DE602004005770T2

DE602004005770T2 - Vorrichtung und Verfahren zur Schlafapnödiagnose

Info

Publication number: DE602004005770T2
Application number: DE602004005770T
Authority: DE
Inventors: Jong-Youn Lee; Gil-Won Yoon
Original assignee: Samsung Electronics Co Ltd
Current assignee: Samsung Electronics Co Ltd
Priority date: 2003-04-25
Filing date: 2004-04-21
Publication date: 2008-01-10
Anticipated expiration: 2024-04-22
Also published as: JP2004321807A; DE602004005770D1; EP1470780A1; EP1470780B1; US20040215095A1; US7169110B2; JP3824615B2; KR20040092170A; KR100552681B1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Diagnose von Schlafapnoe, und insbesondere eine Vorrichtung zum Erfassen, ob ein vorübergehendes Aussetzen oder eine Unterbrechung des Atmens während des Schlafs auftritt, indem Licht zweier unterschiedlicher Wellenlängen auf einen Körperteil einwirkt.
Schlafapnoe ist ein vorübergehendes Aussetzen oder eine Unterbrechung des Atmens während des Schlafs und Sauerstoffsättigung stellt die Menge an Sauerstoff dar, die im Blut enthalten ist. Wenn bei Schlafapnoe kein Sauerstoff in den Körper kommt, sinkt im Allgemeinen die Sauerstoffsättigung im Blut auf einen abnormalen Wert.
Nächtliche Schlafunterbrechungsetappen aufgrund von Schlafapnoe führen zu übermäßiger Müdigkeit am Tage (EDS, excessive daytime sleepyness) und Abfall der arteriellen Sauerstoffsättigung. Abfall der Sauerstoffsättigung führt zu hohem Blutdruck, Arrhythmien und dergleichen, und führt manchmal sogar zu tödlichen Folgen, wie einem Herzanfall während des Schlafs und plötzlichem Tod. Es wird berichtet, dass ungefähr 20 Prozent der erwachsenen Bevölkerung in Amerika unter Schnarchen leiden und 50 Prozent der Schnarcher leiden an Schlafapnoe.
Indessen zeigen Kinder mit Schlafapnoe Symptome wie Unkonzentriertheit, EDS, Schlafstörungen, Brustkorbeinfall und Rippenerweiterung und leiden an schlechten Schulleistungen und in schweren Fällen an mentalen oder psychologischen Störungen. Bei Kleinkindern und Babies kann Schlafapnoe zu einer Ursache für plötzlichen Kindstod werden.
Schlafapnoe wird typischerweise in drei Haupttypen klassifiziert: obstruktiv, zentral und gemischt. Unter diesen drei Typen ist obstruktive Schlafapnoe durch wiederholtes Verschließen der oberen Luftwege gekennzeichnet und führt zu einem Abfall in der arteriellen Sauerstoffsättigung. Sie wird klinisch in Schlafapnoe, bei der ein Stillstand der Atmung über 10 Sekunden oder mehr fünfmal pro Stunde oder dreißig Mal während eines 7-stündigen Nachtschlafs auftritt, klassifiziert. Schnarchen ist ein Geräusch, das auftritt, wenn der weiche Gaumen des oberen Luftwegs vibriert, und daher ist es oft eine direkte Vorstufe zur Schlafapnoe.
Ein Schlafapnoetest wird allgemein durch Polysomnographie durchgeführt. Polysomnographie ist ein Test, bei dem Schlafarchitektur und – funktion und Verhaltensereignisse im Schlaf objektiv gemessen und aufgezeichnet werden. Speziell werden eine Reihe von physiologischen Variablen wie Gehirnströme, Augenbewegungen, Elektromyogramm des Kinns, Elektromyogramm des Beins, Elektrokardiogramm, Schnarchen, Blutdruck, Atmung und arterielle Sauerstoffsättigung intensiv gemessen und gleichzeitig Verhaltensabnormalitäten im Schlaf durch Videobandgeräte aufgezeichnet. Geschulte Techniker und Schlafspezialisten lesen die Aufzeichnungen, um umfassende Ergebnisse über die Schwere des Schnarchens, ob Arrhythmien auftreten, ob der Blutdruck steigt, ob andere Probleme während des Schlafs auftreten und an welchen Punkten sich die Aufzeichnungen von normalen Schlafmustern unterscheiden, zu erhalten.
