DE69729316T2

DE69729316T2 - Vorrichtung zur messung der blutströmung in mikrogefässen

Info

Publication number: DE69729316T2
Application number: DE69729316T
Authority: DE
Inventors: David Axminster BOGGETT; Xiabing Huang
Original assignee: MOOR INSTR Ltd; Moor Instruments Ltd
Current assignee: MOOR INSTR Ltd; Moor Instruments Ltd
Priority date: 1996-11-09
Filing date: 1997-11-07
Publication date: 2005-06-23
Anticipated expiration: 2017-11-08
Also published as: DE69729316D1; WO1998020794A1; EP0949880B1; EP0949880A1; GB9623363D0; AU4877697A; ATE267547T1; US6173197B1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Messung des Blutstroms in Mikro- bzw. Haargefäßen.
Der Blutstrom in den kleinen Blutgefäßen der Haut spielt eine wesentliche Rolle bei der Regulierung des Stoffwechsel-, hämodynamischen und Wärme-Zustands eines Menschen, und der Zustand des Mikrokreislaufs über sowohl lange und kurze Zeiträume kann den allgemeinen Gesundheitszustand widerspiegeln. Der Grad der Durchblutung in der Haargefäßstruktur der Haut liefert häufig ein gutes Anzeichen für periphere Gefäßkrankheiten, und eine Verringerung des Blutstroms in den Mikrokreislauf-Blutgefäßen kann häufig Hautgefäßbildungsstörungen zugeordnet werden; somit gibt es in der üblichen klinischen Medizin viele Situationen, wo eine Messung des Blutstroms wichtig ist.
Der Mikrokreislauf, seine Reaktionen auf Reize und seine Reaktion auf therapeutische Maßnahmen waren bis zur Einführung der Laser-Doppler-Technik in den 1970ern und anschließenden Entwicklungen in den 1980ern nicht für eine routinemäßige dauernde Beurteilung und Untersuchung zugänglich.
Die Technik hängt vom Doppler-Prinzip ab, wobei Laserlicht (das hochgradig monochromatisch sein muss und somit eine lange Kohärenzlänge aufweisen muss), das auf Gewebe (typischerweise die Hautoberfläche) einfällt, von sich bewegenden roten Blutkörperchen gestreut wird und einer Frequenzverbreiterung unterliegt. Das frequenzverbreiterte Laserlicht wird zusammen mit aus ruhendem Gewebe gestreutem Laserlicht einer Photodetektion unterzogen und der resultierende Photostrom verarbeitet, um ein Signal zu liefern, das mit dem Blutstrom korreliert.
Laserlicht kann entweder über eine Optikfaser oder als Lichtstrahl zur Gewebeoberfläche gelenkt werden. Für "Faseroptik"- bzw. Lichtwellenleiter-Monitore endet die Optikfaser bzw. der Lichtwellenleiter in einer Optiksonde, die an der Hautoberfläche befestigt werden kann. Eine oder mehrere Lichtauffangfasern enden ebenfalls im Sondenkopf, und diese Fasern übertragen einen Teil des gestreuten Lichts zu einem Photodetektor und der Signalverarbeitungselektronik. Normale Faserabstände im Sondenkopf betragen einige Zehntelmillimeter, so dass folglich der Blutstrom in einem Gewebevolumen von typischerweise 1 mm³ oder weniger gemessen wird.
Wenn ein größeres Gewebevolumen stimuliert wird, um die Gefäße zu erweitern oder zusammenzuziehen, oder dort, wo zum Beispiel ein Heilungsprozess zu einem vergrößerten Blutstrom führt, werden die gemessenen Blutstromveränderungen in dem kleinen Gewebevolumen im Allgemeinen als repräsentativ für das größere Volumen angenommen.
Mit Laserstrahl-Monitoren können Einzelpunktmessungen vorgenommen werden, indem man den Strahl zu dem gewünschten Punkt auf der Oberfläche lenkt. Durch Abtastung mit dem Strahl nach Art einer Rasterung kann auch eine Reihe von Messungen durchgeführt werden, und durch Farbkodierung der Strommesswerte kann auf einem Computerbildschirm ein Farbbild der Blutstromverteilung über die abgetastete Oberfläche angezeigt werden.
Einzelpunktmessungen ergeben eine hohe zeitliche Auflösung (40 Hz-Datenraten sind typisch), was es ermöglicht schnelle Blutstromveränderungen aufzuzeichnen, während die Laser-Doppler-Abbildungsvorrichtung räumliche Informationen liefern kann und die Fähigkeit besitzt, Blutstrommessungen über große Flächen zu mitteln. Faseroptik-Systeme können an Gewebestellen messen, die für einen Laserstrahl nicht leicht zugänglich sind. Zum Beispiel Messungen in Hirngewebe, Mund, Darm, Dickdarm, Muskel und Knochen.
Durchblutungsmessungen unter Verwendung von Ein- und Mehrkanal-Faseroptik-Laser-Doppler-Monitoren sind praktisch an allen Geweben vorgenommen und auf den meisten Gebieten der Medizin und Physiologie angewandt worden. Die Technik und ihre Anwendung ist in zahlreichen Veröffentlichungen beschrieben worden. Eine repräsentative Auswahl von diesen ist in "Laser – Doppler Blood Flowmetry" ed. A. P. Shepherd und P. Å. Oberg, Kluwer Academic Publishers 1990 und auch in "Laser Doppler" ed. G. V. Belcaro, U. Hoffman, A. Bollinger und A. N. Nicolaides, Med-Orion Publishing Co. 1994 enthalten.
