DE69723564T2

DE69723564T2 - Gerät zur überwachung eines patienten

Info

Publication number: DE69723564T2
Application number: DE69723564T
Authority: DE
Inventors: A. Larry VANDER SCHAAF
Original assignee: Nellcor Puritan Bennett LLC
Current assignee: Nellcor Puritan Bennett LLC
Priority date: 1996-08-15
Filing date: 1997-08-08
Publication date: 2004-06-09
Anticipated expiration: 2017-08-09
Also published as: AU3975497A; ATE245003T1; EP0925018B1; DE69723564D1; US5765563A; WO1998006326A1; CA2264628A1; AU731448B2; EP0925018A1

Description

Hintergrund der Erfindung
1. Gebiet der Erfindung
Diese Erfindung betrifft die kardiorespiratorische Überwachung und Analyse, und insbesondere die kardiorespiratorische Überwachung zur Analyse und Bewertung von Schlafereignissen.
2. Beschreibung des Standes der Technik
In den letzten Jahren wurden hinsichtlich der Diagnose und Behandlung von Schlafstörungen erhebliche Fortschritte gemacht. Ein übliches Verfahren zur Diagnose zahlreicher Schlafstörungen besteht in der Überwachung einer Anzahl physiologischer Signale eines Patienten in dessen Schlafzustand. Da die genaue Zeit des Auftretens abnormaler Schlafereignisse im typischen Fall unbekannt ist, muss der Krankenhausarzt die Anzahl physiologischer Signale über eine längere Zeitperiode hinweg überwachen, zum Beispiel über Nacht. Typische Signale, die für die Überwachung von Schlafstörungen zu deren Studium und Klassifikation in Frage kommen, sind Elektroenzephalogramme (EEG), Elektrookulogramme (EOG), Elektromyogramme (EMG), Herzfrequenz, Atmung und Sauerstoffsättigung.
Jahrzehntelang wurden die Aufzeichnungen physiologischer Signale auf langen Papierstreifen bereitgestellt. Der Arzt wertete dann die Aufzeichnungen auf Papier aus und „bewertete" jedes Schlafereignis, das aufgetreten war. Das heißt, dass der Arzt im typischen Fall jedes einzelne Schlafereignis manuell identifizierte und klassierte. Obwohl dieses Verfahren eine Möglichkeit zur Identifikation und Klassifikation von Schlafereignissen darstellen kann, ist ohne weiteres erkennbar, dass es zeitaufwändig und fehleranfällig sein kann. Aufgrund der Tatsache, dass sich die Analyse so zeitaufwändig gestaltete, war ferner die Diagnose von Schlafstörungen, mit Ausnahme der extremsten Fällen, nur begrenzt wirtschaftlich durchführbar.
Mit der Einführung physiologischer Aufzeichnungsgeräte hat sich auch die effektive Diagnose von Schlafstörungen weiter verbreitet. Physiologische Aufzeichnungsgeräte sind Geräte, die zur elektronischen Aufzeichnung physiologischer Signale über eine lange Zeitperiode hinweg, beispielsweise über Nacht, eingesetzt werden können.
Es ist eine Anzahl von Computersystemen zur Durchführung statistischer und spektraler Analysen der elektronisch gespeicherten physiologischen Signalen entwickelt worden. Ein derartiges System ist im U.S.-Patent Nr. 5,291,400 (Gilham) beschrieben. Im Gilham-Patent wird ein System zur Analyse der Herzvariabilität vorgeschlagen. Bei Gilham erzeugt ein Computersystem verschiedene statistische und spektrale Daten entsprechend der Herzfrequenzvariabilität, einschließlich Leistungsspektra, und zeigt die Ergebnisse an.
Ein weiteres derartiges System ist im U.S.-Patent Nr. 5,274,548 (Bernard et al.) vorgeschlagen. Das Patent von Bernard et al. schlägt ein Verfahren zur automatischen Analyse von Signalen durch Segmentierung der physiologischen Signale und Klassifikation dieser vor. Die Signale werden dabei durch Häufen von Abtastwerten und Mischen benachbarter Pulse vor der Analyse segmentiert.
Im U.S.-Patent Nr. 5,299,118 (Martens et al.) ist ein Analysesystem offenbart, welches Schlafereignisse unter Verwendung einer vorprogrammierten Wissensbank automatisch klassiert. Das heißt, bei Martens et al. wird vorgeschlagen, Merkmale aus den digitalisierten Signaldaten zu extrahieren, und dann versucht, die extrahierten Merkmale mit vorprogrammierten Mustern innerhalb der Wissensbank abzugleichen. Die abgeglichenen Merkmale werden dann zur Klassifikation des Zustands der physiologischen Funktion (beispielsweise des Schlafstadiums) für jede Zeitperiode verwendet. Nach dieser Analyse kann der Benutzer das Ereignis offline neu klassieren, indem er die Muster, mit denen die Merkmale abgeglichen werden, sowie die Klassifikationskriterien ändert.
Ein Handikap bei allen diesen Systemen aus dem Stand der Technik ist, dass der Arzt von den eigentlichen physiologischen Daten getrennt ist und somit an der eigentlichen Diagnosefunktion nicht teilnimmt. Bei den Patenten von Gilham, Bernard et al. und Martens et al. kommen zur Erzielung eines Ergebnisses komplexe statistische und/oder technisch ausgefeilte Datenverarbeitungs-Techniken zum Einsatz. Diese komplexen statistischen und/oder technisch ausgefeilten Datenverarbeitungs-Techniken können jedoch den Klinikarzt davon abhalten, seine eigene Sachkenntnis für die Diagnoseerstellung einzubringen, weil der wahre Charakter der Daten durch diese verborgen werden kann. Des weiteren versucht das Computersystem bei Martens et al., jedes Schlafereignis unter Verwendung einer vorprogrammierten Wissensbank zu klassieren, und es scheint nur so, als könne der Arzt die Muster, mit denen die extrahierten Merkmale abgeglichen werden, sowie entsprechende Klassifikationskriterien einstellen. Schließlich scheint zur korrekten Klassifikation von Schlafereignissen das Patent von Martens et al. eine relativ große Anzahl von Sensoren zu benötigen, einschließlich Atmungssensoren zur Erkennung der Atemamplitude und -frequenz, Bewegungssensoren zur Erkennung einer Bewegung des Phasenwinkels zwischen dem Brustkorb und dem Unterleib, Sensoren zur Erkennung eines interkostalen EMG und Stellungssensoren zur Erkennung der Körperstellung.
Die WO-A-93/09834 betrifft Systeme und Verfahren zur automatischen und kontinuierlichen Regelung des Nasaldruckpegels auf einen optimalen Wert während der Behandlung von obstruktiver Schlafapnoe (OSA). Die OSA-Therapie erfolgt mittels eines Geräts, das automatisch einen angelegten Druck neu auswertet und kontinuierlich einen minimalen Druck sucht, der zur ausreichenden Dehnung des pharyngealen Atemwegs des Patienten erforderlich ist. Dieser optimale Pegel verändert sich beispielsweise je nach Körperstellung und Schlafstadium im Laufe der Nacht. Außerdem verändert sich dieser Pegel in Abhängigkeit vom Körpergewicht des Patienten sowie in Abhängigkeit davon, ob der Patient Alkohol oder Schlafmittel zu sich genommen hat.
Die WO 91/09372 offenbart eine computergestützte Vorrichtung, die einen Bediener bei der Analyse von im Schlaf auftretenden physiologischen Signalen sowie bei der Bewertung der Schlafstadien unterstützt. Diese Vorrichtung umfasst ein Mittel zur Signalzuordnung, ein Anzeigemittel, ein Mittel zur Ereignisidentifikation, ein Initialisierungsmittel, ein Mittel zur Anzeige eines Zwischenergebnisses, ein Mittel zur Ereigniskate gorisierung, ein Mittel zur Parametermodifikation, ein Bewertungsmittel und ein Mittel zur Anzeige von Ergebnissen.
Die EP 651971 betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Bestimmung des Auftretens einer Apnoe, einer Durchgängigkeit und/oder einer partiellen Obstruktion. Die Bestimmung einer Apnoe erfolgt durch Berechnung der Veränderlichkeit des Atemluftstromsignals über ein sich bewegendes Zeitfenster und Vergleich der Veränderlichkeit mit einem Schwellenwert.
Dementsprechend wäre es wünschenswert, über ein System zu verfügen, das zur Erkennung von Schlafereignissen eine vergleichsweise kleine Anzahl von Sensorvorrichtungen verwendet und einen vergleichsweise einfachen Algorithmus ausführt, während es dem Benutzer gleichzeitig die Flexibilität zur Änderung der dabei verwendeten Parameter verleiht und es ihm ermöglicht, seine Sachkenntnis bei der Diagnoseerstellung einzubringen. Ein automatisches Bewertungsschema dieser An würde die Last des Bedieners verringern und sicherstellen, dass die selben wiederholbaren Kriterien über die gesamte Zeitperiode hinweg verwendet werden, während es dem Arzt ermöglichen würde, für die Erstellung einer korrekten Diagnose seine eigene Sachkenntnis einzubringen. Dadurch können die Kosteneffizienz sowie die Gesamteffizienz des Systems verbessert werden, wobei gleichzeitig eine zuverlässigere Diagnose möglich ist.
