DE3785717T2 - Mehrfach-Pulsverfahren und Gerät angewendet in der Oximetrie. - Google Patents

Mehrfach-Pulsverfahren und Gerät angewendet in der Oximetrie.

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Description

  • Die Erfindung betrifft die Oxymetrie und insbesondere für die Messung der Blutsauerstoffsättigung entwickelte Informations-Auswertungstechniken.
  • Die arterielle Sauerstoffsättigung und die Pulsfrequenz einer Person können aus verschiedenen Gründen interessant sein. Beispielsweise kann im Operationssaal eine aktuelle Information über die Sauerstoffsättigung dazu dienen, sich verändernde physiologische Faktoren zu signalisieren, wie die Fehlfunktion einer Anästhesieausrüstung oder einen Fehler des Arztes. In ähnlicher Weise kann in einer Intensivstation die Sauerstoffsättigungsinformation dazu dienen, die richtige Patienten-Beatmung zu bestätigen und es zu ermöglichen, den Patienten bei einer optimalen Frequenz von einer Beatmung zurückzuziehen.
  • Bei vielen Anwendungen, insbesondere im Operationssaal und in der Intensivstation, ist eine kontinuierliche Information über die Pulsfrequenz und die Sauerstoffsättigung wichtig, wenn das Vorhandensein schädlicher physiologischer Bedingungen erfaßt werden soll, bevor der Patient einem wesentlichen Risiko ausgesetzt wird. Ebenfalls ist für viele Anwendungen eine nicht-invasive Technik wünschenswert, beispielsweise wenn eine Heimkrankenpflegeschwester eine Routineuntersuchung durchführt, weil eine solche nicht-invasive Technik sowohl die Bequemlichkeit für die untersuchende Person als auch den Komfort für den Patienten erhöht. Für solche Probleme bietet sich die Pulstransmittanz-Oxymetrie an und liefert eine nicht-invasive, kontinuierliche Information über die Pulsfrequenz und die Sauerstoffsättigung. Die erzeugte Information ist jedoch nur dann verwendbar, wenn sich die untersuchende Person auf die Genauigkeit verlassen kann. Das Verfahren und die Vorrichtung der vorliegenden Erfindung sind deshalb auf die Verbesserung der Genauigkeit einer solchen Information ohne unnötige Kosten gerichtet.
  • Wie weiter unten noch detaillierter ausgeführt ist, betrifft die Pulstransmittanz-Oxymetrie im wesentlichen eine Messung der Wirkung, die arterielles Blut im Gewebe auf die Intensität des hindurchtretenden Lichts hat. Insbesondere ist das Blutvolumen im Gewebe eine Funktion des arteriellen Pulses, wobei ein größeres Volumen bei der Systole und ein kleineres Volumen bei einer Diastole vorhanden sind. Da Blut einen Teil des durch das Gewebe hindurchtretenden Lichtes absorbiert, ist die Intensität des aus dem Gewebe austretenden Lichtes umgekehrt proportional zum Blutvolumen im Gewebe. Auf diese Weise verändert sich die Intensität des austretenden Lichts mit dem arteriellen Puls und kann zur Anzeige der Pulsfrequenz eines Patienten verwendet werden. Zusätzlich unterscheidet sich der Absorptionsgrad von Oxyhämoglobin (mit Sauerstoff verbundenes Hämoglobin im Blut, HbO&sub2;) von dem von Sauerstoff befreiten Hämoglobin (Hb) für die meisten Lichtwellenlängen. Aus diesem Grund können Unterschiede der vom Blut bei zwei unterschiedlichen Wellenlängen absorbierten Lichtmengen zur Anzeige der Hämoglobin-Sauerstoffsättigung, % SaO&sub2; (OS), dienen, was gleich ([HbO&sub2;]/([Hb] + [HbO&sub2;]))·100% ist. Deshalb kann die Messung der Lichtmenge von beispielsweise durch einen Finger hindurchgetretenen Lichtes zur Ermittlung sowohl der Pulsfrequenz eines Patienten als auch der Hämoglobin-Sauerstoffsättigung verwendet werden.
  • Es ist einleuchtend, daß die Intensität des durch einen Finger hindurchgetretenen Lichtes eine Funktion des Absorptionsgrades sowohl "fester" Komponenten, wie Knochen, Gewebe, Haut und Haar, als auch "veränderlicher" Komponenten, wie das im Gewebe befindliche Blutvolumen, ist. Wenn die Intensität des durch das Gewebe hindurchgetretenen Lichtes als Funktion von der Zeit ausgedrückt wird, läßt sich oft sagen, daß sie eine DC-Komponente, welche die Wirkung der festen Komponenten auf das Licht darstellt, und eine AC-Komponente enthält, weiche die Wirkung des wechselnden Blutvolumens im Gewebe auf das Licht darstellt. Weil die durch die festen Gewebekomponenten erzeugte Abschwächung keine Information über Puls und arterielle Sauerstoffsättigung enthält, interessiert in erster Linie das pulsierende Signal. In dieser Hinsicht eliminieren viele bekannte Oxymetrietechniken die DC-Komponente aus dem analysierten Signal.
  • Z.B. werden im US-Patent 2,706,927 (Wood) Lichtabsorptionsmessungen bei zwei Wellenlängen unter einer "blutlosen" Meßbedingung und einer "normalen" Meßbedingung vorgenommen. Bei der blutlosen Bedingung wird so viel Blut wie möglich aus dem zu analysierenden Gewebe herausgepreßt. Dann läßt man Licht mit zwei Wellenlängen durch das Gewebe hindurchtreten, und eine Absorptionsmessung wird durchgeführt. Diese Messungen zeigen die Wirkung an, die alle blutlose Gewebekomponenten auf das Licht ausüben. Wenn wieder ein normaler Blutfluß im Gewebe herrscht, wird ein zweiter Satz von Messungen durchgeführt, der den Einfluß sowohl des Blutes als auch der blutlosen Komponenten angibt. Die Differenz der Lichtabsorption zwischen den beiden Meßbedingungen wird dann zur Ermittlung der mittleren Sauerstoffsättigung des Gewebes verwendet, einschließlich des Effekts arteriellen und venösen Bluts. Hieraus läßt sich ohne weiteres erkennen, daß dieser Prozeß im wesentlichen die blutlose DC-Komponente eliminiert, aus der die Sauerstoffsättigung extrahiert wird.
  • Hier hat die Wood-Methode aus verschiedenen Gründen nicht die erforderliche Genauigkeit. Beispielsweise läßt sich in der Praxis eine echte blutlose Meßbedingung nicht erreichen. Außerdem können die Bemühungen, eine blutlose Meßbedingung zu erreichen, beispielsweise durch Zusammendrücken des Gewebes, unterschiedliche Transmissionswege für die beiden Meßbedingungen ergeben. Zusätzlich zu den Genauigkeitsproblemen ist das von Wood vorgeschlagene Verfahren sowohl unpraktisch als auch zeitraubend.
  • Ein verfeinertes Verfahren der Pulstransmittanz-Oxymetrie ist in der US-PS 4,086,915 (Kofsky et al.) beschrieben. Die Druckschrift von Kofsky et al. ist aus zwei Gründen interessant. Erstens eliminiert das angewendete Verfahren automatisch die Wirkung, die die festen Komponenten im Gewebe auf das hindurchtretende Licht haben, wodurch die Erzeugung eines blutlosen Zustandes im Gewebe entfallen kann. Wie dies genauer in der Kofsky et al.-Druckschrift aus dem Beer-Lambert-Absorptionsgesetz entwickelt wird, können die Intensitätsableitungen des durch das Gewebe hindurchtretenden Lichtes bei zwei Wellenlängen zur Ermittlung der Sauerstoffsättigung verwendet werden, wenn man sie mit vorgegebenen Pseudo-Koeffizienten multipliziert. Einfache Rechnungen belegen, daß diese Ableitungen im wesentlichen unabhängig von der DC- Komponente der Intensität sind. Die Pseudo-Koeffizienten werden durch Messungen bestimmt, die während eines Einstellverfahrens gemacht werden, bei dem ein Patient zunächst Luft mit normalem Sauerstoffgehalt atmet und später Luft mit reduziertem Sauerstoffgehalt atmet. Es ist verständlich, daß dieses Einstellverfahren bestenfalls lästig ist.
  • Das zweite interessante Merkmal der von Kofsky et al. vorgeschlagenen Anordnung ist die Beseitigung der DC-Komponente aus dem Signal, bevor dieses für die weitere Verarbeitung verstärkt wird. Genauer gesagt wird das Signal verstärkt, damit seine Flanke (d. h. seine Ableitung) mit höherer Genauigkeit ermittelt werden kann. Um eine Sättigung des Verstärkers zu vermeiden, wird ein Teil der verhältnismäßig großen DC-Komponente des Signals vor der Verstärkung beseitigt. Um diese Beseitigung zu erreichen, wird das Signal vom Lichtdetektor an zwei Eingänge eines Differenzverstärkers wie folgt angelegt. Das Signal wird direkt dem positiven Anschluß des Verstärkers eingegeben. Das Signal wird außerdem durch einen gering auflösenden AD-Wandler geleitet, nachfolgend durch einen D/A-Wandler, bevor es dem negativen Anschluß des Verstärkers eingegeben wird. Der A/D-Wandler hat eine Auflösung von etwa 1/10 des Eingangssignals. Beispielsweise würde der Ausgang des A/D-Wandlers 6 V betragen, wenn das Eingangssignal 6,3 V hat. Deshalb stellt der Ausgang des Wandlers einen wesentlichen Teil des Signals dar, welcher typischerweise zur Approximation des DC-Signalpegels verwendet werden kann. Eine Verknüpfung dieses Signals mit dem direkt am Verstärker anliegenden Detektorsignal erzeugt einen Ausgang, der als angenähertes AC-Signal verwendet werden kann. Wie ohne weiteres zu verstehen ist, ist dieses Verfahren jedoch relativ ungenau, weil der Ausgang des A/D-Wandlers häufig ein schlechter Indikator des DC-Signals ist.
  • In der US-PS 4,167,331 (Nielson) ist ein anderes Pulstransmittanz-Oxymeter beschrieben. Das beschriebene Oxymeter basiert auf dem Prinzip, daß die Lichtabsorption durch ein Material direkt proportional zum Logarithmus der Lichtintensität ist, nachdem sie von dem Absorber gemäß dem Beer-Lambert-Gesetz abgeschwächt wurde. Das Oxymeter verwendet lichtemittierende Dioden (LED's) zur Lichterzeugung im Rot- und Infrarot-Wellenlängenbereich, um dieses Licht durch das Gewebe hindurchtreten zu lassen. Eine fotoempfindliche Einrichtung spricht auf das von den LED's erzeugte und durch das Gewebe abgeschwächte Licht an, und dieser erzeugt einen Ausgangsstrom. Dieser Ausgangsstrom wird von einem logarithmischen Verstärker verstärkt und erzeugt ein Signal, welches Wechsel- und Gleichstromkomponenten hat und welches Information über die bei beiden Wellenlängen hindurchgetretene Lichtintensität enthält. Abtast- und Halteschaltungen demodulieren die Rot- und Infrarot-Wellenlängensignale. Die Gleichstromkomponenten jedes Signals werden dann durch einen Reihenbandpaßverstärker und Kondensatoren blockiert, wodurch die Wirkung der festen absorbierenden Komponenten aus dem Signal eliminiert ist. Die resultierenden Wechselstromsignal-Komponenten sind von den festen absorbierenden Komponenten, wie Haar, Knochen, Gewebe und Haut, unbeeinflußt. Ein Mittelwert jedes Wechselstromsignals wird dann erzeugt. Das Verhältnis der beiden Mittelwerte wird dann zur Ermittlung der Sauerstoffsättigung aus empirisch bestimmten, dem Verhältnis zugeordneten Werten ermittelt. Die Wechselkomponenten werden also zur Ermittlung der Pulsfrequenz verarbeitet.