Die grundlegenden Prinzipien einer Blutstrommessung unter Verwendung von kohärenter Strahlung und des Doppler-Effekts wurden zuerst von C. Johnson in dem am 12. Mai 1970 erteilten U.S. Patent 3,511,227 mit dem Titel "Measurement of Bood Flow using Coherent Radiation and Doppler Effect" beschrieben.
Die Anwendung dieser Prinzipien auf Messungen im Mikrokreislauf wurde von M. D. Stern in "Nature", Bd. 254, 56, März 1975, "In vivo evaluation of microcirculation by coherent light scattering"; M. D. Stern et al 1977 "Continuous measurement of tissue blood flow by laser-Doppler spectroscopy" Am J. Physiol 232; H441–H448 und anschließend im U.S.-Patent 4,109,647 vom 29. August 1978 "Method of and apparatus for Measurement of Blood Flow using Coherent Light" beschrieben.
Eine Vorrichtung, die Faseroptikeinrichtungen verwendet, um das Laserlicht zum Ort des Gewebes zu leiten und gestreutes Licht unter Verwendung von einer oder mehr Optikfasern aufzufangen, wurde von Holloway, G. A. und D. W. Watkins, 1977, "Laser Doppler measurement of cutaneous blood flow", J. Invest. Dermatology 69: 306–309 und D. W. Watkins and G. A. Holloway, 1978, "An instrument to measure cutaneous blood flow using the Doppler shift of laser light", IEEE Trans Biomed Eng BME-25: 28–33 beschrieben. Erweiterungen an der Theorie und eine Untersuchung von experimentellen Modellen wurden von R. Bonner und R. Nossal, Juni 1981, Bd. 20, Nr. 12, Applied Optics, "Model for laser Doppler measurements for blood flow in tissue" vorgenommen. Sie zeigten, dass der erste Moment der spektralen Leistungsdichte des Photostroms, der durch die heterodyne Mischung von aus der Mikrogefäßstruktur gestreutem dopplerverschobenem und unverschobenem Laserlicht erzeugt wurde, als Durchblutungsmesswert verwendet werden konnte. Dieser Parameter wird gewöhnlich als "Fluss" bezeichnet. Sie beschrieben die Photonen-Eigenschaften sowohl im Hinblick auf Autokorrelationsfunktionen und Spektraleigenschaften und benutzten für ihre experimentellen Untersuchungen Photokorrelationstechniken.
Ein auf der Anwendung von Autokorrelationstechniken basierender Durchblutungs-Monitor wird von R. J. Adrian und J. A. Burgos im U.S. Patent 4,596,254 "Laser Doppler flow monitor", 24. Juni 1986 beschrieben.
Bei der vorliegenden Untersuchung haben wir hauptsächlich eine digitale Signalverarbeitung benutzt, haben uns jedoch dafür entschieden, für die Flussberechnungen die Technik einer schnellen Fourier-Transformation zu verwenden, die mit hochintegrierten ICs für die digitale Signalverarbeitung (DSP) realisiert wird. Dies ermöglicht die hohen Datenraten, die für eine Echtzeit-Graphikanzeige notwendig sind.
Die Algorithmen, die wir eingesetzt haben, haben den wichtigen Vorteil, dass Rauschen infolge von Faserbewegungen, ein Hauptproblem bei existierenden Laser-Doppler-Faseroptik-Instrumenten, im Allgemeinen auf nicht merkliche Pegel vermindert wird. Die Verwendung einer FFT-Verarbeitung mit nachgeschalteten DSP-Systemen hat insofern zusätzliche Vorteile, als Verarbeitungsalgorithmen ohne eine entsprechende Veränderung der Hardware verändert werden können. Zum Beispiel kann die Verarbeitungsbandbreite für die Dopplerverschiebungen verändert werden, Messungen bei verschiedenen Bandbreiten können gleichzeitig ausgeführt werden; eine unterschiedliche Frequenzgewichtung bei der "Fluss"-Berechnung kann verwendet werden, um ein Mittel zur einfachen Unterscheidung schneller von langsamen Blutströmen bereitzustellen und somit ein Mittel zur Tiefenunterscheidung bereitzustellen.
Eine Reduzierung der Verwendung von analogen Schaltungen auf ein Minimum hat die zusätzlichen Vorteile einer größeren Zuverlässigkeit, einer geringeren Größe und eines geringeren Gewichts sowie niedrigerer Herstellungs- und Wartungskosten.
Die vorliegende Erfindung stellt eine Vorrichtung zur Messung von Blut im Gewebe bereit, wie in dem beigefügten Satz von Ansprüchen definiert.
Ausführungsformen der Erfindung werden nun unter Bezugnahme auf die begleitenden Zeichnungen beschrieben, in denen:
1 ein Blockschaubild einer Vorrichtung zur Laser-Doppler-Durchblutungs-Überwachung (Monitoring) ist, wobei die Vorrichtung eine digitale Signalverarbeitung (DSP) zur Echtzeit-Flussberechnung und Beseitigung des Faserbewegungs-Artefakt gemäß der Erfindung einschließt;
2 ein Fließbild einer Echtzeit-FFT und Stromberechnung unter Verwendung von DSP gemäß der Erfindung ist;
3 ein Fließbild einer Echtzeit-FFT und Stromberechnung unter Verwendung von DSP für ein Mehrkanal-System gemäß der Erfindung ist;
4 die Leistungsspektren zeigt, die aus Haut mit und ohne Faserbewegung erhalten wurden;
Die 5–6 zwei Beispiele von Blutstrom-Ausgangsgrößen mit und ohne Beseitigung des Faserbewegungsartefakts unter Verwendung der Vorrichtung der vorliegenden Erfindung sind.
