EP2531957A1 - Verfahren und messgerät zum messen der sauerstoffsättigung im blut - Google Patents

Verfahren und messgerät zum messen der sauerstoffsättigung im blut

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Publication number
EP2531957A1
EP2531957A1 EP11713171A EP11713171A EP2531957A1 EP 2531957 A1 EP2531957 A1 EP 2531957A1 EP 11713171 A EP11713171 A EP 11713171A EP 11713171 A EP11713171 A EP 11713171A EP 2531957 A1 EP2531957 A1 EP 2531957A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
wavelength
signals
signal
oxygen saturation
filter function
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP11713171A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Achim Volmer
Reinhold Orglmeister
Eugen Hoffmann
Dorothea Kolossa
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Technische Universitaet Berlin
Original Assignee
Technische Universitaet Berlin
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Technische Universitaet Berlin filed Critical Technische Universitaet Berlin
Publication of EP2531957A1 publication Critical patent/EP2531957A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
    • A61B5/024—Measuring pulse rate or heart rate
    • A61B5/02416—Measuring pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts
    • A61B5/7214—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts using signal cancellation, e.g. based on input of two identical physiological sensors spaced apart, or based on two signals derived from the same sensor, for different optical wavelengths
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING OR CALCULATING; COUNTING
    • G06F—ELECTRIC DIGITAL DATA PROCESSING
    • G06F18/00—Pattern recognition
    • G06F18/20—Analysing
    • G06F18/21—Design or setup of recognition systems or techniques; Extraction of features in feature space; Blind source separation
    • G06F18/213—Feature extraction, e.g. by transforming the feature space; Summarisation; Mappings, e.g. subspace methods
    • G06F18/2134—Feature extraction, e.g. by transforming the feature space; Summarisation; Mappings, e.g. subspace methods based on separation criteria, e.g. independent component analysis

Definitions

  • the invention relates to a method having the features according to the preamble of patent claim 1.
  • the pulse oximetry allows known to the memorized medicine of the blood-material ARTE. It is a spectrophotometric method based on the different light absorption of oxygenated and deoxygenated hemoglobin.
  • the pulsating flow of the blood and the associated there ⁇ change associated with the arterial diameter, whereby in addition to the determination of the oxygen saturation and the heart rate can be determined.
  • the oxygen transport in the body happens to 98% by the hemoglobin. Only about 1 - 2% of the oxygen is dissolved in the plasma. Hemoglobin is predominantly present in four fractions in the blood.
  • Oxygen saturation represents the concentration ratio between oxygenated and deoxygenated hemoglobin.
  • Blood is transparent only in the optical window of 600 nm - 1300 nm. Below 600 nm melanin of the red blood cells, above 1300 nm, absorbs the tissue fluid. the light is too strong. The usable for a measurement Wel ⁇ wavelength region is limited accordingly.
  • a light source at 660 nm, ie in the red region, and an infrared source at 940 nm is customary.
  • the absorption is composed of a constant and a pulsating portion.
  • the constant proportion results from the absorption through skin layers, tissue and bones and depends on their thickness, color and structure.
  • Ru helage another constant proportion results from the absorption of blood in the Ve ⁇ nen.
  • the pulsating part is caused by the arterial pulsation. This is ent ⁇ by the expansion and contraction of the arteries. Since the arterial indirectly Blutvolumenän- is measured alteration in pulse oximetry, the second variable part of the absorption signal as a photoplethysmograph (PPG) will be ⁇ distinguished.
  • PPG photoplethysmograph
  • the invention has for its object to provide a ge ⁇ precise method for measuring the oxygen saturation of blood.
  • a method according to the invention provided it shone in which electromagnetic radiation having a first and a two ⁇ th wavelength in the peripheral part of the body or transmitted through the peripheral part of the body, the reflected or transmitted radiation, forming two measurement signals is measured, and by evaluating the two measuring signals determines the oxygen saturation of the blood becomes.
  • a mathematical mixture model is used for the evaluation of the two measurement signals, in which a user-related filter function based on the first wavelength, a noise-related filter function based on the first wavelength, a Nutzsignal- related filter function with respect to the second wavelength, a interference signal-related filter function with respect to the second wavelength, a useful source signal contained in the measurement signal and a noise source signal contained in the measurement signal are taken into account, and a statistical evaluation is applied to the two measurement signals, the statistical independence of the Nutzquellsignals and the Störquellsignals is assumed as a constraint and with Using the Auswer ⁇ tehabilits the Nutzquellsignal and the two nutzsignalbe- related filter functions are determined and the oxygen saturation of the blood is determined with the three signals mentioned.