  • Eine andere Druckschrift, die sich mit Pulstransmittanz-Oxymetrie befaßt, ist die US-PS 4,407,290 (Wilber). In dieser Druckschrift werden von LED's bei zwei unterschiedlichen Wellenlängen erzeugte Lichtimpulse beispielsweise an ein Ohrläppchen angelegt. Ein Sensor spricht auf das durch das Ohrläppchen hindurchgetretene Licht an und erzeugt ein Signal für jede Wellenlänge, das Gleich- und Wechselstromanteile hat, die aus der Anwesenheit von konstanten und pulsierenden absorptiven Komponenten im Ohrläppchen stammen. Eine Normalisierungsschaltung verwendet eine Rückkopplung zur Skalierung beider Signale, so daß die nichtpulsierenden DC-Komponentn einander gleich und die Offset-Spannungen entfernt sind. Dekodierer trennen die beiden so geregelten Signale in zwei Kanälen A und B, wobei die DC-Komponente von jedem entfernt ist. Die verbleibenden AC-Komponenten der Signale werden verstärkt und in einem Multiplexer verknüpft, bevor sie einer A/D-Wandlung unterworfen werden. Ein Digitalprozessor ermittelt die Sauerstoffsättigung nach folgender Beziehung:
  • wobei der Prozessor empirisch abgeleitete Daten für die Konstanten X&sub1;, X&sub2;, X&sub3; und X&sub4; speichert.
  • Die europäische Patentanmeldung EP-A-0 102 816 (New, Jr. et al.) beschreibt ein weiteres Pulstransmittanz-Oxymeter. Zwei LED's belichten ein Körperteil, beispielsweise einen Finger, mit Licht roter und infraroter Wellenlängen, wobei jede LED in einem eins-aus-vier-Betriebszyklus arbeitet. Ein Detektor erzeugt daraus ein Signal, das in zwei Kanäle aufgeteilt wird. Der eins-aus-vier-Arbeitszyklus erlaubt es, negativ verstärkte Rauschsignale mit positiv verstärkten Signalen zu verschmelzen, einschließlich der Detektorausgangssignale und Rauschen, wodurch die Auswirkungen der Rauschsignale auf das Nutzsignal eliminiert werden. Das sich ergebende Signal enthält eine im wesentlichen konstante DC-Komponente und eine pulsierende AC-Komponente. Um die Genauigkeit einer nachgeschalteten Analog-Digital(A/D)-Wandlung zu erhöhen, wird von dem Signal vor der A/D-Wandlung ein fester DC-Wert subtrahiert. Dieser Pegel wird dann nach der A/D-Wandlung durch einen Mikroprozessor wieder hinzuaddiert. Auf die folgende Weise wird vom Mikroprozessor eine logarithmische Analyse vermieden. Für jede Wellenlänge des durch den Finger hindurchgetretenen Lichts wird ein Quotient aus der pulsierenden Komponente und der konstanten Komponente gebildet. Das Verhältnis der beiden Quotienten wird dann ermittelt und an eine Kurve von unabhängig hergeleiteten Sauerstoffsättigungen angepaßt. Um die verschiedenen Transmissionseigenschaften verschiedener Patientenfinger zu kompensieren, ist eine einstellbare Ansteuerquelle für die LED's vorgesehen. Zusätzlich beschreibt die Druckschrift eine Vorrichtung zur automatischen Kalibrierung des Meßgeräts.
  • Die US 4,266,554 beschreibt eine Vorrichtung zur Ermittlung der Sauerstoffsättigung von in Gewebe fließendem arteriellen Blut, wobei das Gewebe mit Licht zweier Wellenlängen bestrahlt wird und das aus dem Gewebe aus tretende Licht von einer Erfassungsvorrichtung empfangen wird. Die Erfassungsvorrichtung erzeugt Signale, die zur Intensität des bei jeder Wellenlänge empfangenen Lichts proportional sind, wobei die Vorrichtung Abtastmittel zur Ermittlung der Signalstärke zu mehreren Abtastzeiten und Verarbeitungsmittel aufweist, die eine Anzeige der Sauerstoffsättigung aus den Signalstärken an den Abtastzeitpunkten erzeugt.
  • Die US 4,266,554 beschreibt auch ein Verfahren zur Ermittlung der Sauerstoffsättigung von arteriellem Blut, das in Gewebe fließt, welches mit Licht zweier Wellenlängen bestrahlt wird. Das von Erfassungsmitteln nach Hindurchtreten durch das Gewebe empfangene Licht erzeugt Signale, die der Intensität des bei den beiden Wellenlängen empfangenen Lichts proportional sind. Dabei weist das Verfahren die Schritte auf, um die Signalstärke an zahlreichen Zeitpunkten zu speichern und eine Anzeige der Sauerstoffsättigung aus den an den verschiedenen Abtastzeitpunkten ermittelten Signalstärken zu erzeugen.
  • Die bekannten Oxymetrieverfahren haben es jedoch versäumt, eine sehr genaue und sehr schnelle Information zu erzeugen, wie sie der Benutzer fordert, um Vertrauen in das Meßverfahren und die Vorrichtung zu bekommen. Dies ist insbesondere im Operationssaal wichtig, wo die Verfügbarkeit über eine schnelle und verläßliche Information über die Sauerstoffsättigung den Operationserfolg bestimmen kann. Die beschriebene Erfindung wendet sich diesem Problem zu und ermöglicht bei einem Oxymeter eine Genauigkeit, die bislang nicht erreicht wurde.
  • In einem Aspekt ermöglicht die Erfindung ein Verfahren gemäß dem in der US 4,266,554 beschriebenen, das dadurch gekennzeichnet ist, daß jede Anzeige der Sauerstoffsättigung aus der Stärke und den Zeiten der diastolischen und systolischen Spitzenwerte erzeugt wird, wie sie während wenigstens zweier aufeinander folgender Pulse des Blutstroms erfaßt werden.
  • In Übereinstimmung mit bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung können die Abtastzeiten und die Signal stärken, die an den Abtastzeiten gespeichert werden, in Übereinstimmung mit folgenden Beziehungen verarbeitet werden:
  • worin ROS die einzelne Anzeige der Sauerstoffsättigung,
  • λ&sub1; die erste der beiden Wellenlängen des durchstrahlenden Lichtes,
  • λ&sub2; die zweite der beiden Wellenlängen des durchstrahlenden Lichtes,
  • T&sub0; die Signalstärke bei der Diastole eines ersten vom arteriellen, im Gewebe strömenden Blut abgegebenen Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
  • T&sub1; die Signalstärke bei der Systole des ersten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
  • T&sub3; die Signalstärke bei der Systole eines zweiten Pulses für die angezeigte Wellenlänge und
  • m das Verhältnis der Zeit zwischen einer Systole und einer benachbarten Diastole zur Zeit zwischen benachbarten Diastolen
  • angeben.
  • worin ROS die einzelne Anzeige der Sauerstoffsättigung,
  • λ&sub1; die erste der beiden Wellenlängen des durchstrahlenden Lichts,
  • λ&sub2; die zweite der beiden Wellenlängen des durchstrahlenden Lichts,
  • VH die Signalstärke bei der Diastole eines zweiten, vom arteriellen Blut erzeugten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
  • VL die Signalstärke bei der Systole des zweiten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
  • ΔV die Differenz der Signalstärke zwischen der Systole des zweiten Pulses und der Systole des ersten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
  • Δts den Zeitunterschied zwischen der Systole und der Diastole des ersten und des zweiten Pulses, wie er von dem Signal, das der angezeigten Wellenlänge entspricht, gemessen wurde, und
  • Δtp die Periodendauer des Pulses, wie er an dem der angezeigten Wellenlänge entsprechenden Signal gemessen wurde,
  • angeben.
  • Gemäß einem weiteren bevorzugten Merkmal der Erfindung enthält das Verfahren auch den Schritt, das der erzeugte Wert von ROS mit unabhängig erzeugten Sauerstoffsättigungskurven verglichen wird, um die Sauerstoffsättigung des arteriellen Blutes im Gewebe zu ermitteln. Gleicherweise kann ein Schritt zur Erzeugung eines Ausgangssignals enthalten sein, das die ermittelte Sauerstoffsättigung anzeigt.
  • Gemäß einem anderen Aspekt der Erfindung ist eine Vorrichtung gemäß der US 4,266,554 dadurch gekennzeichnet, daß eine Verarbeitungsvorrichtung so angeordnet wird, daß sie jede Anzeige der Sauerstoffsättigung aus den aufgetretenen Signalstärken und den Zeiten der diastolischen und systolischen Spitzensignale ableitet, wie sie während wenigstens zweier aufeinander folgender Pulse des Blutstroms erfaßt wurden.
  • Die Vorrichtung kann weiterhin einen Detektor, der die die Sauerstoffsättigungsinformation beinhaltenden Signale erzeugt, und eine Lichtquelle enthalten, die das Licht mit zwei Wellenlängen erzeugt. Ein Rotfilter kann dazu dienen, das vom Detektor empfangene Licht zu filtern, und die Signale können durch einen differentiellen Strom-Spannungsverstärker vor ihrer Abtastung verstärkt werden.
  • Am besten werden die bevorzugten Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand der folgenden Beschreibung in Verbindung mit den beigegebenen Zeichnungen verständlich.
  • Fig. 1 stellt ein Blockschaltbild eines Oxymeter dar, welches einen Sensor, Ein/Ausgabeschaltungen (E/A), einen Mikrocomputer, einen Alarm, Anzeigen, eine Stromversorgung und eine Tastatur enthält;
  • Fig 2 ist ein Blockdiagramm, das die Transmission von Licht durch ein absorbierendes Medium illustriert;
  • Fig. 3 ist ein Blockdiagramm, das die Transmission von Licht durch das absorbierende Medium von Fig. 2 zeigt, wobei das Medium in elementare Bestandteile zerlegt ist;
  • Fig. 4 stellt einen graphischen Vergleich zwischen der Intensität des einfallenden und der Intensität des austretenden Lichts gemäß dem in Fig. 2 dargestellten Modell dar;
  • Fig. 5 ist ein graphischer Vergleich der spezifischen Absorptionskoeffizienten von sauerstoffhaltigem Hämoglobin und sauerstofflosem Hämoglobin als Funktion von der Wellenlänge des hindurchgetretenen Lichtes;
  • Fig. 6 zeigt ein Blockdiagramm, das die Transmission des Lichtes durch ein Blockmodell der Bestandteile eines Fingers illustriert;
  • Fig. 7 ist ein graphischer Vergleich zwischen empirisch ermittelten Sauerstoffsättigungsmessungen und einem vom Oxymeter ermittelten meßbaren Wert;
  • Fig. 8 zeigt eine graphische Darstellung der Transmittanz von Licht durch Gewebe, das mit arteriellem Blut versorgt wird, als Funktion von der Zeit über eine zwei Diastolen und Systolen einschließende Zeitdauer;
  • Fig. 9 zeigt eine schematische Illustration der Transmission von Licht zweier Wellenlängen durch einen Finger in Übereinstimmung mit der Erfindung;
  • Fig. 10 zeigt eine graphische Aufzeichnung der Transmittanz von rotem Licht durch den Finger als Funktion von der Zeit;
  • Fig. 11 ist eine graphische Aufzeichnung der Transmittanz von infrarotem Licht durch den Finger als Funktion von der Zeit;
  • Fig. 12 zeigt ein detaillierteres Schaltschema der E/A- Schaltung im System von Fig. 1;
  • Fig. 13 zeigt ein Schaltbild einer herkömmlichen Strom- Spannungs-Verstärkerschaltung;
  • Fig. 14 ist ein Schaltbild einer differentiellen Strom-Verstärkerschaltung, die in der E/A-Schaltung von Fig. 1 enthalten ist;
  • Fig. 15 ist eine graphische Darstellung der möglichen Bereiche des E/A-Schaltungsausgangssignals, welches die gewünschte Antwort der E/A-Schaltung und des Mikrocomputers bei jedem der verschiedenen möglichen Bereiche zeigt; und
  • Fig. 16 ein komplettes Blockschaltbild des in Fig. 1 gezeigten Mikrocomputers.
  • Unter Bezug auf das in Fig. 1 gezeigte Gesamtblockschaltbild enthält ein die Erfindung anwendendes Pulstransmittanz-Oxymeter 10 einen Sensor 12, eine Eingabe/Ausgabe(E/A)-Schaltung 14, einen Mikrocomputer 16, eine Stromversorgung 18, Anzeigen 20, eine Tastatur 22 und einen Alarm 24. Bevor diese Bestandteile im einzelnen beschrieben werden, soll jedoch die theoretische Basis des Pulstransmittanz-Oxymeters umrissen werden, wie es das Oxymeter in Fig. 2 darstellt.
  • Zum Verständnis der relevanten Theorie wird mit einer Diskussion des Beer-Lambert-Gesetzes begonnen. Dieses Gesetz beschreibt die Absorption von Lichtstrahlen in homogenen, absorbierenden Medien und kann am besten unter Bezug auf die Fig. 2 und 3 in folgender Weise verstanden werden.
