DE69704264T2

DE69704264T2 - Verfahren und Vorrichtung zur nichtinvasiven Bestimmung der Konzentration einer Komponente

Info

Publication number: DE69704264T2
Application number: DE69704264T
Authority: DE
Inventors: Friedemann Noller
Original assignee: Agilent Technologies Inc
Current assignee: Agilent Technologies Inc
Priority date: 1997-04-12
Filing date: 1997-04-12
Publication date: 2001-06-28
Anticipated expiration: 2017-04-13
Also published as: JP4056697B2; DE69704264D1; EP0870465A1; JP3159955B2; US6083157A; EP0870465B1; JP2001204699A; JPH10323343A

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf Verfahren und Vorrichtungen zur nichtinvasiven Bestimmung der Konzentration einer Komponente, z. B. zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung von arteriellem Blut, auf der Basis der Intensität von elektromagnetischen Wellen mit wenigstens zwei ausgewählten Wellenlängen, die von menschlichem Gewebe reflektiert oder durch menschliches Gewebe transmittiert werden.
Die Verfahren und Vorrichtungen gemäß der vorliegenden Erfindung können zum Beispiel in einer vorteilhaften Weise zum Messen und Berechnen der Sauerstoffsättigung verwendet werden.
Die Sauerstoffsättigung ist ein klinisch sehr relevanter Parameter, um den Zustand eines Patienten einzuschätzen. Insbesondere im Operationssaal gibt die Sauerstoffsättigung des Bluts einen Hinweis auf den Zustand des Patienten, seine Versorgung mit Sauerstoff und andere physiologische Faktoren.
Eine Möglichkeit, einen sehr präzisen Wert der Sauerstoffsättigung des Patienten zu erhalten, besteht darin, eine Blutprobe zu entnehmen und sie in einem Blutgasanalysator zu analysieren. Ungeachtet der hohen Präzision dieses Verfahrens ist es eine invasive Technik, und dies bedeutet, dass es nicht häufig durchgeführt werden kann, d. h. keine kontinuierliche Überwachung erlaubt. Daher kann es sein, dass signifikante Änderungen des Sauerstoffsättigungswerts übersehen werden. Nicht zuletzt versteht es sich, dass eine invasive Technik nicht die bevorzugte Art der Überwachung eines Patienten ist.
Es ist daher äußerst wünschenswert, die Sauerstoffsättigung nicht-invasiv zu messen. Dies kann durch eine Technik erreicht werden, die Pulsoximetrie genannt wird.
Ein Pulsoximeter beinhaltet üblicherweise zwei oder mehr Lichtquellen mit verschiedenen Wellenlängen. Das Licht wird auf menschliches Muskelgewebe eingestrahlt, und es wird entweder die Intensität des durch das Muskelgewebe transmittierten Lichts oder die Intensität des reflektierten Lichts gemessen. Allgemeiner bedeutet "Licht" nicht nur elektromagnetische Wellen im sichtbaren Spektrum. Die üblichsten Oximeter verwenden zum Beispiel eine Wellenlänge im sichtbaren Spektrum und eine weitere Wellenlänge im Infrarotspektrum. Ein derartiges Pulsoximeter ist zum Beispiel in "A New Family of Sensors for Pulse Oximetry", S. Kästle, F. Notieret al., Februar 1997, Hewlett-Packard Journal beschrieben.
Hinsichtlich weiterer Details der Theorie der Sauerstoffsättigungsmessung wird auf frühere Veröffentlichungen über dieses Thema Bezug genommen, z. B. US 4 167 331 oder EP-A-262778 (die letztere Patentanmeldung enthält eine ziemlich vollständige Darlegung der Theorie).
US-A-5 216 598 offenbart ein nicht-invasives optisches Oximeter, bei dem arterielles Blut eines Patienten mit Licht mit zwei verschiedenen Wellenlängen bestrahlt wird und die Intensität des reflektierten Lichts durch einen Photodetektor erfasst wird und ein Ausgangssignal in Reaktion darauf erzeugt wird. Das Ausgangssignal wird verarbeitet, um ein Verhältnis zu bilden, das die AC-Komponente des reflektierten Lichts bei jeder Wellenlänge bezogen auf die DC-Komponente repräsentiert. Die Sauerstoffsättigung des Bluts wird berechnet, indem der Quotient dieses Verhältnisses mit einer Sauerstoffreferenzkurve korreliert wird, die eindeutig repräsentativ für die Blutsauerstoffcharakteristik eines bestimmten Patienten ist. Die Pulsamplitudensignale für die AC-Komponente bei jeder Wellenlänge werden hinsichtlich der Effekte von Trends nach oben oder nach unten kompensiert, und daher wird die Präzision der Berechnung der Blutsauerstoffsättigung signifikant erhöht.
US-A-4 824 242 offenbart ein weiteres Oximeter zur Überwachung der Sauerstoffsättigung von arteriellem Blut. Licht mit zwei Wellenlängen wird durch eine Probe transmittiert. Detektoren messen die Dämpfung von Licht durch die Probe, um zwei modulierende Datenströme zu erzeugen. Die Datenströme werden danach verarbeitet, ausgewertet und verglichen, um die Sauerstoffsättigung zu bestimmen. Die Lehre dieses Dokuments bildet den Oberbegriff der Ansprüche 1 und 14.
