DE68925988T2

DE68925988T2 - Verfahren und Gerät zur Kompensation von Verzerrungen in einem Pulsoximeter

Info

Publication number: DE68925988T2
Application number: DE68925988T
Authority: DE
Inventors: Deborah A Briggs; Robert T Stone
Original assignee: Nellcor Inc
Current assignee: Nellcor Inc
Priority date: 1988-03-30
Filing date: 1989-03-29
Publication date: 1996-11-07
Anticipated expiration: 2009-03-30
Also published as: JP2602321B2; FI891493A0; EP0335356A2; CA1327402C; EP0335356A3; JPH02203843A; US4869254A; FI891493A; EP0335356B1; DE68925988D1; ATE135547T1

Description

Die Erfindung betrifft die nichtinvasive Pulsoximetrie und insbesondere ein verbessertes Verfahren und Gerät zum Berechnen der arteriellen Sättigung während transienter Zustände auf der Grundlage einer fotoelektrischen Bestimmung des Plethysmographen eines Patienten.
Die nichtinvasive fotoelektrische Pulsoximetrie wurde bisher in den US-A-4407290, 4266554, 4086915, 3998550 und 3704706, den EP-A-102816, 104772, 104771 und den WO 86/05674 und 88/01149 beschrieben. Pulsoximeter sind im Handel von der Firma Nellcor Incorporated, Hayward, Kalifornien, USA erhältlich und z. B. als Pulsoximeter Modell N-100 (hierin als "Oximeter N-100" bezeichnet) und Modell N-200 (hierin als "Oximeter N-200" bezeichnet) bekannt.
Pulsoximeter messen normalerweise verschiedene Blutflußmerkmale und zeigen sie an, wozu u. a. die Blutsauerstoffsättigung von Hämoglobin in arteriellem Blut, das Volumen individueller Blutpulsationen zur Versorgung des Fleisches und die Rate von Blutpulsationen entsprechend jedem Herzschlag des Patienten gehören. Die Oximeter führen Licht durch menschliches oder tierisches Körpergewebe, wo das Gewebe durchblutet ist, z. B. durch einen Finger, ein Ohr, die Nasenscheidewand oder die Kopfhaut, und erfassen fotoelektrisch die Lichtabsorption im Gewebe. Anschließend wird die absorbierte Lichtmenge verwendet, um die Menge gemessener Blutbestandteile zu berechnen.
Das durch das Gewebe geführte Licht ist so gewählt, daß es eine oder mehrere Wellenlängen hat, die durch das Blut in einer Menge als Darstellung der im Blut vorhandenen Menge des Blutbestandteils absorbiert werden. Die durch das Gewebe geführte Durchlichtmenge variiert mit der sich ändernden Menge des Blutbestandteils im Gewebe und der damit zusammenhängenden Lichtabsorption.
Beispielsweise ist das Oximeter N-100 eine mikroprozessorgesteuerte Vorrichtung, die die Sauerstoffsättigung von Hämoglobin mit Licht aus zwei Leuchtdioden ("LED's") mißt, von denen eine eine diskrete Frequenz von etwa 660 Nanometern im Rotlichtbereich und die andere eine diskrete Frequenz von etwa 925 Nanometern im Infrarotbereich hat. Der Mikroprozessor des Oximeters N-100 verwendet einen Vier-Zustands-Takt, um einen bipolaren Treiberstrom für die beiden LED's so vorzusehen, daß ein positiver Stromimpuls die infrarote LED ansteuert und ein negativer Stromimpuls die rote LED ansteuert, um abwechselnd die beiden LED's leuchten zu lassen, so daß das Auflicht z. B. eine Fingerspitze durchläuft und das detektierte oder Durchlicht durch einen einzelnen Fotodetektor detektiert wird. Der Takt verwendet eine hohe Strobe-Rate, z. B. eintausendfünfhundert Zyklen je Sekunde, um leicht von anderen Lichtquellen unterschieden zu werden. Der Fotodetektorstrom ändert sich als Reaktion auf das in Folge durchgelassene rote und infrarote Licht und wird in ein Spannungssignal umgewandelt, verstärkt und durch einen Zweikanal-Synchrondetektor auf getrennt: ein Kanal zum Verarbeiten der Wellenform des roten Lichts und der andere Kanal zum Verarbeiten der Wellenform des infraroten Lichts. Die aufgetrennten Signale werden gefiltert, um die Strobe-Frequenz, elektrisches Rauschen und Umgebungsrauschen zu entfernen, und anschließend durch einen Analog-Digital-Wandler ("ADC") digitalisiert. In der Verwendung hierin beziehen sich Auflicht und Durchlicht zur Unterscheidung von Umgebungs- oder Umweltlicht auf Licht, das durch die LED oder eine andere Lichtquelle erzeugt wird.
Die Lichtquellenintensität kann eingestellt werden, um Schwankungen der Hautfarbe der Patienten, der Fleischdicke, des Haars, des Bluts und anderen Variablen zu entsprechen. Das Durchlicht wird somit durch die Lichtabsorption in den Variablen moduliert, insbesondere den arteriellen Blutpuls oder pulsierenden Anteil, und wird als Plethysmographwellenform oder optisches Signal bezeichnet. Die digitale Darstellung des optischen Signals wird als digitales optisches Signal bezeichnet. Der sich auf den pulsierenden Anteil beziehende Abschnitt des digitalen optischen Signals wird optischer Impuls genannt.
Das detektierte digitale optische Signal wird durch den Mikroprozessor des Oximeters N-100 verarbeitet, um arteriellen Pulsen entsprechende optische Impulse zu analysieren und identifizieren und einen Verlauf im Hinblick auf Impulsperiodizität, Impulsform und ermittelte Sauerstoffsättigung zu entwickeln. Der Mikroprozessor des Oximeters N-100 entscheidet, ob ein detektierter Impuls als Entsprechung eines arteriellen Pulses akzeptiert wird, indem der detektierte Impuls mit dem Impulsverlauf verglichen wird. Um akzeptiert zu werden, muß ein detektierter Impuls gewisse vorbestimmte Kriterien erfüllen, z. B. die erwartete Größe des Impulses, wenn ein Auftreten des Impulses erwartet wird, und das erwartete Verhältnis von rotem Licht zu infrarotem Licht des detektierten optischen Impulses gemäß einem gewünschten Vertrauensgrad. Identifizierte individuelle optische Impulse, die zur Verarbeitung akzeptiert werden, dienen zur Berechnung der Sauerstoffsättigung aus dem Verhältnis von maximalen und minimalen Impulswerten bei der roten Wellenlänge verglichen mit den maximalen und minimalen Impulswerten bei der infraroten Wellenlänge nach folgender Gleichung:
Sättigung = 100 % x BR2-R(BR1)/R(BO1 - BR1)+BR2- BO2'
worin sind:
BO1 der Extinktionsmodul für sauerstoffangereichertes Hämoglobin bei der Lichtwellenlänge 1 (infrarot),
BO2 der Extinktionsmodul für sauerstoffangereichertes Hämoglobin bei der Lichtwellenlänge 2 (rot),
BR1 der Extinktionsmodul für reduziertes Hämoglobin bei der Lichtwellenlänge 1,
BR2 der Extinktionsmodul für reduziertes Hämoglobin bei der Lichtwellenlänge 2,
die Lichtwellenlänge 1 infrarotes Licht,
die Lichtwellenlänge 2 rotes Licht und
R das Verhältnis der optischen Dichte der Wellenlänge 2 zur Wellenlänge 1, das berechnet wird als: R = ln/ln[Imax2/Imin2/Imax1/Imin1],
worin sind:
Imax2 das maximale Durchlicht bei der Wellenlänge 2,
Imin2 das minimale Durchlicht bei der Wellenlänge 2,
Imax1 das maximale Durchlicht bei der Wellenlänge 1,
Imin1 das minimale Durchlicht bei der Wellenlänge 1.
Die verschiedenen Extinktionsmoduln lassen sich durch empirische Untersuchung bestimmen, was dem Fachmann bekannt ist. Zur einfacheren Berechnung kann der Logarithmus naturalis der Verhältnisse durch Verwendung der Taylorschen Entwicklungsreihe für den Logarithmus naturalis berechnet werden.
Mehrere alternative Verfahren zur Verarbeitung und Interpretation optischer Signaldaten wurden in den vorgenannten Patentschriften und Literaturangaben offenbart.