  • Gemäß Fig. 2 trifft Licht mit einer Intensität 10 auf ein absorbierendes Medium 26. Das Medium 26 hat einen charakteristischen Absorptionsfaktor A, der den von dem Medium 26 auf das eingestrahlte Licht ausgeübten Dämpfungseffekt angibt. In der gleichen Weise wird ein Transmissionskoeffizient T für das Medium als Kehrwert des Absorptionsfaktors, 1/A, angegeben. Die Intensität I&sub1; des aus dem Medium 26 austretenden Lichts ist kleiner als I&sub0; und kann funktionsmäßig als Produkt T*I&sub0; ausgedrückt werden. Wenn man das Medium 26 in eine Anzahl identischer Komponenten unterteilt, die jeweils (in Richtung der Lichttransmission) dieselbe einheitliche Dicke und somit denselben Transmissionskoeffizienten T haben, läßt sich die Wirkung des Mediums 26 auf das eingestrahlte Licht I&sub0; darstellen, wie es in Fig. 3 gezeigt ist.
  • Dort ist das Medium 26 als ein aus drei Komponenten 28, 30 und 32 bestehendes dargestellt. Es ist einleuchtend, daß die Intensität 11 des von der Komponente 28 austretenden Lichts gleich der Intensität I&sub0; des mit dem Transmissionskoeffizienten T multiplizierten einfallenden Lichts ist. Denselben Effekt auf das hindurchgehende Licht hat die Komponente 30. Weil das auf die Komponente 30 fallende Licht die Intensität des Produkts T*I&sub0; hat, ist deshalb die austretende Lichtintensität I&sub2;, gleich dem Produkt T*I&sub1; oder T-I&sub0;. Die Komponente 32 hat dieselbe Wirkung auf das Licht, und, wie Fig. 3 zeigt, ist die Intensität I&sub3; des aus dem gesamten Medium 26 austretenden Lichts gleich T*I&sub2; oder T³*I&sub0;. Falls die Dicke des Mediums 26 n Einheitslängen beträgt, kann es modellhaft so betrachtet werden, als ob es n-Komponenten der Einheitsdicke enthält. Dann wird deutlich, daß die aus dem Medium 26 austretende Lichtintensität mit In angegeben werden kann, die gleich Tn*I&sub0; ist. Als Funktion der Absorptionskonstanten A kann In auch als (1/An)I&sub0; geschrieben werden.
  • Aus der vorangehenden Diskussion versteht man leicht, daß der Absorptionseffekt des Mediums 26 auf die Intensität des einfallenden Lichtes I&sub0; exponentiell abnimmt. Weil A eine unpraktische Handhabe zur Weiterverarbeitung bietet, kann In als Funktion einer geeigneteren Basis geschrieben werden, indem man in Betracht zieht, daß An gleich Bαn ist, wobei B der Absorptionskoeffizient des Mediums 26 pro Längeneinheit ist. Der Term α wird häufig als relativer Extinktionskoeffizient bezeichnet und ist gleich logbA.
  • Aus der vorangehenden Diskussion ergibt sich, daß die Intensität In des aus dem Medium 26 austretenden Lichts mit der Basis 10 als I&sub0;*10-α1*n oder mit der Basis e als I&sub0;*e-α*n ausgedrückt werden kann, wobei α&sub1; und α&sub2; jeweils die geeigneten relativen Extinktionskoeffizienten für die Basis 10 bzw. die Basis e sind. Die Auswirkung der Dicke des Mediums 26 auf die austretende Lichtintensität In ist graphisch in Fig. 4 dargestellt. Unter der Annahme, daß das Licht auf das Medium mit Einheitsintensität fällt, stellt Fig. 4 auch den Transmissionskoeffizienten T des gesamten Mediums als Funktion der Dicke dar.
  • Die obige Ableitung kann allgemein auf das Medium 26 angewendet werden, das in Fig. 2 gezeigt ist, und ergibt dann:
  • I&sub1; = I&sub0;e-α1 (1)
  • worin I&sub1; die austretende Lichtintensität,
  • I&sub0; die Intensität des einfallenden Lichts,
  • α der Absorptionskoeffizient des Mediums pro Längeneinheit,
  • l die Dicke des Mediums in Längeneinheiten
  • darstellen und worin der exponentielle Verlauf der Beziehung willkürlich durch die Basis e ausgedrückt ist. Die Gleichung (1) wird gewöhnlich als das Beer-Lambert-Gesetz der exponentiellen Lichtabnahme durch ein homogenes absorbierendes Medium bezeichnet.
  • Mit der Grundlage des Verständnisses des Beer-Lambert-Gesetzes folgt nun eine Diskussion von dessen Anwendung auf die Probleme der Messung der Pulsfrequenz und der Hämoglobin- Sauerstoffsättigung. Wie in Fig. 5 gezeigt ist, sind die Absorptionskoeffizienten für sauerstoffreiches und sauerstoffarmes Hämoglobin bei jeder Wellenlänge mit Ausnahme einer isobestischen Wellenlänge unterschiedlich. Wenn man den Finger einer Person mit Licht bestrahlt und die Intensität des austretenden Lichts mißt, wird es daher verständlich, daß die Differenz der Intensität zwischen den beiden Wellenlängen, die die Menge des absorbierten Lichts angibt, Information enthält, die vom sauerstoffreichen Hämoglobingehalt des Bluts im Finger abhängt. Die Art, in der die Information aus dem Beer-Lambert-Gesetz ermittelt wird, wird nachstehend beschrieben. Zusätzlich muß erwähnt werden, daß das Volumen des in einem Finger einer Person enthaltenen Blutes mit dem individuellen Puls variiert. Somit variiert auch die Dicke des Fingers etwas mit jedem arteriellen Puls und ändert damit die Weglänge des durch den Finger hindurchtretenden Lichtes. Weil bei einem längeren Lichtweg mehr Licht absorbiert wird, kann die zeitabhängige Information, die mit dem Unterschied der Intensitäten zwischen dem einfallenden und dem austretenden Licht zusammenhängt, zur Ermittlung des Pulses der Person dienen. Die Art und Weise, wie diese Information aus dem Beer-Lambert-Gesetz extrahiert wird, wird ebenfalls nachstehend erläutert.
  • Wie im vorangehenden Abschnitt beschrieben, kann Information über die Intensitäten des auf einen Finger fallenden Lichtes und des aus dem austretenden, durch den Finger gegangenen Lichtes dazu verwendet werden, die Sauerstoffsättigung und die Pulsfrequenz zu ermitteln. Die theoretische Basis für die Extraktion der gewünschten Information ist jedoch durch mehrere Probleme erschwert. Z.B. läßt sich die genaue Intensität des auf den Finger fallenden Lichtes nicht einfach ermitteln. Deshalb kann es nötig sein, die benötigte Information unabhängig von der Intensität des einfallenden Lichtes zu ermitteln. Außerdem ist es wünschenswert, die sich verändernde Weglänge als Variable aus den Berechnungen zu eliminieren, weil das sich verändernde Blutvolumen im Finger und damit die Dicke des Lichtwegs des hindurchtretenden Lichts nicht ausschließlich vom Puls der Person abhängt.
  • Die Art und Weise der Verfeinerung des Beer-Lambert-Gesetzes zur Eliminierung der Intensität des einfallenden Lichts und der Weglänge als Variablen geschieht wie folgt. In Fig. 6 wird ein menschlicher Finger modellhaft durch zwei Komponenten 34 und 36, ähnlich wie in Fig. 3, dargestellt. Die Komponente 34 stellt ein Modell der unveränderlichen absorptiven Elemente des Fingers dar. Diese Komponente enthält beispielsweise Knochen, Gewebe, Haut, Haare und einen Grundbestandteil von venösem und arteriellem Blut und hat eine Dicke d und eine Absorption ß.
  • Die Komponente 36 stellt den veränderlichen absorptiven Anteil des Fingers dar, d. h. das arterielle Blutvolumen. Wie dargestellt; wird die Dicke dieser Komponente mit Δl angegeben, was die Veränderlichkeit der Dicke darstellt, und die arterielle Absorption dieser Komponente ist mit α angegeben, was den arteriellen Blutabsorptionskoeffizienten darstellt.
  • Wie aus der vorangehenden Analyse anhand der Fig. 3 deutlich wurde, läßt sich das Licht I&sub1;, das aus der Komponente 34 austritt, als Funktion der Intensität I&sub0; des auftreffenden Lichts wie folgt angeben:
  • I&sub1; = I&sub0;e-β1 (2)
  • In der gleichen Weise läßt sich die Intensität I&sub2; des Lichts, das aus der Komponente 36 austritt, als Funktion der einfallenden Lichtintensität I&sub1; wie folgt angeben:
  • I&sub2; = I&sub1;e-αΔ1 (3)
  • Wenn man die in Gleichung (2) entwickelte Beziehung für I&sub1; in Gleichung 3 einsetzt, ergibt sich nach Vereinfachung die folgende Beziehung für die Intensität I&sub2; des aus dem Finger austretenden Lichtes als Funktion von der Intensität des auf den Finger auftreffenden Lichtes I&sub0;:
  • I&sub2; = I&sub0;e-[β1+αΔ1] (4)
  • Weil das Augenmerk auf der Wirkung des arteriellen Blutvolumens auf das Licht liegt, ist das Verhältnis zwischen I&sub2; und I&sub1; von ganz besonderem Interesse. Wenn man die durch die arterielle Komponente 36 bewirkte Änderung der Transmission mit TΔA bezeichnet, ergibt sich:
  • TΔA = I&sub2;/I&sub1; (5)
  • Wenn man die in den Gleichungen 2 und 3 ausgedrückten Beziehungen für I&sub1; und I&sub2; einsetzt, wird Gleichung (5) zu:
  • Es ist klar, daß der Term I&sub0; im Zähler und im Nenner der Gleichung 6 gekürzt werden kann, wodurch die Lichtintensität des einfallenden Lichts als Variable in der Gleichung eliminiert wird. Mit der so vereinfachten Gleichung (6) kann die Veränderung der Lichttransmission im arteriellen Blut wie folgt ausgedrückt werden:
  • TΔA = e-αΔ1 (7)
  • Eine dieses Arbeitsprinzip anwendende Vorrichtung ist tatsächlich selbstabgleichend und unabhängig von der Intensität I&sub0; des einfallenden Lichtes.
  • An diesem Punkt ergibt eine Betrachtung der Gleichung (7), daß die Änderung der Dicke des Fingers Δl, die durch das sich verändernde arterielle Blutvolumen erzeugt wird, noch als Variable verbleibt. Diese Variable Δl wird in folgender Weise beseitigt. Zur einfacheren Darstellung werden die Logarithmen der Terme in Gleichung (7) jeweils in Bezug auf dieselbe ursprünglich in Gleichung (1) verwendete Basis gebildet. Somit wird Gleichung (7) zu:
  • lnTΔA = ln(e-αΔ1) = -αΔ1 (8)
  • Eine bevorzugte Technik zur Beseitigung der Variablen Δl verwendet die Information, die sich aus der Änderung der arteriellen Transmission bei zwei Wellenlängen ergibt.
  • Die einzelnen ausgewählten Wellenlängen werden teilweise durch die Anwendung eines vollständigen Ausdrucks der arteriellen Absorption α ermittelt:
  • α = (αO)(OS) - (αD)(1-OS) (9)
  • worin αO die Absorption des sauerstoffangereicherten arteriellen Bluts,
  • αD die Absorption des sauerstoffarmen arteriellen Bluts und
  • OS die Hämoglobinsauerstoffsättigung des arteriellen Blutvolumens
  • sind. Wie man aus Fig. 5 erkennt, sind αO und αD im wesentlichen bei allen Lichtwellenlängen im roten und nahen infraroten Wellenlängenbereich mit Ausnahme einer isobestischen Wellenlänge ungleich, die bei etwa 805 nm liegt. Mit einer arteriellen Sauerstoffsättigung OS von annähernd 90% ergibt sich aus Gleichung (9), daß der arterielle Absorptionskoeffizient α zu 90% zum sauerstoffreichen arteriellen Absorbtionskoeffizienten αO und zu 10% zum sauerstoffarmen arteriellen Absorptionskoeffizienten αD beiträgt. Am isobestischen Wellenlängenpunkt sind die relativen Beiträge dieser beiden Koeffizienten zum arteriellen Absorptionskoeffizienten α von minimaler Bedeutung, weil beide gleich sind. Somit ist eine Wellenlänge, die die isobestische Wellenlänge der in Fig. 5 dargestellten Kurven ungefähr annähert geeignet, um die Auswirkung der veränderten Fingerdicke Δl aufgrund des arteriellen Blutflusses zu eliminieren.