Wie in 1 dargestellt, wird rotes oder nahinfrarotes Licht aus einem Laser (2) geringer Leistung durch eine Optikfaser (1) zum Gewebe geleitet, und das aus dem Gewebe zurückgestreute Licht wird mittels einer oder mehrerer anderer Optikfasern (1) aufgefangen und vom Photodetektor (2) empfangen. Der Photodetektor wandelt das optische Signal in ein elektrisches Signal um. Ein Bandpassfilter (3) wird verwendet, um Rauschen außerhalb der Bandbreite zu beseitigen und blutstrombezogene Wechselstromkomponenten zu gewinnen. Ein Tiefpassfilter (4) ist ebenfalls mit dem Ausgang des Photodetektors verbunden und wird benutzt, um Gleichstrom-Komponenten zu gewinnen, die zur Intensität des aufgefangenen Lichts proportional sind. Ausgangsgrößen des Bandpassfilters (3) und des Tiefpassfilters (4) werden von einem Multiplexierer und einem A/D (5) in digitale Form umgewandelt. Eine Spektralanalyse des digitalisierten Dopplersignals, eine Blutstromberechnung und eine Bewegungsartefakterkennung und -beseitigung werden von der leistungsstarken DSP-Vorrichtung (6) in Echtzeit ausgeführt.
Stromberechnung
Laserlicht, das aus Gewebe reflektiert und gestreut wird, besteht aus zwei Anteilen, einem, dessen Frequenz unverändert ist, und einem, der infolge von Wechselwirkungen mit sich bewegenden Blutzellen im Mikrokreislauf des Gewebes einen doppler-verbreiterten Anteil aufweist. Die Leistungsfähigkeit jedes Laser-Doppler-Strom(laser Doppler flow (LDF))-Monitors hängt vor allem von der Art des Signalverarbeitungsalgorithmus und der Art und Weise der Implementierung des Algorithmus ab. Seit der Einführung des ersten LDF-Monitors sind in der Literatur viele verschiedene Verfahren zum Erhalten einer zuverlässigen Blutstrommessung vorgeschlagen worden. Eine Frequenzgewichtung des erfassten Signals, die im Wesentlichen einen geschwindigkeitsabhängigen Multiplikator in die Signalverarbeitung einführt, ist zu dem am häufigsten verwendeten Verfahren zur Blutstrom-Überwachung geworden. Dieser Algorithmus kann ausgedrückt werden durch:
Andere ω-Gewichtungen können ebenfalls verwendet werden. Zum Beispiel wird eine ω²-Gewichtung Licht, das aus sich schnell bewegenden roten Blutkörperchen gestreut wird, eine größere Gewichtung geben. Der Algorithmus lautet:
wobei ω₁ und ω₂ eine untere und eine obere Trennfrequenz des Bandpassfilters sind und P(ω) die spektrale Leistungsdichte ist.
Wegen der komplizierten und zeitaufwendigen Berechnung einer großen Anzahl von Leistungsspektren benutzen die meisten LDFs einen analogen Ansatz, um die obige Verarbeitung zu realisieren, obwohl Adrian et al (US-Patent 4,596,254, 24. Juni 1986) eine digitale Verarbeitungstechnik beschreiben, die einen vereinfachten Autokorrelations-Algorithmus verwendet, um eine kontinuierliche und Echtzeit-Blutstromberechnung zu erzielen.
Die seit neuerem verfügbaren DSP-Vorrichtungen können innerhalb von 10 ms 1024-Punkte-FFT-Berechnungen ausführen, was es möglich macht, den ausgegebenen Strom direkt in Form eines Frequenzspektrums zu berechnen, wie in den ω- und ω²-gewichteten Algorithmen beschrieben. Die vorliegende Erfindung beschreibt ein Verfahren und eine Vorrichtung, um den Blutstrom in Echtzeit zu messen, indem zur digitalen Verarbeitung der Leistungsspektren des Blutstromsignals eine DSP verwendet wird.
In digitaler Form kann die obige Gewichtungsfunktion geschrieben werden als:
und in rauschsubtrahierter und normalisierter Form sind der Fluss_sn: ω-Gewichtung: Flusssn = (ΣnP(n) – Rauschen)/DC2 ω2-Gewichtung: Flusssn = (Σn2P(n) – Rauschen)/DC2 Rauschen = SN × DC + DNwobei n₁ und n₂ Unter- und Obergrenzen von Frequenzkomponenten in der Berechnung sind, P(n) die spektrale Leistungsdichte der n-ten-Frequenzkomponente ist, Rauschen das Systemrauschen ist, das dunkles Rauschen (DN) und gleichstromproportionales Schrotrauschen (SN) einschließt. DC ist ein Messwert der Intensität des aufgefangenen gestreuten Lichts.
Eine ausführliche Implementierung des obigen Algorithmus ist in 2 dargestellt. Als Beispiel wird das Dopplersignal (AC) bei 32 KHz aufgenommen, und es wird eine 1024-Punkt-FFT benutzt. Wenn 1024 Datenpunkte aufgenommen sind, werden die Daten mit einer Twiddle-Kosinus-Fenstertabelle multipliziert, um den artefaktbedingten Spektralinhalt zu vermindern, der aus Unstetigkeiten an den Anfangs- und Endpunkten der abgetasteten Wellenform resultiert, und werden dann durch FFT in den Frequenzbereich umgewandelt, und von der DSP werden die Gewichtungsfunktion, Rauschsubtraktion, Normalisierung und Glättung durchgeführt. Nachdem die FFT-Transformation der 1024 Datenpunkte abgeschlossen ist, beginnt die DSP, die nächsten 1024 Punkte von Dopplersignalen aufzunehmen, so dass eine höhere Datenrate erzielt werden kann. Das verwendete DSP-System ermöglicht es, die Aufnahme und Flussberechnung in ungefähr 33 ms durchzuführen, so dass eine Datenrate von 30 Hz möglich ist.