Normalerweise bleibt der relative Sauerstoffgehalt des arteriellen Blutpulses des Patienten von Puls zu Puls etwa gleich, und die mittlere Grundabsorption zwischen Pulsen bleibt etwa gleich. Folglich erzeugt das rote und infrarote Durchlicht durch den pulsierenden Fluß eine regelmäßig modulierte Plethysmographwellenform mit periodischen optischen Impulsen vergleichbarer Form und Amplitude sowie einer stationären Grunddurchlässigkeit. Dieser regelmäßige Impuls dient zur genauen Bestimmung der Sauerstoffsättigung des Bluts auf der Grundlage der detektierten relativen maximalen und minimalen Durchlässigkeit des roten und infraroten Lichts.
Änderungen im lokalen Blutvolumen des Patienten an der optischen Detektionsstelle beeinflussen die Lichtabsorption. Häufig ergeben sich diese lokalen Änderungen aus Bewegungsartefakten oder respiratorischen Artefakten, die künstliche Pulse in den Blutfluß einführen. Beispielsweise wird bei jeder Inhalation der venöse Rücklaufleicht okkludiert, was dazu führt, daß der Grundintensitätsanteil der Durchlässigkeit infolge des relativ größeren Blutvolumens an der optischen Detektionsstelle sinkt. Durch Exhalation kann der venöse Rücklauf expandieren, wodurch das Blutvolumen verringert und der Grundintensitätsanteil der Durchlässigkeit erhöht wird. Somit folgen die periodischen optischen Impulse einem Grundintensitätsanteil der Durchlässigkeit, der mit Blutvolumenänderung steigt und fällt. Diese Schwankung des Grundintensitätsanteils, die nicht unbedingt mit Sättigungsänderungen zusammenhängt, beeinträchtigt die Gleichmäßigkeit von Form, Amplitude und erwartetem Verhältnis maximaler zu minimaler Durchlässigkeit zwischen Impulsen und kann die Zuverlässigkeit und Genauigkeit der Sättigungsbestimmung beeinträchtigen.
Zusätzlich erfährt mitunter der Grundpegel der Sauerstoffsättigung des Patienten transiente Änderungen, z. B. wenn der Patient Sauerstoff verliert oder wieder aufnimmt, der in den Lungen unter Gasanästhesie ausgetauscht wird. Folglich ändert sich die detektierte Durchlässigkeit des roten und infraroten Lichts, und die detektierte Plethysmographwellenform steigt und fällt im zeitlichen Verlauf mit Anderungen des mittleren Sauerstoffsättigungspegels im Patientenblut. Die transiente Wellenform verzerrt die Impulsform, die Amplitude und das erwartete Verhältnis der Impulse, was wiederum die Zuverlässigkeit und Genauigkeit der Sättigungsbestimmung beeinträchtigt.
Bisher war bei den vorstehenden bekannten Techniken zum Berechnen der arteriellen Sauerstoffsättigung bekannt, daß im Verlauf von Änderungen des Grundintensitätsanteils der Absorption infolge von Artefakten aus Änderungen des Blutvolumens des Patienten oder transienten Sättigungsänderungen der ermittelte Sättigungswert nicht genau war und daß er solange nicht wieder genau sein würde, bis sich der mittlere Absorptionswert (oder Durchlässigkeitswert) am Ende des Artefakts oder der Sättigungstransiente stabilisiert.
Die WO 88/01149 offenbart ein System zum Anzeigen von Perfusions- und Sauerstoffsättigungstrends in der Oximetrie. Dieses System verwendet LED's zur Lichtexposition von Gewebe sowie zwei unterschiedliche Wellenlängen, wobei das Durchoder reflektierte Licht durch einen Detektor empfangen wird und der nachfolgende Schaltungsaufbau die jeweiligen Lichtsignale verarbeitet, um Sauerstoffsättigung, Pulsrate und Perfusion zu bestimmen. Das System verwendet Tiefpaßfilter für beide Wellenlängen zum Beseitigen hochfrequenten Rauschens und Subtrahieren des Basislinienanteils vom pulsierenden Anteil.
Die EP-A-0102816 offenbart ein Pulsoximeter, das ebenfalls Licht zweier unterschiedlicher Wellenlängen verwendet, das durch den pulsierenden Anteil arteriellen Bluts moduliert wird, wodurch die Sauerstoffsattigung angezeigt werden kann. In diesem System ist der erste Anteil des emittierten Signals mit zwei Anteilen konstant, d. h., jenes Lichtelement, das im wesentlichen invariant bleibt; zu diesem Signal gehört ein Absorptionsanteil aufgrund von Hautpigmentierung, Knochen, Fleisch und venösem Blut. Der zweite Anteil stellt den pulsierenden Zufluß arteriellen Bluts dar. Das Verhältnis des zweiten Anteils zum ersten Anteil wird durch das bekannte System bestimmt.
Bekannt war ebenfalls, daß Sättigungsberechnungen auf der Grundlage transienter optischer Signale je nach Trend zur Über- oder Unterbewertung des tatsächlichen Sättigungswerts führten. Die Durchlässigkeit von rotem Licht nahe der Wellenlänge von 660 Nanometern steigt mit zunehmender Sauerstoffsättigung. Dies führt dazu, daß der detektierte optische Signalwert eine kleinere pulsierende Amplitude hat, d. h., eine kleinere relative Differenz zwischen Pulsmaximum und -minimum. Im Gegensatz dazu sinkt die Durchlässigkeit des infraroten Lichts nahe der Wellenlänge von 910 Nanometern mit zunehmender Sättigung, was einen Anstieg der infraroten pulsierenden Amplitude im relativen Maximum zum Minimum bewirkt. Für beide Wellenlängen sind die Durchlässigkeitsänderungen bei sich ändernder Sättigung im Bereich klinischen Interesses, d. h., Sauerstoffsättigungen zwischen 50 und 100 %, im wesentlichen linear und kontinuierlich.
Die Bewertungsgenauigkeit ist besonders während eines schnellen Sättigungsverlusts wichtig, bei dem die mittlere Sauerstoffsättigung schnell abfällt, wobei jedoch die Sättigungsbestimmung auf der Grundlage der detektierten optischen Signale auf einen größeren als eigentlich aufgetretenen Abfall verweist. Dadurch kann die bestimmte Sättigung Sättigungsalarme für untere Grenzwerte in einer Oximetervorrichtung auslösen, die zu unnötigen und unwirtschaftlichen Aufwendungen zur Wiederbelebung eines nicht gefährdeten Patienten führen.
Die Anmelder sind der Auffassung, daß die Durchlässigkeitsänderung, die zwischen der Zeit maximaler Durchlässigkeit und der Zeit minimaler Durchlässigkeit auftritt, Folge der Differenz der arteriellen pulsierenden Pulslänge mit gleicher Sauerstoffsättigung ist. Da die pulsierende Amplitude recht klein ist, normalerweise unter 5 % der Gesamtintensitätsänderung, kann jede kleine Änderung der Gesamt- oder Grunddurchlässigkeit, z. B. leichte Änderungen der mittleren Blutsättigung, einen relativ großen Effekt für die Differenz zwischen maximaler und minimaler Intensität der Lichtpegel haben. Da der Durchlässigkeitseffekt einer sich ändernden Sauerstoffsättigung für das rote Licht bei 660 Nanometern in umgekehrter Richtung wie für infrarotes Licht bei 910 Nanometern verläuft, kann dies zur Überbewertung des pulsierenden Verhältnisses in Perioden führen, in denen die Sättigung sinkt, und zur Unterbewertung in Perioden, in denen die Sättigung steigt.
Daher besteht eine Aufgabe der Erfindung darin, ein Verfahren und Gerät zur Kompensation der Effekte transienter Zustände im tatsächlichen optisch detektierten Signal bereitzustellen und damit eine genauere Bewertung des tatsächlichen Werts der Sauerstoffsättigung vorzusehen.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht in der Kompensation der Effekte von Verzerrungen im detektierten Sauerstoffsättigungssignal, die durch Artefakte infolge von lokalen Anderungen des Blutvolumens verursacht werden.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht in der Kompensation der Effekte von Verzerrungen im detektierten Sauerstoffsättigungssignal, die durch transiente Sättigung oder Blutvolumenartefakte verursacht werden, unter Verwendung der niederfrequenten Charakteristika der detektierten Signalwerte.