Zusammenfassung der Erfindung
Die vorliegende Erfindung stellt eine Vorrichtung zur Durchführung einer bewertenden Analyse pathologischer Schlafereignisse einschließlich Apnoe, Hypopnoe und Entsättigung eines Patienten anhand eines abgetasteten Atemluftstromsignals zur Verfügung. Ferner verwendet die vorliegende Erfindung einen vergleichsweise einfachen Algorithmus zur Identifikation von Schlafereignissen anhand der digitalisierten Daten des Sensors. Schließlich verleiht die vorliegende Erfindung dem Benutzer die Flexibilität zur selektiven Betrachtung der digitalisierten Rohdaten des Sensors und zur Modifikation der vom System verwendeten Parameter, so dass die Sachkenntnis dieses Benutzers zur Erstellung einer Diagnose effektiver genutzt werden kann.
Dementsprechend stellt die vorliegende Erfindung ein System zur Analyse des Atemluftstroms eines Patienten zur Bestimmung und Bewertung abnormaler Schlafereignisse, und insbesondere Apnoe-Ereignisse, zur Verfügung. Das System umfasst ein Eingabemittel, ein Taktgebermittel, ein Empfangsmittel und ein Bestimmungsmittel. Das Eingabemittel empfängt ein zeitlich variierendes analoges Atemluftstromsignal von einem Sensor, welcher den Atemluftstrom eines Patienten sensorisch erfasst, wobei das analoge Atemluftstromsignal der Atmung des Patienten entspricht. Das Eingabemittel digitalisiert des weiteren das analoge Atemluftstromsignal, um ein digitalisiertes Atemluftstromsignal bereitzustellen. Das Taktgebermittel stellt ein digitales Taktsignal zur Korrelation des digitalisierten Atemluftstromsignals mit der Zeit zur Verfügung. Das Empfangsmittel empfängt das digitalisierte Atemluftstromsignal und das digitale Taktsignal. Das Bestimmungsmittel schließlich bestimmt die Atmung des Patienten anhand des digitalisierten Atemluftstromsignals und bestimmt eine Verzögerung in der Atmung des Patienten, aufgrund deren ein Apnoe-Ereignis angezeigt wird.
Es ist beabsichtigt, dass die vorliegende Erfindung in Echtzeit arbeiten kann oder die digitalen Daten zur späteren Analyse elektronisch speichern kann. Das heißt, das Bestimmungsmittel soll die digitalisierten Signale direkt empfangen und eine Verarbeitung dieser in Echtzeit durchführen können. Alternativ ist beabsichtigt, dass ein Speichermittel zur Speicherung des digitalisierten Atemluftstromsignals und des digitalen Taktsignals zur späteren Anzeige und Analyse vorgesehen sein kann.
Das digitalisierte Atemluftstromsignal weist eine Anzahl aufeinanderfolgender Abschnitte auf, die einer Anzahl von Einatmungsbeginn-Abschnitten, Einatmungsspitzen-Abschnitten, Ausatmungsbeginn-Abschnitten und Ausatmungsende-Abschnitten entsprechen. Das Bestimmungsmittel bestimmt die Abschnitte des digitalisierten Atemluftstromsignals, die den aufeinanderfolgenden Einatmungsspitzen-Abschnitten und den entsprechenden aufeinanderfolgenden Einatmungsbeginn-Abschnitten des digitalisierten Atemluftstromsignals entsprechen. Außerdem ist ein Apnoe-Intervall als das Zeitintervall zwischen einem gültigen Einatmungsspitzen-Abschnitt und dem nächsten darauffolgenden Einatmungsbeginn-Abschnitt definiert. Dementsprechend bestimmt das Bestimmungsmittel, welche der Anzahl von Apnoe-Intervallen länger als eine vorbestimmte Apnoe-Schwelle sind, wodurch ein Apnoe-Ereignis angezeigt wird.
Ein beispielhafter Algorithmus zur Bestimmung des voranstehend erwähnten Apnoe-Intervalls erkennt, dass das digitalisierte Atemluftstromsignal eine Anzahl örtlicher Maxima und örtlicher Minima aufweist, wobei jedes der Anzahl örtlicher Maxima und örtlicher Minima eine entsprechende Amplitude hat. Einige der örtlichen Maxima sind gültig, während andere auf nicht-monotone Atmung oder Rauschen zurückzuführen sind. Daher entspricht jeder der Anzahl von Einatmungsspitzen-Abschnitten einem der Anzahl örtlicher Maxima, aber nicht unbedingt umgekehrt. Es ist beabsichtigt, dass das Bestimmungsmittel bestimmen kann, welche der Anzahl von Einatmungsspitzen-Abschnitten gültig sind.
Das Bestimmungsmittel stuft einen bestimmten Einatmungsspitzen-Abschnitt als gültig ein, wenn: (1) die Amplitude des örtlichen Maximums die Amplitude des nachfolgenden örtlichen Minimums um einen vorbestimmten Schwellenwert überschreitet; und (2) die Amplitude des örtlichen Maximums innerhalb einer vorbestimmten Zeitperiode um einen vorbestimmten Betrag abfällt. Diese Zeitperiode kann als der Durchschnitt der höchsten 10 der vorherigen 50 gültigen Zeitperioden oder als ein Minimalwert von 1,4 Sekunden definiert sein, je nachdem, was höher ausfällt. Eine Zeitperiode kann vom örtlichen Maximum zum nachfolgenden örtlichen Minimum gemessen werden. Falls beide dieser Kriterien erfüllt sind, wird das örtliche Maximum als gültig eingestuft.
Zur weiteren Verbesserung der Erkennung von Apnoe-Ereignissen kann das System eine Abfallschlange aufweisen, in der eine Anzahl gültiger Abfallabstände gespeichert sein können. Ein gültiger Abfallabstand kann als die Differenz in der Amplitude des digitalisierten Atemluftstromsignals von einem gültigen Einatmungsspitzen-Abschnitt zu einem nächsten darauffolgenden Ausatmungsende-Abschnitt definiert sein. Die Abfallschlange kann die „N" aktuellsten gültigen Abfallabstände im FIFO-Modus speichern. Die Abfallschlange kann zur Bestimmung einer Basislinienamplitude für die Berechnung einer gültigen Einatmungsspitze verwendet werden. Das heißt, der vorbe stimmte Schwellenwert, der verwendet wird, um zu bestimmen, ob eine Einatmungsspitze gültig ist, kann auf einen Prozentsatz einer Basislinienamplitude eingestellt werden. Die Basislinienamplitude kann definiert sein als der Durchschnitt der zweit- bis sechsthöchsten gültigen Abfälle in einer Abfallschlange der Größe 10. Der höchste gültige Abfall wird entfernt, um Atmungen zu eliminieren, die atypisch für das normale Atmungsmuster sein können (beispielsweise ein tiefer Seufzer). Die schwächsten Atmungen werden entfernt, um die Auswirkung abnormaler Atmungsmuster auf die Basislinie zu eliminieren und somit weiterhin ein abnormales Atmungsmuster (beispielsweise Hypopnoe) erfassen zu können. Die Verwendung einer Basislinienamplitude zur Berechnung des vorbestimmten Schwellenwertes ergibt im wesentlichen einen beweglichen Durchschnittsreferenzpegel. Dadurch können in Situationen, in denen langfristige Schwankungen auftreten – wie sie beispielsweise durch das Absinken von Signalen im Laufe der Zeit verursacht werden – konsistentere Ergebnisse erzielt werden.
Es ist beabsichtigt, dass der gültige Abfallabstand größer als eine vorbestimmte Minimalschwelle sein muss, bevor der gültige Abfallabstand in der Abfallschlange gespeichert wird. Dies kann verhindern, dass der vorbestimmte Schwellenwert zu klein zum Verwerfen von Rauschen oder anderer Interferenz wird, wodurch des weiteren sichergestellt wird, dass es sich bei der entsprechenden Einatmungsspitze tatsächlich um eine gültige Einatmungsspitze handelt.
Zur Erkennung von Hypopnoe kann das voranstehend beschriebene System den vorbestimmten Betrag, um den der bestimmte Einatmungsspitzen-Abschnitt innerhalb der vorher beschriebenen vorbestimmten Zeitperiode abfallen muss, auf einen Prozentsatz des voranstehend erläuterten vorbestimmten Schwellenwerts einstellen. Optional kann das System einen an den Patienten angeschlossenen Sauerstoffsensor aufweisen, der ein zeitlich variierendes Sauerstoffsättigungssignal an das Eingabemittel überträgt, wodurch sich ein digitalisiertes Sauerstoffsättigungssignal ergibt. Das Bestimmungsmittel kann bestimmen, ob der Sauerstoffsättigungspegel für eine vorbestimmte Zeitperiode unter einen vorbestimmten Sauerstoffsättigungspegel fällt. Falls unter diesen Bedingungen ein Apnoe-Ereignis erkannt wird, und falls optional der Sauerstoffsättigungspegel für die vorbestimmte Zeitperiode unter den vorbestimmten Sauerstoffpegel absinkt, dann wird ein Hypopnoe-Ereignis erkannt.
Zur Erkennung der Entsättigung kann eine feste Sauerstoffsättigungsschwelle oder eine relative Sauerstoffsättigungsschwelle ausgewählt werden, oder beides. Wird die Option der festen Sauerstoffsättigungsschwelle gewählt, kann das System bestimmen, ob der Sauerstoffsättigungspegel unter eine feste vorbestimmte Sauerstoffsättigungsschwelle sinkt. Wird die Option der relativen Sauerstoffsättigungsschwelle gewählt, dann kann das System bestimmen, ob der Sauerstoffsättigungspegel unter eine relative Sauerstoffsättigungsschwelle sinkt. Werden sowohl der feste als auch der relative Sauerstoffsättigungspegel ausgewählt, dann wird ein Entsättigungspegel erkannt, wenn eine der beiden Prüfungen erfüllt ist.