Die bei den Pulsoximetrieverfahren erhaltenen Intensitäten zeigen zeitabhängige Überlagerungen. Des Weiteren berechnen die bekannten Verfahren die Sauerstoffsättigung bezüglich der Spitzenwerte der empfangenen Intensitäten. Außerdem sind die bekannten Verfahren nicht in der Lage, eine exakte Sättigungsberechnung durchzuführen, wenn die empfangenen Intensitäten von sogenannten "Bewegungsartekfakten" überlagert sind, die z. B. durch eine Verschiebung der LEDs und der Photodioden, die zum Senden und zum Empfangen von elektromagnetischen Wellen verwendet werden, relativ z. B. zu einem Finger als Testprobe verwendet werden. Bekannte Verfahren zur Bestimmung der arteriellen Sauerstoffsättigung sind daher aufgrund von zeitabhängigen Überlagerungen der empfangenen Intensitäten unpräzise, und sie sind empfindlich gegenüber Komponenten in dem alternierenden Signalzeitspektrum, welche die gleiche oder höhere Frequenzen aufweisen: Bekannte Bestimmungsverfahren liefern in diesem Fall keine nützliche Resultate.
Folglich besteht die Aufgabe der vorliegenden Erfindung darin, Verfahren und Vorrichtungen für eine präzise und unempfindliche Bestimmung der Konzentration einer Komponente, z. B. der arteriellen Sauerstoffsättigung, auf der Basis der Intensität von elektromagnetischen Wellen mit wenigstens zwei ausgewählten Wellenlängen bereitzustellen, die von menschlichem Gewebe reflektiert oder durch menschliches Gewebe transmittiert werden.
Diese Aufgabe wird durch Verfahren gemäß Anspruch 1 sowie durch Vorrichtungen gemäß Anspruch 14 gelöst.
Außerdem besteht eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung darin, ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Bestimmung einer Pulsfrequenz eines Blutflusses durch menschliches Gewebe auf der Basis der Intensität von elektromagnetischen Wellen mit wenigstens zwei Wellenlängen bereitzustellen, die durch menschliches Gewebe reflektiert oder durch menschliches Gewebe transmittiert werden.
Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren gemäß Anspruch 13 sowie eine Vorrichtung gemäß Anspruch 18 gelöst.
Bevorzugte Ausführungsformen sind durch die abhängigen Ansprüche dargelegt.
Das kontinuierliche Verhältnis und SpO2-Werte, die gemäß dem Verfahren nach Anspruch 1 erhalten werden, sind während einer Zeitspanne stabil, die länger als eine volle Pulsperiode ist, und ihre Streuung ist gering, selbst wenn der diastolische Bereich erreicht wird. Das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung erlaubt außerdem eine Bestimmung der Durchblutungspulsfrequenz auf der Basis der Nulldurchgänge der ermittelten ersten und zweiten alternierenden Komponenten. Im Gegensatz zu bekannten Verfahren, bei denen häufig Lücken in der Pulsfrequenz- und SpO2-Bestimmung auftreten, wenn die Durchblutung gering ist und wenn eine zusätzliche Störung auftritt, erlaubt das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung eine kontinuierliche Gewinnung von kontinuierlichen Werten mit einer geringen Streubreite und daher einer geringen Standardabweichung oder von Werten, die über eine Pulslänge gemittelt sind und eine geringe Streubreite aufweisen.
Gemäß Anspruch 2 kann die Sauerstoffsättigung selbst dann bestimmt werden, wenn das alternierende Signalspektrum der empfangenen Intensitäten Störungskomponenten mit der gleichen oder höheren Frequenzen enthält.
Die vorliegende Erfindung stellt außerdem Vorrichtungen zum Ausführen der jeweiligen Verfahren bereit.
Im Folgenden werden bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung detailliert unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen beschrieben, in denen:
Fig. 1 ein Diagramm von aufgezeichneten ersten und zweiten Signalen sowie der zugehörigen kontinuierlichen Mittelwerte zeigt;
Fig. 2 ein Diagramm des ermittelten kontinuierlichen Verhältnisses mit ausgenommenen Nullpunkten zeigt;
Fig. 3 ein Diagramm zur Erklärung des Ergebnisses des Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung im Vergleich zu einem bekannten Verfahren zeigt;
Fig. 4 eine schematische Darstellung einer Testprobe mit sendenden LEDs und empfangenden Photodioden zeigt;
Fig. 5 ein Diagramm von zwei typischen ungestörten alternierenden Komponenten zeigt;
Fig. 6 eine schematische Darstellung einer Intensitätsänderung zeigt, die eine höhere Frequenz aufweist und durch ein Bewegungsartefakt verursacht wird;
Fig. 7 ein Diagramm von gestörten alternierenden Komponenten zeigt;
Fig. 8 ein Diagramm eines Differenzwertes zeigt, der aus den gestörten alternierenden Komponenten erhalten wird, die in Fig. 7 gezeigt sind; und
Fig. 9 und 10 Diagramme zur Illustration der Ergebnisse zeigen, die mittels des Verfahrens gemäß dem zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung erhalten werden.
Eine Vorrichtung, die dafür ausgelegt ist, zum Ausführen des Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet zu werden, beinhaltet wenigstens zwei sendende Mittel, vorzugsweise lichtemittierende Dioden (LEDs), und wenigstens einen photoelektrischen Empfänger, z. B. einen Phototransistor oder eine Photodiode. Die LEDs emittieren Licht mit verschiedenen Wellenlängen in das menschliche Gewebe, z. B. einen menschlichen Finger oder ein menschliches Ohr. Eine der LEDs kann zum Beispiel Licht mit einer Wellenlänge von 650 nm (rot) emittieren, während die andere LED Licht mit einer Wellenlänge von 940 nm (infrarot) emittieren kann. Licht, das von diesen LEDs emittiert wurde, wird in das menschliche Gewebe transmittiert und von diesem reflektiert, wobei die Intensität des