Diese Aufgaben werden mit den Merkmalen der Ansprüche gelöst.
Die Erfindung stellt ein Verfahren und Gerät nach Anspruch 1 bzw. 5 zur Kompensation der Artefaktfehler in der Lichtdurchlässigkeit im Verlaufe von Blutvolumenänderungen oder transienten Sättigungsänderungen (nachfolgend gemeinsam als "transiente Zustände" bezeichnet) bereit und sieht dadurch eine verbesserte Genauigkeit von Berechnungen der Sauerstoffsättigung im Verlauf von transienten Zuständen vor. Die Erfindung stellt ein Gerät zum Verarbeiten der detektierten optischen Signale im Verlauf von transienten Zuständen bereit, so daß die durch die Transiente verursachte Durchlässigkeitsverzerrung kompensiert werden kann. In der bevorzugten Ausführungsform erfolgt die Kompensation durch Dividieren des detektierten optischen Signals durch seine niederfrequenten Anteile, d. h. die Grund- und transienten Frequenzen unterhalb der Herzschlagfrequenz, und aus dem Quotientsignal können die kompensierten maximalen und minimalen Durchlässigkeitswerte detektiert und bei der Sättigungsbestimmung verwendet werden. In der vorliegenden Anmeldungen sollen die Wörter "kompensieren", "korrigieren" und "einstellen" durchweg die gleiche Bedeutung derart haben, daß der tatsächliche detektierte Wert in einen künstlichen Wert umgewandelt wird, der eine genauere Bewertung der tatsächlichen Sauerstoffsättigung des Patienten ergibt.
Gewonnen werden die detektierten optischen Signale auf herkömmliche Weise durch Führen von rotem und infrarotem Licht durch ein durchblutetes Patientengewebe, Detektieren des durch den Blutfluß modulierten Durchlichts und Bereitstellen von roten und infraroten detektierten optischen Signalen, die vorzugsweise getrennt verarbeitet und wahlweise aus analogen in digitale Signale umgewandelt werden. Anschließend werden die entsprechenden roten und infraroten digitalen optischen Signale erfindungsgemäß verarbeitet, und die Lichtmodulationsverhältnisse werden auf der Grundlage des resultierenden korrigierten Durchlässigkeitsimpulses bestimmt und zur Berechnung der Sauerstoffsättigung verwendet.
Von den Anmeldern wurde festgestellt, daß die detektierten optischen Signale erfindungsgemäß unter Verwendung der Frequenzcharakteristika des detektierten optischen Signals verarbeitet und korrigiert werden können. Die optischen Signale für eine dem pulsierenden arteriellen Blutfluß entsprechende vorgegebene wellenlänge haben Spektralanteile mit einer Frequenz Null beim Intensitätspegel der Grunddurchlässigkeit, einer Grundfrequenz mit der Frequenz des schlagenden Herzes und zusätzlichen harmonischen Frequenzen bei Vielfachen der Grundfrequenz. Rauschen, Störsignale und Bewegungsartefakte, die im detektierten optischen Signal auftreten, haben sich über das Spektrum verteilende Frequenzen. Transiente Änderungen der Intensität der Grunddurchlässigkeit erscheinen als niederfrequente Signale, die unterhalb der Herzfrequenz liegen.
Erfindungsgemäß wird für jede der Wellenlängen des Durchlichts das detektierte optische Signal in zwei Abschnitte aufgeteilt. Für einen der Abschnitte wird die Frequenzdomäne, die den Frequenzanteilen unterhalb des Bereichs der gemessenen Herzfrequenz mit den Grund- und etwaigen transienten Frequenzanteilen entspricht, von den höherfrequenten Anteilen abgetrennt. Von den Anmeldern wurde festgestellt, daß bei Abtrennung der ersten Domäne, so daß keine Phasenverschiebung gegenüber dem anderen Abschnitt des ungefilterten detektierten Signals auftritt, das Signal der ersten Domäne in das ungefilterte Signal geteilt werden kann, wodurch eine Korrektur von Anderungen der pulsierenden Amplitude im ungefilterten Signalabsahnitt auf kontinuierlicher Grundlage, der Grunddurchlässigkeit während stationärer Zustände, während Blutvolumenänderungen infolge von Artefakten und transienten Durchlässigkeitsänderungen der Sättigung erfolgt. Es kann zweckmäßig sein, das abgetrennte oder gefilterte Signal, das ungefilterte Signal oder das resultierende Quotientsignal zu verstärken, um ein eingestelltes Signal mit geeigneter Amplitude und Auflösung für die Sättigungsbestimmung zu erhalten.
Eine Abtrennung der niederfrequenten Anteile kann entweder in der Zeitdomäne oder der Frequenzdomäne realisiert werden. In der Zeitdomäne kann die Abtrennung erfolgen durch Führen eines Abschnitts des analogen detektierten optischen Signals durch herkömmliche elektronische Schaltungen, z. B. Tiefpaßfilter, die so konfiguriert sind, daß sie eine Phasenverschiebung verhindern, um ein gefiltertes Signal mit lediglich den Grund- und niederfrequenten Anteilen zu erhalten, und anschließendes Führen des gefilterten Signals und eines Abschnitts des ungefilterten analogen detektierten Signals in Divisionsverstärker, um das Tiefpaßsignal in das ungefilterte Signal in Phase zu teilen. Dieser Prozeß ergibt ein kompensiertes optisches Signal, daß so verarbeitet werden kann, als wäre es das tatsächliche detektierte optische Signal, um die relativen Maxima und Minima der detektierten Impulse für die Sättigungsberechnungen zu bestimmen. Alternativ kann das detektierte optische Signal digitalisiert und mit digitalen Signalverarbeitungstechniken verarbeitet werden, um das detektierte Signal zu filtern und das gefilterte Signal in das ungefilterte detektierte Signal zu teilen.
Digitale Verarbeitungstechniken können auch angewendet werden, um das detektierte optische Signal in der Frequenzdomäne durch Anwendung bekannter Fourier-Transformationen zu verarbeiten. In dieser Ausführungsform wird ein Zeitmaß des detektierten optischen Signals für eine vorbestimmte Anzahl von Herzschlägen erfaßt und in seine Spektralanteile transformiert. Danach werden die Frequenzanteile in zwei Domänen abgetrennt, wobei die erste Domäne Spektralanteile unterhalb der gemessenen Herzfrequenz aufweist, so daß sie die Spektralgleichanteile der Grundintensität und alle graduellen Anderungen der dem transienten Zustand entsprechenden Grundintensität aufweist, und die zweite Domäne so oberhalb der ersten liegt, daß sie die Spektralanteile der Fundamentalen und der Harmonischen höherer Ordnung der Fundamentalen für die Anzahl von Herzschlägen in der Abtastung aufweist. Die Abtrennung muß so erfolgen, daß keine Phasenverschiebung in der ersten Domäne auftritt. Anschließend können die gefilterten Spektralanteile der ersten Domäne zurück in die Zeitdomäne, in die Grund- und sich ändernde Grundintensität, transformiert und in die ungefilterte detektierte pulsierende Wellenform in Phase geteilt werden, wodurch transiente Zustände in der ungefilterten Wellenform kompensiert werden. Da das Zeitmaß aktualisiert wird, um den aktuellen Zustand des Patienten zu reflektieren, korrigiert somit die Division der ungefilterten Wellenform durch ihre niederfrequenten Anteile die pulsierende Amplitude kontinuierlich im Hinblick auf Änderungen der Grunddurchlässigkeit. Danach kann die Berechnung der Sauerstoffsättigung auf der kompensierten Quotientwellenform beruhen.
Das Gerät der Erfindung weist auf: Eingänge für die detektierten optischen Signale, einen Analog-Digital-Wandler zum Umwandeln des analogen Plethysmographsignals in die digitalen optischen Signale (sofern die Plethysmographsignale nicht in digitaler Form vorliegen) und einen digitalen Signalverarbeitungsbereich zum Empfangen der digitalen Signale und Verarbeiten des digitalen detektierten optischen Signals gemäß der Erfindung mit einem Mikroprozessor, Speichervorrichtungen, Puffern, Software zum Steuern des Mikroprozessors und Anzeigevorrichtungen.