Es ist beabsichtigt, dass die relative Sauerstoffsättigungsschwelle als ein Prozentsatz einer Basislinien-Sauerstoffsättigungsschwelle definiert sein kann. Die Basislinien-Sauerstoffsättigungsschwelle kann wie folgt definiert sein. Ein Basislinienzeitintervall (beispielsweise fünf Minuten) kann in „N" Zeitfenster unterteilt werden, und für jedes Zeitfenster kann ein durchschnittlicher Sauerstoffpegel berechnet werden. Die Basislinien-Sauerstoffsättigungsschwelle kann dann durch Mittelung der „M" höchsten durchschnittlichen Sauerstoffpegel für jedes der „N" Zeitfenster berechnet werden, wobei M kleiner als N ist. Um zu verhindern, dass sich ungültige Signale auf die Ergebnisse auswirken, ist beabsichtigt, dass jedwedes Zeitfenster mit einem ungültigen Sauerstoffpegel nicht als einer der M höchsten Sauerstoffpegel ausgewählt werden kann.
Schließlich ist beabsichtigt, dass das voranstehend beschriebene System einen an den Patienten angeschlossenen Pulssensor zur Bereitstellung eines zeitlich variierenden Herzpulssignals an das Eingabemittel umfasst, wodurch sich ein digitalisiertes Pulssignal ergibt. Das Bestimmungsmittel kann die Pulsfrequenz des Patienten bestimmen und die Pulsfrequenz mit den Atmungs- und Sauerstoffsättigungssignalen korrelieren. Dies kann einem Arzt bei der Diagnose von Schlafereignissen von Nutzen sein.
Bei allen voranstehend erwähnten Ausführungsformen ist beabsichtigt, dass das Bestimmungsmittel ein digitaler Prozessor sein kann. Vorzugsweise kann es sich bei dem Bestimmungsmittel um einen üblichen Personalcomputer handeln, der zur Durchführung der voranstehend erwähnten Funktionen programmiert ist. Ferner kann der übliche Personalcomputer so programmiert sein, dass er dem Arzt die Flexibilität zur Modifikation der vom System verwendeten Parameter verleiht, und die digitalisierten Rohdaten des Sensors anzeigt, was dem Arzt ermöglicht, seine Sachkenntnis zur Erstellung der Diagnose einzubringen.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen.
Die Aufgaben der vorliegenden Erfindung und viele der damit verbundenen Vorteile der vorliegenden Erfindung ergeben sich offensichtlich aus dem besseren Verständnis der Erfindung durch das Studium der folgenden ausführlichen Beschreibung in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen, wobei gleiche Bezugsziffern in allen Figuren gleiche Teile bezeichnen. Es zeigen:
1 ein Blockschaltbild einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
2 ein Ablaufdiagramm einer beispielhaften Interaktion eines Bedieners mit dem in 1 dargestellten System;
3 ein beispielhaftes Programmsymbol gemäß vorliegender Erfindung;
4 ein beispielhaftes „Open File"- (= „Datei Öffnen") Menü gemäß vorliegender Erfindung;
5 ein beispielhaftes „Device Setup"- (= „Gerät Einstellen") Menü gemäß vorliegender Erfindung;
6 ein beispielhaftes „Data Source Selection"- (= "Auswahl Datenquelle") Menü gemäß vorliegender Erfindung;
7 ein beispielhaftes „OxiFlow Download Options"- (= „OxiFlow Herunterlade-Optionen") Menü gemäß vorliegender Erfindung;
8 ein beispielhaftes „File Restore"- (= „Datei Wiederherstellen") Menü gemäß vorliegender Erfindung;
9 ein beispielhaftes „Patient Information"- (= „Patienteninformation") Menü gemäß vorliegender Erfindung;
10 ein beispielhaftes „Setup Event Parameters"- (= „Ereignisparameter Einstellen") Menü für Apnoe gemäß vorliegender Erfindung;
11 ein beispielhaftes „Setup Event Parameters"- (= „Ereignisparameter Einstellen") Menü für Hypopnoe gemäß vorliegender Erfindung;
12 ein beispielhaftes „Setup Event Parameters"- (= „Ereignisparameter Einstellen") Menü für Entsättigung gemäß vorliegender Erfindung;
13 einen beispielhaften Bildschirm einer Analyseanzeige, der drei Sensorausgangssignale anzeigt;
14 ein beispielhaftes „Charge Time Interval"- (= „Zeitintervall Ändern") Menü gemäß vorliegender Erfindung;
15 eine beispielhafte „Histogram"- (= „Histogramm") Anzeige einschließlich Pulsfrequenz und Sauerstoffsättigung;
16 ein beispielhaftes „Print"- (= "Druck") Menü gemäß vorliegender Erfindung;
17 ein beispielhaftes „Backup"- (= „Sichern") Menü gemäß vorliegender Erfindung;
18 ein Ablaufdiagramm eines beispielhaften Apnoe-Hypopnoe-Algorithmus; und
19 ein Ablaufdiagramm eines beispielhaften Entsättigungs-Algorithmus.
Ausführliche Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen
1 ist ein Blockdiagramm einer beispielhaften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Die Vorrichtung in ihrer Gesamtheit ist mit 98 bezeichnet. Es sind eine Anzahl von Sensoren zur Erkennung verschiedener physiologischer Signale vorgesehen. Bei der gezeigten beispielhaften Ausführungsform sind ein Herzfrequenzsensor 100, ein Sauerstoffsättigungssensor 102 und ein Atemluftstromsensor 104 vorgesehen. Bei einer bevorzugten Ausführungsform sind der Herzfrequenzsensor 100 und der Sauerstoffsättigungssensor 102 in Form eines kombinierten Sensors vorgesehen, der an einem Finger von Patient 200 befestigt ist. Der kombinierte Sensor kann vom Typ gemäß New, Jr. et al., U.S.-Patent Nr. 4,621,643 oder ein ähnliches Gerät sein. Der Atemluftstromsensor 104 kann vom Typ gemäß Bowman et al., U.S.-Patent Nr. 5,161,541 sein, der ein Analogsignal entsprechend der Temperatur der über ihn verlaufenden Luft erstellt, um eine Einatmung oder eine Ausatmung des Patienten anzuzeigen. Alternativ kann der Atemluftstromsensor 104 das Äquivalent eines Mikrofon-Tonabnehmers sein, der ein analoges Ausgangssignal entsprechend der Größe des über ihn verlaufenden Atemluftstroms erstellt. Dementsprechend, und bei einer bevorzugten Ausführungsform, kann der Atemluftstromsensor 104 in der Nähe jedweder Atemluftstromöffnung im Körper angeordnet sein, und vorzugsweise an der Oberlippe und unter der Nase des Patienten.
Die Sensoren 100, 102 und 104 sind an ein Aufzeichnungsgerät 119 angeschlossen, das ein Patient mit nach Hause nehmen kann. Jeder der Sensoren 100, 102 und 104 legt ein Analogsignal an eine entsprechende Signalverarbeitungsvorrichtung. Das Analogsignal vom Herzfrequenzsensor 100 wird an einen Herzfrequenzsignalprozessor 106 angelegt. Das Analogsignal vom Sauerstoffsättigungssensor 102 wird an den Sauerstoffsätti gungssignalprozessor 108 angelegt. Das Analogsignal vom Atemluftstromsensor 104 schließlich wird an den Atemluftstromsignalprozessor 110 angelegt. Die Signalprozessoren 106 und 108 können gemäß New Jr. et al. oder einem Äquivalent aufgebaut sein, bei dem das analoge Sensoreingangssignal dazu verwendet wird, die Herzfrequenz bzw. Sauerstoffsättigung in analoger Form zu erhalten. Der Signalprozessor 110 kann eine korrekte Impedanzabgleichung und Verstärkung für das Atemluftstromsignal an die nachfolgende Stufe bereitstellen.
Die Signale von den Signalprozessoren 106, 108 und 110 können an einen Analog-Digital (A/D) Wandler 112 gelegt werden. Der Analog-Digital-Wandler 112 kann die entsprechenden Analogsignale digitalisieren. Das digitale Ausgangssignal der drei sensorisch erfassten Signale des Analog-Digital-Wandlers 112 kann an einen Speicher 118 gelegt werden. Es ist beabsichtigt, dass ein digitaler Taktgenerator 116 vorgesehen sein kann, der ein digitales Taktsignal bereitstellen kann, das die digitalisierten Signale mit der Zeit korreliert. Dementsprechend kann der digitale Taktgenerator 116 ein digitales Taktsignal an den Speicher 118 legen, wie es gezeigt ist. Die bevorzugte Abtastfrequenz für den Analog-Digital-Wandler 112 beträgt ungefähr 10 Hertz, was als ausreichend oberhalb der Nyquistgrenze für alle interessierenden Frequenzen betrachtet wird.
Ein Rechner 114 kann mit dem Speicher 118 gekoppelt sein. Der Speicher 118 hat Ein- und Ausgabemöglichkeiten, die mit den I/O-Schnittstellen von Rechner 114 kompatibel sind, und kann vom Rechner 114 gesteuert werden. In einer bevorzugten Ausführungsform kann das Datenaufzeichnungsgerät 119 ein OxiFlow-Aufzeichnungsgerät sein, welches von der Firma, auf die die vorliegende Erfindung übertragen wurde, erhältlich ist. Das OxiFlow-Aufzeichnungsgerät 119 kann alle Sensordaten und vom Programm erzeugten Daten aufzeichnen und vorher aufgezeichnete Daten an den Rechner 114 legen.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist der Rechner 114 ein IBM-kompatibler Mikroprozessor mit einem 80386/20 oder höherer Leistungsfähigkeit, mit einem 1,44 MB Magnetdiskettenlaufwerk, einem Magnetplattenlaufwerk mit mindestens 10 MB freiem Plattenspeicherplatz, mindestens 4 MB RAM-Speicher, einem offenen seriellen und parallelen Port, einem Betriebssystem vom Typ Microsoft Windows 3.1 oder höher, einer Grafikkarte und Monitor 120 mit mindestens 640 × 480 Pixel und einer 16 Graustufenfähigkeit, einer Tastatur 122, einer Microsoft-kompatiblen Maus 124 und einem Windows-kompatiblen Drucker 126.