transmittierten oder reflektierten Lichts mittels des photoelektrischen Empfängers empfangen wird, der auch ein Empfänger sein kann, der auf beide Wellenlängen anspricht. Signale, die durch den photoelektrischen Empfänger oder die photoelektrischen Empfänger erzeugt werden, werden z. B. in einen Strom-Spannungs-Wandler eingespeist, und anschließend werden sie einem Analog-Digital-Wandler zugeführt, um so digitale Werte auf der Basis der Signale zu erzeugen. Die digitalen Werte werden einer Verarbeitungseinheit zugeführt, welche die Verfahren zur Detektion der Konzentration der Komponente, z. B. der arteriellen Sauerstoffsättigung, gemäß der vorliegenden Erfindung durchführt. Die Verarbeitungseinheit kann ein Mikroprozessor des normalerweise auf diesem technologischen Gebiet verwendeten Typs sein, der mit einem Speicher, Eingabe- und Ausgabegeräten (z. B. Tastatur, Bildschirm und Drucker) sowie mit Schnittstellen versehen ist, die zu weiteren Verarbeitungssystemen führen.
Bezugnehmend auf die Fig. 1 bis 3 wird im Folgenden zuerst eine bevorzugte Ausführungsform des Verfahrens gemäß dem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung erläutert. Dieses Verfahren erlaubt die Ableitung der maximalen SpO2- Information von den Rohwellendaten, so dass ein zuverlässiger SpO2-Wert einschließlich der Pulsfrequenz und der Durchblutung auch unter Bedingungen mit geringer Durchblutung garantiert werden kann.
Um einen Wert einer arteriellen alternierenden Komponente (AC-Wert) zu erhalten, der so "rein" wie möglich ist, müssen alle anderen zeitabhängigen Überlagerungen so weit wie möglich von dem Wert der alternierenden Komponente separiert werden. Zu diesem Zweck beinhaltet das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung den Schritt der Bildung von kontinuierlichen Mittelwerten L1avg[i], L2avg[i] auf der Basis von Rohwellen L1[i] und L2[i], wobei sich L1[i] z. B. auf das rote Signal und L2[i] auf das infrarote Signal bezieht. Diese kontinuierlichen Mittelwerte können als Basislinie bezeichnet werden. Die Basislinie für das rote Signal wird z. B. mittels der folgenden Gleichung ermittelt:
wobei T die Anzahl von Proben pro Pulsperiode ist. Wenn die Pulsfrequenz (PR) 75 Schläge pro Minute (bpm) beträgt, ist die resultierende Pulsperiode 800 ms; wenn T auf 100 voreingestellt ist, wird eine Probe demzufolge alle 8 ms detektiert. Eine Basislinie für das infrarote Signal wird auf die gleiche Weise ermittelt.
In Fig. 1 sind die Rohwellen L1[i] als Kurve 10, L2[i] als Kurve 12 und die ermittelten Basislinien L1avg[i] als Kurve 14 sowie L2avg[i] als Kurve 16 für das rote Signal und das infrarote Signal gezeigt. Es ist ersichtlich, dass die Konstantkomponentendynamik auch zwischen der Systole und der Diastole effektiv ist.
An diesem Punkt sollte auf die Tatsache Bezug genommen werden, dass die Ordinate die Anzahl von Proben definiert, während die Abszisse die Anzahl von normierten Amplituden in jedem der in den Figuren gezeigten Diagramme definiert, mit Ausnahme von Fig. 4.
Bei dem Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung wird nunmehr eine AC- Trennung zur Bestimmung der alternierenden Komponenten mit Hilfe der Basislinie mittels Differenzbildung ausgeführt. Für das rote Signal wird die alternierende Komponente AC1[i] gemäß der folgenden Gleichung erhalten:
AC1[i] = L1[i]-L1avg[i] (2)
Die alternierende Komponente AC2[i] für das infrarote Signal wird in einer analogen Weise ermittelt. Es folgt daraus, dass es zusätzlich zu der AC-Information zwei Pulswellen gibt, in denen die Basisliniendrift kontinuierlich durch die vorstehende Differenzbildung kompensiert wird.
Auf der Basis der alternierenden Komponenten, die aus den Rohwellen und aus den Basislinien erhalten werden, kann direkt ein kontinuierliches Verhältnis R[i] gemäß der folgenden Gleichung abgeleitet werden:
R[i] = ln(L1[i]/L1avg[i])/ln(L2[i]/L2avg[i]) (3)
In diesem Zusammenhang ist es jedoch von entscheidender Bedeutung, dass keiner der Fälle mit einer 0/0-Bedingung oder ihre Umgebung zur Berechnung des Verhältnisses verwendet wird, d. h. alle Nulldurchgänge der alternierenden Komponenten AC1 und AC2 und ihre Umgebungen sind aus der Berechnung ausgeschlossen. Es können zum Beispiel zehn Proben vor einem Nulldurchgang und nach einem Nulldurchgang aus der Berechnung ausgeschlossen werden. Die alternierenden Komponenten AC1, Kurve 20, und AC2, Kurve 22, sowie das kontinuierliche Verhältnis R[i] mit ausgenommenen Nullpunkten, Kurve 24, sind in Fig. 2 gezeigt. Hier wird für das Verhältnis ein normierter Mittelwert von 1,07 mit einer Standardabweichung von +0,03 über ein Intervall von 512 Proben erhalten.
Durch Ausschließen der Nulldurchgänge und ihrer Umgebung sind die Werte quasi vorgefiltert oder ziemlich auf Werte reduziert, die authentische arterielle Informationen enthalten. Die erhaltenen Verhältniswerte können zur Bestimmung der jeweiligen kontinuierlichen SpO2[i]-Werte verwendet werden. Die einzelnen SpO2[i]-Werte können in der Weise erhalten werden, die zum Beispiel hinsichtlich der Wandlercodierungen bekannt ist.