In seinem Kontext ist das Gerät der Erfindung Teil einer Oximetervorrichtung, die die Absorption von rotem und infrarotem Licht detektieren kann. In der bevorzugten Ausführungsform ist das Gerät der Erfindung Teil des Oximeters Nellcor N-200 mit einem 16-Bit-Mikroprozessor Modell Nr. 8088, der von der Firma Intel Corp. hergestellt ist, Software zum Steuern des Mikroprozessors, um die herkömmlichen Oximeterfunktionen zu erfüllen, der einen Aufbau und Verarbeitungsverfahren hat, die nicht mit der Erfindung zusammenhängen und daher hierin nicht diskutiert werden.
Im folgenden wird die Erfindung näher anhand der Zeichnungen beschrieben. Es zeigen:
Fig. 1 ein Blockschaltbild des Geräts der Erfindung und der zur Erfindung zugehörigen Geräte,
Fig. 2 einen näheren schematischen Schaltplan des Sättigungsvorverstärkers im Patientenmodul von Fig. 1,
Fig. 3A und 3B einen näheren schematischen Schaltplan der analogen Sättigungseingangsschaltung von Fig. 1,
Fig. 4 einen näheren schematischen Schaltplan der LED- Treiberschaltung von Fig. 1,
Fig. 5A und 5B einen näheren schematischen Schaltplan des Analog-Digital-Wandlerbereichs von Fig. 1,
Fig. 6A, 6B und 6C einen näheren schematischen Schaltplan des digitalen Signalverarbeitungsbereichs von Fig. 1, und
Fig. 7a, 7b, 7c, 7d, 7e und 7f grafische Darstellungen detektierter optischer Signale im Verlauf von stationären und transienten Zuständen.
Gemäß Fig. 1 betrifft die bevorzugte Ausführungsform der Erfindung das Gerät zum Verarbeiten des detektierten analogen optischen Plethysmographsignals und weist auf: Abschnitte eines Analog-Digital-Wandlerbereichs ("ADC-Wandler") 1000 und eines digitalen Signalverarbeitungsbereichs ("DSP") 2000 mit der Software zum Ansteuern eines Mikroprozessors 2040, der die digitalisierten optischen Signale erfindungsgemäß verarbeitet, um die Sauerstoffsättigung von Hämoglobin in arteriellem Blut zu bestimmen. Zur Erfindung, aber nicht als Teil der Erfindung, gehört die Geräte zum Gewinnen der detektierten analogen optischen Signale vom Patienten, die Teil des handelsüblichen Pulsoximeters Nellcor N-200 sind oder zu ihm gehören. Solche Geräte weisen auf: einen Plethysmographsensor 100 zum Detektieren optischer Signale mit periodischen optischen Impulsen, ein Patientenmodul 200 zum Verbinden des Plethysmographsensors 100 mit einer analogen Sättigungseingangsschaltung 300 und die analoge Sättigungsschaltung 300 zum Verarbeiten der detektierten optischen Signale in einen getrennten roten und infraroten Kanal, die digitalisiert werden können. Ferner weist das Oximeter N-200 auf: eine LED- Treiberschaltung 600 zum Stroben der roten und infraroten LED'S im Plethysmographsensor 100 mit der richtigen Intensität, um ein detektiertes optisches Signal zu erhalten, das zur Verarbeitung zulässig ist, sowie verschiedene (nicht gezeigte) geregelte Stromversorgungen, um die zugehorigen schaltungen sowie den ADC 1000 und den DSP 2000 aus Netzstrom oder Speicherbatterien anzusteuern oder mit Vorspannung zu versorgen.
Die zugehörigen Elemente sind einfache, festgelegte Funktionen ausführende Schaltungen, die der durchschnittliche Fachmann gestalten und aufbauen kann. Die zugehörigen Elemente werden hier kurz beschrieben, wobei auf die entsprechenden näheren Schemata in den Zeichnungen und später dargestellte Schaltungselementetabellen bezug genommen wird, um das Gerät der Erfindung in der bevorzugten Ausführungsform in seinen funktionalen Kontext einzuordnen.
In der bevorzugten Ausführungsform erfordert die Erfindung zwei Eingangssignale, die beiden Plethysmograph- oder detektierten optischen Signale mit der ersten und zweiten Wellenlänge (z. B., rot und infrarot). Es können mehr als zwei Wellenlängen verwendet werden. Bei Zuführung analoger Signale müssen diese z. B. in Offsetverstärkern vorliegen oder durch diese eingestellt werden, um innerhalb des Eingangsspannungsbereichs für den ADC zu liegen. Wurden die Signale u. U. bereits digitalisiert, müssen sie mit den digitalen Signalverarbeitungsvorrichtungen DSP bitkompatibel sein.
Das Plethysmographsignal wird auf für ein nichtinvasives Oximeter herkömmliche Weise gewonnen, normalerweise durch abwechselndes Beleuchten des Patientengewebes mit rotem und infrarotem Licht, z. B. auf die zuvor für das Oximeter N-100 beschriebene Weise. Gemäß Fig. 1 hat die Sensorschaltung 100 eine rote LED 110 und eine infrarote LED 120, die parallel, Anode an Katode, so verbunden sind, daß der LED-Treiberstrom abwechselnd eine LED und danach die andere LED aufleuchten läßt. Außerdem weist die Schaltung 100 einen Fotodetektor 130 auf, vorzugsweise eine Fotodiode, die den Pegel des Durchlichts durch das Patientengewebe, z. B. einen Finger 140, als einzelnes analoges optisches Signal detektiert, das die detektierten optischen Plethysmographsignalwellenformen sowohl des roten als auch infraroten Lichts enthält.
Gemäß Fig. 1 und 2 weist das Patientenmodul 200 einen Vorverstärker 210 zum Vorverstärken des analogen detektierten optischen Signals vom Fotodetektor 130 auf. Der Vorverstärker 210 kann ein Operationsverstärker sein, der als Strom-Spannungs-Umsetzer aufgebaut ist und dem eine positive Vorspannung zur Erweiterung des Dynamikbereichs des Systems zugeführt wird, wodurch der Fotostrom der Fotodiode 130 in ein nutzbares Spannungssignal umgewandelt wird. Ferner weist das Patientenmodul 200 Leitungen zum Zuführen der LED-Treiberspannungen zu den LED's 110 und 120 auf.
Gemäß Fig. 1A, 3A und 3B empfängt die analoge Sättigungseingangsschaltung 300 das analoge optische Signal vom Patientenmodul 200 und filtert und verarbeitet das detektierte Signal, um getrennte rote und infrarote analoge spannungssignale entsprechend den detektierten roten und infraroten optischen Impulsen bereitzustellen. Das Spannungssignal wird durch ein Tiefpaßfilter 310 geführt, um unerwünschte hochfrequente Anteile zu entfernen, z. B. über 100 kHz, über einen Kondensator 325 wechselstromgekoppelt, um den Gleichstromanteil zu entfernen, durch ein Hochpaßfilter 320 geführt, um alle unerwünschten niedrigen Frequenzen zu entfernen, z. B. unter 20 Hz, und durch einen Puffer 320 und eine programmierbare Verstärkungsstufe 330 geführt, um den zu einem Synchrondetektor 340 geführten Signalpegel zu verstärken und zu optimieren.
Der Synchrondetektor 340 entfernt alle vorhandenen Gleichtaktsignale und teilt das optische Zeitmultiplexsignal in zwei Kanäle auf: einen als Darstellung der roten Spannungssignale und den anderen als Darstellung der infraroten Spannungssignale. Danach wird jedes Signal durch jeweilige Filterketten mit zweipoligen 20-Hz-Tiefpaßfiltern 350 und 360 sowie Offsetverstärker 370 und 380 geführt. Nunmehr enthalten die gefilterten Spannungssignale die den roten und infraroten detektierten optischen Signalen entsprechenden Signalinformationen. Zusätzlich können Schaltungen zum Verhindern eines Übersteuerns der Verstärker in der Sättigungsschaltung 300 eingesetzt sein, z. B. Pegelmeßschaltungen 312 und 314 (vor bzw. nach dem Tiefpaßfilter 310 angeordnet) zum Anzeigen eines unzulässigen LED-Treiberstroms und eine Pegelmeßschaltung 315 (nach dem Verstärker 330 mit programmierbarer Verstärkung angeordnet) zum Anzeigen einer unzulässigen Verstärkungseinstellung des Eingangsverstärkers.