2 ist ein Ablaufdiagramm einer beispielhaften Interaktion eines Bedieners mit dem voranstehend beschriebenen System 98. Es ist beabsichtigt, dass die vorliegende Erfindung entweder in Hardware- oder in Softwareform, oder in einer Kombination aus beiden, implementiert wird. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist der Rechner 114 mit einem in der Programmiersprache „C/CH" geschriebenen Computerprogramm programmiert, damit er die von ihm gewünschten Funktionen ausführen kann.
Der allgemeine Programmablauf ist mit 130 bezeichnet. Der Bediener verwendet die Tastatur 122 und/oder die Maus 124 als Eingabemittel zur Initialisierung und für den Betrieb der Computerprogrammschnittstellen. Die Ausgaben können auf dem Bildschirm von Monitor 120 angezeigt werden, wie es oben beschrieben und nachstehend dargestellt ist. Bei einer bevorzugten Ausführungsform stellen herkömmliche Windows-Prozeduren unter Verwendung der Bildschirmanzeige auf Monitor 120, die die verschiedenen Optionen zeigt, die vom Bediener ohne weiteres über die Maus 24 auswählbar sind, die Bediener-Interaktionen bereit. Dies ermöglicht einen unproblematischen Betrieb mit minimalem Training und nutzt die bestehende Windows-Betriebssystemstruktur.
Der Programmaufruf erfolgt unter Verwendung eines Programmsymbols mit der Bezeichnung „OxiFlow Analysis Software", das auf Monitor 120 im Windowsformat als eines der Anwenderprogrammsymbole angezeigt wird. 3 zeigt ein bevorzugtes Programmsymbol gemäß vorliegender Erfindung. Der im nachstehenden Text verwendete Begriff „Bildschirm" bezeichnet den Bildschirm auf Monitor 120. Der Bediener klickt lediglich doppelt das „OxiFlow Analysis"-Symbol an, das durch den „Symbol Auswählen"-Block 132 repräsentiert wird, wobei der herkömmliche Windowsansatz zum Aufruf des Anwenderprogramms zum Einsatz kommt.
Der durch den „Symbol Auswählen"-Block 132 aufgerufene Bildschirm hat eine Titelleiste mit der Überschrift „OxiFlow Analysis Software" im üblichen Windowsformat. Unmittelbar unter der Titelleiste befindet sich eine Steuerleiste mit den üblichen Windows-Hypertextworten „File Setup View and Help" (= „Datei Einstellen Ansicht und Hilfe").
Nach Wahl des „OxiFlow Analysis"-Symbols 132 kann der Benutzer eine Datenquelle auswählen, wie es durch Block 134 angezeigt ist. Durch Anklicken von „Setup" in der Steuerleiste des „OxiFlow Analysis Software"-Fensters wird ein Menü mit den Optionen „Events, Patient Information and Recorder" (= „Ereignisse, Patienteninformation und Aufzeichnungsgerät") aufgerufen. Durch das Anklicken von „Recorder" wird ein Bildschirm mit dem Titel „Device Setup" (= „Gerät Einstellen") mit einer Anzahl von Sprachoptionen aufgerufen. 5 zeigt ein beispielhaftes „Device Setup"-Menü. Unmittelbar unter der Steuerleiste befinden sich drei Hypertext-Kästchen mit den Bezeichnungen „Data Source" (= „Datenquelle"), „Backup" (= „Sichern") bzw. „Restore" (= „Wiederherstellen"). Durch Anklicken eines der Hypertext-Wörter in der Steuerleiste oder eines der Hypertext-Kästchen werden die bezeichneten Funktionen aufgerufen.
Durch Anklicken des Hypertext-Kästchens „Data Source" (= „Datenquelle") wird ein Bildschirm mit der Bezeichnung „Data Source Selection" (= „Datenquellenauswahl") mit folgenden Optionen aufgerufen: OxiFlow Recording (= „OxiFlow Aufzeichnungsgerät"), Restore from Archives (= „Wiederherstellen aus dem Archiv") und Open Existing File (= „Bestehende Datei Öffnen"). 6 zeigt ein beispielhaftes „Data Source Selection"- („Datenquellenauswahl") Menü. Wählt der Benutzer den OxiFlow Recorder als Datenquelle aus, wird ein Bildschirm mit der Bezeichnung „OxiFlow Download Options" (= „OxiFlow Herunterladeoptionen") eingeblendet. 7 zeigt ein beispielhaftes „OxiFlow Download Options"-Menü. Der Benutzer wird aufgefordert, einen Zieldateinamen, den passenden COM-Port und die Übertragungsrate in Baud anzugeben. Nach Bestätigung durch Anklicken von „OK" werden die Daten vom Speicher 118 heruntergeladen, wie es vom „Herunterladen"-Block 136 angezeigt wird.
Wählt der Benutzer eine bestehende Datei vom Magnetplattenlaufwerk von Rechner 114 aus, wird ein Bildschirm mit der Bezeichnung „Open" (= „Öffnen") eingeblendet. In diesem Bildschirm stehen die Vorgaben zur Bereitstellung folgender Informationen an das Programm: File Name (= „Dateiname"), List Type of Files (= „Auflistung Dateiarten"), Directories (= „Verzeichnisse") und Drive (= "Laufwerk"). 4 zeigt ein beispielhaftes „File Open"- (= „Datei Öffnen") Menü. Bei Bereitstellung der Daten oder Verwendung der Standardparameter und Anklicken von OK wird die ausgewählte Datei heruntergeladen, wie es vom „Herunterladen"-Block 136 angezeigt wird.
Wählt der Benutzer das Wiederherstellen einer Datei aus dem Archiv aus, wird ein Bildschirm mit der Bezeichnung „Restore" eingeblendet, mit den Optionen „Source" (= „Quelle"), „Path" (= „Pfad") und „Destination" (= „Ziel"). 8 zeigt ein beispielhaftes „Restore" (= "Wiederherstellen")-Menü. Bei Bereitstellung der Daten oder unter Verwendung der Standardparameter und Anklicken von OK werden die ausgewählten Daten heruntergeladen, wie es vom „Herunterladen"-Block 136 angezeigt wird.
Während eines Herunterladevorgangs vom Aufzeichnungsgerät wird die Datenwiedergewinnung im Hintergrund durchgeführt, während der Benutzer automatisch zur Eingabe von Patienteninformation (siehe unten) aufgefordert wird, wie es durch den „Patienteninformation"-Block 138 angezeigt wird. 9 zeigt ein beispielhaftes „Patient Information"-Menü. Das „Patient Information"-Menü ermöglicht die Zuordnung eines jeden Datensatzes zu einem bestimmten Patienten, und es stellt ferner relevante Informationen zur korrekten Schlafstörungsdiagnose zur Verfügung, einschließlich Alter, Geschlecht etc.
Nach Eingabe der Patienteninformation bei Block 138 können die Analyseeinstellungen durchgesehen und erforderlichenfalls geändert werden. Die Analyseeinstellungen können über eine Anzahl von „Setup Event Parameters"- (= „Ereignisparameter Einstellen") Menüs geändert werden. Ein beispielhaftes „Setup Event Parameters"-Menü für Apnoe-Parameter ist in 10 gezeigt. Ein beispielhaftes „Setup Event Parameters"-Menü für Hypopnoe-Parameter ist in 11 gezeigt. Schließlich ist ein beispielhaftes „Setup Event Parameters"-Menü für Entsättigungsparameter in 12 gezeigt.
Es wird nunmehr auf die Apnoe-Parameter von 10 Bezug genommen. Dabei wird ein Atemluftstromeingang zusammen mit einem Dialogfenster zur Eingabe eines Apnoe-Intervalls angezeigt. Wenn das System kein Atemluftstromsignal vom Atemluftstromsensor 104 erkennt, wird das X im Eingabekästchen direkt vor „Airflow Pause" (= „Atemluftstrompause") nicht angezeigt, und das voranstehend beschriebene Feld zur Anforderung von Einstellungen wird übersprungen. Die Apnoe-Intervall-Eingabe hat einen Ausgangsparameter von 10 Sekunden und kann, im bevorzugten Modus, auf einen ganzzahligen Wert innerhalb des Bereichs von 4 bis 60 Sekunden eingestellt sein, wodurch die minimale Dauer, die ein Apnoe-Ereignis darstellt, festgelegt wird. Der Apnoe-Erkennungsalgorithmus selbst ist unter Bezugnahme auf 18 beschrieben. Bezüglich der Hypopnoe-Parameter von 11 muss das oberste Eingabekästchen auf „X" gestellt sein, um eine Hypopnoe-Erkennung zu ermöglichen. Wird kein „X" eingegeben, dann findet keine Hypopnoe-Erkennung statt. Ferner werden Hypopnoen, die sich mit Apnoen überschneiden, verworfen. Das Hypopnoe-Menü ermöglicht es dem Benutzer, den Prozentsatz festzulegen, um den der Atemluftstrom unter eine durchschnittliche (oder Basislinien-) Atemluftstromamplitude abfallen muss, bevor ein Hypopnoe-Ereignis erkannt wird. Damit gekoppelt ermöglicht das Hypopnoe-Menü dem Benutzer die Festlegung der minimalen Zeitperiode, für die der Atemluftstrom unter die durchschnittliche Atemluftstromamplitude abfallen muss, bevor ein Hypopnoe-Ereignis erkannt wird. Diese beiden Bedingungen müssen erfüllt sein, bevor ein Hypopnoe-Ereignis berichtet wird.