SpO2-Werte, die in einem Beispiel erhalten wurden, sind in Fig. 3 als Kurve 30 gezeigt. Diese SpO2-Werte wurden in einer Phase mit geringer Durchblutung mittels eines Ohrsensors erhalten; mit Ausnahme von Nullpunkten und ihrer Umgebung wurden die SpO2-Werte kontinuierlich abgeleitet. Fig. 3 zeigt außerdem die alternierenden Komponenten des roten Signals und des infraroten Signals als Kurven 32, 34. Die Ordinate des in Fig. 3 gezeigten Diagramms ist auf 100% = 1.000 skaliert. Die Abszisse repräsentiert die Anzahl von Proben i. Ungefilterte SpO2-Werte von Schlag zu Schlag, die mittels eines bekannten Algorithmus, nämlich des "CMS-SpO2-Algorithmus", erhalten wurden, sind in dem Diagramm als Markierungen 36 und 38 auf einer Skala zusätzlich gezeigt, die doppelt so groß ist wie jene der SpO2-Werte, die gemäß dem Verfahren der vorliegenden Erfindung erhalten wurden und in dem Diagramm gezeigt sind.
In dem gezeigten Beispiel beträgt der Mittelwert des über 512 Proben ermittelten SpO2-Wertes 96,7%, wobei die Standardabweichung ±3,0% beträgt. Zwecks Vergleich wurde der Mittelwert über 5.120 Proben (eine Beobachtungsdauer von ungefähr 40 Sekunden) berechnet. Dieser Mittelwert beträgt 97,3%, wobei die Standardabweichung ±0,6% beträgt.
Im Vergleich zu dem bekannten Algorithmus zeigt das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung eine deutliche Verbesserung hinsichtlich der Standardabweichung, insbesondere wenn der Mittelwert über 5.120 Proben berechnet wird.
Des Weiteren sind das kontinuierliche Verhältnis und die SpO2-Werte, die gemäß der vorliegenden Erfindung erhalten werden, während einer Zeitspanne stabil, die länger als eine volle Pulsperiode ist, und ihre Streuung ist gering, selbst wenn der diastolische Bereich erreicht wird.
In Anbetracht der Tatsache, dass in dem vorstehend erwähnten Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung der Mittelwert anstelle des maximalen Wertes (Diastole) bei der Berechnung des Verhältnisses berücksichtigt wird, ergibt sich im Vergleich zur klassischen Berechnung
Rk = ln(L1min/L1max)/ln(L2min/L2max) (4)
ein kleiner Korrekturfaktor, der von der Durchblutung abhängig ist, nämlich:
Rcor = R · (2-AC2/L2)/(2-AC1/L1) (5)
wobei L1min, L1max, L2min, L2max für die minimalen und für die maximalen Werte der roten Welle beziehungsweise der infraroten Welle stehen. Der Korrekturfaktor wird in SpO2 jedoch nicht signifikant, bis die Durchblutungen einen Wert von > 10% erreicht, und in diesen Fällen kann eine Korrektur durchgeführt werden.
Im Fall einer geringen Durchblutung und einer zusätzlichen Störung treten häufig jeweilige Schlag- und demzufolge SpO2-Lücken auf, wenn der vorstehend erwähnte CMS-Algorithmus verwendet wird, während mittels des vorstehend beschriebenen Verfahrens Werte kontinuierlich in Form von kontinuierlichen Werten oder in Form von Werten erhalten werden können, die über eine Pulslänge gemittelt sind; im Vergleich zu dem bekannten Algorithmus weisen die Werte die halbe Streubreite auf. Die ermittelten Kurven der kontinuierlichen alternierenden Komponenten können zusätzlich zur Ableitung der Pulsfrequenz daraus verwendet werden; dies wird vorzugsweise durch Detektieren des jeweiligen Nulldurchgangs durchgeführt, d. h. einer Vorzeichenumkehr. Dies reduziert eine eventuelle fehlerhafte Triggerung, die häufig bei zwischenliegenden Maxima ("Dichrotie") sowie aufgrund des Einflusses von Artefakten stattfindet, wenn das klassische Verfahren zur "Spitzenwertfindung" verwendet wird.
Außerdem wird ein interessanter Parameter erhalten, wenn das kontinuierliche DC-Verhältnis gemäß der folgenden Formel gebildet wird:
DC_Ratio[i] = L1avg[i]/L2avg[i] (6)
Dieses Verhältnis bleibt sehr stabil, selbst wenn Bewegungsartefakte auftreten, solange der Sensor seine Position nicht ändert. Bei kürzeren Phasen mit geringer Durchblutung oder mit Artefakten kann auf diese Weise zur Überbrückung der Phasen eine SpO2-Überwachungs- oder eine Haltefunktion vorgesehen werden.
Für das vorstehende Beispiel ist dieses DC-Verhältnis in Fig. 3 als Kurve 40 mit einer Mittelung über 5.120 Proben gezeigt. Ein plötzlicher Abfall oder eine plötzliche Änderung des arteriellen SpO2 ändert auch diesen Wert.
Im Folgenden wird auf der Basis der Fig. 4 bis 10 eine Ausführungsform des Verfahrens gemäß dem zweiten Aspekt der vorliegenden Erfindung beschrieben.
Mittels des vorstehend beschriebenen Verfahrens mit kontinuierlicher Basislinie wurden alle Störungskomponenten mit niedriger Frequenz eliminiert (fs_niedrig < Puls beziehungsweise Mittelungsrate 1/Tp und 1/T). Folglich stellen die einzigen Komponenten, die weiterhin als Störung in dem AC-Spektrum effektiv sind, Komponenten mit den gleichen oder höheren Frequenzen dar. Ein Bewegungsartefakt, das hauptsächlich durch eine Verschiebung der LEDs oder der Photodioden relativ zu dem Finger oder dem arteriellen Volumen verursacht wird, stellt eine derartige Interferenz dar. Eine schematische Darstellung, die eine derartige Bewegung illustriert, ist in Fig. 4 gezeigt.