  • a significant advantage of the method according to the invention is the fact that it is very insensitive to the effects of movement, so that the measurement results remain very accurate even in the case of a certain movement of the human or animal body during the measurement.
  • the following mathematical mixture model is used to evaluate the two measurement signals:
  • h (t) is the nutzsignal obligee filter function based on the first wavelength
  • si (t) is in the measurement signal ent ⁇ maintained Nutzquellsignal
  • X2 (t) denote the measurement signal at the second wavelength.
  • the oxygen saturation with the three signals is determined by correlating the effective values of the two groove-signal-related filter functions with one another to form a ratio value and determining the oxygen saturation with the ratio value.
  • the oxygen saturation is preferably formed with the ratio value by using the following determination formula:
  • R denotes the ratio value
  • kl a first constant
  • k2 a second constant
  • k3 a third constant
  • Sp0 2 the oxygen saturation value
  • the first constant is preferably in a range between 0.4 and 0.6, the second constant in a range between 0.3 and 0.4, and the third constant k3 in a range between 0.8 and 1. According to another particularly preferred embodiment of the method it is provided that not only the SauerstoffSus ⁇ actuation is measured, but also a Photoplethys- mogrammsignal is formed and displayed.
  • the photoplethysmogram signal it is considered advantageous if one of the useful signal-related filter functions is convoluted with the useful source signal to form a convolution signal and the photoplethysmogram signal is formed with the convolution signal.
  • the Photoplethysmogrammsignal PPG (t) is gebil ⁇ det according to: or
  • the invention also contemplates a meter for measuring the oxygen saturation of blood flowing in a peripheral human or animal body part.
  • An evaluation system ⁇ device is provided according to the invention with such a measurement device responsive to the two measurement signals xl (t) and x2 (t) applying a statistical evaluation, wherein said statistical independence of useful ⁇ source signal and a Störquellsignals is provided as a boundary condition.
  • the useful source signal and user-related filter functions are determined, and the oxygen saturation of the blood is determined with the three signals mentioned.
  • the evaluation device can be formed, for example, by a data processing system which is programmed in such a way that it can carry out the described method.
  • the measuring device preferably has a display device for indicating the oxygen saturation and / or for displaying a photoplethysmogram signal.
  • FIG. 1 shows a model for the instantaneous mixing and separation of two source and sensor signals
  • Figure 2 shows a convoluted mixing and demixing model
  • Figure 3 shows an embodiment of an inventive
  • the pumping action of the heart of a human or animal body manifests itself in a pulse wave ⁇ example, in the form of a photoplethysmogram or a Pho ⁇ toplethysmogrammsignals - briefly below PPG signal or PPG (t) referred to - can be measured.
  • a pulse wave which can be measured at the periphery also has a superposition due to the branching of the arteries. reflected waves, which always occur when the wire cross section changes significantly.
  • the flow properties within the arteries provide for a damping of higher-frequency wave components, especially on peripheral parts of the body such as the finger.
  • the properties of the vascular system are constantly changing.
  • the body regulates smooth muscle vasoconstriction, for example to adjust blood pressure to the stress conditions.
  • the vascular system can be considered stationary for a short period of time. At that moment, the vascular system acts like a filter that filters the pressure signals of the heart contrac- tions on the way to the meter. Any disturbances that originate, for example, in motion and interfere with the measurement signal are also filtered from the site of action to the finger through the vascular system.
  • the method exemplified below uses the convolutive ICA to determine oxygen saturation and to reconstruct the PPG signal.
  • the simplest model for source signal mixing represents the instantaneous linear superposition (cf.
  • FIG. 1 shows a model for the instantaneous mixing and separation of two source and sensor signals.
  • the overlay can be formulated mathematically as follows:
  • Equation 1.5 the source signals can be ideally reconstructed as shown in Equation 1.5 where I is the unit matrix.
  • Established ICA procedures are based on different criteria of statistical independence. Here are two case variable if and only referred to ⁇ statistically independent if their composite probability density is equal to the product of the marginal density distributions. It therefore applies:
  • the measured signals arise from a superimposition of filtered source signals.