3 veranschaulicht die Verwendung einer DSP in einem Mehrkanal-System. Dieses Beispiel ist ein 16 Kanal-Laser-Doppler-System, das für 256-Punkt-FFTen 10 Hz-Datenraten erreichen kann.
Durch das beschriebene Mittel einer digitalen Spektren-Verarbeitung des Doppler-Signals wird eine kontinuierliche Blutstrom-Ausgangsgröße erzeugt. Es wird ersichtlich, dass sowohl die ω- und die ω²-Gewichtung oder andere Spektralanalyse-Algorithmen einfach implementiert werden können, ohne das betreffende Konzept signifikant zu verändern. Durch Wahl der Unter- und Obergrenzen von Frequenzkomponenten können auch andere Frequenzbereiche des Doppler-Signals separat analysiert werden. Wenn zum Beispiel bekannt ist, dass ein Blutstrom-Signal für eine spezielle Anwendung zum hohen Frequenzband hin tendiert, können Niederfrequenzkomponenten ignoriert werden, indem man die Untergrenze n₁ vergrößert, um eine geringerer Rauschstromausgangsgröße zu erzeugen. Ein anderes Beispiel besteht darin, unter Verwendung der Vorrichtung der vorliegenden Erfindung das Verhältnis des Stroms aus dem Hochfrequenzband und dem Niederfrequenzband zu berechnen. Außerdem können in einer ähnlichen Weise andere Parameter, wie mittlere Geschwindigkeit des Blutstroms, Konzentration, berechnet werden.
Die mittlere Doppler-Frequenzverschiebung <ω> des aus sich bewegenden roten Blutkörperchen gestreuten Lichts ist direkt proportional zur mittleren Geschwindigkeit dieser Zellen.
Die Konzentration an roten Blutkörperchen (Rbc) ist für eine niedrige Konzentration (weniger als 0,5%) proportional zur integrierten spektralen Leistungsdichte z. B. Rbc-Konzentration
Bewegungsartefakt
Bewegungsartefakt kann für den klinischen Einsatz eines auf Faseroptik-Wandlern basierenden Laser-Doppler-Strom-Monitors ein größeres Problem sein. Klinische Studien zeigen häufig Veränderungen des Blutstromsignals, die mit tatsächlichen physiologischen Veränderungen des Blutstroms in keiner Beziehung stehen und gewöhnlich durch Bewegung der Optikfasern hervorgerufen werden. Auch wenn die Bestrahlung des Gewebes mittels eines Laserstrahls erfolgt, können Relativbewegungen des Strahls und der Gewebeoberfläche Rauschkomponenten erzeugen, die denjenigen ähnlich sind, welche durch eine Faserbewegung erzeugt werden. Bei vielen Anwendungen von Laser-Doppler-Strom-Monitoren ist es möglich, sicherzustellen, dass eine Person während der Messung ruhig bleibt. Unter einigen Bedingungen ist dies jedoch nicht machbar, wie bei einer Hirndurchblutungsüberwachung, einer Überwachung während der Geburt oder einer Überwachung eines Babys. Obwohl es bei vielen Herstellern von LDF-Geräten einen neueren Trend gegeben hat, zu Optikfasern mit kleinem Durchmesser überzugehen, um Bewegungsartefakt zu vermindern, bleibt das Problem noch immer bestehen. Der als Perimed PF3 bekannte, im Handel erhältliche Laser-Doppler-Strom-Monitor verwendet eine analoge Schaltung, um Bewegungsartefakt einfach basierend auf der Anstiegsgeschwindigkeit des Blutstromsignals abzulehnen bzw. zu verwerfen. Wenn die Geschwindigkeit der Veränderung des Anstiegs im Blutstromsignal die wahrscheinliche physiologische Veränderung übersteigt, wird die Ausgabe abgeschaltet, bis eine solche abrupte Veränderung unterbrochen worden ist. Wenn jedoch die Faserbewegungen gering sind, findet es das System schwierig, Bewegungsartefakt von echten Veränderungen des Blutstroms zu unterscheiden. Eine kontinuierliche Faserbewegung mit einer Amplitude, die groß genug ist, um den Ablehnfilter auszulösen, führt zu einer bizarren Situation, bei der die Blutstromausgangsgröße während des größten Teils des Aufzeichnungszeitraums nicht verfügbar ist.
Die vorliegende Erfindung umfasst eine Einrichtung zur Frequenzanalyse, um Bewegungsartefakt in Echtzeit zu erkennen, sowie eine Einrichtung, um selbst während einer Faserbewegung eine ununterbrochene Blutstromausgangsgröße bereitzustellen.