Wenn ein derartiges Artefakt auftritt, ergibt sich die gleiche Ablenkung a[i] für beide AC-Signale AC1[i] und AC2[i]. In einer ersten Näherung sind daher die jeweiligen störungsmodulierten Signale ACs[i] gegeben durch
AC1s[i] = AC1[i] + a[i] (7)
AC2s[i] = AC2[i] + a[i] (8)
Fig. 5 zeigt ein Diagramm der zwei AC-Signale AC1[i], Kurve 50, und AC2[i], Kurve 52, über einem Fenster von 500 Proben i. Eine Störung a[i], die aus einem Bewegungsartefakt herrührt, dessen Frequenz höher als oder gleich der Pulsfrequenz ist und das eine Intensitätsänderung an der Photodiode verursacht, ist in Fig. 6 als Kurve 60 gezeigt. In Fig. 7 sind beide gestörten Signale AC1s[i], Kurve 70, und AC2s[i], Kurve 72, gezeigt. Diese Figur zeigt, dass während der Zeitspanne, in der die Störung auftritt, weder ein authentischer Spitzenwert noch ein korrekter Nulldurchgang für eine Bestimmung der Pulsdauer existiert, insbesondere in Fällen, in denen die Amplitude der Störung gleich oder größer als die Amplitude des arteriellen Signals wird. In diesen Fällen ist die "klassische", bekannte Berechnung der Sättigung gemäß dem "Spitzenwertfindungs"-Verfahren nicht anwendbar.
Die Störungssignalkomponente als solche ist nicht bekannt, sondern nur die Signale AC1s[i] und AC2s[i], die von dieser Störungssignalkomponente überlagert sind. Daraus folgt, dass unter der Annahme, dass die Störung die gleiche Phase und Ablenkung für beide Wellenlängen verursacht, die Störung durch Differenzbildung eliminiert werden kann:
ΔAC[i] = AC2s[i] - AC1s[i] = AC2[i] - AC1[i] (9)
Der Verlauf dieser Differenzkurve ΔAC[i] ist in Fig. 8 als Kurve 80 gezeigt. Fig. 8 zeigt außerdem die korrekte Pulsperiode Tpulse, die aus den jeweiligen Nulldurchgängen der Differenzkurve ableitet werden kann. Im Gegensatz zu bekannten Verfahren, bei denen eine Pulsfrequenz nicht ermittelt werden kann, wenn ein derartiges Bewegungsartefakt auftritt, erlaubt das im Vorstehenden erläuterte Verfahren eine Bestimmung der exakten Pulsfrequenz der Durchblutung von menschlichem Gewebe selbst dann, wenn ein derartiges Bewegungsartefakt existiert.
Die Voraussetzung für die korrekte Eliminierung des Artefakts besteht darin, dass die DC-Komponenten für Rot und Infrarot ungefähr gleich sind. Dies kann z. B. mittels einer ungleichen LED-Intensitätssteuerung erreicht werden. Für den Fall eines Verhältnisses von 1 (Gleichung 13), ist die ΔAC-Differenz gleich null, SpO2 ist jedoch zu z. B. 85% gegeben, selbst wenn Artefakte überlagert sind. Um eine korrekte Pulsfrequenz für diesen Fall zu berechnen, kann künstlich eine endliche Differenz erzeugt werden, z. B. mittels unterschiedlicher LED-Intensitäten.
Wie bereits erwähnt wurde, liefert das Verfahren, das vorstehend unter Bezugnahme auf den ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung beschrieben wurde, gute Resultate für durch niedere Frequenzen gestörte Signale. Im Folgenden wird ein Verfahren beschrieben, das unter Verwendung des vorstehend erläuterten Differenzwertes ΔAC[i] die Bildung eines Verhältnisses erlaubt; die Konzentration einer Komponente, im Fall der bevorzugten Ausführungsform die arterielle Sauerstoffsättigung, kann dann auch in Fällen ermittelt werden, in denen z. B. ein Bewegungsartefakt existiert.
Das Verhältnis R[i] kann in einer Form geschrieben werden, die äquivalent zu Gleichung 1 ist:
R[i] = ln(1-AC1[i]/L1avg[i])/ln(1-AC2[i]/L2avg[i]) (10)
Für ein Verhältnis AC/DC < 5% (Durchblutungen < 10%) kann die folgende Vereinfachung verwendet werden, ohne irgendeinen merklichen Fehler zu verursachen:
R[i] = (AC1[i]/L1avg[i])/(AC2[i]/L2avg[i]) (11)
Mit der Substitution
AC1[i] = AC2[i]-ΔAC[i] (12)
wird das folgende Resultat erzielt:
R[i] = (1-ΔAC[i]/AC2[i]) · L2avg[i]/L1avg[i] (13)
In den vorstehenden Gleichungen 8 und 9 kann statt AC1[i] in einer äquivalenten Weise auch AC2[i] ersetzt werden. Folglich kann das im Folgenden erläuterte Verfahren auch mittels der alternierenden Komponente AC1[i] anstelle der alternierenden Komponente AC2[i] durchgeführt werden.
In dem Fall einer Störung, die von einem Bewegungsartefakt verursacht wird, ist AC2s[i] anstelle des ungestörten Signals AC2[i] effektiv. ΔAC[i] bleibt jedoch sowohl für gestörte als auch für ungestörte Fälle gleich, und außerdem bleibt der Faktor L2avg[i]/L1avg[i] unter dem Einfluss eines Artefakts unverändert.
Daraus folgt, dass wenn ein Artefakt vorliegt, die Hauptaufgabe darin besteht, einerseits dieses Artefakt zu erkennen und andererseits die korrektest mögliche (artefaktfreie) alternierende Komponente AC2[i] (oder alternativ AC1[i]) zu finden.
Im Fall einer Störung kann es vorteilhaft sein, für die Berechnung Gebiete oder Werte zu verwenden, die über eine Subperiode integriert werden, anstatt eine Punktkurvenbestimmung zu verwenden, wie den Nulldurchgang oder einen Spitzenwert. Zu diesem Zweck können die jeweiligen Werte zum Beispiel über eine halbe Periodenlänge der kontinuierlichen AC-Differenz integriert werden. Für die kontinuierliche AC-Differenz ergibt sich die folgende Gleichung:
Integrierte Werte für die anderen Größen AC2[i], L1avg[i], L2avg[i] können in einer entsprechenden Weise ermittelt werden. Für diese Größen werden die Werte AC2[T/2], L1avg[T/2], L2avg[T/2] erzielt. Demgemäß wird