  • Eine zweite Wellenlänge wird in einem solchen Abstand von der ungefähr isobestischen Wellenlänge gewählt, der genügt, um die beiden Signale leicht unterscheiden zu können. Außerdem wird der relative Unterschied der Absorptionen des sauerstoffreichen und sauerstoffarmen arteriellen Bluts bei dieser Wellenlänge mehr hervorgehoben. Angesichts der vorangehenden Betrachtungen ist es im allgemeinen vorzuziehen, daß die beiden gewählten Wellenlängen in den roten und infraroten Bereich des elektromagnetischen Spektrums fallen.
  • Die vorangehende Information wird in Verbindung mit der Gleichung (8) zur Erzeugung des folgenden Verhältnisses verwendet:
  • worin TΔAR gleich der Änderung der arteriellen Transmission bei der roten Wellenlänge λR und
  • TΔAIR die Änderung der arteriellen Transmission der infraroten Wellenlänge λIR
  • sind. Es ist einleuchtend, daß die Länge des Lichtwegs durch den Finger im wesentlichen für das von beiden emittierte Licht dieselbe ist, wenn zwei Lichtquellen im wesentlichen am gleichen Ort an dem Finger angebracht sind. Deshalb ist die Änderung Δl des Lichtwegs, die vom arteriellen Blutfluß stammt, also im wesentlichen dieselbe für die Lichtquelle des roten Lichts und für die Lichtquelle des infraroten Lichts. Aus diesem Grund läßt sich der Term Δl im Zähler und im Nenner auf der rechten Seite der Gleichung (10) kürzen und man erhält
  • Es ist klar, daß die Gleichung (11) unabhängig von der Intensität I&sub0; des einfallenden Lichtes und der Änderung der Fingerdicke Δl ist, die dem arteriellen Blutfluß zugerechnet wird. Die vorangehenden Ableitungen bilden die theoretische Basis der Pulsoxymetriemessung. Wegen der Komplexität des physiologischen Vorgangs erzeugt das in Gleichung (11) angegebene Verhältnis nicht direkt einen genauen Meßwert für die Sauerstoffsättigung. Deshalb stützt man sich auf eine Korrelation zwischen dem Verhältnis gemäß Gleichung (11) und einer echten Gasmessungen im arteriellen Blut, um eine Anzeige der Sauerstoffsättigung zu erzeugen. Wenn somit das Verhältnis der arteriellen Absorption bei der roten und infraroten Wellenlänge ermittelt werden kann, läßt sich die Sauerstoffsättigung des arteriellen Blutflusses aus solchen unabhängig ermittelten Abgleichkurven so ermitteln, daß sie von I&sub0; und Δl unabhängig ist.
  • Zur Vereinfachung wird ein gemessenes Verhältnis ROS aus Gleichung (11) definiert als
  • Dieser Wert für ROS wird auf der X-Achse von unabhängig abgeleiteten Sauerstoffsättigungskurven aufgetragen, wie dies in Fig. 7 gezeigt ist und nachstehend in näheren Einzelheiten beschrieben wird, wobei der Hämoglobinsauerstoff-Sättigungsgrad auf der Y-Achse aufgetragen ist.
  • Die vorangehende Beschreibung behandelt die Absorptionskoeffizienten β und α jeweils für die unveränderlichen und veränderlichen absorbierenden Komponenten im Finger als zeitunabhängig. Man hat jedoch herausgefunden, daß man zur Erzeugung einer sehr genauen Sauerstoffsättigungsinformation die Zeitabhängigkeit von β und α betrachten muß. Somit beginnt die nachstehende Diskussion der Art, wie ROS gemessen wird, mit einer kurzen Ausführung der zeitabhängigen Funktionen β(t) und α(t). Die Wirkung dieser Funktionen ist dann in der Synthese eines leicht meßbaren Ausdrucks für ROS enthalten.
  • Die Absorptionskoeffizienten können sich als Funktion von der Zeit aus verschiedenen Gründen ändern. Z.B. können Veränderungen des physiologischen Zustands des Patienten, die sich von den arteriellen Blutflußeigenschaften unterscheiden, den Absorptionskoeffizienten β(t) der "festen" Komponente wesentlich beeinflussen. Genauso kann eine verhältnismäßig geringe Veränderung der Blutzusammensetzung den arteriellen Absorptionskoeffizienten α(t) wesentlich beeinflussen.
  • Die Transmission des Lichtes durch einen Finger ist in Fig. 8 als Funktion von der Zeit dargestellt und zeigt die Wirkung des festen und des arteriellen Absorptionskoeffizienten β(t) und α(t) als Funktion von der Zeit an. Die in Fig. 8 aufgetragene Transmittanz hat zwei Maxima und Minima, die benachbarten Diastolen und Systolen des arteriellen Blutstroms im Finger entsprechen. Eine erste Diastole tritt bei t&sub0; auf, und die Transmittanz wird an diesem Punkt mit T&sub0; bezeichnet. Es ist klar, daß während der Diastole das arterielle Blutvolumen ein Minimum hat und deshalb die Transmittanz T&sub0; maximal ist. Dieser Diastole folgt eine Systole zum Zeitpunkt t&sub1;, wobei die Transmittanz mit T&sub1; bezeichnet ist. Weil das arterielle Blutvolumen während einer Systole maximal ist, ist die Menge des absorbierten Lichtes gleichermaßen maximal und die Transmittanz T&sub1; minimal. Nach der Zeit t&sub1; folgt eine zweite Diastole zum Zeitpunkt t&sub2; mit einer Transmittanz T&sub2;, und dieser folgt zum Zeitpunkt t&sub3; eine Systole mit einer Transmittanz T&sub3;.
  • Wie man aus der vorangehenden Diskussion versteht, kann, wenn man sich nun der Ableitung eines meßbaren Ausdrucks für ROS zuwendet, die Intensität I&sub2; des aus dem Finger austretenden Lichts als Funktion von der einfallenden Lichtintensität I&sub0; in folgender Weise ausgedrückt werden.
  • I&sub2; = I&sub0;e-[β(t)+α(t)] (13)
  • Wenn die Indizes zur Kennzeichnung der Zeitpunkte verwendet werden, läßt sich mit der in Fig. 8 getroffenen Voraussetzung die Beziehung (13) zu einem bestimmten Zeitpunkt n angeben:
  • Das Fehlen eines Indexes n für die einfallende Lichtintensität I&sub0; gibt an, daß I&sub0; als konstant und nicht als zeitabhängig angenommen wird.
  • Um für ROS eine meßbare Beziehung zu erhalten, benötigt man genauere Ausdrücke für die beiden Absorptionskoeffizienten als Funktion von der Zeit. Dies bedingt, daß mehrere Annahmen zu treffen sind. Wie Fig. 8 zeigt, ist jede Änderung der Transmittanz zwischen benachbarten Diastolen im wesentlichen gänzlich durch die sich verändernde Dämpfung der austretenden Lichtintensität I&sub2; bestimmt, die durch die feste absorbierende Komponente erzeugt wird. Deshalb ist die Änderung der Transmittanz zwischen benachbarten Diastolen proportional zur Änderung des Absorptionskoeffizienten β(t) und kann für die verhältnismäßig kurze Zeitdauer zwischen benachbarten Diastolen durch eine gerade Linie angepaßt werden. Wenn man die Beziehung von β als Funktion von der Zeit angibt, erhält man
  • β(t) = β&sub0;g(t) (15)
  • worin β&sub0; die Größe des Absorptionskoeffizienten zum Zeitpunkt t&sub0; und worin g(t) einen Ausdruck für die Änderung von β als Funktion von der dem Zeitpunkt t&sub0; folgenden Zeit darstellt. Wie erwähnt, ist diese Veränderung annähernd linear und kann deshalb wie folgt angegeben werden:
  • g(t) = 1+b(t-t&sub0;) (16)
  • worin b die Steigung der linearen Änderung der Transmittanz zwischen den Diastolen bei t&sub0; und t&sub2; bedeutet. Der Zeitpunkt t&sub0; wird willkürlich als Bezugspunkt mit einem Nullwert angenommen, wodurch man dann durch Einsetzen der Gleichung (16) in Gleichung (15) erhält:
  • β(t) = β&sub0;(1+bt) (17)
  • Genauso kann für den arteriellen Absorptionskoeffizienten α als Funktion von der Zeit ein genauerer Ausdruck erzeugt werden. Wie man aus Fig. 8 erkennt, ist die Änderung der Transmittanz zwischen den Systolen zum Zeitpunkt t&sub1; und zum Zeitpunkt t&sub3; proportional sowohl zu der veränderlichen "festen" als auch zur arteriellen absorbierenden Komponente im Finger. Durch die Annäherung der Zeitabhängigkeit von β(t) als lineare Funktion in diesem Zeitintervall kann man die Änderung der Transmittanz aufgrund des arteriellen Absorptionskoeffizienten α(t) in der gleichen Weise durch eine lineare Funktion anpassen. Vollständiger läßt sich deshalb α(t) ausdrücken als:
  • α(t) = α&sub0;KΔlf(t) (18)
  • worin α&sub0; die Stärke des arteriellen Absorptionskoeffizienten zum Zeitpunkt t&sub0;,
  • K eine Konstante,
  • Δl die Weglänge, durch die das Licht geht als Funktion des Blutvolumens und
  • f(t) den Ausdruck der zeitlichen Änderung von α nach dem Zeitpunkt t&sub0;
  • angeben. Wenn man annimmt, daß f(t) über ein kurzes Zeitintervall nach t&sub0; etwa linear ist, kann man diese Funktion vollständiger angeben:
  • f(t) = 1+a(t-t&sub0;) (19)
  • worin a der Abschnitt der Steigung der Transmittanz zwischen den Zeitpunkten t&sub1; und t&sub3; darstellt, welche eher der Änderung von α(t) als von der von β(t) zuzuschreiben ist. Wenn man in Betracht zieht, daß der Zeitpunkt t&sub0; als Bezugspunkt mit einem Nullwert eingeführt wurde, ergibt sich, wenn man Gleichung (19) in Gleichung (18) einsetzt:
  • α(t) = α&sub0;KΔl(1+at) (20)
  • Gemäß Gleichung (12) ist das Verhältnis ROS, aus dem die Sauerstoffsättigung unter Bezug auf empirisch abgeleitete Abgleichkurven ermittelt wird, eine Funktion des arteriellen Absorptionskoeffizienten bei den Wellenlängen im R- und IR- Bereich. Aus Gleichung (20) liest man heraus, daß eine weitere Entwicklung erforderlich ist, um einen Ausdruck ROS abhängig von Parametern zu erzeugen, die man leicht instrumentell messen kann. Genauer gesagt, braucht man für ROS eine Beziehung, die von α&sub0;, β&sub0;, K, Δl, a und b unabhängig ist. Weil die Transmittanzen bei benachbarten Systolen und Diastolen in Form von Spannungen dargestellt werden können, wird für ROS eine Beziehung gesucht, die nur von den Transmittanzen abhängig ist. In diesem Sinne werden die folgenden Gleichungen entwickelt, die die zu beseitigenden Variablen als Funktion der Transmittanzen angeben (beispielsweise α&sub0;).
  • In diesem Prozeß werden als erster Schritt mit Hilfe des Beer-Lambert-Gesetzes die Transmittanzen bei benachbarten Diastolen und Systolen entwickelt, wie sie in Fig. 8 dargestellt sind. Zunächst erkennt man, daß sich die Transmittanz Tn zu jedem Zeitpunkt tn ergibt zu:
  • Tn = I2n/I&sub0; (21)
  • Wenn man Gleichung (14) in Gleichung (21) einsetzt, erhält man:
  • Wie zuvor angeführt wurde, ist das Blutvolumen bei den Diastolen minimal. Dieses minimale Blutvolumen bewirkt, daß der Term Δl in dem Ausdruck für den arteriellen Absorptionskoeffizienten, wie in Gleichung (20) gezeigt ist, sich einem Nullwert nähert. Aus diesem Grunde gehen zu den Zeitpunkten t&sub0; und t&sub2; die Ausdrücke für den arteriellen Absorptionskoeffizienten als Funktion von der Zeit in dem exponentiellen Term der Gleichung (22) gegen Null und können vernachlässigt werden. Deshalb kann man die Transmittanz zum Zeitpunkt t&sub0; ausdrücken durch:
  • Wenn man die Gleichung (17) in die Gleichung (23) einsetzt, erhält man:
  • wobei man die Einstellung zum Zeitpunkt t&sub0; als Bezugspunkt auf Null setzt.