US-Patent Nr. 6,415,174 offenbart "electrocardiogram (ECG)-derived respiratory rhythms for improved diagnosis of sleep apnea". Die Technologie misst ein EKG (Elektrokardiogramm) ausgehend von den Effekten einer Elektrode, die an der Brust angebracht ist, die sich während der Atmung ausdehnt. Die Technologie setzt Signalverarbeitung einer kubischen Spline-Interpolationstechnik ein, um Information zum Einfluss der Atmung auf EKG-Signale zu gewinnen. Dieses Verfahren wird verwendet, um die Korrelation zwischen Atmung und EKG-Signalen zu verstehen, wenn unter Verwendung von anderen Geräten die Atmung schwierig zu messen ist. Dieses Verfahren zeigt jedoch den Nachteil, dass die Elektrode an einem speziellen Teil der Brust angebracht werden muss, um das EKG zu messen, und dementsprechend ist es nicht einfach, einen solch komplizierten Messvorgang vorzunehmen.
US-Patent Nr. 6,368,287 offenbart "an integrated sleep apnea screening system", das Leuten allgemein ermöglicht, die Atmung zu Hause einfach zu messen, ohne Hilfe von Klinikpersonal oder Spezialisten. Das System diagnostiziert Schlafapnoe durch Prüfen einer Temperaturveränderung aus dem eingeatmeten und ausgeatmeten Luftstrom durch die Nase mittels eines Temperatursensors, der nahe der Nasenöffnungen platziert ist. Die Technologie verwendet eine Lichtemissionsdiode (LED), um anzuzeigen, dass der Sensor korrekt positioniert ist. Da der nahe der Nasenlöcher platzierte Temperatursensor nicht verwendet werden kann, um zentrale Schlafapnoe zu diagnostizieren, kann Atmung nur ausgehend von der Temperaturveränderung im Luftstrom aus der Nase in einer praktischen klinischen Diagnose nicht gemessen werden.
US-Patent Nr. 6,342,039 offenbart "a microprocessor system for the simplified diagnosis of sleep apnea". Das System diagnostiziert Schlafapnoe ausgehend von einem Phänomen, dass Sauerstoffsättigung auf einen normalen Wert zurückgeführt wird, wenn normale Atmung erfolgt. Die Technologie diagnostiziert Schlafapnoe durch kontinuierliches Messen und Darstellen von Sauerstoffsättigungswerten und Berechnen der Neigung einer Sauerstoffsättigungskurve, die sich verändert, wenn Schlafapnoe auftritt. Zur Messung der Sauerstoffsättigung führt die Technologie eine relativ komplizierte Verfahrensweise zur Berechnung von Spitzen- und Talsohlenwerten von Licht mit zwei verschiedenen Wellenlängen und Aufbau einer Regressionsgleichung unter Verwendung eines Verhältnisses zwischen den Spitzen- und Talsohlenwerten durch. Die zum Messen der Sauerstoffsättigung im menschlichen Körper verwendete Photoplethysmographie(PPG)-Wellenform wird jedoch leicht durch Parameter beeinflusst, wie Bewegungsartefaktrauschen aufgrund von Körperbewegungen, und die Spitzen- und Talsohlenwertmessung unterliegt Fehlern durch Hochfrequenzrauschen.
US-Patent Nr. 6,047,203 offenbart "a physiologic sign feedback system", in dem Sensoren an der Kleidung umfassend ein Hemd als integralen Teil der Kleidung angebracht werden, um Atmung zu messen, so dass physiologische Signale des menschlichen Körpers, wie Atmungssignale und Elektrokardiogrammsignale leicht überwacht werden können. Dem Patienten oder einem Prüfer wird ein Alarm gegeben, der über Abnormalität informiert, wenn ein abnormales physiologisches Signal über einen langen Testzeitraum erfasst wird. Obwohl das offenbarte Kleidungssystem zur leichten Benutzung durch den Patienten hergestellt ist, kann sich der Patient mit dem System unbehaglich fühlen, das am Körper des Patienten befestigt wird, um die Atmung zu messen.