Es ist bekannt, dass eine Faserbewegung eine Zunahme des Doppler-Schlagfrequenzspektrums erzeugt, und dies wird allgemein als Folge des sich ändernden Modeninterferenzmusters angesehen. Zum Zweck einer Identifizierung der durch die Faserbewegung beeinflussten Frequenzen ist eine Reihe von Versuchen durchgeführt worden, bei denen die Faser in der Nähe eines von einem Gleichstrommotor gesteuerten mechanischen Arms angebracht wurde und Bewegungsartefakt erzeugt wurde, indem der mechanische Arm vorwärts und rückwärts angetrieben wurde, um gegen die Faser zu schlagen. 4 zeigt die aus Haut mit (a) und ohne (b) Faserbewegung erhaltenen Leistungsspektren. Man kann sehen, dass die Auswirkung einer Faserbewegung vor allem auf den unteren Teil des mit dem Blutstromsignal verbundenen Schlagfrequenzspektrums begrenzt war, insbesondere unterhalb von 3 KHz, und auf den mit schnellen Blutzellen in Beziehung stehenden höheren Frequenzbereich weniger Einfluss hat. Durch Berechnung der Veränderung der spektralen Leistung in einem Niederfrequenzband (z. B. 20 Hz–3 KHz) ist es daher möglich, Bewegungsartefakt zu erkennen, das eine plötzliche Zunahme der Leistungsdichte auf dem unteren Frequenzbereich bewirkt, während Blutstromzunahmen, die sich hauptsächlich über einen höheren Frequenzbereich verändern, nicht als Rauschen fehlinterpretiert werden. Mit der Verwendung von DSP und der schnellen Fourier-Transformation können Algorithmen zur Rauschminderung ohne jegliche Veränderung der Hardware leicht implementiert werden.
Bei einem hier dargestellten Beispiel eines Algorithmus zur Rauschminderung werden zusammen mit dem Blutfluss zwei Parameter berechnet. Einer ist der augenblickliche Wert der ω-gewichteten Leistungsdichte (LP) über das Niederfrequenzband (z. B. 20 Hz–3 KHz) und der andere ist die gemittelte ω-gewichtete Leistungsdichte über dieses Frequenzband (LPA).
und LPA = LPAalt + (LP – LPAalt) × αwobei N die Anzahl der Fourier-Komponenten im Bereich von 0 bis 3 KHz ist und LPAalt der Wert von LPA vor der Berechnung von LPA ist.
Diese Gleichung beschreibt eine Tiefpassfilterung von LP, um einen gemittelten Wert zu erzeugen, wobei α ein Parameter ist, der umgekehrt proportional zur Zeitkonstante des Filters ist, d. h.
wobei f_s die Signalaufnahmerate ist und TC die Zeitkonstante ist.
Zum Beispiel f_s = 30 Hz und TC = 1,0 s
α = 0,033
LP wird mit LPA verglichen, um festzustellen, ob LP einen merklichen Rauschinhalt besitzt oder nicht.
Die Zeitkonstante (TC) kann voreingestellt werden, oder in einigen Fällen automatisch aus Spektren berechnet werden, die mit und ohne induziertes Rauschen gemessen wurden, so wie es zu den Eigenschaften des überwachten Blutstromsignals passt.
Eine lange (TC), z. B. 1,0 s, wird zu einem verhältnismäßig stabilen Wert für LPA führen, so dass die Empfindlichkeit gegenüber einem rauschbehafteten LP-Wert hoch ist; falls jedoch die Zeitkonstante zu lang ist, könnte der Rauschfilter neben einer Auslösung durch Rauschen zusätzlich durch ein pulsierendes Flusssignal ausgelöst werden, das seinen Ursprung in einer physiologischen Veränderung hat. Eine feststehende große TC ist daher nur dann geeignet, wenn langsame Veränderungen des Blutstroms aufgezeichnet werden sollen, zum Beispiel Trends über Minuten oder Stunden hinweg überwacht werden sollen. Zur Überwachung von sich schnell verändernden Flusswechseln, z. B. Veränderungen, die mit dem Herzzyklus verbunden sind, ist eine kurze Zeitkonstante angemessen, z. B. TC = 0,1 s.
Die Auslösung des Filters wird so eingestellt, dass sie stattfindet, wenn LP das durch einen geeigneten Koeffizienten skalierte LPA übersteigt, z. B. ausgelöst wird, wenn LP > s × LPA.
Typischerweise besitzt s einen Wert zwischen 1,5 und 2,5.
Ein niedrigerer Wert könnte zu einem Herausfiltern einer physiologischen Veränderung führen, und bei einem höheren Wert kann es sein, dass ein Rauschsignal nicht herausgefiltert wird.
Für dieses vorliegende Beispiel kann die Filterung auf zwei Arten erfolgen. Während des Zeitraums, für den LP > s × LPA ist, wird entweder das rauschbehaftete Signal durch relativ rauschfreie Daten ersetzt, die in einem Zeitraum unmittelbar vor dem rauschbehafteten Zeitraum aufgezeichnet wurden (Rauschersatzfilterung) oder das Rauschen wird vermindert, indem der Fluss berechnet wird, wobei der rauschbehaftete LP-Wert durch LPA ersetzt wird. In diesem letzteren Fall wird der nicht-normalisierte Fluss berechnet zu: Fluss = LPA + HPwobei HP die ω-gewichtete spektrale Leistungsdichte für das Hochfrequenzband ist, z. B. 3 KHz bis 15 KHz.
wobei N 3 KHz und M 15 KHz entspricht.
Nachdem Bewegungsartefakte erfasst werden, wird bei der Rauschersatzfilterung ein kurzzeitiges (zum Beispiel 1 s) "Augenschließ"-Schema eingeführt, das auf der Tatsache basiert, dass durch eine plötzliche kurzzeitige Faserbewegung erzeugte Modenmusterschwankungen normalerweise nach einem Zeitraum von 1 Sekunde oder weniger aufhören werden. Während dieses Zeitraums wird keine weitere Rauscherfassung durchgeführt und das durch das Bewegungsartefakt verunreinigte Blutstromsignal wird durch die vorangehende 1 Sekunde an Daten ersetzt, die in der DSP gespeichert worden sind. Wenn das Signal am Ende des 1-Sekunden-Zeitraums noch immer als rauschbehaftet angesehen wird, wird das Rauschen wieder durch das frühere rauscharme Signal ersetzt. Wenn ein pulsierendes Blutstromsignal überwacht wird, kann die Länge des "Augenschließ"-Zeitraums entsprechend der letzten Pulsfrequenz verändert werden, so dass ein oder mehrere Zyklen von Blutstromdaten verwendet werden können, um das durch Rauschen verunreinigte Signal zu ersetzen, um die pulsförmige Natur zu bewahren. Eine in der zuvor beschriebenen Weise gemäß der Erfindung aufgebaute Messvorrichtung wurde bewertet. 5(a) zeigt ein aus der Brown'schen Bewegung von Mikrokugeln in Wasser gemessenes rauschbehaftetes Signal (Rauschen durch Faserbewegung erzeugt), und 5(b) zeigt das aufgezeichnete Signal, wenn der Rauschersatzfilter mit einer Zeitkonstante von 0,5 s und einem Skalierungs-Koeffizienten von 2,0 verwendet wird.