Gemäß Fig. 1, 5A und 5B führt der ADC 1000 die für das Oximeter N-200 erforderlichen Analog-Digital-Umwandlungen durch. Die vorgenannten zwei Spannungssignale, das rote detektierte optische Signal und das infrarote detektierte optische Signal vom Patientenmodul 200, werden in den ADC 1000 eingegeben. Diese Signale werden herkömmlich gemultiplext und durch eine 12-Bit-Analog-Digital-Umwandlungstechnik für den erweiterten Bereich digitalisiert, was eine 16-Bit-Auflösung ergibt. Die Eingangssignale werden durch einen Multiplexer 1010 und einen Pufferverstärker 1020 geführt. Die Wandlerstufe weist auf: einen Offsetverstärker 1030 und einen programmierbaren Verstärkungsschaltungsaufbau 1040, durch den ein Abschnitt des Signals entfernt und der Rest zur höheren Auflösung weiter verstärkt werden kann, eine Abtast-Halteschaltung 1050, einen Vergleicher 1060 und einen 12-Bit-Digital-Analog-Wandler 1080. Das gepufferte Signal wird durch den 0ffsetverstärker 1030 geführt, um eine Gleichvorspannung zum Signal zu addieren, wobei ein Abschnitt des Signals entfernt und der Rest verstärkt wird, indem er durch den programmierbaren Verstärkungsschaltungsaufbau 1040 zur Verbesserung der Auflösung geführt wird. Das verstärkte Signal wird anschließend durch die Abtast-Halteschaltung 1050 geführt, deren Ausgabe an einem Eingang des Vergleichers 1060 angelegt wird. Am anderen Eingang des Vergleichers 1060 liegt die Ausgabe des Digital-Analog-Wandlers ("DAC") 1080 an, so daß bei gleichen Eingaben zum Vergleicher 1060 die analoge Spannung an der Abtast-Halteschaltung das entsprechende digitale Wort im DAC- Wandler 1080 erhält, das danach in einer geeigneten Speichervorrichtung als digitalisierte Daten für die Abtastung gespeichert wird, wonach die nächste Abtastung zur Abtast-Halteschaltung 1050 gesendet wird, um digitalisiert zu werden.
Gemäß Fig. 1A, 4, 5A, 5B, 6A, 6B und 6C erzeugt der DAC 1080 außerdem die LED-Sensortreiberspannungen unter Steuerung des Mikroprozessors 2040 und unter Verwendung des analogen Multiplexers 610, der das ankommende analoge Signal in einen von zwei Kanälen zum Ansteuern der roten bzw. infraroten LED abtrennt und eine Abtastschaltung 620 bzw. 630 sowie eine LED-Treiberschaltung 640 zum Umwandeln der jeweiligen analogen Spannungssignale in die jeweiligen positiven und negativen bipolaren Stromsignale zum Ansteuern der LED's 110 und 120 hat.
Es könnten alternative Techniken zum Umwandeln der analogen Signale in digitale Signale verwendet werden, z. B. ein 16-Bit-Analog-Digital-Wandler.
Gemäß Fig. 1, 6A, 6B und 6C steuert der DSP 2000 alle Aspekte des Signalverarbeitungsbetriebs mit der Signaleingabe und -ausgabe sowie der Zwischenverarbeitung. Das Gerät weist auf: den 16-Bit-Mikroprozessor 2040 und dessen zugehorigen unterstützenden Schaltungsaufbau mit einem Datenbus 10, einem Direktzugriffspeicher (RAM) 2020, einem Lesespeicher (ROM) 2030, einer herkömmlichen LED-Anzeigevorrichtung 2010 (nicht näher beschrieben) und einer Systemtaktungsschaltung 2050 zum Bereitstellen der notwendigen Taktsynchronisiersignale. In der bevorzugten Ausführungsform ist der Mikroprozessor ein Mikroprozessor Modell 8088, hergestellt von der Firma Intel Corporation, Santa Clara, Kalifornien. Verwendet werden können alternative Mikroprozessoren, z. B. einer der Modelle Nr. 8086, 80186 und 80286, die ebenfalls von der Firma Intel Corporation hergestellt werden.
Das erfindungsgemäß ausgeführte Oximeter N-200 ist so gestaltet, daß es die Sauerstoffsättigung in einer von zwei Betriebsarten bestimmt: einer nicht integrierten Betriebsart, in der die Bestimmung der Sauerstoffsättigung auf der Grundlage von im optischen Impulssignal detektierten Impulsen erfolgt, die als optische Impulse mit herkömmlichen Impulsdetektionstechniken bestimmt werden, und in einer EKG-Synchronisationsbetriebsart, in der die Bestimmung auf erweiterten periodischen Daten beruht, die durch Verarbeiten des detektierten optischen Signals und der EKG-Wellenform des Patienten gemäß einer Erfindung erhalten werden, die nicht Teil der vorliegenden Erfindung ist.
Die vorliegende Erfindung betrifft die Sättigungsberechnung auf der Grundlage der Detektion der maximalen und minimalen Durchlässigkeit zweier oder mehr Wellenlängen, unabhängig davon, ob die Bestimmung impulsweise erfolgt (nicht integrierte Betriebsart) oder auf einem gemittelten oder zusammengesetzten Impuls beruht, der bei Auftreten zusätzlicher Impulse aktualisiert wird, um den tatsächlichen Zustand des Patienten zu reflektieren (synchronisierte EKG-Betriebsart).
Unterbrechungsprogramme steuern die Erfassung und Digitalisierung ankommender optischer Signaldaten. Bei Auftreten spezieller Ereignisse werden verschiedene Software-Flags gesetzt, die den Ablauf verschiedenen, von einer Hauptschleifen-Verarbeitungsroutine aufgerufenen Routinen übergeben.
Die detektierte optische Signalwellenform wird mit einer Rate von 57 Abtastungen je Sekunde abgetastet. Sind die digitalisierten roten und infraroten Signale fur einen vorgegebenen Abschnitt detektierter optischer Signale gewonnen, werden sie in einem als DATBUF bezeichneten Puffer gespeichert, und ein Software-Flag als Anzeige des Vorhandenseins der Daten wird gesetzt. Dieses gesetzte Flag ruft eine als MUNCH bezeichnete Routine auf, die jede neue digitalisierte Abtastung der optischen Signalwellenform verarbeitet, um einem Puls entsprechende Paare maximaler und minimaler Amplituden zu identifizieren. Zunächst fragt die Routine MUNCH ab, ob eine EKG-Synchronisation vorliegt. Liegt eine EKG-Synchronisation vor, erhält die Routine MUNCH die erweiterten zusammengesetzten Impulsdaten in der Betriebsart EKG-Synchronisation. Ansonsten erhält MUNCH die im DATBUF gespeicherte rote und infrarote optische Signalabtastung in der nicht integrierten Betriebsart. Danach werden die bestimmten maximalen und minimalen Paare einer Verarbeitungsroutine zum Verarbeiten der Paare zugeführt. Vorzugsweise werden herkömmliche Techniken verwendet, um zu bewerten, ob ein detektiertes Impulspaar zur Verarbeitung als arterieller Puls und zur Durchführung der Sättigungsberechnung zulässig ist, ungeachtet dessen, ob das Impulspaar aus dem DATBUF oder den erweiterten zusammengesetzten Impulsdaten stammt.
Die Routine MUNCH benutzt die ersten ankommenden Impulsdaten, bestimmt die maximale und minimale Durchlässigkeit für jedes der roten und infraroten detektierten optischen Signale und benutzt die zweiten ankommenden Impulsdaten und bestimmt die maximale und minimale Durchlässigkeit. Die Routine zum Verarbeiten der Paare wendet die vorgenannten Frequenzkompensationstechniken auf die Impulsdaten jeder wellenlänge an und bestimmt die korrigierte Durchlässigkeit für den Impuls für jede Wellenlänge. Danach kann die Sauerstoffsättigung anhand der korrigierten Durchlässigkeitswerte für die detektierten Impulse der roten und infraroten optischen Signale bestimmt werden.
Im folgenden wird die Anwendung der Erfindung anhand von Fig. 7a, 7b, 7c, 7d, 7e und 7f demonstriert.