R[T/2] = (1-ΔAC(T/2)/AC2(T/2)) · L2avg[T/2]/L1avg[T/2] (15)
für das Verhältnis R für jede halbe Pulsperiode erhalten.
Unter den Größen, die dem Verhältnis R[T/2] zugrunde liegen, ändert sich aufgrund einer Störung im Wesentlichen lediglich AC2(T/2). Wenn das Vorhandensein einer Störung detektiert wird, verwendet die vorliegende Erfindung einen artefaktfreien AC2'(T/2)-Wert, der während einer vorhergehenden Subperiode ermittelt wurde, um ein Verhältnis R'[T/2] gemäß Gleichung (15) zu bestimmen. Dieses Verfahren kann wenigstens während einer spezifischen Periode nach der Erkennung der Störung und solange sich der Differenzwert ΔAC(T/2) nicht wesentlich ändert durchgeführt werden. Wenn keine Störung detektiert wird, wird der momentan detektierte AC2-Wert weiterhin zur Bestimmung des integrierten Verhältnisses R[T/2] verwendet.
Das Vorhandensein eines ungestörten Wertes für AC2 kann zum Beispiel angenommen werden, solange: 0,6 · AC2 < AC2 s < 1,4 · AC2. Wenn der Wert AC2s aus diesem Bereich herausfällt, wird daraus geschlossen, dass dies auf das Vorhandensein einer Störung hinweist. Auf eine Störung kann auch auf der Basis der Diskrepanz zwischen den Nulldurchgängen von ΔAC[i] und AC2s[i] geschlossen werden, da diese Nulldurchgänge ohne eine Störung zusammenfallen. Der Wert ΔAC(T/2) sowie das DC-Verhältnis L2avg/L1avg sprechen auf eine Sättigungsänderung an, jedoch nicht auf die im Vorstehenden beschriebenen Artefakte. Daraus folgt, dass die vorstehend erwähnte Berechnung eine ausgezeichnete Näherung für die Detektion der Konzentration einer Komponente, z. B. einer arteriellen Sauerstoffsättigung in einem menschlichen Gewebe, durch Ermitteln der Konzentration der Komponente auf der Basis des integrierten Verhältniswertes R'[T/2] ist.
In Fig. 9 ist das Verhältnis, das gemäß dem vorstehenden Näherungsverfahren berechnet wurde, als Kurve 90 im Vergleich zu der Berechnung gemäß dem ersten Aspekt auf der Basis der ungestörten Signale, Kurve 24, gezeigt.
Die Effizienz des im Vorstehenden beschriebenen Verfahrens ist außerdem aus Fig. 10 ersichtlich. Fig. 10 zeigt ein Detail einer Phase mit einem schwachen Signal, das mittels eines Ohrsensors detektiert wurde, und einem starken Artefakteinfluss, der z. B. durch Joggen verursacht wurde. Die Schrittfrequenz unterscheidet sich nur wenig von der Pulsfrequenz.
Herkömmliche Algorithmen zur Spitzenwertfindung triggern hier in Reaktion auf die Schrittfrequenz, vgl. CMS-SpO2-Werte, Punkte 100, die aus dem als "Merlin- SpO2-Algorithmus", Verweis 4, bekannten Algorithmus abgeleitet wird, und liefern einen mittleren Sättigungswert über 512 Proben von 84,6%, wobei die Standardabweichung bei ±14,8% liegt. Gemäß dem vorstehend unter Bezugnahme auf die Fig. 4 bis 8 beschriebenen Verfahren wird ein mittlerer Sättigungswert über 512 Proben von 94,9% mit einer Standardabweichung von ±3,9% erhalten, vgl. Kurve 102; dies entspricht dem normalen Wert.
Die Punkte 104 in Fig. 10 repräsentieren die gemittelte Pulsfrequenz von 127,4 bmp, die mittels des vorstehend erwähnten herkömmlichen Verfahrens erhalten wurden. In Übereinstimmung mit dem Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung wird eine präzisere Pulsfrequenz von 113 bpm, vgl. Punkte 106, erhalten.
Fig. 10 zeigt außerdem die zwei gestörten alternierenden Signale Acs1[i] und Acs2[i] sowie den Wert ΔAC · 5, Kurve 108, während die Kurve 110 in Fig. 10 das kontinuierliche DC-Verhältnis repräsentiert. Die Pulsfrequenz, die im Fall des Verfahrens gemäß dem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung erhalten wird, ist durch die Punkte 112 in Fig. 10 dargestellt.
Im Folgenden wird ein weiteres alternatives Verfahren zur Bestimmung eines Verhältnisses im Fall eines Artefaktes beschrieben. Der erste Schritt ist die Bestimmung des kontinuierlichen Verhältnisses R[i] in der Weise, die vorstehend unter Bezugnahme auf die Fig. 1 bis 3 beschrieben wurde. Des Weiteren wird die AC- Differenz ΔAC[i] sowie die Pulsperiode gebildet, die daraus abgeleitet werden kann, nämlich aus den Nulldurchgängen derselben. Als Verhältnisse zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung werden dann lediglich jene i-Proben verwendet, die einerseits nicht durch die AC-Nullpunkte gehen und andererseits lediglich mit AC2s[i]-Werten mit der gleichen Richtung (SIGN) der Amplitudenablenkung wie die ΔAC[i]-Werte gebildet werden. Dies erhöht die Wahrscheinlichkeit, dass mehr Signalkomponenten mit einer ungestörten Phase berücksichtigt werden, während alle entgegengesetzt gerichteten außer Betracht bleiben. Dieses vergleichsweise einfache Verfahren hat sich besonders für schwache bis mittlere Störungsamplituden als nützlich herausgestellt. Die Signalkurve der resultierenden Sättigung, gemittelt über 512 Proben, Kurve 114, die in Fig. 10 gezeigt ist, bezieht sich jedoch auf einen Fall mit starker Störungsamplitude, wobei AC[i] ungefähr gleich a[i] ist. In diesem Fall wurde ein mittlerer Sättigungswert von 90,8% mit einer Standardabweichung von ±9,6% erhalten.