Das untere Eingabekästchen steuert, ob die Hypopnoe mit einem Abfall der Sauerstoffsättigung assoziiert werden muss, wobei eine Eingabe von „X" angibt, dass ein solcher Abfall in die Analyse miteinbezogen werden muss. Der Sauerstoffsättigungspegel muss um den festgelegten Prozentsatz unter den am Anfang des Ereignisses aufgezeichneten Basislinien-Sauerstoffsättigungspegel sinken. Dieses ganzzahlige Feld lässt Werte im Bereich von 1 bis 40% unter der durchschnittlichen (oder Basislinien-) Atemluftstromamplitude zu. Ferner muss bei einer bevorzugten Ausführungsform dieser Abfall der Sauerstoffsättigung innerhalb von 20 Sekunden ab dem Ende des Ereignisses eintreten. Der Hypopnoe-Erkennungsalgorithmus selbst ist unter Bezugnahme auf die 18 beschrieben.
Bei den Entsättigungsparametem von 12 wird, wenn das System kein Sauerstoffsättigungssignal erkennt, das Entsättigungsmenü nicht gezeigt und dessen Betrieb ausgeschaltet. Der Benutzer kann entweder das obere Eingabekästchen, das untere Eingabekästchen oder beide auswählen. Wird nur das obere Eingabekästchen ausgewählt, wird eine feste Schwelle zur Bestimmung der Entsättigung verwendet. Wird nur das untere Eingabekästchen ausgewählt, wird eine relative Schwelle zur Bestimmung der Entsättigung verwendet. Werden sowohl das obere als auch das untere Eingabekästchen ausgewählt, dann werden sowohl feste als auch relative Schwellenerkennungen verwendet. Wird weder das obere noch das untere Eingabekästchen ausgewählt, dann wird die Entsättigungserkennung abgeschaltet.
Das Feld „Oxygen saturation below %" (= „Sauerstoffsättigung unter %") legt die feste Schwelle fest. Bei einer bevorzugten Ausführungsform lässt dieses ganzzahlige Feld Werte im Bereich von 60 bis 100% zu. Der anfängliche Standardparameter ist 85 %. Das Feld „for at least seconds" (= „mindestens Sekunden lang") legt die minimale Dauer eines Entsättigungsereignisses in Sekunden fest. Bei einer bevorzugten Ausführungsform lässt dieses ganzzahlige Feld Werte im Bereich von 1 bis 30 Sekunden zu. Der anfängliche Standardparameter ist 10 Sekunden. Bei Verwendung einer festen Schwelle ist die Entsättigung definiert als ein Abfall der Sauerstoffsättigung unter den festgelegten Prozentsatz für eine Dauer von mindestens den festgelegten Sekunden.
Das Feld „A drop of % below the baseline oxygen saturation" (= „Ein Abfall von % unter die Basislinien-Sauerstoffsättigung") legt den Sauerstoffabfall für eine relative Schwelle fest. Bei einer bevorzugten Ausführungsform lässt dieses ganzzahlige Feld Werte im Bereich von 1 bis 40% zu. Der anfängliche Standardparameter ist 4%. Bei Verwendung einer relativen Schwelle ist die Entsättigung definiert als ein Abfall der Sauerstoffsättigung unter den festgelegten Prozentsatz eines Basislinien-Sättigungspegels, für eine Zeitdauer von mindestens der festgelegten Zeitdauer. Der Algorithmus zur Berechnung der Basislinie ist nachstehend beschrieben.
Werden sowohl feste als auch relative Schwellen ausgewählt, ist die Entsättigung definiert als Abfall der Sauerstoffsättigung unter entweder die feste Schwelle ODER den Basislinien-Sauerstoffsättigungspegel. Die Sauerstoffsättigung muss für eine Zeitdauer von mindestens Zeit Sekunden unter einer der beiden Schwellen bleiben.
In allen Fällen wird das Sauerstoffsättigungssignal als ungültig betrachtet, wenn es weniger als ein vordefiniertes Minimum von 61% Sauerstoff beträgt. Dies trägt dazu bei, Entsättigungen aufgrund von geringen Signalamplituden und/oder Rauschen zu eliminieren. Sauerstoffsättigungspegel werden nur dann in die Sauerstoffsättigungshistogramme miteinbezogen, wenn sie als gültig betrachtet werden. Die Histogrammalgorithmen sind nachstehend beschrieben.
Nachdem der Benutzer in den „Setup Event Parameter"-Menüs passend ausgewählt hat, werden die Daten über den „Herunterladen"-Block 136 heruntergeladen, und das Programm geht automatisch zum „Analyse Berechnen & Ergebnisse Speichern"-Block 142. Eine am Monitor während der Analyse angezeigte Zeitleiste zeigt den Fortschritt an, und nach Beendigung werden die Ergebnisse automatisch gespeichert. Es ist zu beachten, dass neue Analyseeinstellungen 140 jederzeit durch Anklicken des „Data Source"- (= „Datenquelle") Hyperblocks eingegeben werden können.
Nachdem der „Analyse Berechnen & Ergebnisse Speichern"-Block 142 die erforderliche Verarbeitung beendet hat, kann sich der Benutzer die Ergebnisse der Analyse anzeigen lassen, wie es durch den „Ergebnisse Anzeigen"-Block 144 repräsentiert wird. Der Benutzer kann sich Ergebnisse von bereits zuvor existierenden Dateien vom Computer durch den „Bestehende Datei Öffnen"-Block 141 oder von einer Speicherung im Archiv durch den „Aus dem Archiv Zurückholen"-Block 143 (siehe 2) anzeigen lassen. Ein beispielhafter Bildschirm zur Anzeige der Ergebnisse ist in 13 gezeigt.
Während der Durchsicht der Analyseergebnisse können eine Anzahl von Auswahlentscheidungen getroffen werden. Zum Beispiel kann der Benutzer, wie Block 146 zeigt, Analyseergebnisse durchsehen, wie Block 148 zeigt, Histogramme der Ergebnisse durchsehen und sich ausdrucken lassen, wie Block 150 zeigt, neue Analyseeinstellungen vornehmen und/oder sich, wie Block 152 zeigt, einen Bericht ausdrucken lassen.
Beim Ansichtblock 146 kann eine Zoom-Option mit den Auswahlmöglichkeiten 30 min, 1 h, 2 h, 4 h und Gesamtdauer verwendet werden. 14 zeigt ein beispielhaftes „Time Interval"- (= „Zeitintervall") Pull-down-Menü. Durch Anklicken von „Help" (= Hilfe) in der Steuerleiste wird ein Inhaltsverzeichnis aufgerufen, wobei die Optionen „Using Help" (= „Benutzen der Hilfe-Funktion") und „About Help" (= „Informationen zur Hilfe-Funktion") dem Bediener behilflich sind. Beim Block „Histogramm-Ansicht und Ausdruck" 148 lässt sich mittels der Daten ein Histogramm erstellen. In 15 ist ein beispielhaftes, vom Programm erstelltes Histogramm dargestellt, das sowohl die Pulsfrequenz als auch die Sauerstoffsättigung zeigt. Beim Block „Neue Analyseeinstellungen" 150 kann der Benutzer wie voranstehend beschrieben neue Analyseparameter eingeben. Schließlich kann beim Block „Bericht Ausdrucken" 152 der Benutzer verschiedene Berichte zum Ausdruck an den Drucker 126 übermitteln. 16 zeigt ein beispielhaftes Druckmenü.
Falls er dies wünscht, kann der Benutzer das Programm zu diesem Zeitpunkt verlassen, wie es durch den Block „Verlassen" 154 angezeigt wird. Alternativ möchte der Benutzer vielleicht die Aufzeichnungen eines anderen Patienten analysieren. Ist dies der Fall, kann der Benutzer angeben, dass die Datenanalyse für den ausgewählten Patienten abgeschlossen ist, wie Block 156 zeigt. Das Programm kann dann den Benutzer auffordern, die Daten für den ausgewählten Patienten zu sichern, wie Block 158 zeigt. 17 zeigt ein beispielhaftes Sicherungsmenü. Der Benutzer kann dann eine weitere Datenquelle über Block 134 auswählen, wie es voranstehend beschrieben ist.
18 ist ein Ablaufdiagramm, das beispielhafte Algorithmen zur Erkennung von Apnoe und Hypopnoe zeigt. Der Algorithmus wird im Block „Analyse Berechnen und Ergebnisse Speichern" 142 oder im Block „Neue Analyseeinstellungen" 150 von 2 ausgeführt. Bei einer bevorzugten Ausführungsform liegt der einzige Unterschied zwischen dem Algorithmus zur Erkennung von Apnoe und demjenigen zur Erkennung von Hypopnoe in den Werten der Schwellenprüfung. Dieser Schwellenunterschied ist nachstehend unter Bezugnahme auf die Schwellenprüfungen beschrieben.