Beispiel I

Fig. 7a und 7b zeigen repräsentative Plethysmographwellenformen für einen stationären Zustand eines Patienten für die roten und infraroten detektierten optischen Signale. Vmaxr(n) ist gleich 1,01 Volt, und Vminr(n) ist gleich 1,00 Volt für n = 1, 2 und 3 Impulse. Vmin(n) ist der minimale Wert des detektierten optischen Signals bei minimaler Durchlässigkeit am Minimum des Impulses n. Das Modulationsverhältnis für die roten Signalmaxima und -minima beträgt
Vmaxr(n)/Vminr(n) = 1,01V/1,00V=1,01
Für die infrarote Wellenlänge gilt Vmaxi(n) = 1,01 V und Vmini(n) 1,00 V, und das bestimmte Modulationsverhältnis beträgt ebenfalls 1,01.
Durch Verwendung dieser bestimmten Modulationsverhältnisse in der Formel zum Berechnen des Verhältnisses R ergibt sich:
R = ln[Vmaxr(n)/Vminr(n)]/ln[Vmaxi(n)/Vmini(n)] = 0,01/0,01=1,00
Ein bestimmter Wert R = 1 entspricht einem tatsächlichen Sättigungswert von etwa 81 % beim Einsetzen in die vorstehend aufgeführte Sättigungsgleichung. Eine Sättigung von 81 % entspricht einem gesunden Patienten, der Hypoxie in einem Grad erfährt, bei dem gewisse Korrekturmaßnahmen ergriffen würden.

Beispiel II

Fig. 7c und 7d entsprechen repräsentativen Plethysmographwellenformen für einen Patienten bei Sättigungsverlust oder sinkenden transienten Sättigungszuständen für die roten und infraroten detektierten optischen Signale mit optischen Impulsen n = 1, 2 und 3. In diesem transienten Beispiel liegt jedoch bei n = 1 die tatsächliche Sättigung des Patienten bekanntlich sehr nahe an der während der stationären Zuständen im Beispiel I. In diesem transienten Beispiel liegen folgende detektierte Werte vor:

Für sowohl die roten als auch infraroten Signale:

tmax(1) = 1,0 s
tmin(1) 1,2 s
tmax(2) 2,0 s
tmin(2) = 2,2 s
tmax(3) = 3,0 s
tmin(3) = 3,2 s

Für die roten optischen Signale:

Vmaxr(1) = 1,012 V
Vminr(1) = 1,000 V
Vmaxr(2) = 1,002 V
Vminr(2) = 0,990 V
Vmaxr(3) = 0,992 V
Vminr(3) = 0,980 V

Für die infraroten optischen Signale:

Vmaxi(1) = 1,008 V
Vmini(1) = 1,000 V
Vmaxi(2) = 1,018 V
Vmini(2) = 1,010 V
Vmaxi(3) = 1,028 V
Vmini(3) = 1,020 V
Durch Berechnen des Sauerstoffsättigungsverhältnisses R bei n = 1 unter Verwendung der detektierten optischen Signale ergibt sich folgendes:
R = ln[Vmaxr(1)/Vminr(1)]/ln[Vmaxi(1)/Vmini(1)]
= ln[1,012/1,000]/ln[l,008/1,000]
= ln[1,0121/ln[1,008]
= 0,12/0,008
= 1,5
Somit entspricht das bestimmte Sättigungsverhältnis R von 1,5 auf der Grundlage der detektierten Durchlässigkeit einer berechneten Sauerstoffsättigung von etwa 65 % für den Patienten, was einer schweren Hypoxie in einem ansonsten gesunden Patienten gleichkommt. Dies steht im Gegensatz zur bekannten Sättigung von etwa 81 % und demonstriert das Ausmaß der Unterbewertung der Sauerstoffsättigung (Überbewertung des Sättigungsverlusts) infolge der Durchlässigkeitsverzerrung des roten und infraroten Lichts, die durch transiente Zustände verursacht wird.
Die Erfindung korrigiert die verzerrten maximalen Durchlässigkeitspunkte des detektierten roten optischen Signals während transienter Zustände, um einen korrigierten R-Wert zu erhalten, der annähernd dem gleichen R-Wert für die stationären Zustände und der tatsächlichen Sauerstoffsättigung des Patienten entspricht.

Beispiel III

Fig. 7e und 7f entsprechen repräsentativen Plethysmographwellenformen für einen Patienten während steigender transienter Sättigungszustände für die roten und infraroten detektierten optischen Signale mit optischen Impulsen n = 1, 2 und 3. In diesem transienten Beispiel liegt jedoch bei n = 1 die tatsächliche Sättigung des Patienten bekanntlich sehr nahe an der während der Zuständen im stationären Beispiel I. In diesem transienten Beispiel liegen folgende detektierte Werte vor:

Für sowohl die roten als auch infraroten Signale:

tmax(1) = 1,0 s
tmin(1) = 1,2 s
tmax(2) = 2,0 s
tmin(2) = 2,2 s
tmax(3) = 3,0 s
tmin(3) = 3,2 s

Für die roten optischen Signale:

Vmaxr(1) = 1,008 V
Vminr(1) = 1,000 V
Vmaxr(2) = 1,018 V
Vminr(2) 1,010 V
Vmaxr(3) = 1,028 V
Vminr(3) = 1,020 V

Für die infraroten optischen Signale:

Vmaxi(1) = 1,012 V
Vmini(1) = 1,000 V
Vmaxi(2) = 1,002 V
Vmini(2) = 0,990 V
Vmaxi(3) = 0,992 V
Vmini(3) = 0,980 V
Durch Berechnen des Sauerstoffsättigungsverhältnisses R bei n = 1 unter Verwendung der detektierten optischen Signale ergibt sich folgendes:
R = ln[Vmaxr(1)/Vminr(1)]/ln[Vmaxi(1)/Vmini(1)]
= ln[1,008/1,000]/ln[1,012/1,000]
= ln[1,008]/ln[1,012]
= 0,008/0,012
= 0,667
Somit entspricht das bestimmte Sättigungsverhältnis R von 0,667 einer berechneten Sauerstoffsättigung von etwa 95 % für den Patienten, was einem zufriedenstellend oxygenierten Patienten entspricht, der Raumluft atmet. Dies steht im Gegensatz zur bekannten Sättigung von etwa 81 % und demonstriert das Ausmaß der Überbewertung der Sättigung infolge der Durchlässigkeitsverzerrung des roten und infraroten Lichts, die durch transiente Zustände verursacht wird.
Die Erfindung korrigiert die verzerrten maximalen Durchlässigkeitspunkte des detektierten roten optischen Signals während transienter Zustände, um einen korrigierten R-Wert zu erhalten, der annähernd dem gleichen R-Wert für die stationären Zustände und der tatsächlichen Sauerstoffsättigung des Patienten entspricht.