6(a) zeigt ein aus einer Fingerspitze gemessenes rauschbehaftetes Signal. Der Fluss ist pulsförmig, mit einer Wiederholungsgeschwindigkeit gleich der Pulsfrequenz eines Freiwilligen.
6(b) zeigt das aufgezeichnete Signal, wenn der Filter mit einer Zeitkonstante von 0,1 s, einem Skalierungs-Koeffizienten von 2,0 angewandt wird und rauschbehaftete Signale durch rauscharme pulsförmige Signale ersetzt werden.
Es ist ersichtlich, dass verschiedene Änderungen und Abwandlungen realisiert werden können, wie beispielsweise die Betrachtung verschiedener Frequenzbereiche, die Verwendung eines hochentwickelten adaptiven Schwellenwerterfassungs-Algorithmus zur Rauscherkennung, die Verwendung von gemittelten Niederfrequenzleistungsspektren, um durch Rauschen verunreinigte Signale über einen Niederfrequenzbereich zu ersetzen.
In Abhängigkeit von der Art der verwendeten Optikfaser können andere Frequenzbereiche als der 20 Hz–3 KHz-Bereich verwendet werden, weil es im Allgemeinen so ist, dass je kleiner der Kerndurchmesser ist, umso kleiner der Frequenzbereich von Bewegungsartefakt-Rauschsignalen ist. Zum Beispiel ermöglicht ein niedrigeres Frequenzband von 20 Hz–1 KHz, das zusammen mit einer Faser von 50 Mikron Kerndurchmesser verwendet wird, eine gute Unterscheidung zwischen Signal und Rauschen.
Für ein Messprotokoll, wo eine sehr schnelle Zunahme des Flusses vorhergesagt wird (z. B. das Lösen einer Druckmanschette, die den Blutstrom in ein Glied ganz oder teilweise versperrt), wird der in dem beschriebenen Filterbeispiel angewandte Algorithmus nicht imstande sein, zwischen Bewegungsartefaktrauschen und Signal zu unterscheiden. Wenn dies so ist, können Vorkehrungen getroffen werden, um den Filter unmittelbar vor der Druckentlastung auszuschalten, um es zu ermöglichen, die schnelle Flussänderung aufzuzeichnen.
Der Zeitpunkt für die Druckentlastung und das Ausschalten des Filters können so vorprogrammiert werden, dass sie zusammenfallen, wenn ein geeignetes Steuerprogramm für den Laser-Doppler-Monitor verfügbar ist, oder der Filter kann unter Verwendung eines Auslösesignals von einem Druckwandler ausgeschaltet werden.
Die vorliegende Erfindung stellt eine Alternative zum Ausschalten des Filters bereit, indem Algorithmen verwendet werden, die eine Unterscheidung zwischen Rauschsignalen und sich schnell verändernden Flusssignalen ermöglichen, welche ihre Ursprünge in einer physiologischen Veränderung haben. Dies macht es erforderlich, dass sowohl für den Hoch(HPA)- und Nieder(LPA)-Frequenzbereich gemittelte ω-gewichtete Leistungsdichte-Parameter berechnet werden und Vergleiche mit ihren jeweiligen Ist-Werten (HP) und (LP) vorgenommen werden. HPA = HPAalt + (HP – HPAalt) × αist das Hochfrequenzband-Äquivalent der LPA-Gleichung.
Für das Lösen einer Druckmanschette, das als Reaktion zu einer Blutüberfülle führt (im Allgemeinen eine große Zunahme der Durchblutung), werden sowohl LP und HP merklich zunehmen, während, wenn die Zunahme durch Rauschen verursacht wurde, nur LP merklich zunehmen wird.
Der Rauschfilter wird so eingestellt, dass er sich einschaltet wenn: LP > s × LPAund HP < g HPAwobei g der Wert eines Skalierungs-Koeffizienten von typischerweise 1,5 bis 2,5 ist. Dieser Zustand, eine große Zunahme von LP und eine kleine oder null betragende Zunahme von HP ist charakteristisch für Bewegungsartefakt-Signalrauschen.
Der Rauschfilter wird sich nicht einschalten und somit wird die Flussänderung aufgezeichnet, wenn: HP > g HPA
Der Skalierungs-Koeffizient kann automatisch eingestellt werden, indem Photostromspektren für Faserrauschen und für eine reaktive Blutüberfülle aufgezeichnet werden, obwohl wegen möglicher nicht-üblicher Reaktionen Vorkehrungen getroffen werden, um den Rauschfilter manuell abzuschalten, oder indem ein Auslösesignal von einem Druckwandler verwendet wird.
Die relativen Veränderungen von LP und HP können auch in einer direkten Weise verwendet werden, um zwischen rauschbehafteten und verhältnismäßig rauschfreien Signalen zu unterscheiden. Die LP/HP-Verhältnisse im Normalbereich aus rauschfreien Signalen können aufgezeichnet und als Bezugspegel verwendet werden, so dass abnormale LP/HP-Verhältnisse benutzt werden, um ein Einschalten des Rauschfilters auszulösen.