US-Patent Nr. 5,396,893 offenbart "a method and apparatus for analyzing heart and respiratory frequencies photo-plethysmographically". Das Verfahren diagnostiziert Schlafapnoe durch Analysieren von PPG gemäß der Frequenzbänder und Extraktion von Atmungsfrequenzen. Wenn das Verfahren bei normalen Personen verwendet wird, kann eine sehr exakte Vorhersage getroffen werden. Selbst wenn jedoch keine Atmung erfolgt, kann wegen des Geräuschphänomens eines Filters beim Atemfrequenzextraktionsprozess, das System bestimmen, dass Atmung erfolgt ist.
Gemäß einem Aspekt der vorliegenden Erfindung wird eine Vorrichtung zur Diagnose von Schlafapnoe gemäß Anspruch 1 zur Verfügung gestellt.
Die vorliegende Erfindung stellt eine Vorrichtung zur Diagnose von Schlafapnoe zur Verfügung, indem Photoplethysmographie (PPG) unter Verwendung von Licht zweier verschiedener Wellenlängen verwendet wird und ein Verhältnis zwischen zwei Messwerten berechnet wird.
Gemäß einem anderen Aspekt der vorliegenden Erfindung wird ein Verfahren zur Durchführung gemäß Anspruch 7 zur Verfügung gestellt.
Die obigen und weitere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden besser ersichtlich durch ausführliche Beschreibung von beispielhaften Ausführungsformen mit Bezug zu den begleitenden Zeichnungen, in denen:
1 ein Blockdiagramm einer Vorrichtung zur Diagnose von Schlafapnoe gemäß der vorliegenden Erfindung ist;
2 ein Schaubild zur Darstellung von Absorptionskoeffizienten von Oxyhämoglobin und Deoxyhämoglobin entsprechend der Wellenlängen ist;
3 ein Schaubild ist, das eine typische Wellenform der Photoplethysmographie (PPG) darstellt;
4 ein Schaubild ist, das PPG-Wellenformen entsprechend verschiedener Wellenlängen bei normalem Atmungszustand darstellt;
5 ein Schaubild ist, das PPG-Wellenformen entsprechend verschiedener Wellenlängen bei einem Atmungsstillstand darstellt;
6 ein Schaubild ist, das ein Gleichstrom(DC)-Komponentenverhältnis zwischen Licht in einem roten Wellenlängenbereich und einem infraroten Wellenlängenbereich bei einem normalem Atmungszustand darstellt; und
7 ein Schaubild ist, das ein DC-Komponentenverhältnis zwischen Licht in einem roten Wellenlängenbereich und einem infraroten Wellenlängenbereich bei einem Atmungsstillstand darstellt.
Die vorliegende Erfindung wird nun mit Bezug zu den begleitenden Zeichnungen genauer beschrieben, in denen bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung gezeigt sind.
1 ist ein Blockdiagramm einer Vorrichtung zur Diagnose von Schlafapnoe gemäß der vorliegenden Erfindung. Wie in 1 gezeigt ist, weist die Vorrichtung zur Diagnose von Schlafapnoe eine Lichtquelleneinheit 11, eine Steuerung 12, eine Photodetektoreinheit 13, einen Multiplexer (MUX) 14, eine Verzögerungseinheit 15, einen Teiler 16 und einen Komparator 17 auf.
Die Lichtquelleneinheit 11 weist eine Lichtquelle 111 auf, die Lichtsignale unterschiedlicher Wellenlängenbereiche erzeugt und einen Lichtquellentreiber 112, der Antriebsströme an die Lichtquelle 111 gibt.
Die Photodetektoreinheit 13 weist einen Photodetektor 131 auf, der von der Lichtquelle 111 erzeugte optische Signale in Ströme umwandelt und einen Strom-Spannungs-Konverter (IN) 132, der Ströme in Spannungen umwandelt.
Die Verzögerungseinheit 15 weist zwei Probenhalter 151 und 153 auf, die jeweils Signale abtasten, die vom MUX 14 ausgegeben sind, und die abgetasteten Signale über eine bestimmte Zeitspanne verzögern, und zwei Verstärker 152 und 154.
Der MUX 14, die Verzögerungseinheit 15, der Teiler 16 und der Komparator 17 verarbeiten die Spannungen, die von der Photodetektoreinheit 13 ausgegeben sind, um das Vorliegen oder Fehlen von Schlafapnoe zu bestimmen.