Beispiel IV

Fig. 7c und 7d entsprechen ebenfalls repräsentativen Plethysmographwellenformen für einen Patienten während eines Sättigungsverlusts oder sinkender transienter Sättigungszustände für die roten und infraroten detektierten optischen Signale mit optischen Impulsen n = 1, 2 und 3. In diesem transienten Beispiel liegt jedoch bei n = 2 die tatsächliche Sättigung des Patienten bekanntlich sehr nahe an der während der stationären Zuständen im Beispiel 1. In diesem transienten Beispiel liegen folgende detektierte Werte vor:

Für sowohl die roten als auch infraroten Signale:

tmax(1) = 1,0 s
tmin(1) 1,2 s
tmax(2) = 2,0 s
tmin(2) = 2,2 s
tmax(3) = 3,0 s
tmin(3) = 3,2 s

Für die roten optischen Signale:

Vmaxr(1) = 1,022 V
Vminr(1) = 1,008 V
Vmaxr(2) = 1,012 V
Vminr(2) = 0,998 V
Vmaxr(3) = 1,002 V
Vminr(3) = 0,988 V

Für die infraroten optischen Signale:

Vmaxi(1) = 1,002 V
Vmini(1) = 0,992 V
Vmaxi(2) = 1,012 V
Vmini(2) = 1,002 V
Vmaxi(3) = 1,022 V
Vmini(3) = 1,012 V
Durch Berechnen des Sauerstoffsättigungsverhältnisses R bei n = 2 unter Verwendung der detektierten optischen Signale ergibt sich folgendes:
R = ln[Vmaxr(2)/Vminr(2)1/ln[Vmaxi(2)/Vmini(2)]
ln[1,012/0,998)/ln[1,012/1,002]
0,1393/0,0099
= 1,4
Somit entspricht das bestimmte Sättigungsverhältnis R von 1,4 auf der Grundlage der detektierten Durchlässigkeit einer berechneten Sauerstoffsättigung von etwa 51 % für den Patienten, was einer schweren Hypoxie in einem ansonsten gesunden Patienten gleichkommt. Dies steht im Gegensatz zur bekannten Sättigung von etwa 81 % und demonstriert das Ausmaß der Unterbewertung der Sauerstoffsättigung (Überbewertung des Sättigungsverlusts) infolge der Durchlässigkeitsverzerrung des roten und infraroten Lichts, die durch transiente Zustände verursacht wird.
Die Erfindung korrigiert die verzerrten minimalen Durchlässigkeitspunkte des detektierten roten optischen Signals während transienter Zustände, um einen korrigierten R-Wert zu erhalten, der annähernd dem gleichen R-Wert für die stationären Zustände und der tatsächlichen Sauerstoffsättigung des Patienten entspricht.

Beispiel V

Fig. 7e und 7f entsprechen ebenfalls repräsentativen Plethysmographwellenformen für einen Patienten während steigender transienter Sättigungszustände für die roten und infraroten detektierten optischen Signale mit optischen Impulsen n = 1, 2 und 3. In diesem transienten Beispiel ist jedoch bei n = 2 die tatsächliche Sättigung des Patienten bekanntlich mit der während der Zustände im stationären Beispiel identisch. In diesem transienten Beispiel liegen folgende detektierte Werte vor:

Für sowohl die roten als auch infraroten Signale:

Für die roten optischen Signale:

Vmaxr(1) = 1,002 V
Vminr(1) = 0,992 V
Vmaxr(2) = 1,012 V
Vminr(2) = 1,002 V
Vmaxr(3) = 1,022 V
Vminr(3) = 1,012 V

Für die infraroten optischen Signale:

Vmaxi(1) = 1,022 V
Vmini(1) = 1,008 V
Vmaxi(2) = 1,012 V
Vmini(2) = 0,998 V
Vmaxi(3) = 1,002 V
Vmini(3) = 0,988 V
Durch Berechnen des Sauerstoffsättigungsverhältnisses R bei n = 2 unter Verwendung der detektierten optischen Signale ergibt sich folgendes:
R = ln[Vmaxr(2)/Vminr(2)]/ln[Vmaxi(2)/Vmini(2)]
= ln[1,012/1,002]/ln[1,012/0,988]
= 0,713
Somit entspricht das bestimmte Sättigungsverhältnis R von 0,713 einer berechneten Sauerstoffsättigung von etwa 92 % für den Patienten, was einer mäßigen Hypoxie eines Patienten entspricht, der Raumluft atmet. Dies steht im Gegensatz zur bekannten Sättigung von etwa 81 % und demonstriert das Ausmaß der Überbewertung der Sättigung infolge der Durchlässigkeitsverzerrung des roten und infraroten Lichts, die durch transiente Zustände verursacht wird.
Die Erfindung korrigiert die verzerrten minimalen Durchlässigkeitspunkte des detektierten roten optischen Signals während transienter Zustände, um einen korrigierten R-Wert zu erhalten, der annähernd dem gleichen R-Wert für die stationären Zustände und der tatsächlichen Sauerstoffsättigung des Patienten entspricht. Schaltungstabellen Chip Teil-Nr. des Herstellers Hersteller Beschreibung des Chips Fig. NATIONAL SEMICONDUCTOR DUAL LOW POWER OP AMP QUAD JFET OP AMP QUAD VOLTAGE COMPARATOR MICROPOWER 8-BIT DAC SILICONIX INCORPORATED ANALOG SWITCHCMOS ANALOG SWITCH OCTAL ANALOG SWITCH ANALOG DEVICES DAC TEXAS INSTRUMENTS HIGH SPEED CMOS NATIONAL SEMICONDUCTOR LOW POWER OP AMP SAMPLE & HOLD OP AMP LOW OFFSET VOLTAGE COMPARATOR ANALOG DEVICES CMOS 12-BIT DAC LOW OFFSET OP AMP QUAD JFET OP AMP SILICONIX INCORPORATED OCTAL ANALOG SWITCH NEC CMOS 8 MHZ CLOCK GENERATOR OKI ELECTRIC CPU 8MHZ, 125ns FUJITSU LIMITED CMOS 64K X 8 ROM DALLAS SEMICONDUCTOR CMOS UART CMOS INTERRUPT CONTROLLER CMOS TRIPLE TIMER TEXAS INSTRUMENTS HIGH SPEED CMOS INTEL CORPORATION 4096 X 8 ROM

Claims

1. Verfahren zum Kompensieren von Verzerrungen in einem Pulsoximetrieprozeß, wobei der Pulsoximetrieprozeß aufweist: Führen einer ersten und zweiten Lichtfrequenz durch ein Gewebe eines Patienten, Detektieren eines ersten und zweiten optischen Signals und Berechnen der Sauerstoffsättigung anhand eines ersten und zweiten verarbeiteten Signals, die aus dem ersten und zweiten optischen Signal abgeleitet werden, mit den folgenden Schritten:

a) Verarbeiten des ersten und zweiten optischen Signals, um ein erstes und zweites gefiltertes Signal zu erhalten, die im wesentlichen die Grunddurchlässigkeits- und transienten Komponenten des ersten und zweiten optischen Signals unterhalb der Herzfrequenz aufweisen; und

b) Teilen des ersten und zweiten optischen Signals durch das erste und zweite gefilterte Signal jeweils in Phase, um das erste und zweite verarbeitete Signal als ein erstes und zweites kompensiertes Signal zu erzeugen.