  • Bei der Systole bleiben beide Absorptionskoeffizienten im exponentiellen Term der Gleichung (22) erhalten. Deshalb läßt sich die Transmittanz zum Zeitpunkt t&sub1; angeben, indem man die Gleichungen (17) und (20) in die Gleichung (22) einsetzt:
  • Da der Wert von Δl bei der zweiten Diastole zu Null wird, wird der arterielle Absorptionskoeffizient Null. Durch Einsetzen der Gleichung (17) in die Gleichung (22) erhält man eine Beziehung für die Transmittanz zum Zeitpunkt t&sub2;:
  • Durch Einsetzen der Gleichungen (17) und (20) in die Gleichung (22) kann man die Transmittanz bei der zweiten Systole, die zum Zeitpunkt t&sub3; auftritt, ausdrücken zu:
  • Auf diese Weise haben wir nun Beziehungen für die Transmitttanzen bei benachbarten Systolen und Diastolen als Funktionen von den zu eliminierenden Variablen.
  • Zur Vereinfachung der Beziehungen der Gleichungen (24), (25), (26) und (27) werden einige Ausdrücke, die von den Zeiten der Systolen und Diastolen abhängen, entwickelt. Beispielsweise kann man das Pulsintervall zwischen benachbarten Systolen oder Diastolen gemäß Fig. 8 durch tp ausdrücken, woraus sich ergibt:
  • tp = t&sub2;-t&sub0; = t&sub2;-0 = t&sub2; = 1 (28)
  • worin der Zeitpunkt t&sub0; als Bezugspunkt mit einem Nullwert und eine einheitliche Pulsdauer angenommen werden. Als Ergebnis dieser willkürlichen Annahmen erhalten wir:
  • t&sub0; = 0 und t&sub2; = 1 (29)
  • Aus Fig. 8 erkennt man, daß das Verhältnis der Zeitdauern zwischen einer benachbarten Diastole und Systole zur Zeitdauer zwischen benachbarten Diastolen, ausgedrückt durch m, sich wie folgt ergibt:
  • Die Gleichung (30) kann man mittels den in Gleichung 29 ausgedrückten Beziehungen vereinfachen, und es ergibt sich:
  • Weil das Zeitintervall zwischen einer jeweils benachbarten Systole und Diastole von Puls zu Puls nicht wesentlich schwankt, kann man das Verhältnis m auch angeben durch:
  • Wenn man die in Gleichung (29) ausgedrückten Beziehungen in Gleichung (32) einsetzt und vereinfacht, erhält man:
  • und:
  • t&sub3; = m + 1 (34)
  • Insgesamt kann man die Zeiten der benachbarten Systolen und Diastolen vereinfacht angeben zu:
  • t&sub0; = 0, t&sub1; = m, t&sub2; = 1, t&sub3; = m+1 (35)
  • Wenn man die Werte (35) in die Gleichungen (24), (25), (26) und (27) für die Transmittanzen einsetzt, erhält man für die Transmittanz folgende Ausdrücke:
  • Obwohl die Entwicklung der Transmittanzgleichungen (36) bis (39) näher an eine meßbare Beziehung für ROS kommt, wird eine weitere Vereinfachung nötig. Aus diesem Grund werden nun das Verhältnis zwischen den jeweils benachbarten Systolen und Diastolen sowie das Verhältnis der Transmittanzen bei benachbarten Systolen und bei benachbarten Diastolen berechnet. Dieser Rechenprozeß beseitigt die Exponentialterme, wodurch die Terme sich leichter handhaben lassen. Nachstehend wird ihre Verwendung zur Erzeugung einer leicht meßbaren Beziehung für ROS erläutert.
  • Das Verhältnis der Transmittanzen zwischen einer benachbarten Systole und Diastole kann man vereinfacht in folgender Weise ausdrücken:
  • wobei man die Werte für T&sub1; und T&sub0; jeweils aus den Gleichungen (37) bzw. (36) erhält.
  • In gleicher Weise erhält man das Verhältnis zwischen benachbarten diastolischen Transmittanzen aus der Gleichung (38) und (36) zu:
  • Schließlich erhält man das Verhältnis benachbarter systolischer Transmittanzen aus den Gleichungen (39) und (37) zu:
  • Weil Exponentialterme etwas umständlich zu handhaben sind, kann man die Gleichungen (40), (41) und (42) vereinfachen, wenn man den natürlichen Logarithmus auf jeder Seite der Gleichungen nimmt. Somit erhält man:
  • Wie zuvor erwähnt, braucht man, um eine leicht meßbare Beziehung für ROS zu bekommen, die Ausdrücke für α&sub0;, k und Δl als Funktion der Transmittanzen. Dazu kann man die Gleichungen (43) und (45) umschreiben und erhält:
  • Die Gleichung (46) enthält jedoch weiterhin eine Anzahl Terme, die nicht direkt gemessen werden können. Deshalb ist eine von den Termen a, b und β&sub0; unabhängige Gleichung gewünscht. Falls die negativen Vorzeichen beseitigt werden und jede der beiden rechts stehenden Teile der Gleichung (46) mit dem Term a(1+am) multipliziert wird, kann man die Gleichung (46) in folgender Weise umschreiben:
  • Die Gleichung (47) läßt sich wie folgt in die Gleichungen (48) bis (51) vereinfachen:
  • Die Gleichung (51) läßt sich für "a" wie folgt lösen:
  • Gleichung (44) in Gleichung (51) eingesetzt ergibt:
  • Wie man sich erinnert, ergibt die Gleichung (46)
  • und ein Einsetzen der Gleichungen (44) und (53) in die Gleichung (54) ergibt:
  • Wie man aus den Gleichungen (10), (11) und (12) der grundlegenden theoretischen Abhandlungen erkennt, kann man das bei der Sauerstoffsättigungsmessung verwendete Verhältnis ROS in folgender Form angeben:
  • Wenn man den arteriellen Absorptionskoeffizienten α in Ausdrücken der vorangehenden Beziehungen schreibt, erhält die Gleichung (56) folgende Form:
  • Man erkennt, daß ein Einsetzen der Gleichung (55) in den Zähler und Nenner der Gleichung (57) ergibt:
  • Auf diese Weise erhält man für das Verhältnis der Sauerstoffsättigung einen von α, β, k und Δl unabhängigen Ausdruck. Wie man leicht versteht, ist die sich ergebende Beziehung jedoch etwas unhandlich. Deshalb wünscht man sich eine knappere Beziehung. In dieser Hinsicht ist eine Vereinfachung des Zählers und des Nenners gewünscht, die mit Ausnahme der gewünschten Lösung bei verschiedenen Wellenlängen identisch ist. Der gemeinsame Term ist einfach die rechte Seite der Gleichung (55), die zur Vereinfachung mit Rλ bezeichnet wird läßt sich einfach wie folgt angeben:
  • worin ln(T&sub1;/T&sub0;) als ungenauer Wert für Rλ und -mln(T&sub3;/T&sub1;) als Korrekturterm betrachtet werden können. Mit diesem Ausdruck für Rλ läßt sich ROS schreiben zu:
  • Für ROS kann man aus der Gleichung (59) eine weitere Beziehung angeben, indem man erkennt, daß ln(y/x) = -ln(x/y). Somit kann man Rλ wie folgt angeben:
  • Rλ = -[ln(T&sub0;/T&sub1;)+min(T&sub3;/T&sub1;)] (61)
  • Weiterhin läßt sich die Gleichung (61) vereinfachen, weil (z)ln(x/y) = ln(x/y)Z gilt:
  • Rλ = -[ln(T&sub0;T&sub1;)+ln(T&sub3;/T&sub1;)m] (62)
  • Die Gleichung (62) kann man wie folgt annähern:
  • Rλ = -[ln(T&sub0;/T&sub1;)+ln(1+m(T&sub3;/T&sub1;-1))] (63)
  • Weiterhin läßt sich die Gleichung (63) vereinfachen, indem man ln x + ln y = ln xy, setzt
  • Rλ = -ln[(T&sub0;/T&sub1;)(1+m(T&sub3;/T&sub1;-1))] (64)
  • Wird die Vereinfachung von R&sub1; in Gleichung (64) wieder in den Zähler und Nenner der Gleichung (58) eingesetzt, ergibt sich:
  • Gemäß Fig. 9 empfängt ein neben einem Finger gegenüber den Lichtquellen 40 und 42 für rotes und infrarotes Licht angeordneter Detektor 38 das durch den Finger hindurchtretendes Licht beider Wellenlängen. Die Intensität des empfangenen roten Lichts ist in Fig. 10 in Abhängigkeit von der Zeit aufgetragen. Bei einer einheitlichen Eingangsintensität stellt Fig. 10 eine im wesentlichen gedehnte graphische Darstellung der Transmittanz gemäß Fig. 8 dar, betrachtet für eine spezifische Wellenlänge. Die Intensität verändert sich u. a. mit dem arteriellen Puls und hat hohe und tiefe Werte RH und RL. RL liegt im wesentlichen bei der Systole, wenn das Volumen des arteriellen Bluts am größten ist. Andererseits liegt RH im wesentlichen bei der Diastole, wenn das Volumen des arteriellen Bluts am kleinsten ist. Aus Fig. 11 erkennt man, daß die Intensität des am Detektor 38 empfangenen Infrarotlichts in der gleichen Weise veränderlich ist und ebenfalls Maxima und Minima hat, die jeweils mit IRH und IRL bezeichnet sind. Wie weiter unten im einzelnen erläutert wird, erzeugt der Detektor 38 ein Ausgangssignal, das Information über RH, RL, IRH und IRL enthält, woraus sich die Werte für T&sub0;, T&sub1;, T&sub2; und T&sub3; ermitteln lassen. Um den Ausdruck zu vereinfachen, kann man T&sub0; durch VH (was den Spannungspegel bei RH oder IRH bezeichnet) und T&sub1; durch VL (was den Spannungspegel bei RL oder IRL angibt) ausdrücken. In der gleichen Weise kann die Veränderung der systolischen Transmittanz über einen Puls, T&sub3;-T&sub1;, durch ΔV ausgedrückt werden. Somit ergibt sich in abgeleiteter Form:
  • Zusätzlich kann man m angeben zu:
  • m = Δts/Δtp (67)
  • Wenn man die Gleichungen (66) und (67) in die Gleichung (64) einsetzt, erhält man das Äquivalent der Gleichung (65) in abgeleiteter Form
  • worin λ&sub1; und λ&sub2; weitere Ausdrücke der Lichtwellenlängen sind, denen der Finger ausgesetzt ist. Die Gleichung (68) kann dann vereinfacht werden zu:
  • Der in Gleichung (69) angegebene Ausdruck für ROS ist jedoch ein Ausdruck, der sich nur für die Durchführung von Mehrfachpuls-Oxymetriemessungen eignet. Genauer führt die Entwicklung der Gleichung (69), wie man aus der Gleichung (59) in Fig. 8 kennt, zu einer Zeitverzögerung um einen Puls zwischen dem Auftreten der ersten bei der Berechnung von ROS verwendeten Information und der tatsächlichen Berechnung von ROS. Um diese Zeitverzögerung um eine Pulsdauer zu vermeiden, läßt sich eine andere Beziehung für ROS angeben. Am Anfang wurde davon ausgegangen, daß die Zeitabhängigkeit der Absorptionskoeffizienten während der relativ kurzen Zeitdauer zwischen zwei Pulsen linear ist. Deshalb läßt sich der korrektive Term mln(T&sub3;/T&sub1;) der Gleichung (59) bei der Berechnung von ROS für den durch T&sub2; und T&sub3; definierten Puls und auch für den durch T&sub0; und T&sub1; definierten Puls einsetzen. Durch den Einsatz dieses Korrekturfaktors auf den dem momentan erfaßten Puls vorangehenden Puls ergibt folgenden neuen Ausdruck für die Gleichung (59):
  • Aus den Gleichungen (66) und (67) wird deutlich, daß man das Äquivalent der Gleichung (70) mit Ableitungen angeben kann zu:
  • Unter Verwendung der Beziehung 1+x = 1/(1-x) läßt sich die Gleichung (71) in der Form:
  • schreiben, und somit kann man ROS ausdrücken als:
  • welches der bevorzugte Algorithmus zur Berechnung von ist.