Für Durchblutungsaufzeichnungen von Trends über sehr lange Zeiträume, z. B. mehrere Stunden, sind sehr geringe Datenraten angemessen, zum Beispiel 1 Datenpunkt für jeden 10 Sekunden-Zeitraum. Da Rauschen immer zu einem sichtbaren Signalanstieg führt, und da bewegungsartefaktbedingtes Rauschen selten kontinuierlich ist, besteht ein wirksames Verfahren zur Rauschminderung im aufgezeichneten Signal darin, den kleinsten erfassten Signalpegel für jeden 10-Sekunden-Messzeitraum aufzuzeichnen. Für die Flussberechnungen wird eine kurze Zeitkonstante verwendet, um sicherzustellen, dass die Auswirkung von starken Rauschsignalen bei der Flussberechnung kurzlebig ist. Während eines beliebigen 10-Sekunden-Zeitraums besteht dann eine hohe Wahrscheinlichkeit, dass eine Signalaufnahme unter rauschfreien (d. h. von Bewegungsartefaktrauschen freien) Bedingungen erfolgt.
Dieser Filter hat den Vorteil der Einfachheit und macht in der Tat für seine Realisierung keine Frequenzanalyse des Photostroms erforderlich. Sein Nachteil besteht darin, dass er mit einer niedrigen Datenaufzeichnungsrate verbunden ist, so dass Einzelheiten von Ereignissen, die innerhalb eines Aufnahmezeitraums stattfinden, nicht aufgezeichnet werden.
Filter, die sich auf die Informationen verlassen, die aus einer Frequenzanalyse der Photostromspektren abgeleitet sind, filtern nicht nur einen signifikanten Anteil der Rauschsignale heraus, sondern ermöglichen es auch, hohe Datenaufzeichnungsraten zu realisieren. Das Rauschen wird herausgefiltert, während gleichzeitig Informationen über Veränderungen der Durchblutung aufgezeichnet werden, die mit dem Herzzyklus, der Atmung, der Wärmeregulierung und der Gefäßbewegung verbunden sind.

Claims

Vorrichtung zur Messung von Blut in Gewebe, umfassend: eine monochromatische Laserlichtquelle (2); Einrichtungen zum Bestrahlen (1) eines Abschnitts des Gewebes mit dem monochromatischem Licht aus der Lichtquelle; Einrichtungen zum Auffangen (1) von aus dem bestrahlten Abschnitt gestreutem Licht; einen Photodetektor (2) zum Erfassen des aufgefangenen gestreuten Lichts; Einrichtungen zum Verarbeiten (3, 4, 5, 6) der elektrischen Ausgangssignale aus dem Photodetektor (2); Einrichtungen zum Berechnen (6) des Leistungsspektrums der Photoströme, die bei der Erfassung von Laserlicht, das aus ruhendem Gewebe gestreut wird, und Dopplerverbreitertem Laserlicht, das aus sich bewegenden Blutkörperchen gestreut wird, erzeugt werden, Einrichtungen zum Berechnen und Aufzeichnen (6) der mittleren Dopplerfrequenzverschiebung (<ω>); Einrichtungen zum Berechnen und Aufzeichnen (6) der Konzentration an roten Blutkörperchen; Einrichtungen zum Messen und Aufzeichnen (3, 4, 5, 6) der Intensität des erfassten gestreuten Lichts; Einrichtungen zum Berechnen und Aufzeichnen (6) der Durchblutung (des Flusses); Einrichtungen zum Filtern (6) von Bewegungsartefaktrauschen; und Einrichtungen zum Anzeigen der gemessenen Durchblutungsparameter; dadurch gekennzeichnet, dass die Einrichtungen zum Filtern (6) von Bewegungsartefaktrauschen umfassen: eine Einrichtung, um Veränderungen in den Photostrom-Leistungsspektren für ein Niederfrequenzband zu messen; eine Einrichtung, um durch Vergleich der gegenwärtigen Niederfrequenz-Spektralleistung mit einer gemittelten Niederfrequenzleistung oder durch Vergleich der gegenwärtigen frequenzgewichteten Niederfrequenz-Spektralleistung (LP) mit der gemittelten frequenz(ω)gewichteten Niederfrequenz-Spektralleistung (LPA) zu beurteilen, ob eine Veränderung auf ein Bewegungsartefaktrauschen zurückzuführen ist; eine Einrichtung, um einen Durchblutungs-(Fluss-)Wert in Abwesenheit von Bewegungsartefaktrauschen zu berechnen, indem die gegenwärtige gewichtete Niederfrequenz-Spektralleistung (LP) mit einer gewichteten Hochfrequenz-Spektralleistung (HP) summiert wird, wobei Gewichtungen entsprechend einem Gewichtungsschema erfolgen und von der Spektralfrequenz (ω) abhängig sind: Fluss = Instrumentenkonstante × (LP + HP);und eine Einrichtung, um einen Durchblutungs-(Fluss-)Wert in Gegenwart von Bewegungsartefaktrauschen zu berechnen, umfassend entweder: (a) Summieren der gemittelten gewichteten Niederfrequenz-Spektralleistung (LPA) mit einer gewichteten Hochfrequenz-Spektralleistung (HP), wobei die Gewichtungen entsprechend dem Gewichtungsschema erfolgen und von der Spektralfrequenz (ω) abhängig sind: Fluss = Instrumentenkonstante × (LPA + HP), oder (b) einen Rauschersatzfilter, wodurch während eines von Rauschen beeinflussten Zeitraums das verrauschte Signal durch rauschfreie Daten ersetzt wird, die in einem Zeitraum unmittelbar vor dem verrauschten Zeitraum aufgezeichnet worden sind.
