tastet nur einen Datenpunkt 8 [M = 1] ab.
Mit Hilfe eines IBM-XT erzeugt das Programm bei dieser bevorzugten Ausführungsform eine Taktzustandsdauer T von 12 ms 8. Ein Puffer 10 für tausend Datenpunkte wird für die Rot- und die Infrarot-Kanäle eingesetzt. Der Pufferinhalt 44 wird zwecks Untersuchung durch die übergeordnete Ebene der Softwareberechnungen 11 bis 16 auf eine Diskette aufgenommen.
Als nächstes beinhaltet die Verarbeitung die Errechnung des Sättigungswertes S mit Hilfe der Gleichungen (14) und (15), wie weiter oben erläutert. An diesem Punkt der Verarbeitung kann eine durchschnittliche Sättigung 16 als geeignet errechnet werden.
Wie aus dem obigen hervorhebt, ist das Ansteuersignal, das zur Veränderung der Amplitude des Leuchtdioden-Ausgangssignals in jedem Taktzustand eingesetzt wird, kein Taktsignal, d. h. es dient nicht dazu, abwechselnd zwei oder mehrere Leuchtdioden zu aktivieren. Bei der vorliegenden Vorrichtung wird diesem ein zweites Signal, das von der Takteinrichtung erzeugt wird, als Ansteuersignal zur Ausführung dieser Funktion überlagert. Durch Erhöhung der Frequenzen der Taktsignale nach dem Stand der Technik kämen die hierin offenbarten Ergebnisse nicht zustande, weil solche Erhöhungen den Einsatz von äußerst breitbandigen Verstärkern in dem Empfänger notwendig machen würden und dadurch das Signal-Rausch-Verhältnis der Vorrichtung nicht verbessern, ja sogar verschlechtern würden.
Bei der bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird das im folgenden ausgedruckte Programm in BETTER BASIC [Summit Software Technology, Inc., 1984] benutzt.
Im folgenden ist eine Liste der Komponenten zusammengestellt, die bei einer Arbeitsausführung dieser Erfindung benutzt wurden. Man sollte sich jedoch darüber klar sein, daß die Erfindung nicht auf die aufgeführten Komponenten beschränkt werden soll. Die Liste der Komponenten lautet:
Transistoren: 152-TIP 31; 158-TIP 32.
Leuchtdioden: 160 und 162, entnommen aus einem Oxysensor NELLCOR D-25.
Linearer Fotodetektor: entnommen aus einem Oxysensor NELLCOR D-25.
Operationsverstärker: BIFETS TL074.
Widerstände: 112 - regelbar; 114-135; 120-10 K; 122-10 K; 126-10 K; 128-46 K; 130-220 K; 132-100 K; 134-10 K; 136- 10 K; 142-100 K; 150-100; 154-100; 156-200; 166-470 K; 170-15 K; 172-100 K; 178-33 K*; 184-100 K; 186-68 K; 192
- regelbar; 196-680 K; 200-1.5 K; 204-200 K; 222-270 K; 226-270 K; 234-10.1 K; 236-10.1 K; 237-5 K; 238-5 K; 242- 1 M; 246-1 M; 252-1 M; 254-1 M.
Kondensatoren: 104-88 µF; 108-0,01 µF; 110-0,01 µF; 174- 100 pF; 180-100 pF; 194-100 pF; 202-100 pF; 208-100 pF; 220-3000 pF; 224-57 pF; 248-433 pF; 256-577 pF; 258-433 pF.
Treiber: 106-555.
Digital-Analog-Wandler: COMPUTER CONTINUUM LAB 40 mit einem 12 Bit-Modul A/d LAB 40-2.
* Variable zur Verstärkung.
Aus dem obigen läßt sich erkennen, daß mit dieser Erfindung eine verbesserte Vorrichtung und ein verbessertes Verfahren zur Messung von Blutbestandteilen geschaffen wird. Die Vorteile gegenüber dem Stand der Technik sind:
verbesserter Verarbeitungszyklus, genauere Nachbildung durch Einbeziehung der Streuungs- neben den Extinktionsparametern und größere Genauigkeit in der klinische Umgebung durch Berücksichtigung der Anzahl der roten Blutkörperchen und das Herausfiltern des Umgebungslichtes, der BOVIE-Interferenz und des Systemrauschens. Die Vorrichtung wurde zwar dargestellt, dies diente jedoch nur dem Zwecke der Beschreibung der Erfindung, nicht deren Beschränkung. Verschiedene Modifikationen, die für den Fachmann offensichtlich sind, liegen innerhalb des Umfangs dieser Erfindung, der in den beigefügten Ansprüchen beschrieben ist.