Es wird die Betriebsweise des Schlafapnoediagnosegeräts erläutert, das wie oben konstruiert ist. Der Lichtquellentreiber 112 gibt Antriebsströme an die Lichtquelle 111 entsprechend einem Steuersignal der Steuerung 12. Das Steuersignal gibt an, ob die Lichtquelle 111 ein Licht roter Wellenlänge oder ein Licht infraroter Wellenlänge erzeugt. Hier ist die Licht quelle 111 bevorzugt ein Lichtemissionsdiodenarray (LED-Array), das mindestens zwei Lichtemissionsdioden umfasst, die Licht in Wellenlängenbereichen Rot und Infrarot emittieren.
Die Steuerung 12 gibt das Steuersignal aus, so dass entsprechend den Wellenlängen das LED-Array sequentiell an und aus geschaltet wird.
Das von der Lichtquelle 111 erzeugte Licht wird auf einen Körperteil 18 wie einen Finger eingestrahlt, um eine Menge an Sauerstoff im Hämoglobin des Bluts zu messen. Hier kann der Körperteil 18 jeglicher Körperteil sein, in dem eine arterielle Pulskomponente gemessen werden kann.
Der Photodetektor 131 erfasst das Licht, das von der Lichtquelle 111 erzeugt ist und den Körperteil 18 durchläuft oder von ihm reflektiert wird, und gibt Ströme aus, die der Intensität des erfassten Lichts entsprechen. Der I/V-Konverter 132 konvertiert die Ströme in Spannungen.
Der MUX 14 trennt das von der Photodetektoreinheit 131 ausgegebene Licht unter der Steuerung des von der Steuerung 12 ausgegebenen Steuersignals entsprechend der Wellenlängen in ein rotes Licht und einen infraroten Strahl.
Die Verzögerungseinheit 15 tastet Spannungen der beiden Lichtsignale ab, die vom MUX 14 getrennt und ausgegeben sind, und hält für jede bestimmte Zeitspanne und verstärkt die abgetasteten Spannungen. Dies erfolgt, um die vom MUX 14 ausgegebenen beiden Lichter mit einer Zeitdifferenz dazwischen in geeigneter Weise zu verzögern, so dass die Differenz eliminiert wird und die beiden Lichtsignale im Wesentlichen zur gleichen Zeit ausgegeben werden.
Der Teiler 16 teilt die von den beiden Verstärkern 152 und 154 ausgegebenen beiden Spannungen. Der Komparator 17 vergleicht einen von der Steuerung 12 gegebenen Referenzwert mit einem vom Teiler 16 erhaltenen Wert, um zu bestimmen, ob ein Proband eine Schlafapnoe zeigt oder nicht. Wenn bestimmt ist, dass der Proband eine Schlafapnoe zeigt, kann die Steuerung 12, unter Verwendung einer zusätzlichen Alarmeinrichtung (nicht gezeigt), eine Alarmmeldung an den Probanden oder einen Prüfer senden. Der Komparator 17 und die Steuerung 12 können, wenn nötig, drahtlos verbunden sein, so dass sie keine Bewegung einschränken.
Im Folgenden wird die Theorie erläutert, auf der die Vorrichtung zur Diagnose von Schlafapnoe beruht. Wenn die Atmung vorübergehend aussetzt, zum Beispiel aufgrund von Schlafapnoe, und daher kein Sauerstoff in das Blut kommt, nimmt die Sauerstoffsättigung im Blut abnormal ab. Die Sauerstoffsättigung kann optisch gemessen werden. 2 ist ein Schaubild, das Absorptionskoeffizienten von Oxyhämoglobin und Deoxyhämoglobin entsprechend der Wellenlängen darstellt. Wie in 2 gezeigt ist, können die Absorptionskoeffizientenkurven in Bezug auf die Wellenlänge dahingehend unterschieden werden, ob Hämoglobin im Blut Sauerstoff enthält oder nicht. Daher kann die Sauerstoffsättigung durch Vergleichen der Stärke eines umgesetzten Lichts in einem roten Wellenlängenbereich im Körper mit der Stärke eines umgesetzten Lichts in einem infraroten Wellenlängenbereich im Körper vorhergesagt werden. Wenn Licht auf einen Körperteil eingestrahlt wird, um die Sauerstoffsättigungswerte vorherzusagen, wird eine photoplethysmographische (PPG)-Wellenform wie in 3 gezeigt durch Transmission oder Reflexion des eingestrahlten Lichts ermittelt. In der Wellenform bezeichnet Bezugszeichen 30 die Menge an Licht, die auf den Körper eingestrahlt