Claims

1. Verfahren zur Bestimmung der Konzentration einer Komponente aus der Intensität von elektromagnetischen Wellen mit wenigstens zwei ausgewählten Wellenlängen, die von menschlichem Gewebe reflektiert oder durch menschliches Gewebe transmittiert werden, wobei das Verfahren die folgenden Schritte umfasst:

(a) Umwandeln der Intensitäten der empfangenen elektromagnetischen Wellen in wenigstens ein erstes und ein zweites elektrisches Signal

(b) Bilden eines kontinuierlichen ersten zeitlichen Mittelwertes (L1avg[i]) des ersten Signals;

(c) Bilden eines kontinuierlichen zweiten zeitlichen Mittelwertes (L2avg[i]) des zweiten Signals;

(d) kontinuierliches Bestimmen einer ersten alternierenden Komponente (AC1[i]) aus dem ersten Signal und dem ersten Mittelwert;

(e) kontinuierliches Bestimmen einer zweiten alternierenden Komponente (AC2[i]) aus dem zweiten Signal und dem zweiten Mittelwert;

gekennzeichnet durch die weiteren Schritte:

(f) Bestimmen eines kontinuierlichen Differenzwertes (ΔAC[i]) der zwei alternierenden Komponenten;

(g) Bestimmen eines ersten integrierten Mittelwertes (L1avg[T/2]) durch Integrieren des ersten Mittelwertes über eine Subperiode des kontinuierlichen Differenzwertes;

(h) Bestimmen eines zweiten integrierten Mittelwertes (L2avg[T/2]) durch Integrieren des zweiten Mittelwertes über die Subperiode;

(i) Bestimmen einer integrierten alternierenden Komponente (AC1[T/2]; AC2[T/2]) durch Integrieren der ersten oder der zweiten alternierenden Komponente über die Subperiode;

(j) Bestimmen eines ersten integrierten Differenzwertes (ΔAC[T/2]) durch Integrieren des Differenzwertes über die Subperiode;

(k) Bestimmen eines integrierten Verhältniswertes (R[T/2]) auf der Basis des integrierten Differenzwertes (ΔAC[T/2]), der integrierten alternierenden Komponente (AC2[T/2]) und der zwei integrierten Mittelwerte (L1avg[T/2], L2avg[T/2]); und

(l) Ableiten der Konzentration der Komponente aus dem integrierten Verhältniswert (R[T/2]).

2. Verfahren nach Anspruch 1, das des Weiteren umfasst:

Nach dem Schritt (j) einen Schritt der Beurteilung der augenblicklichen ersten oder zweiten alternierenden Komponente als störungsfrei oder als einer Störung unterworfen und

wenn die augenblickliche erste oder zweite alternierende Komponente als störungsfrei beurteilt wird:

- Ausführen der Schritte (k) und (l);

ansonsten:

- Bestimmen eines integrierten Verhältniswertes (R'[T/2]) auf der Basis des integrierten Differenzwertes (ΔAC[T/2]), auf der Basis der integrierten alternierenden Komponente (AC2'[T/2]), die während der vorhergehenden Subperiode bestimmt wird, für welche die ermittelte integrierte alternierende Komponente als störungsfrei beurteilt wurde, sowie auf der Basis der zwei integrierten Mittelwerte (L1avg[T/2], L2avg[T/2]), deren Verhältnis bei Artefakten konstant bleibt, jedoch nicht bei plötzlichen Konzentrationsänderungen; und

- Ableiten der Konzentration der Komponente aus dem integrierten Verhältniswert (R'F/2]).

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei die in jedem der Schritte (g) bis (j) verwendete Subperiode eine Halbwelle des kontinuierlichen Differenzwertes (ΔAC[i]) ist.

4. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, wobei die erste oder die zweite alternierende Komponente in Schritt (k) als störungsfrei beurteilt wird, wenn: 0,6 · AC < ACs < 1,4 · AC, wobei AC die störungsfreie alternierende Komponente ist und ACs die alternierende Komponente ist, die einer Störung unterworfen ist.

5. Verfahren nach Anspruch 2 oder 3, wobei die erste oder die zweite alternierende Komponente auf der Basis der Nulldurchgänge des Differenzwertes (ΔAC[i]) und der ersten oder der zweiten alternierenden Komponente (AC1[i]; AC2[i]) beurteilt wird.

6. Verfahren nach Anspruch 1, das des Weiteren die Schritte umfasst:

Bestimmen eines kontinuierlichen Verhältnisses (R[i]) aus dem ersten und dem zweiten Signal sowie aus dem ersten und dem zweiten kontinuierlichen zeitlichen Mittelwert mit Ausnahme von Bereichen, die dicht bei den Nulldurchgängen der alternierenden Komponenten liegen; und

Ableiten der Konzentration der Komponente aus dem kontinuierlichen Verhältnis (R[i]).

7. Verfahren nach Anspruch 6 zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung eines Blutflusses durch ein menschliches Gewebe.

8. Verfahren nach Anspruch 7, das zusätzlich den folgenden Schritt umfasst: Bestimmen der Pulsrate des Blutflusses auf der Basis der Nulldurchgänge der ersten oder der zweiten alternierenden Komponente (AC1[i], AC2[i]).

9. Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 8, wobei der kontinuierliche erste und zweite zeitliche Mittelwert (L1avg[i], L2avg[i]) jeweils über die Dauer einer Impulsperiode des ersten oder des zweiten Signals bestimmt werden.

10. Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 9, wobei das kontinuierliche Verhältnis (R[i]), aus dem die Konzentration der Komponente abgeleitet wird, durch die Gleichung

R[i] = ln(L1[i]/L1avg[i])/ln(L2[i]/L2avg[i])

bestimmt wird, wobei L1[i] das erste Signal ist, L2[i] das zweite Signal ist, L1avg[i] der kontinuierliche erste zeitliche Mittelwert und L2avg[i] der kontinuierliche zweite zeitliche Mittelwert ist.

11. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 10, wobei die erste alternierende Komponente (AC1[i]) durch Subtrahieren des kontinuierlichen ersten zeitlichen Mittelwertes (L1avg[i]) von dem ersten Signal (L1[i]) gebildet wird und wobei die zweite alternierende Komponente (AC2[i]) durch Subtrahieren des kontinuierlichen zweiten zeitlichen Mittelwertes (L2avg[i]) von dem zweiten Signal (L2[i]) gebildet wird.

12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, wobei die Konzentration der Komponente, die bestimmt wird, eine Gassättigung darstellt, insbesondere die arterielle Sauerstoffsättigung.