Im allgemeinen erfolgt sowohl die Apnoe- als auch die Hypopnoe-Erkennung unter Verwendung von lediglich dem digitalisierten Atemluftstromsignal. Bei der Suche nach einem Apnoe-Ereignis sucht der Algorithmus zunächst nach einer gültigen Einatmungsspitze und einem anschließenden Einatmungsbeginn. Dann überprüft der Algorithmus die Zeit zwischen der gültigen Einatmungsspitze und dem anschließenden Einatmungsbeginn unter Vergleich mit einem vordefinierten Apnoe-Intervall. Ist die Zeit länger als ein vordefiniertes Apnoe-Intervall, dann wird ein Apnoe-Ereignis erkannt.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform müssen zwei Bedingungen erfüllt sein, damit ein örtliches Maximum im digitalisierten Atemluftstromsignal als gültige Einatmungsspitze betrachtet wird. Die erste Bedingung ist, dass ein Abfallabstand vom örtlichen Maximum zum nächsten örtlichen Minimum größer sein muss als ein vordefinierter Schwellenwert. Die zweite Bedingung ist, dass das örtliche Maximum innerhalb einer festgelegten Zeitperiode mindestens um einen festgelegten Abfallabstand abfallen muss. Diese Bedingungen tragen dazu bei sicherzustellen, dass es sich bei dem örtlichen Maximum wirklich um eine gültige Einatmungsspitze handelt.
Es wird nunmehr spezifisch auf 18 Bezug genommen. Dabei wird über Block „Eintritt" 202 auf das digital umgewandelte Atemluftstromsignal vom Atemluftstromsensor 104 zugegriffen und dieses an den Block „Atemluftstromsignal" 204 weitergeleitet. Der Block „Atemluftstromsignal" 204 bestimmt, ob ein Atemluftstromsignal vorliegt. Liegt kein Atemluftstromsignal vor, dann geht die Steuerung an den Block „Verlassen" 206, durch den der Algorithmus verlassen wird.
Bei Vorliegen eines Atemluftstromsignals geht die Steuerung an den Block „Signal Speichern" 208. Im Block „Signal Speichern" 208 erfolgt eine Speicherung der digitalisierten Datenpunkte des Atemluftstromsensors im FIFO-Modus, was das Programm-Äquivalent einer Kellerspeicherdatei darstellt.
Im Block „Nächsten Datenpunkt Lesen" 210 wird der älteste Datenpunkt im Block „Signal Speichern" 208 gelesen und an den Block „Prüfung Abfallabstand" 212 gelegt. Ein Abfallabstand ist definiert als die Amplitudendifferenz zwischen einem örtlichen Maximum und dem anschließenden örtlichen Minimum. Ein gültiger Abfallabstand ist definiert als die Amplitudendifferenz des digitalisierten Atemluftstromsignals von einem gültigen Einatmungsspitzen-Abschnitt zu einem nächsten darauffolgenden Ausatmungsende-Abschnitt. Im Block „Prüfung Abfallabstand" 212 wird bestimmt, ob es sich bei dem aktuellen Datenpunkt um ein örtliches Minimum handelt. Der Block „Prüfung Abfallabstand" 212 sucht nach örtlichen Maxima und örtlichen Minima. Das örtliche Minimum wird gespeichert, um den Abfallabstand des nachfolgenden örtlichen Minimums auszuwerten. Ist der aktuelle Datenpunkt kein örtliches Minimum, dann geht die Steuerung zurück an Block 210, bei dem der nächste Datenpunkt gelesen wird. Ist jedoch der aktuelle Datenpunkt ein örtliches Minimum, dann geht die Steuerung an den Block „Abfallabstand größer als Schwelle" 214. Die Blöcke „Abfallabstand größer als Schwelle" 214 und „Abfallabstand größer als ABST/ZEIT" 216 bestimmen kollektiv, ob ein örtliches Maximum tatsächlich eine gültige Einatmungsspitze ist.
Wie ohne weiteres erkennbar ist, entspricht das digitalisierte Atemluftstromsignal der Atmung des Patienten und es kann eine Anzahl aufeinanderfolgender Einatmungsbeginn-Abschnitte, Einatmungsspitzen-Abschnitte, Ausatmungs-Abschnitte und Ausatmungsende-Abschnitte aufweisen. Der Begriff Einatmung bezeichnet hierbei das Atmen des Patienten in den Körper hinein, während der Begriff Ausatmung das Ausatmen des Patienten aus dem Körper bezeichnet. Dementsprechend entspricht ein Einatmungsspitzen-Abschnitt dem Punkt, an dem der Patient einen Atemzug in den Körper hinein abgeschlossen hat, während ein Ausatmungsende-Abschnitt dem Punkt entspricht, an dem der Patient eine Ausatmung aus dem Körper abgeschlossen hat. Entsprechend entspricht ein Einatmungsbeginn-Abschnitt dem Punkt, an dem der Patient einen Atemzug in den Körper hinein beginnt, während ein Ausatmungsbeginn dem Punkt entspricht, an dem der Patient eine Ausatmung aus dem Körper beginnt.
Es versteht sich, dass das digitalisierte Atemluftstromsignal eine Anzahl örtlicher Maxima und örtlicher Minima aufweisen kann, wobei jedes der Anzahl örtlicher Maxi ma und örtlicher Minima eine entsprechende Amplitude hat. Einige der örtlichen Maxima sind gültig, während andere auf nicht-monotones Atmen oder Rauschen zurückzuführen sind. Daher kann jeder der Anzahl von Einatmungsspitzen-Abschnitten einem der Anzahl örtlicher Maxima entsprechen, nicht unbedingt jedoch umgekehrt. Es ist beabsichtigt, dass die Blöcke „Abfallabstand größer als Schwelle" 214 und „Abfallabstand größer als ABST/ZEIT" 216 kollektiv bestimmen können, welche der Anzahl von Einatmungsspitzen-Abschnitten tatsächlich gültig sind.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform stufen der Block „Abfallabstand größer als Schwelle" 214 und der Block „Abfallabstand größer als ABST/ZEIT" 216 ein örtliches Maximum als gültige Einatmungsspitze ein, wenn: die Amplitude des örtlichen Maximums die Amplitude des folgenden örtlichen Minimums um einen vorbestimmten Schwellenwert übersteigt; und die Amplitude des örtlichen Maximums innerhalb einer vorbestimmten Zeitperiode um einen vorbestimmten Betrag absinkt.
Entsprechend bestimmt der Block „Abfallabstand größer als Schwelle" 214, ob die Amplitude des örtlichen Maximums die Amplitude des folgenden örtlichen Minimums um einen vorbestimmten Schwellenwert übersteigt. Der vorbestimmte Schwellenwert wird vom Block „Schwellenwert Berechnen" 218 bereitgestellt, der nachstehend ausführlicher beschrieben ist.
Übersteigt die Amplitude des örtlichen Maximums die Amplitude des nachfolgenden örtlichen Minimums nicht um einen vorbestimmten Schwellenwert, dann geht die Steuerung zurück an den Block 210, bei dem der nächste Datenpunkt gelesen wird. Übersteigt die Amplitude des örtlichen Maximums die Amplitude des nachfolgenden örtlichen Minimums um einen vorbestimmten Schwellenwert, dann geht die Steuerung an den Block „Abfallabstand größer als ABST/ZEIT" 216.
Der Block „Abfallabstand größer als ABST/ZEIT" 216 bestimmt, ob die Amplitude des örtlichen Maximums innerhalb einer vorbestimmten Zeitperiode um einen vorbestimmten Betrag sinkt. Es ist beabsichtigt, dass dies das Führen einer Werteschlange über eine volle Atemluftstromperiode erfordern kann, d. h. zwischen aufeinanderfolgenden „Spit zen". Der vorbestimmte Betrag kann einfach ein Prozentsatz der in Block „Abfallabstand größer als Schwelle" 214 verwendeten Schwelle sein. Bei einer bevorzugten Ausführungsform beträgt der vorbestimmte Betrag 15% der in Block „Abfallabstand größer als Schwelle" 214 verwendeten Schwelle. Ferner ist bei einer bevorzugten Ausführungsform die vorbestimmte Zeitperiode auf 1,4 Sekunden eingestellt, sie kann aber auch von Benutzer definierbar sein. Zum Beispiel kann diese Zeitperiode als der Durchschnitt der höchsten 10 der vorherigen 50 gültigen Zeitperioden oder ein Minimalwert von 1,4 Sekunden definiert sein, je nachdem, welcher Wert höher ist. Eine Zeitperiode kann vom örtlichen Maximum zum nachfolgenden örtlichen Minimum gemessen werden.
Ist die Amplitude des örtlichen Maximums innerhalb der vorbestimmten Zeitperiode nicht um den vorbestimmten Betrag gesunken, dann geht die Steuerung zurück an den Block 210, bei dem der nächste Datenpunkt gelesen wird. Ist die Amplitude des örtlichen Maximums innerhalb der vorbestimmten Zeitperiode um den vorbestimmten Betrag gesunken, dann wird das örtliche Maximum als GÜLTIGE Einatmungsspitze eingestuft.
Wurde eine gültige Einatmungsspitze identifiziert, geht die Steuerung an den Block „Verzögerungsprüfung" 220. In Block „Verzögerungsprüfung" 220 wird bestimmt, ob die Atmungsverzögerung ein vorbestimmtes Apnoe-Intervall übersteigt. Das Apnoe-Intervall kann als die Zeit zwischen einem gültigen Einatmungsspitzen-Abschnitt und dem nächsten anschließenden Einatmungsbeginn-Abschnitt definiert sein. Beträgt die Zeit vom gültigen Einatmungsspitzen-Abschnitt zum nächsten anschließenden Einatmungsbeginn-Abschnitt weniger als das Apnoe-Intervall, dann geht die Steuerung zurück zu Block 210, bei dem der nächste Datenpunkt gelesen wird. Ist jedoch die Zeit vom gültigen Einatmungsspitzen-Abschnitt zum nächsten darauffolgenden Einatmungsbeginn-Abschnitt größer als oder gleich dem Apnoe-Intervall, dann wird in Abhängigkeit von der verwendeten Schwelle wie nachstehend beschrieben ein Apnoe- bzw. ein Hypopnoe-Ereignis erkannt. Diese Information kann zur Zusammenfassung und Anzeige gespeichert werden.