2. Verfahren nach Anspruch 1, ferner gekennzeichnet durch Berechnen der Sauerstoffsättigung des arteriellen Blutflusses des Patienten durch Verarbeiten des kompensierten ersten optischen Signals und des kompensierten zweiten optischen Signals, um das Maximum oder Minimum in den kompensierten Signalen zur Verwendung beim Berechnen der Sättigung zu detektieren.

3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß das Verarbeiten jedes des ersten und zweiten optischen Signals ferner aufweist: Führen des ersten und zweiten optischen Signals durch ein Tiefpaßfilter (310), um im wesentlichen alle Frequenzkomponenten oberhalb der Grunddurchlässigkeit und transienten Grunddurchlassigkeit so zu beseitigen, daß das erste und zweite gefilterte optische Signal mit dem ersten und zweiten detektierten optischen Signal in Phase bleiben.

4. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß das Verarbeiten jedes des ersten und zweiten optischen Signals ferner gekennzeichnet ist durch: Transformieren des ersten und zweiten detektierten optischen Signals in die Frequenzdomäne, Beseitigen von Frequenzspektralkomponenten mit Ausnahme von Niederfrequenzspektralkomponenten unterhalb der Herzfrequenz der ersten und zweiten Lichtfrequenz entsprechend den Änderungen der Grunddurchlässigkeit und transienten Grunddurchlässigkeit, um ein gefiltertes Niederfrequenzspektrum zu bilden, und Transformieren des gefilterten Niederfrequenzspektrums zurück in die Zeitdomäne als das gefilterte Signal.

5. Gerät zum Kompensieren von Verzerrungen in einem Pulsoximeter, wobei das Pulsoximeter aufweist: eine Einrichtung (110, 120) zum Führen einer ersten und zweiten Lichtfrequenz durch ein Gewebe eines Patienten, eine Einrichtung (130) zum Detektieren eines ersten und zweiten optischen Signals und eine Einrichtung (2000) zum Berechnen der Sauerstoffsättigung anhand eines ersten und zweiten verarbeiteten Signals, die aus dem ersten und zweiten optischen Signal abgeleitet werden, wobei das Gerät ferner aufweist:

a) eine Filtereinrichtung (2040) zum Verarbeiten des ersten und zweiten optischen Signals, um ein erstes und zweites gefiltertes Signal zu erhalten, die im wesentlichen die Grunddurchlässigkeits- und transienten Komponenten des ersten und zweiten optischen Signals unterhalb der Herzfrequenz aufweisen; und

b) eine Teilungseinrichtung (2040) zum Teilen des ersten und zweiten optischen Signals durch das erste und zweite gefilterte Signal jeweils in Phase, um das erste und zweite verarbeitete Signal als ein erstes und zweites kompensiertes Signal zu erzeugen.

6. Gerät nach Anspruch 5, ferner gekennzeichnet durch eine Einrichtung zum Berechnen der Sauerstoffsättigung unter Verwendung des kompensierten optischen Signals.

7. Gerät nach Anspruch 5 oder 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Filtereinrichtung alle Frequenzen unterhalb der Grundherzfrequenz in Phase mit dem detektierten optischen Signal durchläßt.

8. Gerät nach Anspruch 5 oder 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Filtereinrichtung ferner gekennzeichnet ist durch:

eine Einrichtung zum Transformieren des optischen Signals in die Frequenzdomäne;

eine Spektralfiltereinrichtung zum Abtrennen der Spektralkomponenten unterhalb der Grundherzfrequenz in ein gefiltertes Spektrum; und

eine Einrichtung zum Transformieren des gefilterten Spektrums zurück in die Zeitdomäne, wodurch das gefilterte Signal gebildet wird.

9. Gerät nach Anspruch 5 bis 8, dadurch gekennzeichnet, daß die Filtereinrichtung und Teilungseinrichtung ferner durch einen digitalen Mikroprozessor (2040) gekennzeichnet sind und das Gerät ferner durch eine Einrichtung (1000) zum Digitalisieren des detektierten optischen Signals in Daten gekennzeichnet ist, die zum Verarbeiten durch den Mikroprozessor (2040) verwertbar sind.

10. Gerät nach Anspruch 5, gekennzeichnet durch:

eine Einrichtung zum Empfangen eines ersten und zweiten optischen Signals entsprechend der Durchlässigkeit der ersten und zweiten Lichtfrequenz, die durch das Gewebe des Patienten geführt werden;

eine erste Filtereinrichtung zum Beseitigen der Frequenzkomponenten des ersten optischen Signals mit Ausnahme jener, die unterhalb der Grundherzfrequenz liegen, wodurch ein erstes gefiltertes Signal gebildet wird;

eine zweite Filtereinrichtung zum Beseitigen der Frequenzkomponenten des zweiten optischen Signals mit Ausnahme jener, die unterhalb der Grundherzfrequenz liegen, wodurch ein zweites gefiltertes Signal gebildet wird;

eine erste Teitungseinrichtung zum Teilen des ersten optischen Signals durch das erste gefilterte Signal in Phase, wodurch ein kompensiertes erstes optisches Signal gebildet wird; und

eine zweite Teilungseinrichtung zum Teilen des zweiten optischen Signals durch das zweite gefilterte Signal in Phase, wodurch ein kompensiertes zweites optisches Signal gebildet wird.

11. Gerät nach Anspruch 10, ferner gekennzeichnet durch eine Einrichtung (2040) zum Berechnen der Sauerstoffsättigung unter Verwendung des ersten und zweiten kompensierten optischen Signals.

12. Gerät nach Anspruch 10 oder 11, dadurch gekennzeichnet, daß die erste und zweite Filtereinrichtung alle Frequenzen unterhalb der Grundherzfrequenz in Phase mit dem detektierten optischen Signal durchlassen.

13. Gerät nach Anspruch 10 oder 11, dadurch gekennzeichnet, daß die erste und zweite Filtereinrichtung ferner gekennzeichnet sind durch:

eine erste Einrichtung zum Transformieren des ersten optischen Signals in die Frequenzdomäne;

eine erste Spektralfiltereinrichtung zum Beseitigen der Spektralkomponenten mit Ausnahme jener unterhalb der Grundherzfrequenz in ein erstes gefiltertes Spektrum;

eine Einrichtung zum Transformieren des gefilterten Spektrums zurück in die Zeitdomäne, wodurch das erste gefilterte Signal gebildet wird;

eine zweite Einrichtung zum Transformieren des zweiten optischen Signals in die Frequenzdomäne;

eine zweite Spektralfiltereinrichtung zum Beseitigen der Spektralkomponenten mit Ausnahme jener unterhalb der Grundherzfrequenz in ein zweites gefiltertes Spektrum; und

eine Einrichtung zum Transformieren des zweiten gefilterten Spektrums zurück in die Zeitdomäne, wodurch das zweite gefilterte Signal gebildet wird.

14. Gerät nach einem der Ansprüche 10 bis 13, dadurch gekennzeichnet, daß die erste und zweite Filtereinrichtung und Teilungseinrichtung ferner durch einen digitalen Mikroprozessor gekennzeichnet sind und das Gerät ferner durch eine Einrichtung zum Digitalisieren des ersten und zweiten optischen Signals in Daten gekennzeichnet ist, die zum Verarbeiten durch den Mikroprozessor verwertbar sind.