13. Verfahren zur Bestimmung einer Pulsrate eines Blutflusses durch menschliches Gewebe aus der Intensität von elektromagnetischen Wellen mit wenigstens zwei ausgewählten Wellenlängen, die durch das menschliche Gewebe reflektiert oder durch das menschliche Gewebe transmittiert werden, wobei das Verfahren die folgenden Schritte umfasst:

13.1 Umwandeln der Intensitäten der empfangenen elektromagnetischen Wellen in wenigstens ein erstes und ein zweites elektrisches Signal (L1[i], L2[i]);

13.2 Bilden eines kontinuierlichen ersten zeitlichen Mittelwertes (L1avg[i]) des ersten Signals;

13.3 Bilden eines kontinuierlichen zweiten zeitlichen Mittelwertes (L2avg[i]) des zweiten Signals;

13.4 kontinuierliches Bestimmen einer ersten alternierenden Komponente (AC1[i]) aus dem ersten Signal und dem ersten Mittelwert;

13.5 kontinuierliches Bestimmen einer zweiten alternierenden Komponente (AC2[i]) aus dem zweiten Signal und dem zweiten Mittelwert;

13.6 Bestimmen eines kontinuierlichen Differenzwertes (ΔAC[i]) der zwei alternierenden Komponenten; und

13.7 Bestimmen der Pulsrate des Blutflusses auf der Basis der Nulldurchgänge des Differenzwertes (ΔAC[i]).

14. Vorrichtung zur Bestimmung der Konzentration einer Komponente aus der Intensität von elektromagnetischen Wellen mit wenigstens zwei ausgewählten Wellenlängen, die durch menschliches Gewebe reflektiert oder durch menschliches Gewebe transmittiert werden, die beinhaltet:

Mittel zum Umwandeln der Intensitäten der empfangenen elektromagnetischen Wellen in wenigstens ein erstes und ein zweites elektrisches Signal Mittel zum Bilden eines kontinuierlichen ersten zeitlichen Mittelwertes (L1avg[i]) des ersten Signals;

Mittel zum Bilden eines kontinuierlichen zweiten zeitlichen Mittelwertes (L2avg[i]) des zweiten Signals;

Mittel zum kontinuierlichen Bestimmen einer ersten alternierenden Komponente (AC1[i]) aus dem ersten Signal und dem ersten Mittelwert; und

Mittel zum kontinuierlichen Bestimmen einer zweiten alternierenden Komponente (AC2[i]) aus dem zweiten Signal und dem zweiten Mittelwert;

gekennzeichnet durch:

Mittel zum Bestimmen eines kontinuierlichen Differenzwertes (ΔAC[i]) der zwei alternierenden Komponenten;

Mittel zum Bestimmen eines ersten integrierten Mittelwertes (L1avg[T/2]) durch Integrieren des ersten Mittelwertes über eine Subperiode des kontinuierlichen Differenzwertes;

Mittel zum Bestimmen eines zweiten integrierten Mittelwertes (L2avg[T/2]) durch Integrieren des zweiten Mittelwertes über die Subperiode;

Mittel zum Bestimmen einer integrierten alternierenden Komponente (AC1[T/2]; AC2[T/2]) durch Integrieren der ersten oder der zweiten alternierenden Komponente über die Subperiode;

Mittel zum Bestimmen eines ersten integrierten Differenzwertes (ΔAC[T/2]) durch Integrieren des Differenzwertes über die Subperiode;

Mittel zum Bestimmen eines ersten integrierten Verhältniswertes (R[T/2]) auf der Basis des integrierten Differenzwertes (ΔAC[T/2]), der integrierten alternierenden Komponente (AC2[T/2]) und der zwei integrierten Mittelwerte (L1avg[T/2], L2avg[T/2]); und

Mittel zum Ableiten der Konzentration der Komponente aus dem ersten integrierten Verhältniswert (R[T/2]).

15. Vorrichtung nach Anspruch 14, die des Weiteren beinhaltet:

Mittel zum Bestimmen eines kontinuierlichen Verhältnisses (R[i]) aus dem ersten und dem zweiten Signal sowie aus dem ersten und dem zweiten kontinuierlichen zeitlichen Mittelwert mit Ausnahme der Bereiche, die dicht bei den Nulldurchgängen der alternierenden Komponenten liegen; und

Mittel zum Ableiten der Konzentration der Komponente aus dem kontinuierlichen Verhältnis (R[i]).

16. Vorrichtung nach Anspruch 14, die des Weiteren beinhaltet:

Mittel zum Beurteilen, ob die augenblickliche erste oder zweite alternierende Komponente störungsfrei oder einer Störung unterworfen ist;

Mittel zum Ableiten der Konzentration der Komponente aus dem ersten integrierten Verhältniswert (R[T/2]), wenn die augenblickliche erste oder zweite alternierende Komponente durch die Beurteilungsmittel als störungsfrei beurteilt wird; und

Mittel zum Bestimmen eines zweiten integrierten Verhältniswertes (R'[T/2]) auf der Basis des integrierten Differenzwertes (ΔAC[T/2]), auf der Basis der integrierten alternierenden Komponente (AC2'[T/2]), die während der vorhergehenden Subperiode bestimmt wurde, für welche die ermittelte integrierte alternierende Komponente als störungsfrei beurteilt wurde, sowie auf der Basis der zwei integrierten Mittelwerte (L1avg[T/2], L2avg[T/2]); und

Mittel zum Ableiten der Konzentration der Komponente aus dem zweiten integrierten Verhältniswert (R'[T/2]), wenn die augenblickliche erste oder zweite alternierende Komponente durch die Beurteilungsmittel nicht als störungsfrei beurteilt wird.

17. Vorrichtung nach Anspruch 14, 15 oder 16, wobei die Konzentration der Komponente, die bestimmt wird, eine Gassättigung darstellt, speziell die arterielle Sauerstoffsättigung.

18. Vorrichtung zur Bestimmung einer Pulsrate eines Blutflusses durch menschliches Gewebe aus der Intensität von elektromagnetischen Wellen mit wenigstens zwei ausgewählten Wellenlängen, die durch das menschliche Gewebe reflektiert oder durch das menschliche Gewebe transmittiert werden, die beinhaltet:

Mittel zum Umwandeln der Intensitäten der empfangenen elektromagnetischen Wellen in wenigstens ein erstes und ein zweites elektrisches Signal (L1[i], L2[i]);

Mittel zum Bilden eines kontinuierlichen ersten zeitlichen Mittelwertes (L1avg[i]) des ersten Signals;

Mittel zum kontinuierlichen Bestimmen einer ersten alternierenden Komponente (AC1[i]) aus dem ersten Signal und dem ersten Mittelwert;

Mittel zum Bestimmen eines kontinuierlichen Differenzwertes (ΔAC[i]) der zwei alternierenden Komponenten; und

Mittel zum Bestimmen der Pulsrate des Blutflusses auf der Basis der Nulldurchgänge des Differenzwertes (ΔAC[i]).