Der Wert der vom Block „Abfallabstand größer als Schwelle" 214 verwendeten Schwelle wird über die Blöcke 224, 226, 228, 218 und 230 bereitgestellt. Der Block "Abfallabstand größer als ABST/ZEIT" 216 kann den gültigen Einatmungsspitzen-Abschnitt an den Block „Abfallabstand größer als ein vorbestimmter Wert" 224 legen. Der Block „Abfallabstand größer als ein vorbestimmter Wert" 224 kann den Abfallabstand des gültigen Einatmungsspitzen-Abschnitts mit einer vorbestimmten minimalen Schwelle vergleichen. Ist der Abfallabstand des gültigen Einatmungsspitzen-Signals geringer als die vorbestimmte minimale Schwelle, dann geht die Steuerung an das Element 230 und der Algorithmus zur Schwellenaktualisierung wird abgebrochen. Ist jedoch der Abfallabstand des gültigen Einatmungsspitzen-Signals größer als die vorbestimmte minimale Schwelle, dann wird der Abfallabstand an die Abfallschlange 226 übermittelt. In der Abfallschlange 226 können die „N" aktuellsten gültigen Abfallabstände gültiger Einatmungsspitzen-Abschnitte im FIFO-Modus gespeichert werden. Die Abfallschlange kann mit dem Block „Basislinie Berechnen" 228 gekoppelt sein.
Der Block „Basislinie Berechnen" 228 kann die in der Abfallschlange 226 enthaltenen Abfallabstände zur Bestimmung einer Basislinienamplitude für die Berechnung einer nachfolgenden gültigen Einatmungsspitze verwenden. Das heißt, der vorbestimmte Schwellenwert, der zur Bestimmung verwendet wird, ob eine Einatmungsspitze gültig ist, kann auf einen Prozentsatz einer Basislinienamplitude eingestellt werden, wobei die Basislinienamplitude als der Durchschnitt der zweit- bis sechsthöchsten gültigen Abfälle in einer Abfallschlange der Größe 10 definiert ist. Der höchste gültige Abfall wird entfernt, um Atmungen zu eliminieren, die atypisch für das normale Atmungsmuster sein können (beispielsweise ein tiefer Seufzer). Die schwächsten Atmungen werden entfernt, um die Auswirkung abnormaler Atmungsmuster auf die Basislinie zu eliminieren und somit weiterhin ein abnormales Atmungsmuster (z. B. Hypopnoe) erkennen zu können.
Der Block „Schwellenwert Berechnen" 218 kann die vom Block „Abfallabstand größer als Schwelle" 214 verwendete Schwelle bestimmen, indem er einen Prozentsatz der Basislinienamplitude berechnet. Zur Apnoe-Erkennung, und bei einer bevorzugten Ausführungsform, berechnet der Block „Schwellenwert Berechnen" 218 den Schwel lenwert, indem er 20% des in Block 228 berechneten Basislinienwerts nimmt. Für die Hypopnoe-Erkennung wird dieser Schwellenwert auf (100-PCT)% der Basislinienamplitude eingestellt, wobei PCT der zuvor vom Bediener festgelegte Wert war. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist dies der einzige Unterschied zwischen dem Algorithmus zur Erkennung von Apnoe und demjenigen zur Erkennung von Hypopnoe. Diese Werte werden für die jeweiligen Prüfungen zur Erkennung von Apnoe bzw. Hypopnoe von Block 214 verwendet.
Fakultativ kann für die Hypopnoe-Erkennung das System einen an den Patienten angeschlossenen Sauerstoffsensor aufweisen, der ein zeitlich variierendes Sauerstoffsättigungssignal an das Eingabemittel bereitstellt, wodurch sich ein digitalisiertes Sauerstoffsättigungssignal ergibt. Das System kann bestimmen, ob der Sauerstoffsättigungspegel für eine vorbestimmte Zeitperiode unter einen vorbestimmten Sauerstoffsättigungspegel fällt. Wird unter diesen Bedingungen ein Apnoe-Ereignis erkannt, und fakultativ, falls der Sauerstoffsättigungspegel für die vorbestimmte Zeitperiode unter den vorbestimmten Sauerstoffpegel sinkt, dann wird ein Hypopnoe-Ereignis erkannt.
19 ist ein Ablaufdiagramm eines beispielhaften Entsättigungsalgorithmus. Der Sauerstoffentsättigungsalgorithmus ist allgemein mit 250 bezeichnet. Das Sauerstoffsättigungssignal vom Sauerstoffsättigungssensor 102 wird dem Block „Eintritt in Entsättigungsalgorithmus" 252 eingegeben und an den „Sauerstoffsättigung"-Signalerkennungsblock 254 weitergeleitet, der bestimmt, ob ein digitalisiertes Atemluftstromsignal vorliegt. Liegt kein Atemluftstromsignal vor, geht die Steuerung an den Block „Verlassen" 258.
Liegt ein Sauerstoffsättigungssignal vor, dann geht die Steuerung an den Block „Signal Speichern" 256. In Block „Signal Speichern" 256 werden die digitalisierten Datenpunkte des Sauerstoffsättigungssensors im FIFO-Modus gespeichert, was das Programmäquivalent einer Kellerspeicherdatei darstellt. Die Steuerung geht dann an den Block „Nächsten Datenpunkt Lesen" 260.
In Block „Nächsten Datenpunkt Lesen" 260 wird der älteste Datenpunkt gelesen und der Datenpunkt an den Block „Prüfung mit fester Schwelle" 262 gelegt. In Block „Prüfung mit fester Schwelle" 262 wird bestimmt, ob eine feste Schwelle vom Benutzer ausgewählt wurde und/oder ob eine relative Schwelle ausgewählt wurde. Hat der Benutzer sowohl eine Prüfung mit fester Schwelle als auch eine Prüfung mit relativer Schwelle ausgewählt, dann werden beide Prüfungen gleichzeitig durchgeführt.
In jedem Fall geht, wenn die Prüfung mit fester Schwelle ausgewählt wird, die Steuerung an den Block 264. In Block 264 wird die digitalisierte Sauerstoffsättigung mit einer vordefinierten festen Sauerstoffsättigungsschwelle verglichen. Die feste Sauerstoffsättigungsschwelle wird vom Benutzer festgelegt, wie es unter Bezug auf 12 beschrieben ist. Wenn die digitalisierte Sauerstoffsättigung für die vordefinierte Zeitperiode unter der vordefinierten festen Schwelle bleibt, dann geht die Steuerung an den Block „Entsättigungsereignis" 266, bei dem ein Entsättigungsereignis erkannt wird. Bleibt der digitalisierte Sauerstoffsättigungspegel für die vordefinierte Zeitperiode nicht unter der vordefinierten festen Schwelle, dann geht die Steuerung an den Block „Nächsten Datenpunkt Lesen" 260, bei dem der nächste Datenpunkt gelesen wird.
Wird die Prüfung mit relativer Schwelle ausgewählt, dann geht die Steuerung von Block 262 an den Block 268. Für diese Prüfung muss die Sauerstoffsättigung für länger als eine vordefinierte Zeit unter einer Basislinien-Sauerstoffsättigungsschwelle liegen, wie vom Benutzer im Zusammenhang mit 12 festgelegt.
Die Basislinien-Sauerstoffsättigungsschwelle kann wie folgt definiert werden. Ein Basislinien-Zeitintervall kann in „N" Zeitfenster unterteilt werden, und ein durchschnittlicher Sauerstoffpegel kann für jedes Zeitfenster berechnet werden. Die Basislinien-Sauerstoffsättigungsschwelle kann dann durch Mittelung der „M" höchsten durchschnittlichen Sauerstoffpegel für jedes der „N" Zeitfenster berechnet werden, wobei M weniger als N ist. Um zu verhindern, dass sich ungültige Signale auf die Ergebnisse auswirken, ist beabsichtigt, dass jedwedes Zeitfenster mit ungültigem Sauerstoffpegel nicht als einer der M höchsten Sauerstoffpegel ausgewählt werden kann.
Als Beispiel kann der Block „Basislinien-Sauerstoffsättigung" 270 die Sauerstoffbasislinie wie folgt berechnen: 1) Aufteilen der vorherigen fünf Minuten in fünf Zeitfenster; 2) Auffinden des höchsten Sauerstoffwertes in jedem der Fenster; 3) Bestimmen der im voranstehenden Punkt 2) aufgefundenen höchsten 10 Werte; und 4) der Durchschnitt der im voranstehenden Punkt 3) aufgefundenen 10 Werte ist die Basislinie. Der bei dieser Berechnung verwendete Basislinien-Sauerstoffsättigungspegel lässt sich auf diese Weise alle 5 Sekunden aktualisieren, indem ein Intervall von 5 Minuten in 60 Fenster einer Dauer von 5 Sekunden unterteilt wird.