wird, Bezugszeichen 31 bezeichnet die Menge an absorbiertem Licht, Bezugszeichen 32 bezeichnet die Menge an Licht, die den Körper passiert, Bezugszeichen 33 bezeichnet einen Herzzyklus, Bezugzeichen 34 bezeichnet den Betrag der Intensitätsveränderung des durchgestrahlten Lichts aufgrund einer arteriellen Pulskomponente, nämlich einer Wechselstrom(AC)-Komponente, Bezugszeichen 35 bezeichnet den Betrag der Intensitätsveränderung des durchgestrahlten Lichts aufgrund einer arteriellen nicht Pulskomponente, nämlich einer Gleichstrom(DC)-Komponente, Bezugszeichen 36 bezeichnet einen Spitzenwert des Herzschlags und Bezugszeichen 37 bezeichnet eine Talsohle des Herzschlags.
Die AC-Komponente in der PPG-Wellenform wird durch Messen einer Veränderung im Blutfluss erhalten, die eine Veränderung des Blutstroms aufgrund des Herzschlags reflektiert. Ein Verfahren zum Messen einer Herzschlagrate unter Verwendung der AC-Komponente ist bekannt. Die AC-Komponente kann durch Atmung oder willkürliche oder unwillkürliche Bewegung einer Person erzeugt sein. Hierbei ist die AC-Komponente nicht periodisch und in der Energie schwächer als die, die aufgrund eines Herzschlags erzeugt ist. Die DC-Komponente in der PPG-Wellenform wird erzeugt, wenn Licht durch verborgene Objekte absorbiert oder gestreut wird, wie Knochen, Haut oder Hypodermis, die sich mit der Zeit nicht verändern.
Wenn wegen Schlafapnoe kein Sauerstoff in den Körper kommt, nimmt die Menge an Deoxyhämoglobin zu, und dementsprechend wird ein Licht roter Wellenlänge, das einen höheren Deoxyhämoglobinabsorptionskoeffizienten aufweist als der eines infraroten Lichts, stärker geschwächt, wiees in 2 gezeigt ist. Die 4 und 5 stellen jeweils PPG-Wellenformen bei normalem Atmungszustand und einem Atemstillstand dar. Wie in den 4 und 5 gezeigt ist, zeigen sich bei normalem Atmungszustand über die Zeit Muster mit ähnlicher Steigung. Wenn jedoch ein Zustand mit Atemstillstand auftritt, nimmt die Stärke eines Lichts mit einer roten Wellenlänge von 660 nm aufgrund der Zunahme der Menge an Deoxyhämoglobin ab.
Allgemein ergibt die DC-Komponente in der PPG-Wellenform von 2 einen großen Unterschied entsprechend der Dicke eines Fingers oder Merkmalen eines Körperteils, durch den ein Licht hindurchtritt. Wenn daher ein Transmissionsverhältnis zwischen Licht unterschiedlicher Wellenlänge ermittelt wird, kann die Differenz aufgrund der Merkmale des betreffenden Körperteils durch das Transmissionsverhältnis kompensiert werden. Die vorliegende Erfindung verwendet DC-Komponenten eines roten Lichts und eines infraroten Lichts, die vom MUX 14 und der Verzögerungseinheit 15 ausgegeben sind. Der Teiler 16 teilt die DC-Komponente des infraroten Lichts durch die DC-Komponente des roten Lichts. Der durch die Teilung ermittelte Wert wird als radiometrischer Index (RI) bezeichnet. Der Komparator 17 vergleicht den RI mit dem Referenzwert, der von der Steuerung 12 bereitgestellt wird, und bestimmt, dass die Atmung während des Schlafs vorübergehend ausgesetzt hat, wenn der Ausgabewert des Teilers 16 größer ist als der Referenzwert.
Die 6 und 7 stellen ein DC-Komponentenverhältnis zwischen einem Licht roter Wellenlänge und einem Licht infraroter Wellenlänge bei einem normalen Atmungszustand bzw. einem Atmungsstillstand dar. Mit Bezug zu den 6 und 7 zeigt beim normalen Atmungszustand die DC eine ähnliche Form wie das ursprüngliche Licht. Bei einem Atmungsstillstand nimmt jedoch das DC-Komponentenverhältnis zwischen den beiden Lichtern, d. h. RI, mit der Zeit zu. Als Folge davon wird bestimmt, dass eine Schlafapnoe vorliegt, wenn der RI größer ist als der Referenzwert.