  • Ein zweiter bei der Mehrfachpuls-Oxymetrie nützlicher Ausdruck behält die Verzögerung um einen Puls bei, enthält jedoch eine empirisch ausgeführte Mittelung der oberen und unteren Spitzenwerte. Dieser Technik nach wird der zweite Term der Gleichung (59) modifiziert, und es ergibt sich:
  • Somit drückt sich ROS wie folgt aus:
  • Man erkennt, daß man die Gleichung (70) um zusätzliche Terme erweitern kann, welche die Genauigkeit auf Kosten der rechnerischen Komplexität erhöhen. Deshalb läßt sich Gleichung (70) schreiben:
  • worin i, j und k positive und negative ganze Zahlen sind. ROS läßt sich dann wie folgt ausdrücken:
  • Man kann auch einen Ausdruck für ROS entwickeln, der die oben erwähnte Verzögerung um einen Puls nicht mehr enthält und der die empirische Mittelung der oberen und unteren Spitzenwerte enthält. Man erkennt aus der obigen Beschreibung, daß man nach diesem Verfahren die Gleichung (70) entwickeln kann und daraus folgende Beziehung erhält:
  • Die oben angegebenen Ausdrücke basieren auf der linearen Interpolation zweier Pulse und eignen sich sehr gut für relativ langsame zeitliche Änderung der Absorptionskoeffizienten. Eine größere Genauigkeit läßt sich bei schneller veränderlichen Absorptionskoeffizienten erzielen, wenn man Interpolationstechniken höherer Ordnung verwendet. Zur genaueren Darstellung wird auf Fig. 17 verwiesen, wo mehrere Pulse eines Signals über der Zeit aufgetragen sind, die nach Maßgabe von sich mit der Zeit nichtlinear verändernden Absorptionskoeffizienten erzeugt werden. Somit kann die Variation von β(t) während des Zeitintervalls durch eine geeignete Interpolationsfunktion P&sub0;(t) dargestellt werden, und die der Zeitabhängigkeit von β(t) und α(t) zuzuschreibende gemeinsame Änderung kann durch eine geeignete Interpolationsfunktion P&sub1;(t) dargestellt werden.
  • Wie man aus der obigen Beschreibung und besonders aus Gleichung (59) erkennt, läßt sich eine Darstellung von R&sub1;, welche diese nicht linearen Veränderungen beinhaltet, erzeugen, die sich ausdrückt als:
  • worin P&sub1;(t&sub1;) gleich T&sub1; gilt und P&sub1;(t&sub0;) ein Term ist, der aus der nichtlinearen Änderung der Absorptionskoeffizienten interpoliert werden muß. Somit kann man ROS ausdrücken als:
  • Die Gleichung (74) kann mit Hilfe der gemittelten oberen und unteren Spitzenwerte geschrieben werden zu:
  • worin P&sub1;(t&sub1;) gleich T&sub1;&sub1; P&sub0;(t&sub0;) gleich T&sub0; gilt und sowohl P&sub1;(t&sub0;) als aus P&sub0;(t&sub1;) aus den nichtlinearen Funktionen interpoliert werden müssen. Deshalb läßt sich ROS berechnen zu:
  • Ein Vorteil der vorangehend beschriebenen Meßverfahren liegt darin, daß der korrigierte Wert von R, egal in welcher Form er erzeugt wird, einen anfänglich unkorrigierten Term und einen Korrekturterm enthält. Wenn β(t) und α(t) im wesentlichen zeitlich konstant bleiben, ist der Korrekturterm gleich Null und beeinflußt den ansonsten normal berechneten Wert von R&sub1; nicht. Wenn sich jedoch β(t) und α(t) ändern, verbessert der Korrekturterm immer den unkorrigierten Wert von R&sub1;. Außerdem wird, auch wenn die durchgeführte Korrektur unvollständig ist, eine einer Mittelung ähnliche Wirkung erzielt, jedoch mit nahezu verschwindend kleiner Verzögerung. Ein Meßwert, der sehr genau die Veränderungen von β(t) und α(t) nachvollzieht, wird aus diesem Grunde ohne Zeitverzögerung erzeugt, weshalb man diese Information in Echt-Zeit erhält.
  • Hier muß bemerkt werden, daß das oben beschriebene Verfahren nicht unbedingt einen genau gemessenen Wert für in benötigt.
  • Auch wenn der Wert von M nur angenähert wird, erhält man eine beträchtliche Verbesserung im Vergleich mit unkorrigierten Rechenergebnissen. Zum Zwecke einer bestmöglichen Korrektur kann man jedoch in messen. Beispielsweise kann in anfänglich gesetzt werden und gelegentlich oder kontinuierlich fortgeschrieben werden.
  • Die in dieser Weise durchgeführte Ermittlung von ROS erfordert anders als bei den bekannten Verfahren des Standes der Technik, daß die Information aus mehreren Pulsen extrahiert wird, weil ΔV die Differenz im Wert von VL zwischen benachbarten Systolen ist. Deshalb muß die Mikrocomputer-implementierte Software nicht nur die Höhe der abhängig von der bei benachbarten Diastolen und Systolen erfaßten Transmittanz erzeugte Spannung bestimmen, sondern auch die, die einer Systole eines zweiten Pulses entspricht. Außerdem muß man eine die Pulsdauer und das Zeitintervall zwischen einer Diastole und einer dazu benachbarten Systole erhalten und die gesamte Information für die Ermittlung RS kombinieren. Man erkennt, daß die auf diese Weise durchgeführte Ermittlung der Sauerstoffsättigung ebenso von der bekannten Verfahrensweise abweicht, wie sie Wilber beschrieben hat, indem man sowohl die DC- als auch die AC-Komponente des Signals benutzt.
  • Der Vorteil einer Oxymetriemessung mittels zweier Pulse kann grob in folgender Weise ausgedrückt werden. Man hat erkannt, daß sich bei einer Messung einer Oxymetriemessung anhand eines einzelnen Pulses einen Meßfehler von mehr als 4,5% ergeben können, bis 10 bis 15 Pulse verarbeitet sind. Dieser Fehler kann anfänglich sogar 8% übersteigen. Man hat ebenfalls erkannt, daß das vorangehend beschriebene mit zwei Pulsen arbeitende Oxymetrie-Meßverfahren den maximalen Fehler schon anfänglich auf unter 3% und nach der Messung zweier Pulse auf weniger als 1/2% verringert.
  • Nun wird vom Durchschnittsfachmann die Realisation dieses Zweipuls-Meßverfahrens leicht unter Zuhilfenahme der folgenden kurzen Beschreibung der Oxymetrieschaltungsanordnung verständlich werden. Der erste Bestandteil des zu beschreibenden Oxymeters 10 ist der Sensor 12.
  • Die Funktion des Sensors 12 besteht im wesentlichen darin, die Lichtquellen 40 und 42, beispielsweise Leuchtdioden (LED's), und einen Lichtdetektor 38 in bezug auf einen geeigneten Körperteil eines Patienten auszurichten. Beispielsweise muß der Sensor die beiden LED's 40 und 42 mit dem Detektor 38 in einer Weise ausrichten, daß der Lichtweg von jeder LED zum Detektor 38 im wesentlichen die gleiche Distanz hat. Außerdem muß der Lichtweg einen Pfeil des Körpers des Patienten durchqueren, durch den eine ausnutzbare Lichtmenge geht, beispielsweise durch einen Finger, einen Zeh, ein Ohrläppchen oder einen Nasenflügel. Da die aufgenommenen Meßwerte wesentlich von einer Veränderung des Lichtwegs beeinflußt werden, wie oben erwähnt, muß der Sensor die Position der LED's 40 und 42 und des Detektors 38 bezüglich des Übertragungswegs durch die Haut des Patienten immer beibehalten. Andernfalls werden unter der Bezeichnung "Bewegungsartefakte" bekannte Signalfluktuationen auftreten. Außerdem sollte der Sensor nur einen geringen Druck auf die Haut des Patienten ausüben. Andernfalls würde der normale arterielle Blutstrom, auf den sich das Puls-Oxymeter beim korrekten Betrieb stützt, unterbrochen werden. Schließlich sollte der Sensor schnell am Patienten anbringbar sein und diesem keine Unbequemlichkeiten zumuten.
  • Wie in Fig. 12 gezeigt, werden die LED's 40 und 42 von Transistortreibern 44 innerhalb der E/A-Schaltung 14 mit Strom versorgt. Die Treiber 44 werden vom Mikrocomputer 16 so gesteuert, daß sie Stromimpulse mit einer Wiederholfrequenz von 960 Hz abgeben. Die Dauer jedes Pulses beträgt 70 Is, und ein Puls wird zunächst der LED 40 für die rote Wellenlänge und dann der LED 42 für die infrarote Wellenlänge angelegt. Der Spannungsabfall über einem Eichwiderstand in den Treibern 44 gestattet es, die Stromstärke des Pulses zu ermitteln, die sich somit in einer nachstehend näher erläuterten Weise konstant halten läßt. Die LED's 40 und 42 sprechen auf die Stromimpulse an und erzeugen entsprechende, durch den Finger zum Detektor 38 gelangende Lichtimpulse. Der Detektor 38 erzeugt seinerseits ein Signal, welches Informationen über die Pulsantwort des Fingers auf das mit der 960 Hz-Impuls-Wiederholfrequenz ineinandergemischte Rot- und Infrarotlicht beinhaltet.
  • Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung unterbricht ein optisches Rotfilter 45 den Lichtweg zwischen den LED's 40 und 42 und dem Detektor 38, wie Fig. 9 zeigt. Vorzugsweise ist das Filter 45 ein Wratten-Gelfilter Nr. 29 von Kodak. Dessen Funktion besteht darin, den Einfluß von Fluoreszenzlichtflackern auf die durchgeführte Messung der Sauerstoffsättigung auszuschalten. Auch wenn der Körper des Sensors 12 aus einem lichtundurchlässigen Material besteht, welches einen wesentlichen Teil des Umgebungslicht aussperrt, ist klar, daß dennoch Umgebungslicht den Detektor 38 erreichen kann. Sonnenlicht und Licht von Glühlampen ist im wesentlichen kontinuierlich. Dagegen enthält Fluoreszenzlicht im Wechsel auftretende Lichtspitzen und Pausen, die ein normalerweise unsichtbares Flackern erzeugen. Die Frequenz des Fluoreszenzlichtflackerns ist so, daß es die vom Detektor 38 abhängig von dem von der LED 40 empfangenen Rotlicht erzeugten Signale stören könnte. Somit ist das optische Rotfilter 45 über dem Detektor 38 angebracht und filtert jedes vorhandene Fluoreszenzlicht heraus, wodurch die durch das Fluoreszenzlichtflackern eventuell hervorgerufenen Effekte auf die Sauerstoffsättigungsmessung ausgeschaltet sind.
  • In der E/A-Schaltung 14 wird das vom Detektor 38 abgegebene Signal von einem Vorverstärker 46 empfangen. In einer bevorzugten Ausführungsform enthält dieser Vorverstärker 46 einen Strom-Spannungsverstärker 48 mit reziproker Steilheit und einen Verstärker 50 mit einem an einer Leitung endenden Ausgang. Um die Vorteile des Einsatzes eines Differenzverstärkers für den Strom-Spannungsverstärker 48 zu verstehen, wird es zunächst hilfreich sein, die Funktion eines Verstärkers mit reziproker Steilheit zu betrachten, wie er in Fig. 13 dargestellt ist. Demgemäß besteht ein Verstärker 52 mit reziproker Steilheit im wesentlichen aus einem Operationsverstärker 54 und einem Widerstand RF, der die Verstärkung bestimmt. Mit einem gemäß der Darstellung in Fig. 13 mit den Eingängen verbundenen Detektor 38 wird ein Strom ID nach der Erfassung von Licht einer geeigneten Wellenlänge eingespeist. Das Ausgangssignal des Verstärkers 52 ist mit V&sub0; bezeichnet und ist, wie man erkennt, gleich dem Produkt des Detektorstroms ID und dem Widerstand RF. Das vordergründige Problem eines solchen Schaltungsaufbaus besteht darin, daß auch die äußeren erzeugten Interferenzstörungen verstärkt werden, wodurch die Genauigkeit des extrahierten Signals verringert ist.
  • Die Anwendung eines differentiellen Strom-Spannungsverstärkers 48 in Kombination mit dem Ausgangsverstärker 50, der sein Signal auf einer einzigen Ausgangsleitung abgibt, wie dies in Fig. 4 gezeigt ist, vermeidet jedoch dieses Problem. Gemäß Fig. 14 erzeugt der differentielle Verstärker 48 mit reziproker Steilheit ein positives und negatives Ausgangssignal, deren Absolutwert jeweils gleich dem Produkt des Widerstands RF mit dem Detektorstrom ID ist. Diese Ausgangssignale werden dann dem Ausgangsverstärker 50 zugeführt, der die Verstärkung 1 hat und somit ein Ausgangssignal erzeugt, dessen Signalamplitude doppelt so groß ist wie die der Eingangssignale. Ein Vorteil dieser Schaltungsanordnung besteht darin, daß äußere Umgebungsstörungen am Ausgang des Verstärkers 50 aufgrund der umgekehrten Vorzeichen der beiden Ausgangssignale des Differenzverstärkers 48 unterdrückt werden. Außerdem wird die doppelte Signalamplitude erzeugt, wobei die Rauschamplitude nur um den Faktor 1,414 wächst. Deshalb erhält man ein erhöhtes Signal-Rauschverhältnis.