Vorrichtung nach Anspruch 1, bei der die Einrichtung zum Bestrahlen (1) eines Abschnitts des Gewebes mit monochromatischem Laserlicht über eine Optikfaser ist und die Einrichtung zum Auffangen von aus dem Gewebe gestreutem Licht (1) zur Photodetektion über eine oder mehrere Optikfasern ist.
Vorrichtung nach Anspruch 1, bei der die Einrichtung zum Bestrahlen (1) eines Gewebeabschnitts mit monochromatischem Laserlicht mit einem Laserstrahl ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, bei der Signalfrequenzanalyse, Berechnungen von Blutstromparametern und Signalfilterung, um die Bewegungsartefaktauswirkungen auf die gemessene Durchblutung, Konzentration an roten Blutkörperchen und mittlere Dopplerfrequenzverschiebung zu reduzieren, mit Hilfe von schnellen hochintegrierten Schaltungen zur digitalen Signalverarbeitung ausgeführt werden und so eine Verarbeitung und Anzeige in Echtzeit gestatten.
Vorrichtung nach einem vorangehenden Anspruch, bei der das Gewichtungsschema eine lineare ω-Gewichtung ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 4, bei der das Gewichtungsschema eine ω²-Gewichtung ist.
Vorrichtung zur Messung von Blut in Gewebe, umfassend: eine monochromatische Laserlichtquelle (2); Einrichtungen zum Bestrahlen (1) eines Abschnitts des Gewebes mit dem monochromatischem Licht aus der Lichtquelle; Einrichtungen zum Auffangen (1) von aus dem bestrahlten Abschnitt gestreutem Licht; einen Photodetektor (2) zum Erfassen des aufgefangenen gestreuten Lichts; Einrichtungen zum Verarbeiten (3, 4, 5, 6) der elektrischen Ausgangssignale aus dem Photodetektor (2); Einrichtungen zum Berechnen (6) des Leistungsspektrums der Photoströme, die bei der Erfassung von Laserlicht, das aus ruhendem Gewebe gestreut wird, und Dopplerverbreitertem Laserlicht, das aus sich bewegenden Blutkörperchen gestreut wird, erzeugt werden, Einrichtungen zum Berechnen und Aufzeichnen (6) der mittleren Dopplerfrequenzverschiebung (<ω>); Einrichtungen zum Berechnen und Aufzeichnen (6) der Konzentration an roten Blutkörperchen; Einrichtungen zum Messen und Aufzeichnen (3, 4, 5, 6) der Intensität des erfassten gestreuten Lichts; Einrichtungen zum Berechnen und Aufzeichnen (6) der Durchblutung (des Flusses); Einrichtungen zum Filtern (6) von Bewegungsartefaktrauschen; und Einrichtungen zum Anzeigen der gemessenen Durchblutungsparameter; dadurch gekennzeichnet, dass die Einrichtungen zum Filtern (6) von Bewegungsartefaktrauschen umfassen: eine Einrichtung, um Veränderungen in den Photostrom-Leistungsspektren für sowohl Nieder- und Hochfrequenzbänder zu messen; eine Einrichtung, um eine gemittelte gewichtete Spektralleistung für ein Niederfrequenzband (LPA) und für ein Hochfrequenzband (HP) zu berechnen, bei der Gewichtungen von der Spektralfrequenz (ω) abhängig sind; eine Einrichtung, um durch Vergleich der gegenwärtigen frequenzgewichteten Niederfrequenz-Spektralleistung (LP) mit einer gemittelten frequenzgewichteten Niederfrequenz-Leistung (LPA) und Vergleich der gegenwärtigen frequenzgewichteten Hochfrequenz-Spektralleistung (HP) mit der gemittelten frequenzgewichteten Hochfrequenz- Spektralleistung (HPA) zu beurteilen, ob eine Veränderung auf ein Bewegungsartefaktrauschen zurückzuführen ist; und eine Einrichtung, um einen Durchblutungs-(Fluss-)Wert in Gegenwart von Bewegungsartefaktrauschen zu berechnen, das durch den Vergleich erfasst worden ist, indem die gemittelte frequenzgewichtete Niederfrequenz-Spektralleistung (LPA) mit der gegenwärtigen frequenzgewichteten Hochfrequenz-Spektralleistung (HP) summiert wird.
Vorrichtung nach Anspruch 7, bei der die Einrichtung zum Bestrahlen (1) eines Abschnitts des Gewebes mit monochromatischem Laserlicht über eine Optikfaser ist und die Einrichtung zum Auffangen von aus dem Gewebe gestreutem Licht (1) zur Photodetektion über eine oder mehrere Optikfasern ist.
Vorrichtung nach Anspruch 7, bei der die Einrichtung zum Bestrahlen (1) eines Gewebeabschnitts mit monochromatischem Laserlicht mit einem Laserstrahl ist.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 9, bei der Signalfrequenzanalyse, Berechnungen von Blutstromparametern und Signalfilterung, um die Bewegungsartefaktauswirkungen auf die gemessene Durchblutung, Konzentration an roten Blutkörperchen und mittlere Dopplerfrequenzverschiebung zu reduzieren, mit Hilfe von schnellen hochintegrierten Schaltungen zur digitalen Signalverarbeitung ausgeführt werden und so eine Verarbeitung und Anzeige in Echtzeit gestatten.
Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 bis 10, bei der die Gewichtungen lineare ω-Gewichtungen sind.