Tabelle 1 zeigt Messergebnisse von mittleren RI bei einem Atmungsstillstand und einem normalen Atmungszustand. Die Messungen wurden bei sechs Personen sechs Mal pro Minute wiederholt aufgenommen. Für jede Minute Messung liess man sechs Personen 10 Sekunden oder länger drei Mal die Atmung aussetzen und drei Mal normal atmen. Es wur den zwei Lichteinstrahlungen einer roten Wellenlänge von 660 nm und einer infraroten Wellenlänge von 940 nm verwendet. Tabelle 1

Proband	Mittelwert RI bei Atmungsstillstand	Mittelwert RI bei normaler Atmung
1	0,3 ± 0,03	0,024 ± 0,004
2	0,15 ± 0,07	0,027 ± 0,01
3	0,49 ± 0,06	0,024 ± 0,005
4	0,2 ± 0,05	0,029 ± 0,009
5	0,32 ± 0,05	0,03 ± 0,008
6	0,14 ± 0,03	0,035 ± 0,009

Hier liegt ein RI in Daten, die gemessen wurden, wenn die Atmung für 10 Sekunden oder länger unterbrochen ist, im Bereich von 0,096 bis 0,56. Ein RI in Daten, die gemessen wurden, wenn die Atmung normal ist, liegt im Bereich von 0,02 bis 0,07. Es ist bevorzugt, dass ein Wert in einem Bereich von 0,07 bis 0,096 als Referenzwert für den Komparator 17 eingesetzt wird.
Wenn Daten vorliegen, bei denen kein Spitzenwert in einer PPG-Wellenform ermittelt werden kann, die von Rauschen aufgrund von Atmung oder Bewegungen beeinflusst sind, werden in der herkömmlichen Technik die Daten in der Vorhersage der Sauerstoffsättigung reflektiert.
Wenn eine Schlafapnoe ausgehend von dieser vorhergesagten Sauerstoffsättigung diagnostiziert wird, führt dies zu Fehlern.
Tabelle 2 zeigt die Differenz zwischen einem vorhergesagten Wert der Sauerstoffsättigung und einem gemessenen Wert, wenn sechs Perso nen absichtlich drei Mal durch Bewegung ihres Körpers Rauschen bewirken. Tabelle 2