  • the sensor signals result in:
  • FIG. 2 shows a convoluted mixing and demixing dell with the respective impulse responses hy (t) and wy (t). If the mixture is formulated in the frequency domain, then the convolution in equations 1.8 and 1.9 can be converted into a multiplication:
  • the matrix form has the following form:
  • the so-called “Sphering” or “Prewhitening” is used as preprocessing. It serves to decorrelate and normalize the variances of the sensor signals to one.
  • the sensor signals ⁇ with a suitable Spheringmatrix M are transformed so that the whitened signals x s are finally decorrelated CXS and their covariance matrix is diagonal.
  • V is the orthogonal matrix of the eigenvectors and ⁇ is the diagonal matrix with the corresponding eigenvalues of Cx Spheringmatirx M is passed as inverse of the matrix root of Cx ge ⁇ :
  • Prewhitening also ensures that the matrix O to be found by the subsequent ICA stage is orthogonal, since:
  • the source signals s1 (t) and s2 (t) statistically independent ⁇ table which is a unit matrix, together with the normalization of the variances on one of the covariance matrix of the source signals and consequently too must apply.
  • the mixing or Entmi ⁇ research matrix of the transformed data are also orthogonal, and the search for the Entmischungsmatrix is considerably simplified (see FIG. Reference [HKO01] of bibliography).
  • the source signals have a temporal structure, it makes sense to also use correlations between time-shifted signals for demixing.
  • the uncorrelation of the source signals s is taken as a basis, where ⁇ disappears due to their cross-correlation for arbitrary time shifts ⁇ :
  • the cost function J (O) adds up all the non-diagonal elements (off-operator) of the set S of covariance matrices and becomes minimal with optimal choice of the orthogonal matrix O, whereby the mixture matrix is also well approximated.
  • compound diagonalization can be used to minimize the values of the non-diagonal matrix entries for a set of covariance matrices.
  • the similarity measures between the permuted frequency bands or evaluate the consistency of the segregation filter For example, a correlation-based method according to Rahbar and Reilly can be used (cf.
  • a frequency band wt is used as a reference to permute a second band wj as correctly as possible.
  • pairs q and p are calculated. If this similarity measure is maximal, the best permutation is found.
  • FIG. 3 shows an exemplary embodiment of a measuring device 10 which is suitable for measuring the oxygen saturation of the blood flowing in a peripheral human or animal body part 20 and can form a PPG signal.
  • the meter 10 employs a convolutive ICA that evaluates statistical properties for separation of the source signals and utilizes the transient stationarity of the vasculature.
  • the measuring device 10 comprises a transmitting device 30 with two light emitting diodes 40 and 50 for generating electromagnetic
  • Radiation ql '(t) and q2' (t) having a first and a second wavelength; the two wavelengths are different ⁇ Lich.
  • the radiation ql '(t) is red light and the radiation q2' (t) is infrared light.
  • the two light emitting diodes 40 and 50 are operated beispielswei ⁇ se in a time division multiplex method.
  • the transmitted through the peripheral body part 20 transmitted radiation xl '(t) or x2' (t) to form two measurement signals xl (t) and x2 (t) measured.
  • the two measurement signals xl (t) and x2 (t) reach an evaluation device 70 of the measuring device 10.
  • the value from ⁇ device 70 evaluates the two measurement signals and measures the oxygen saturation of the blood oxygen saturation value to form a Sp02. In addition, it forms a PPG signal PPG (t).
  • the PPG signal PPG (t) reflects the superposition of various peripheral and cardiac pressure waves, which manifests itself, for example, in the double sensitivity of the signal measured on the finger.
  • High-frequency components in the pressure wave originating from the heart are damped due to the elasticity of the blood vessels and the associated flow properties .
  • Such an overlay can be understood as a convolutive mixture; the corresponding model is shown in FIG.
  • the useful source signal si (t) corresponds to the
  • the evaluation device 70 therefore preferably divides the continuous signal into shorter sections, for each of which the statistically independent components are determined.
  • the optimum between good releasability and stationarity is here an interval of preferably Zvi ⁇ rule 5 and 15 seconds, for example about 10 seconds (z. B. 10.24 s).
  • a barbell window will preferably be used.
  • STFT Short-time Fourier Transform
  • a prewhiteching step performed by the evaluation device 70 preferably decorrelates the sensor signals and normalizes the variances to, for example, one, whereby the search for the mixing matrix in the SOBI method is restricted to orthogonal matrices and thus simplified.