Bestimmt der Block 268, dass der Sauerstoffsättigungspegel für die vordefinierte Zeitperiode unter der Basislinien-Sauerstoffsättigungsschwelle bleibt, dann wird ein Entsättigungsereignis erkannt und die Steuerung geht an den Block „Entsättigungsereignis" 260. Wenn jedoch der Block 268 bestimmt, dass der Sauerstoffsättigungspegel für die vordefinierte Zeitperiode nicht unter der Basislinien-Sauerstoffsättigungsschwelle bleibt, dann geht die Steuerung zurück an den Block „Nächsten Datenpunkt Lesen" 260, bei dem der nächste Datenpunkt gelesen wird.
Schließlich ist beabsichtigt, dass das voranstehend beschriebene System einen an den Patienten angeschlossenen Pulssensor aufweisen kann, um ein zeitlich variierendes Herzpulssignal an das Eingabemittel zu legen, wodurch sich ein digitalisiertes Pulssignal ergibt. Das System kann die Pulsfrequenz des Patienten bestimmen und die Pulsfrequenz mit den Atmungs- und Sauerstoffsättigungssignalen korrelieren. Dies kann einem Arzt bei der Diagnose der Schlafereignisse von Nutzen sein.
Wie ohne weiteres erkennbar ist, ermöglicht die vorliegende Erfindung eine technisch ausgefeilte Diagnose von sensorisch erfasstem Atemluftstrom, Pulsfrequenz und Sauerstoffsättigung eines Patienten zur Analyse, Bewertung, Anzeige und Speicherung von Apnoe, Hypopnoe und Entsättigung des Patienten unter Verwendung minimaler Spezialgeräte und -programme. Dieses System nutzt die umfangreichen Fähigkeiten eines modernen Mikroprozessors und seines Betriebssystems in vollem Ausmaß zusammen mit dem speziell dafür ausgelegten Gerät und Programm zur Bereitstellung dieser Fähigkeit.
Das Verfahren zur Anforderung der entsprechenden Bedienerantwort auf Grundlage des Windows-Betriebssystems ermöglicht das Beschreiten einer Anzahl von Wegen, um mit äquivalenten Betriebsergebnissen am Anforderungsmenü anzukommen. Die Verwendung von verschiedenen Menüs, Menüzugang, verschiedenen Anzeigeformaten oder Algorithmuskriterien ist für den Fachmann auf dem Gebiet aktueller Mikroprozessoren und Mikroprozessorsteuersystemen offensichtlich.
In Anbetracht dieser Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung versteht es sich für den Fachmann auf dem Gebiet ohne weiteres, dass sich die darin angegebenen Lehren auch auf andere Ausführungsformen anwenden lassen, die im Umfang der nachstehenden Ansprüche liegen.

Claims

System (98) zur Analyse des Atemluftstroms eines Patienten für die Bestimmung und Zählung abnormaler Schlafereignisse, das folgendes umfasst: a) ein Eingabemittel (110, 112) zum Empfang eines zeitlich variierenden analogen Atemluftstromsignals von mindestens einem Sensor (104), welcher den Atemluftstrom eines Patienten sensorisch erfasst, wobei das analoge Atemluftstromsignal der Atmung des Patienten entspricht und eine Anzahl aufeinanderfolgender Einatmungsbeginn-Abschnitte, Einatmungsspitzen-Abschnitte, Ausatmungs-Abschnitte und Ausatmungsende-Abschnitte enthält; wobei die Eingabegeräte (110, 112) das analoge Atemluftstromsignal digitalisieren, wodurch ein digitalisiertes Atemluftstromsignal bereitgestellt wird; b) ein Taktgebermittel (116) zur Bereitstellung eines digitalen Taktsignals zur Korrelation des digitalisierten Atemluftstromsignals mit der Zeit; c) ein Empfangsmittel (118) zum Empfang des digitalisierten Atemluftstromsignals und des digitalen Taktsignals; und d) ein mit dem Empfangsmittel (118) gekoppeltes Bestimmungsmittel (114) zur Bestimmung der Atmung des Patienten anhand des digitalisierten Atemluftstromsignals; wobei das Bestimmungsmittel (114) eine Verzögerung in der Atmung des Patienten bestimmt und somit ein Apnoe-Ereignis anzeigt, dadurch gekennzeichnet, dass das Bestimmungsmittel (114) die Abschnitte des digitalisierten Atemluftstromsignals bestimmt, die den aufeinanderfolgenden Einatmungsspitzen-Abschnitten und den entsprechenden aufeinanderfolgenden Einatmungsbeginn-Abschnitten entsprechen, wobei ein Apnoe-Intervall als die Zeit zwischen einem gültigen Einatmungsspitzen-Abschnitt und dem nächsten darauffolgenden Einatmungsbeginn-Abschnitt definiert ist; wobei das Bestimmungsmittel bestimmt, welche der Anzahl von Apnoe-Intervallen länger als eine vorbestimmte Apnoe-Schwelle sind, wodurch ein Apnoe-Ereignis angegeben wird, wobei das digitalisierte Atemluftstromsignal eine Anzahl örtlicher Maxima und örtlicher Minima hat, wobei jedes der Anzahl örtlicher Maxima und örtlicher Minima eine entsprechende Amplitude hat, wobei jeder der Anzahl der Einatmungsspitzen-Abschnitte einem der Anzahl örtlicher Maxima entspricht, wobei das Bestimmungsmittel bestimmt, welche der Anzahl von Einatmungsspitzen-Abschnitten gültige Einatmungsspitzen-Abschnitte sind, wobei das Bestimmungsmittel einen bestimmten Einatmungsspitzen-Abschnitt als gültig bestimmt, wenn: i. die Amplitude des örtlichen Maximums, welches dem bestimmten Einatmungsspitzen-Abschnitt entspricht, die Amplitude des nachfolgenden örtlichen Minimums um einen vorbestimmten Schwellenwert überschreitet; und ii. die Amplitude des örtlichen Maximums, welches dem bestimmten Einatmungsspitzen-Abschnitt entspricht, innerhalb einer vorbestimmten Zeitperiode um einen vorbestimmten Betrag abfällt, wobei die Zeitperiode als der Durchschnitt der höchsten 10 der vorherigen 50 gültigen Zeitperioden oder als ein Minimalwert von 1,4 Sekunden, je nachdem, was höher ausfällt, definiert ist, wobei eine Zeitperiode vom örtlichen Maximum zum nachfolgenden örtlichen Minimum gemessen werden kann, falls beide dieser Kriterien erfüllt sind, das örtliche Maximum als gültig eingestuft wird.
System nach Anspruch 1, weiterhin umfassend ein Speichermittel (119) zum Speichern des digitalisierten Atemluftstromsignals und des digitalen Taktsignals zur späteren Anzeige und Analyse.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass ein gültiger Abfallabstand als die Differenz in der Amplitude des digitalisierten Atemluftstromsignals von einem gültigen Einatmungsspitzen-Abschnitt zu einem nächsten darauffolgenden Ausatmungsende-Abschnitt definiert ist, wobei das System des weiteren eine Abfallschlange (226) zur Speicherung der „N" aktuellsten gültigen Abfallabstände im FIFO-Modus umfasst.
System nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der vorbestimmte Schwellenwert auf einen Prozentsatz einer Basislinienamplitude eingestellt ist, wobei die Basislinienamplitude als der Durchschnitt der zweit- bis sechsthöchsten gültigen Abfälle in einer Abfallschlange der Größe 10 definiert ist; wobei der höchste gültige Abfall entfernt wird, um für das normale Atmungsmuster atypische Atemvorgänge zu eliminieren; und die niedrigsten Atmungen entfernt werden, um die Auswirkung abnormaler Atmungsmuster auf die Basislinie zu eliminieren und somit weiterhin ein abnormales Atmungsmuster erfassen zu können.
System nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der gültige Abfallabstand größer als ein vorbestimmter Betrag sein muss, bevor der gültige Abfallabstand in der Abfallschlange (226) gespeichert wird.
System nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass der vorbestimmte Betrag auf einen Prozentsatz des vorbestimmten Schwellenwerts eingestellt ist.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die vorbestimmte Apnoe-Schwelle vom Benutzer definierbar ist.
System nach Anspruch 1, des weiteren umfassend einen an den Patienten angeschlossenen Sauerstoffsensor (102) zur Bereitstellung eines zeitlich variierenden Sauerstoffsättigungssignals an das Eingabemittel (108, 112), wodurch sich ein digitalisiertes Sauerstoffsättigungssignal ergibt, wobei das Bestimmungsmittel bestimmt, ob der Sauerstoffsättigungspegel für eine vorbestimmte Zeitperiode unter einen vorbestimmten Sauerstoffpegel fällt.
System nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der vorbestimmte Sauerstoffpegel als Prozentsatz einer Basislinienschwelle definiert ist.
System nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass ein Basislinienzeitintervall in „N" Zeitfenster unterteilt ist, wobei ein Durchschriittssauerstoffpegel für jedes Zeitfenster berechnet wird, und die Basislinienschwelle durch Mittelung der „M" höchsten Sauerstoffpegel für die „N" Zeitfenster berechnet wird, wobei M kleiner als N ist.
System nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass jedes Zeitfenster, in dem sich ein ungültiger Sauerstoffpegel befindet, nicht als einer der höchsten M Sauerstoffpegel ausgewählt wird.
System nach Anspruch 1, des weiteren umfassend einen an den Patienten angeschlossenen Pulssensor (100) zur Bereitstellung eines zeitlich variierenden Herzpulssignals an das Eingabemittel (106, 112), wodurch sich ein digitalisiertes Pulssignal ergibt, wobei das Bestimmungsmittel (114) die Pulsfrequenz des Patienten bestimmt.
System nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Bestimmungsmittel (114) einen Prozessor umfasst.
System nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass es sich bei dem Prozessor um einen üblichen programmierbaren Personalcomputer (114) handelt.