Claims

1. Vorrichtung zur Messung von Blutbestandteilen zur nichtinvasiven Messung der Konzentration eines Blutbestandteils, indem die durch das Körpergewebe eines Patienten in zwei unterschiedlichen Wellenlängen hindurchgelassene Lichtstärke gemessen wird, wobei die Vorrichtung folgendes umfaßt:

eine Lichtquelle (160, 162) zur Erzeugung von Licht mit zwei verschiedenen Wellenlängen,

einen Treiber (106, 118, 144, 148, 152, 158), der einen ersten und einen zweiten Taktzustand (Phi 1, Phi 2) festlegt und die Lichtquelle dazu veranlaßt, Licht einer der Wellenlängen in dem ersten Taktzustand (Phi 1) zu erzeugen und auf die Erzeugung von Licht der anderen Wellenlänge in dem zweiten Taktzustand (Phi 2) umzuschalten, wobei der erste und der zweite Taktzustand (Phi 1, Phi 2) in regelmäßigen Abständen bei einer vorgegebenen Umschaltfrequenz miteinander abwechseln,

einen Detektor (70) zur Erfassung des Lichts nach der Übertragung durch das Körpergewebe,

einen Empfänger (300, 400, 500, 600), der mit dem Detektor (70) und mit dem Treiber verbunden ist, um zwischen dem im ersten Taktzustand und dem im zweiten Taktzustand hindurchgelassenen Licht zu unterscheiden, und um dies anzeigende Signale zu erzeugen, und

einen Prozessor, der das Ausgangssignal von dem Empfänger (300, 400, 500, 600) empfängt und ein Ausgangssignal absetzt, welches die Konzentration des Blutbestandteils angibt, dadurch gekennzeichnet, daß der Treiber des weiteren eine Einrichtung umfaßt, die dem Licht eine bestimmte Trägerfrequenz, die in künstlichem Licht im wesentlichen nicht vorhanden ist, überlagert, wobei die Trägerfrequenz dem Licht in jedem Taktzustand überlagert wird, und daß der Empfänger auf die Trägerfrequenz abgestimmt ist, um das Ausgangssignal des Detektors (70) infolge des von der Lichtquelle kommenden Lichtes zu empfangen und die durch künstliches Licht bedingte Interferenz zu unterdrücken.

2. Vorrichtung zur Messung von Blutbestandteilen nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Prozessor des weiteren eine Vorrichtung umfaßt, die mindestens ein Ausgangssignal absetzt, welches proportional zum Sauerstoffgehalt des Blutes des Patienten ist.

3. Vorrichtung zur Messung von Blutbestandteilen nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Trägerfrequenz des Ansteuersignals größer ist als die Frequenz der vierten Oberschwingung der Frequenz mit der größten Amplitude beim künstlichen Licht.

4. Vorrichtung zur Messung von Blutbestandteilen nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Trägerfrequenz des Ansteuersignals eine Frequenz umfaßt, die zwischen einem Paar Oberschwingungen des künstlichen Lichts liegt.

5. Vorrichtung zur Messung von Blutbestandteilen nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Prozessor eine Vorrichtung zur Erzeugung eines Korrektursignals umfaßt, das proportional ist zu dem Anteil von roten Blutkörperchen pro Volumeneinheit Vollblut, und zur Korrektur einer geänderten Lichtextinktion infolge Streuung, die proportional ist zu einem verminderten Anteil an roten Blutkörperchen.

6. Nichtinvasives Verfahren zur Messung der Konzentration eines Blutbestandteils durch Messen der durch das Körpergewebe eines Patienten bei zwei verschiedenen Wellenlängen hindurchgelassenen Lichtstärke, umfassend die folgenden Schritte:

Festlegen eines ersten und eines zweiten Taktzustandes (Phi 1, Phi 2) und Übertragen von Licht einer der Wellenlängen in dem ersten Taktzustand (Phi 1) und Übertragen von Licht der anderen Wellenlänge auf demselben Weg in dem zweiten Taktzustand (Phi 2), wobei der erste und der zweite Taktzustand (Phi 1, Phi 2) mit einer bestimmten Umschaltfrequenz in regelmäßigen Abständen miteinander abwechseln,

Erfassen des Lichts nach der Übertragung durch das Körpergewebe, so daß ein Detektorausgangssignal erzeugt wird,

Unterscheiden zwischen dem Detektorausgangssignal, das durch Licht erzeugt wurde, das in dem ersten und in dem zweiten Taktzustand übertragen wurde, und Absetzen von Signalen, die dies anzeigen, und

Absetzen eines Ausgangssignal s auf der Basis dieser Signale, welches die Konzentration des Blutbestandteils angibt, dadurch gekennzeichnet, daß dem Licht eine bestimmte Trägerfrequenz überlagert wird, die in künstlichem Licht im wesentlichen nicht vorhanden ist, wobei die Trägerfrequenz dem Licht in jedem Taktzustand überlagert wird, und

daß der Schritt vorgesehen ist, in dem das Detektorausgangssignal durch einen Empfänger geleitet wird, der auf die vorgegebene Trägerfrequenz abgestimmt ist, um das Ausgangssignal des Detektors (70) infolge des Lichts anzunehmen und die durch künstliches Licht bedingte Interferenz zu unterdrücken.

7. Verfahren zur nichtinvasiven Messung der Konzentration eines Blutbestandteils nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß bei der Signalerzeugung mindestens ein Ausgangssignal erzeugt wird, das proportional ist zum Sauerstoffgehalt von Blut.

8. Verfahren zur nichtinvasiven Messung der Konzentration eines Blutbestandteils nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, daß bei der Signalerzeugung des weiteren ein Korrektursignal erzeugt wird, das proportional ist zu dem Anteil roter Blutkörperchen pro Volumeneinheit Vollblut, und eine Korrektur der erhöhten Lichtextinktion infolge Lichtstreuung durchgeführt wird, die proportional ist zu einem verminderten Gehalt an roten Blutkörperchen.