  • 50 time-shifted covariance matrices are diagonalized by Verbunddiagonalmaschine, whereby an adequate performance of the process at the loading ⁇ humor of the mixing matrix A is achieved.
  • the PPG signal has a higher entropy compared to the interference signal, whereby a clear assignment is possible.
  • the continuous source signals are subsequently reconstructed in the evaluation device 70 by means of overlap-add synthesis.
  • H11 (w) comprises a complex-valued factor determining the a measure of Proportion of the PPG source signal in the measured red signal
  • the ratio R ie the ratio of the normalized intensity with ⁇ th is evaluated for both wavelengths in the calculation of oxygen saturation.
  • the intensity ⁇ signals only signal components should be included, which are caused by the pulsation of the artery.
  • the evaluation device 70 preferably uses RMS averaging over the amount of the coefficients to determine R:
  • the method for measuring the oxygen saturation has been described by way of example in the case where electromagnetic radiation is transmitted through the peripheral part of the body and the transmit- measured radiation is measured and evaluated. Alternatively or additionally, the reflected radiation can be measured and evaluated.

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Abstract

Die Erfindung bezieht sich u. a. auf ein Verfahren zum Messen der Sauerstoff Sättigung des in einem peripheren menschlichen oder tierischen Körperteil (20) fließenden Blutes, bei dem elektromagnetische Strahlung (q1' (t), q2' (t)) mit einer ersten und einer zweiten Wellenlänge in den peripheren Körperteil hineingestrahlt oder durch den peripheren Körperteil hindurchgestrahlt wird, die reflektierte oder transmittierte Strahlung (x1' (t), x2 ' (t)) unter Bildung zweier Messsignale (x1 (t), x2 (t)) gemessen wird und durch Auswertung der zwei Messsignale die Sauerstoff Sättigung des Blutes bestimmt wird. Erfindungsgemäß ist vorgesehen, dass zur Auswertung der beiden Messsignale ein mathematisches Mischungsmodell verwendet wird und auf die beiden Messsignale ein statistisches Auswerteverfahren angewandt wird, wobei als Randbedingung die statistische Unabhängigkeit eines Nutzquellsignals und eines Störquellsignals vorausgesetzt wird und mit Hilfe des Auswerteverfahrens das Nutzquellsignal und zwei nutzsignalbezogene Filterfunktionen bestimmt werden und mit den drei genannten Signalen die Sauerstoff Sättigung des Blutes bestimmt wird.

Description

Beschreibung
Verfahren und Messgerät zum Messen der SauerstoffSättigung im Blut
Die Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren mit den Merkmalen gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1.
Ein derartiges Verfahren ist in der Druckschrift [BroOO] beschrieben. Bei diesem Verfahren wird die SauerstoffSätti¬ gung des in einem peripheren menschlichen oder tierischen Körperteil fließenden Blutes gemessen, indem elektromagneti¬ sche Strahlung mit einer ersten und einer zweiten Wellenlänge durch den peripheren Körperteil hindurchgestrahlt wird, die transmittierte Strahlung unter Bildung zweier Messsignale ge¬ messen wird und durch Auswertung der zwei Messsignale die SauerstoffSättigung des Blutes bestimmt wird.
Weitere Verfahren zum Messen der SauerstoffSättigung sind in den Druckschriften US 2006/0009688 AI, DE 10 2004 016 435 B4, DE 196 51 690 und EP 555 553 A2 beschrieben.
Die Pulsoximetrie ermöglicht bekanntermaßen die nichtinvasi¬ ve, kontinuierliche Messung der SauerstoffSättigung des arte- riellen Blutes. Es handelt sich um ein spektralphotometri- sches Verfahren, das auf der unterschiedlichen Lichtabsorption von oxygeniertem und deoxygeniertem Hämoglobin beruht. Außerdem werden die pulsierende Strömung des Blutes und die da¬ mit verbundene Änderung des Arteriendurchmessers ausgenutzt, wodurch neben der Bestimmung der SauerstoffSättigung auch die Herzrate ermittelt werden kann. Der Sauerstofftransport im Körper geschieht zu 98 % durch das Hämoglobin. Nur etwa 1 - 2% des Sauerstoffs sind im Plasma gelöst. Hämoglobin liegt vorwiegend in vier Fraktionen im Blut vor. Neben dem reduzierten und dem oxigenierten Hämoglo- bin, die für den Transport des Sauerstoffs verantwortlich sind, liegen noch Dyshämoglobine wie Carboxyhämoglobin und Methämoglobin vor. Die SauerstoffSättigung stellt das Konzentrationsverhältnis zwischen oxigeniertem und desoxigenier- tem Hämoglobin dar.