  • Zu diesem Punkt ist das gemischte Signal, das dem Ausgang des Detektors 38 aufgrund der empfangenen Lichtsignale bei roter und infraroter Wellenlänge entspricht, verstärkt und wird einem Demodulator 56 zugeführt, um die pulsierenden Komponenten des roten und infraroten Signals, wie es die Figuren 10 und 11 zeigen, zu extrahieren. In einer bevorzugten Ausführungsform enthält der Demodulator 56 eine Abtast-Halteschaltung (S/H) 58, die auf das Detektorsignal, welches entsprechend dem Licht der roten Wellenlänge erzeugt wird, anspricht, und außerdem eine Abtast-Halteschaltung (S/H) 60, die auf das vom Detektor 38 gelieferte Signal entsprechend der Infrarotwellenlänge anspricht. Die Schaltungen 58 und 60 werden zeitlich so gesteuert, daß jede Schaltung das Eingangsignal für den Demodulator 56 während des Signalteils abtastet, der der zugeordneten Wellenlänge entspricht. Auf diese Weise lassen sich aus dem einzigen, dem Demodulator 56 eingegebenen Signal zwei Signale extrahieren. Wie oben erwähnt, entsprechend diese Signale dem pulsierenden Rot- und dem pulsierenden Infrarotsignal, wie sie in den Fig. 10 und 11 gezeigt sind.
  • Damit hochfrequentes Rauschen von den Ausgangssignalen der Schaltungen 58 und 60 eliminiert wird, werden diese Ausgangssignale Tiefpaßfiltern 62 und 64 zugeführt. In einer bevorzugten Ausführungsform weisen das "Rot"-Tiefpaßfilter 62 und das "Infrarot"-Tiefpaßfilter 64 jeweils zwei Stufen auf. Die erste Stufe jedes Filters verwendet ein monolithisch integriertes Filter fünfter Ordnung mit geschaltetem Kondensator, da dieses billig und verhältnismäßig klein ist. Da das "Rot"- und auch das "Infrarot"-Signal durch identische Filter der ersten Stufe gehen, sind ihre Verstärkung und ihre Phasen-Frequenzgänge angepaßt. Die zweite Stufe jeden Filters weist ein Bessel-Filter zweiter Ordnung auf, das eine etwas höher liegende Abfallfrequenz als die erste Stufe hat. Dies stellt sicher, daß das Filter der ersten Stufe das dominierende der zweistufigen Filteranordnung ist und die gewünschte Filtercharakteristik erzeugt. Die zweite Stufe filtert vom Ausgangssignal der ersten Stufe das Schaltrauschen aus.
  • Die gefilterten pulsierenden Rot- und Infrarot-Signale werden dann zur Umsetzung und Übertragung zum Mikrocomputer 16 aufbereitet. Wie nachstehend genauer beschrieben wird, verwendet dieses Verfahren einen programmierbaren Gleichstrom- Subtrahierer oder Offset 66, dem ein Verstärker 68 mit programmierbar einstellbarer Verstärkung folgt, dessen Verstärkungsgrad 1 bis 256 reicht. Die in dieser Weise verarbeiteten Signale werden mittels eines Multiplexers 70 verknüpft, abgetastet und gehalten und durch einen A/D-Wandler 72 zur Übertragung zum Mikrocomputer 16 in digitale Form umgesetzt.
  • Vor einer umfassenderen Beschreibung der Funktion des programinbaren Subtrahierers 66, des Verstärkers 68 mit programmierbarer Verstärkung, des Multiplexers 70 und des Analog- Digitalwandlers 72 müssen einige Einzelheiten, die die zum Mikrocomputer 16 zu übertragenden Signale betreffen, erwähnt werden. Z.B. enthält, wie dies die Fig. 10 und 11 zeigen, das vom Detektor 38 ansprechend auf das Licht bei jeder Wellenlänge erzeugte Signal Komponenten, die nachstehend Basiskomponente und pulsierende Komponente genannt werden. Die Basiskomponente stellt annähernd die Lichtintensität dar, die am Detektor 38 empfangen wird, wenn nur die "feste", nichtpulsierende absorbierende Komponente im Finger vorhanden ist. Diese Komponente des Signals ist über kurze Zeitintervalle relativ konstant, ändert sich jedoch mit pulsunabhängigen physiologischen Änderungen oder Systemveränderungen, wie beispielsweise eine Bewegung des Meßkopfs 12 auf dem Finger. Diese Basiskomponente kann über eine verhältnismäßig lange Zeitdauer hinweg wesentlich schwanken. Es ist deutlich geworden, daß die Größe der Basiskomponente an einem gegebenen Zeitpunkt im wesentlichen gleich dem in Fig. 10 mit RH bezeichneten Pegel ist. Es kann jedoch zweckdienlich sein, die Basiskomponente als den durch RL bezeichneten Pegel anzunehmen, wobei dann die pulsierende Komponente zwischen den Werten für RH und RL während eines gegebenen Pulses variiert. Die pulsierende Komponente wird durch die Änderung der Lichttransmission durch den Finger aufgrund der Änderung des Blutvolumens während eines Pulses und auch aufgrund der Konzentrationsfluktuationen der Sauerstoffsättigung hervorgerufen. Üblicherweise ist die pulsierende Komponente im Vergleich mit der Basiskomponente verhältnismäßig klein, und die Fig. 10 und 11 stellen nicht die wahren Proportionen dieser Komponenten dar.
  • Weil die Basiskomponente des Signals keine direkte Information über die Sauerstoffsättigung oder den Puls liefert, interessiert zuförderst die pulsierende Signalkomponente. Wenn man das gesamte in den Fig. 10 und 11 gezeigte Signal einschließlich der AC- und DC-Komponenten verstärkt und in digitale Form für den Mikrocomputer 16 umsetzt, ist es einleuchtend, daß ein beträchtlicher Teil der Wandelgenauigkeit verschwendet würde, da ein wesentlicher Teil der Auflösung zum Auflösen der Basiskomponente dienen würde. Beispielsweise könnte mit einem A/D-Wandler, dessen Eingangsbereich zwischen +10 und -10 Volt liegt, ein Signal verstärkt werden, dessen Basiskomponente das vierfache der pulsierenden Komponente beträgt, bis die Basiskomponente durch eine 16 Volt- Differenz und die pulsierende Signalkomponente durch eine 4 Volt-Differenz dargestellt wären. Mit einem 12-Bit A/D-Wandler 72 kann das gesamte Signal in 4096 Schritte aufgelöst werden. Deshalb würde die Anzahl der die pulsierende Signal Komponente darstellenden inkrementellen Pegel etwa 820 sein. Wenn andererseits die Basissignalkomponente vor der Umsetzung ausgefiltert würde, könnte die pulsieredende Signal Komponente in 4096 Schritten aufgelöst werden, wodurch sich die Genauigkeit beträchtlich steigern läßt.
  • Diese Technik verwendet die vorliegende Erfindung in Form der ersten Hälfte eines von dem Mikrocomputer 16 gesteuerten Signalformungs-Rekonstruktionsvorgangs. Demgemäß enthält ein von jedem Filter 62 und 64 empfangenes Eingangssignal das gesamte Übertragungssignal. Der programmierbare Subtrahierer 66 unterdrückt einen wesentlichen Offsetanteil des gesamten Signals bei jeder Wellenlänge, und der Verstärker 68 mit programmierbarer Verstärkung verstärkt das verbleibende Signal für die Wandlung durch den A/D-Wandler 72. Eine digitale Rekonstruktion des ursprünglichen Signals wird dann durch den Mikroprozessor erzeugt, der mittels digitaler Rückkopplungsinformation die Verstärkung entfernt und die Offsetspannung dem Signal wieder hinzufügt.
  • Die Rückkopplung von Mikrocomputer 16 zur E/A-Schaltung 14 wird auch dazu benötigt, um die Werte für die Offsetspannung, die Verstärkung und die Treiberströme auf solchen Pegeln zu halten, die zu einer optimalen A/D-Wandlungsauflösung geeignet sind. Eine geeignete Steuerung bedingt, daß der Mikrocomputer kontinuierlich die Offsetspannung, die Verstärkung, die Treiberströme und das Ausgangssignal des A/D-Wandlers in der nachstehend beschriebenen Weise analysiert und darauf reagiert.
  • Genauer werden unter Bezug auf Fig. 15 Schwellwerte L1 und L2, die jeweils etwas unterhalb und oberhalb der maximalen positiven und negativen Signalausschläge L3 und L4 liegen, welche für den Eingang des A/D-Wandlers 72 erlaubt sind, vom Mikrocomputer 16 am Ausgang des A/D-Wandlers 72 eingeführt und überwacht. Wenn die Signalamplitude des Eingangssignals zum und des Ausgangssignals vom A/D-Wandler 72 einen der Schwellwerte L1 oder L2 überschreitet, dann werden die Treiberströme ID neu eingestellt, um die auf den Detektor 38 fallende Lichtintensität zu verringern. Auf diese Weise wird der A/D-Wandler 72 nicht übersteuert, und die Spanne zwischen L1 und L3 einerseits und L2 und L4 andererseits trägt dazu bei, daß dies auch für schnell veränderliche Signale gesichert ist. Außerhalb der Schwellwerte gibt es eine Spannungsdifferenz, bei der der A/D-Wandler 72 noch arbeitet, wodurch dieser weiter arbeiten kann, während die geeignete Einstellung der Rückkopplung zu A und Vos stattfindet.
  • Sobald das Signal vom A/D-Wandler 72 den positiven und den negativen Schwellwert L5 oder L6 übersteigt, spricht der Mikrocomputer 16 an, indem er dem programmierbaren Subtrahierer 66 signalisiert, daß dieser die zu subtrahierende Offsetspannung erhöht. Dies wird durch Bilden und Übertragen eines Offsetcodes ausgeführt, dessen Stärke vom Pegel des vom Wandler 72 empfangenen Signals abhängt.
  • Drei verschiedene Verstärkungseinstellungen werden bei der graphisch in Fig. 15 dargestellten Anordnung eingesetzt. Zum Beispiel wird der Ist-Wert eines Verstärkungscodes erhöht, wenn der Mikrocomputer 16 ermittelt, daß das Signal des A/D- Wandler 72 nicht einen positiven und negativen Schwellwert L7 und L8 überschritten hat. Dieser revidierte Verstärkungscode wird dann zum programmierbaren Verstärker (68) übertragen, der die Verstärkung A geeignet einstellt. Wenn das Signal vom A/D-Wandler positive und negative Schwellwerte L9 und L10 überschreitet, wird der Verstärkungscode nach unten als Funktion der Signalstärke gesetzt. In derselben Weise wird der Verstärkungscode als eine separate Funktion der Signalstärke ebenfalls nach unten gesetzt, falls separate untere positive und negative Schwellwerte L11 und L12 überschritten werden.
  • Die Art und Weise, in der die verschiedenen Schwellwerte eingestellt werden, und die Abhängigkeit des Verstärkungscodes und des Offsetcodes von dem empfangenen Signal können geändert werden, um im wesentlichen jede gewünschte Form der Steuerung zu erzielen. Deshalb dient die in Fig. 15 gezeigte Anordnung lediglich für die Anschauung und stellt das bevorzugte Ausführungsbeispiel dar.
  • Anhand der Fig. 16 wird deutlich, daß die Befehle für das Mikrocomputerprogramm, welches die oben besprochene Signalformung-Rekonstruktion steuert, in einem löschbaren programmierbaren nur lesbaren Speicher (EPROM) 74 des Mikrocomputers 16 gespeichert sind. Ebenfalls sind im EPROM 74 zum Zwecke der Spitzenwerterfassungssoftware Werte für VH, VL, ΔV, Δts und Δtp für beide Wellenlängen λ&sub1; und λ&sub2; gespeichert. Diese Werte werden im Betrieb in einem Speicher mit wahlfreiem Zugriff (RAM) 76 gespeichert, damit mit ihnen ein Zentralprozessor (CPU) 78 in Übereinstimmung mit weiteren im EPROM 74 gespeicherten Rechenbefehlen arbeiten kann. Schnittstellen 80 wirken als Eingabe- und Ausgabepuffer für den Mikrocomputer 16.