Testperson Fehlermittel (%)

1 9,7 ± 1,2

2 5,7 ± 0,6

3 6 ± 0,06

4 1,3 ± 0,6

5 3 ± 0,5

6 3,7 ± 0,6
Da die vorliegende Erfindung das DC-Komponentenverhältnis anstelle der Spitzen- und Talsohlenwerte in der AC-Komponente verwendet, tritt gemäß Tabelle 2 bei der Diagnose von Schlafapnoe kein Einfluss durch Rauschen aufgrund von Bewegungen auf.
Wie oben beschrieben, kann die vorliegende Erfindung Schlafapnoe zu Hause ungeachtet der Ursachen der Schlafapnoe diagnostizieren. Darüber hinaus kann die vorliegende Erfindung den RI messen, ohne dass er durch Rauschen von willkürlicher oder unwillkürlicher Bewegung beim Schlafen beeinflusst wird, wodurch sie sich von der herkömmlichen Technik unterscheidet.
PPG-Wellenformen vom Reflexions- oder Transmissionstyp werden relativ einfach gemessen, so dass sie unter Verwendung eines Körperteils, wie eines Fingers, eines Zehs, des Handgelenks oder dem Scheitel eines Kinderkopfes gemessen werden kann.
Da ein herkömmlicher Atmungsstillstanddetektor oder ein Impedanzveränderungsdetektor, der ein Verfahren zum Messen von Sauerstoffsättigungswerten einsetzt, einen Analog/Digital(A/D)-Wandler verwendet, erfordert er eine leistungsstarke Mikrosteuerung. Da die vorliegende Erfindung jedoch analoge Hardware ohne einen A/D-Wandler verwendet, kann sie mit einer leistungsärmeren Mikrosteuerung ausgeführt werden.
Die herkömmliche PPG zum Messen der Sauerstoffsättigung muss sowohl Spitzen- wie Talsohlenwerte einer AC-Komponente erfassen. Bei diesem Prozess können, wegen die internen und externen Parameter wie Bewegung und Atmung einer Person, Fehler in den erfassten Werten auftreten. Die vorliegende Erfindung verwendet jedoch den DC-Wert in der PPG, so dass sie relativ weniger anfällig ist für Rauschen, und DC-Veränderungsfaktoren niedriger Frequenz können durch Messen eines Verhältnisses zwischen zwei Lichtsignalen eliminiert werden.
Während die vorliegende Erfindung insbesondere mit Bezug zu beispielhaften Ausführungsformen gezeigt und beschrieben wurde, versteht es sich für die Fachleute, dass verschiedene Änderungen in Form und Details hierzu vorgenommen werden können, ohne den Rahmen der vorliegenden Erfindung zu verlassen, wie er in den folgenden Ansprüchen definiert ist.