  • Die Rechensoftware im EPROM 74 veranlaßt zunächst die CPU 78 den Momentanwert für ROS zu ermitteln, indem sie die gemessenen Werte für VH, VL, ΔV, Δts und Δtp bei den Wellenlängen λ&sub1; und λ&sub2; in die Gleichung (73) einsetzt:
  • Das Rechenprogramm befiehlt der CPU 78, die Sauerstoffsättigung vom Wert Ros mittels einer Eichkurve zu ermitteln, wie sie in Fig. 7 aufgezeichnet ist. Die Eichkurve ist eine Darstellung der Beziehung zwischen unabhängig ermittelten Sauerstoffsättigungen in Abhängigkeit von Werten von Ros, die der Sauerstoffmesser 10 in Übereinstimmung mit dem oben beschriebenen Verfahren zeugt.
  • Wenn man im EPROM 74 genügend Speicherplatz vorsieht, können genügend viele Punkte längs der Eichkurve in Form einer Verweistabelle gespeichert werden, die es der CPU 78 gestatten, eine genaue Angabe der Sauerstoffsättigung aus dem dem EPROM 74 eingegebenen Wert von Ros zu ermitteln. Das Speichern einer genügend hohen Anzahl von Datenpunkten der Eichkurve kann jedoch eine unerwünscht hohe Speicherkapazität des EPROM's 74 bedingen. Aus diesem Grund wird ein zweites Verfahren zur Speicherung der Information der Eichkurve bevorzugt.
  • Entsprechend diesem Verfahren werden unabhängig abgeleitete Ros zuzuordnende Daten mittels einer von einer Darstellung der Kurve abgeleiteten mathematischen Beziehung erhalten. Die Grundformel und die Koeffizienten der Variablen der Formel werden dann im EPROM 74 gespeichert. Wenn ein Wert für Ros gemessen wird, liest die CPU 74 die Koeffizienten aus dem EPROM 74 aus und berechnet einen Wert für die Sauerstoffsättigung. Dieses Verfahren ermöglicht es, Informationen, die die gesamte Eichkurve vollständig kennzeichnen, oder eine Schar solcher Kurven innerhalb eines relativ kleinen Speicherplatzes des EPROM's 74 zu speichern.
  • Die Rechensoftware im EPROM 74 befiehlt auch der CPU 78, aus der Signaldauer tp die Pulsfrequenz zu ermitteln. Anzeigen 20 erzeugen dann sichtbare und hörbare Anzeigen der Sauerstoffsättigung und der Pulsfrequenz in einer für einen Benutzer passenden Art, der das Sauerstoffmeßgerät 10 verwendet.

Claims (10)

1. Vorrichtung zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung arteriellen Bluts, welches in Gewebe fließt, das mit Licht zweier Wellenlängen bestrahlt wird, welches beim Austreten aus dem Gewebe durch eine Erfassungseinrichtung (38) empfangen wird, die Signale erzeugt, die der Intensität des bei jeder Wellenlänge empfangenen Lichts proportional sind, wobei die Vorrichtung aufweist:
Eine Abtasteinrichtung (16) zur Ermittlung der Signalstärke an mehreren Abtastzeitpunkten; und
eine Verarbeitungseinrichtung (16), die eine Anzeige der Sauerstoffsättigung aus den Signalstärken an den Abtastzeitpunkten erzeugt, dadurch gekennzeichnet, daß die Verarbeitungseinrichtung (16) so gestaltet ist, daß sie jede Anzeige der Sauerstoffsättigung aus den Stärken und den Erscheinungszeitpunkten diastolischer und systolischer Peakwerte erzeugt, die während mindestens zweier aufeinander folgender Pulse der Blutströmung erfaßt werden.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Verarbeitungseinrichtung (16) die einzelne Anzeige der Sauerstoffsättigung gemäß folgender Beziehung erzeugt:
worin
ROS die einzelne erzeugte Anzeige der Sauerstoffsättigung
T&sub0; die Signalstärke der Diastole eines ersten vom arteriellen, im Gewebe strömenden Blut abgegebenen Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
T&sub1; die Stärke des Signals bei der Systole des ersten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
T&sub3; die Stärke des Signals bei der Systole eines zweiten Pulses bei der angezeigten Wellenlänge,
m das Verhältnis der Zeitdauer zwischen einer Diastole und einer benachbarten Systole zur Zeitdauer zwischen benachbarten Diastolen,
@λ&sub1; den Zähler der obigen Gleichung,
λ&sub1; die erste Wellenlänge, und
@λ&sub2; den Nenner der obigen Gleichung und
λ&sub2; die zweite Wellenlänge
angeben.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Verarbeitungseinrichtung (16) die einzelne Anzeige der Sauerstoffsättigung nach folgender Beziehung ermittelt:
worin
ROS die einzelne erzeugte Anzeige der Sauerstoffsättigung,
VH die Signalstärke der Diastole eines zweiten vom arteriellen im Gewebe fließenden Blut erzeugten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
VL die Signalstärke bei der Systole des zweiten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
ΔV die Differenz der Signalstärke zwischen der Systole des zweiten Pulses und der Systole eines ersten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
Δts den Zeitunterschied zwischen der Systole und der Diastole des ersten oder des zweiten Pulses gemessen vom Signal, das der angezeigten Wellenlänge entspricht,
Δtp die Periodendauer des Pulses, gemessen am der angezeigten Wellenlänge entsprechenden Signal,
@λ&sub1; den Zähler der obigen Gleichung, λ&sub1; die erste Wellenlänge, und
@λ&sub2; den Nenner der obigen Gleichung, worin λ&sub2; die zweite Wellenlänge ist,
angeben.
4. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Verarbeitungseinrichtung (16) die einzelne Anzeige der Sauerstoffsättigung nach folgender Beziehung ermittelt:
worin
ROS die einzelne erzeugte Anzeige der Sauerstoffsättigung,
VH die Signalstärke der Diastole eines zweiten vom im Gewebe strömenden arteriellen Blut erzeugten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
VL die Signalstärke bei der Systole des zweiten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
ΔV die Differenz der Signalstärke zwischen der Systole des zweiten Pulses und der Systole eines ersten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
Δts den Zeitunterschied zwischen der Systole und der Diastole des ersten oder des zweiten Pulses gemessen an dem der angezeigten Wellenlänge entsprechenden Signal,
Δtp die Pulsperiodendauer gemessen vom der angezeigten Wellenlänge entsprechenden Signal,
@λ&sub1; den Zähler der obigen Gleichung, λ&sub1; die erste Wellenlänge, und
@λ&sub2; den Nenner der obigen Gleichung, wobei λ&sub2; die zweite Wellenlänge ist,
angeben.
5. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Verarbeitungseinrichtung (16) die einzelne Anzeige der Sauerstoffsättigung nach folgender Beziehung erzeugt:
worin
ROS die einzelne erzeugte Anzeige der Sauerstoffsättigung,
VH die Signalstärke der Diastole eines zweiten von dem im Gewebe strömenden arteriellen Blut erzeugten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
VL die Signalstärke der Systole des zweiten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
ΔV die Differenz der Signalstärken zwischen der Systole des zweiten Pulses und der Systole des ersten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
Δts den Zeitunterschied zwischen der Systole und der Diastole des ersten oder des zweiten Pulses, gemessen an dem der angezeigten Wellenlänge entsprechenden Signal,
Δtp die Pulsperiodendauer, gemessen an dem der angezeigten Wellenlänge entsprechenden Signal,
@λ&sub1; den Zähler der obigen Gleichung, in dem λ&sub1; die erste Wellenlänge ist, und
@λ&sub2; den Nenner der obigen Gleichung, wobei λ&sub2; die zweite Wellenlänge ist,
angeben.
6. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Verarbeitungseinrichtung (16) die einzelne Anzeige der Sauerstoffsättigung nach folgender Gleichung erzeugt:
worin
ROS die einzelne erzeugte Anzeige der Sauerstoffsättigung,
T&sub0; die Signalstärke bei der Diastole eines ersten von dem im Gewebe strömenden arteriellen Blut erzeugten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
T&sub1; die Signalstärke bei der Systole des ersten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
T&sub3; die Signalstärke bei der Systole eines zweiten Pulses bei der angezeigten Wellenlänge und
m den Unterschied der Zeitdauer zwischen einer Diastole und einer daran angrenzenden Systole zur Zeitdauer zwischen benachbarten Diastolen,
@λ&sub1; den Zähler der obigen Gleichung, λ&sub1; die erste Wellenlänge und
@λ&sub2; den Nenner der obigen Gleichung, wobei λ&sub2; die zweite Wellenlänge ist,
angeben.
7. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Verarbeitungseinrichtung (16) die einzelne Anzeige der Sauerstoffsättigung gemäß folgender Beziehung erzeugt:
worin
ROS die einzelne erzeugte Anzeige der Sauerstoffsättigung,
T&sub2; die Signalstärke bei der Diastole eines zweiten von dem im Gewebe strömenden arteriellen Blut erzeugten Puls für die angezeigte Wellenlänge,
T&sub3; die Signalstärke bei der Diastole eines zweiten Pulses bei der angezeigten Wellenlänge und
Ti die Signalstärke zu einem Zeitpunkt ti für die angezeigte Wellenlänge,
Tj die Signalstärke zu einem Zeitpunkt tj für die angezeigte Wellenlänge,
mk das Verhältnis der Zeitdauer zwischen einer Diastole und einer angrenzenden Systole zur Zeitdauer zwischen benachbarten Diastolen, wobei i, j, k positive und negative Ganzzahlen sind,
@λ&sub1; den Zähler der obigen Gleichung, wobei λ&sub1; die erste Wellenlänge ist, und
@λ&sub2; den Nenner der obigen Gleichung, worin λ&sub2; die zweite Wellenlänge ist,
angeben.
8. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Verarbeitungseinrichtung (16) die einzelne Anzeige der Sauerstoffsättigung nach folgender Beziehung erzeugt:
worin
ROS die einzelne erzeugte Anzeige der Sauerstoffsättigung,
T&sub0; die Signalstärke an der Diastole eines ersten durch das im Gewebe strömende arterielle Blut erzeugten Pulses für die angezeigte Wellenlänge,
T&sub1; die Signalstärke an der Systole des ersten Pulses bei der angezeigten Wellenlänge
P&sub0;(t) eine erste Interpolationsfunktion, die eine zeitveränderliche Eigenschaft des Gewebes angibt,
P&sub1;(t) eine zweite Interpolationsfunktion, die eine zeitveränderliche Eigenschaft des Gewebes und des arteriellen Bluts angibt,
t&sub0; einen ersten Zeitpunkt, der zur Identifikation entsprechender Punkte auf den Signalen dient,
t&sub1; einen zweiten Zeitpunkt, der zur Identifikation entsprechender Punkte auf den Signalen dient,
@λ&sub1; den Zähler der obigen Gleichung, wobei λ&sub1; die erste Wellenlänge, und
@λ&sub2; den Nenner der obigen Gleichung, worin λ&sub2; die zweite Wellenlänge ist,
angeben.
9. Sauerstoffmeßgerät, das aufweist
eine Lichtquelle (40, 42), die zur Belichtung von Gewebe, in dem arterielles Blut strömt, mit Licht zweiter Wellenlängen (λ&sub1;, λ&sub2;) angeordnet ist,
eine Erfassungseinrichtung (38), die zur Erzeugung von Signalen angeordnet ist, die zur Intensität des bei jeder Wellenlänge empfangenen Lichts proportional sind und
eine Abtasteinrichtung (16) und eine Verarbeitungseinrichtung (16), wobei die Abtasteinrichtung und die Verarbeitungseinrichtung gemäß der Definition in einem der Ansprüche 1 bis 8 vorgesehen sind.
10. Verfahren zur Ermittlung der Sauerstoffsättigung des in einem Gewebe, welches mit Licht zweier Wellenlängen belichtet wird, strömenden arteriellen Bluts, wobei das Licht nach seinem Austritt aus dem Gewebe durch eine Erfassungseinrichtung (38) empfangen wird, die Signale erzeugt, die der Intensität des empfangenen Lichts bei jeder der Wellenlängen proportional sind, wobei das Verfahren einen Schritt zur Speicherung der Signalstärke an einer Vielzahl von Zeitpunkten und zur Erzeugung einer Anzeige der Sauerstoffsättigung aus den Signalstärken an den Abtastzeitpunkten enthält, dadurch gekennzeichnet, daß jede Anzeige der Sauerstoffsättigung aus den Stärken und Erscheinungszeitpunkten der diastolischen und systolischen Peaksignale erhalten wird, wie sie während mindestens zweier aufeinander folgender Blutströmungspulse erfaßt werden.
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