Claims

Vorrichtung zur Diagnose von Schlafapnoe, die ein temporäres Aussetzen der Atmung während des Schlafs erfasst, indem Licht auf einen Körperteil eingestrahlt wird und Ausgangslicht als DC-Komponenten verarbeitet wird, wobei die Vorrichtung umfasst: eine Lichtquelleneinheit (11), die so ausgebildet ist, dass sie, entsprechend einem bestimmten Steuersignal sequentiell Lichtsignale mit mindestens zwei verschiedenen Wellenlängen erzeugt; eine Photodetektoreinheit (13), die so ausgebildet ist, dass sie die Lichtsignale erfasst, die von der Lichtquelleneinheit erzeugt und dann auf den Körperteil (18) eingestrahlt sind, und die erfassten Lichtsignale in elektrische Signale konvertiert; eine Diagnoseeinheit (14, 15, 16, 17), die so ausgebildet ist, dass sie eine Zeitverzögerung zwischen den elektrischen Signalen, die von der Photodetektoreinheit (13) ausgegeben sind, im Wesentlichen eliminiert, ein Verhältnis zwischen den elektrischen Signalen berechnet und das Verhältnis mit einem bestimmten Referenzwert vergleicht, um Schlafapnoe zu diagnostizieren; und eine Steuerung (12), die so ausgebildet ist, dass sie das Steuersignal an die Lichtquelleneinheit ausgibt, so dass Lichtsignale mit mindestens zwei verschiedenen Wellenlängen erzeugt werden, und den Referenzwert an die Diagnoseeinheit gibt: dadurch gekennzeichnet, dass das Verhältnis die DC-Komponente eines der erfassten Lichtsignale geteilt durch die DC-Komponente eines anderen der erfassten Lichtsignale bei einer anderen Wellenlänge ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Lichtquelleneinheit (11) ein LED-Array ist, das Licht mindestens in einem roten Wellenlängenbereich und in einem infraroten Wellenlängenbereich erzeugt.
Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei die Lichtquelleneinheit (11) so ausgebildet ist, dass sie erzeugtes Licht auf einen Körperteil einstrahlt, an dem eine arterielle Pulskomponente gemessen wird.
Vorrichtung nach Anspruch 2 oder 3, wobei die Steuerung (12) das Steuersignal an die Lichtquelleneinheit (11) ausgibt, so dass das LED-Array entsprechend den Wellenlängen sequentiell an und aus geschaltet wird.
Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Photodetektoreinheit (13) aufweist: einen Photodetektor (131), der das Licht erfasst, das von der Lichtquelleneinheit erzeugt und auf den Körperteil (18) eingestrahlt ist, und Stromsignale ausgibt; und einen Strom-Spannungs-Konverter (132), der die Stromsignale in Spannungssignale umwandelt.
Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Diagnoseeinheit aufweist: einen Multiplexer (14), der entsprechend dem Steuersignal die von der Photodetektoreinheit ausgegebenen elektrischen Signale trennt; eine Verzögerungseinheit (15), die jeweils die getrennten elektrischen Signale abtastet und die abgetasteten elektrischen Signale um eine Zeitspanne verzögert, so dass die abgetasteten elektrischen Signale im Wesentlichen zur selben Zeit ausgegeben werden; einen Teiler (16), der ein Verhältnis der abgetasteten elektrischen Signale berechnet, die von der Verzögerungseinheit ausgegeben sind; und einen Komparator (17), der das berechnete Verhältnis mit dem Referenzwert vergleicht, um das Vorliegen oder Fehlen von Schlafapnoe zu bestimmen.
Verfahren zum Betrieb einer Vorrichtung zur Diagnose von Schlafapnoe mit einem Teiler (16) und einem Komparator (17), wobei das Verfahren umfasst: (a) sequentielles Erzeugen von Lichtsignalen mit mindestens zwei verschiedenen Wellenlängen; (b) Erfassen der Lichtsignale, die in Schritt (a) erzeugt und auf den Körperteil eingestrahlt sind, und Konvertieren der Lichtsignale in elektrische Signale; (c) Abtasten der in Schritt (b) ausgegebenen elektrischen Signale und entsprechendes Verzögern der elektrischen Signale, um die Differenz zwischen den abgetasteten elektrischen Signalen im Wesentlichen zu eliminieren; und (d) Berechnen eines Verhältnisses der elektrischen Signale mittels des Teilers (16) und Vergleichen des berechneten Verhältnisses mit einem bestimmten Referenzwert mittels des Komparators (17), um das Vorliegen oder Fehlen von Schlafapnoe zu bestimmen, dadurch gekennzeichnet, dass das Verhältnis die DC-Komponente eines der erfassten Lichtsignale geteilt durch die DC-Komponente eines anderen der erfassten Lichtsignale bei einer anderen Wellenlänge ist.
Verfahren nach Anspruch 7, wobei die beiden Wellenlängenbereiche in Schritt (a) ein roter Wellenlängenbereich und ein infraroter Wellenlängenbereich sind.
Verfahren nach Anspruch 7 oder 8, wobei das in Schritt (a) erzeugte Licht auf einen Körperteil (18) eingestrahlt werden kann, an dem eine arterielle Pulskomponente gemessen wird.