Alle Fraktionen des Hämoglobins besitzen unterschiedliche Ab¬ sorptionsspektren, die bei der Pulsoximetrie ausgenutzt wer¬ den . Bei der transmissiven Messung wird ein peripherer Körperteil, in der Regel ein Finger, Zeh oder ein Ohrläppchen, von einer Seite mit Licht bestimmter Wellenlänge durchleuchtet und auf der anderen Seite das transmittierte Licht detektiert. Die theoretische Grundlage bildet das Beer-Lambert-Gesetz, das die Intensi tätsabschwächung von Licht einer Wellenlänge beim Durchtritt durch eine absorbierende Substanz beschreibt. Diese Dämpfung ist durch die Dicke, die Konzentration und die von den jeweiligen Wellenlängen abhängigen Extinktionskoeffi- zienten bestimmt. Wenn monochromatisches Licht in ein Medium eingestrahlt wird, wird ein Teil absorbiert, während der an¬ dere transmittiert wird. Dabei wird die Intensität exponen- tiell zur Dicke des durchstrahlten Mediums gedämpft. Blut ist nur in dem optischen Fenster von 600 nm - 1300 nm transparent. Unterhalb von 600 nm absorbiert das Melanin der roten Blutkörperchen, oberhalb von 1300 nm die Gewebeflüssig- keit das Licht zu stark. Der für eine Messung nutzbare Wel¬ lenlängenbereich wird dementsprechend begrenzt.
Bei konventionellen Pulsoximetern beschränkt man sich auf die Bestimmung der funktionellen SauerstoffSättigung . Dafür müssen die Konzentrationen von oxygeniertem und reduziertem Hämoglobin ermittelt werden. Üblich ist eine Lichtquelle bei 660 nm, also im roten Bereich, und eine infrarote Quelle bei 940 nm.
Die Absorption setzt sich aus einem konstanten und einem pulsierendem Anteil zusammen. Der konstante Anteil ergibt sich aus der Absorption durch Hautschichten, Gewebe und Knochen und ist von deren Dicke, Farbe und Struktur abhängig. In Ru- helage ergibt sich durch die Absorption des Blutes in den Ve¬ nen ein weiterer konstanter Anteil. Der pulsierende Anteil wird durch die arterielle Pulsation verursacht. Diese ent¬ steht durch das Ausdehnen und Zusammenziehen der Arterien. Da bei der Pulsoximetrie indirekt die arterielle Blutvolumenän- derung gemessen wird, wird der zweitveränderliche Teil des Absorptionssignals auch als Photoplethysmogramm (PPG) be¬ zeichnet .
Im klinischen Umfeld lässt sich mit Hilfe der Pulsoximetrie leicht, nicht-invasiv und relativ genau die SauerstoffSätti¬ gung im arteriellen Blut bestimmen. Bei mobiler Anwendung und aktiven Patienten (z. B. Säuglinge) treten jedoch starke Bewegungsartefakte auf, so dass SauerstoffSättigung und Herzra¬ te nicht mehr sicher ermittelt werden können. Besonders Bewe- gungsartefakte haben einen großen Einfluss auf die Zuverläs¬ sigkeit der Pulsoximetrie. Der Ursprung von Bewegungsartefakten lässt sich auf unterschiedliche physikalische Prozesse zurückführen. Zum einen verursacht die mechanische Verschiebung des Sensors relativ zum Körper (engl. Probe-Coupling) Artefakte. Diese können je- doch relativ gut durch mechanische Fixierung oder Modellierung des Probe-Coupling-Effekts unterdrückt werden.
Zum anderen sind auch physiologische Effekte für Artefakte verantwortlich. Tritt venöse Pulsation auf, beschreibt das Photoplethysmogramm nun nicht mehr ausschließlich die Blutvolumenänderungen in der Arterie sondern auch in der Vene.
Folglich kommt es zu Fehlern bei der Bestimmung der SauerstoffSättigung . Es lässt sich beispielsweise feststellen, dass die Bewegungsartefakte überwiegend auf dieser venösen Pulsation beruhen und nicht so sehr durch Probe-Coupling entstehen .
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein möglichst ge¬ naues Verfahren zum Messen der SauerstoffSättigung von Blut anzugeben.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch ein Verfahren mit den Merkmalen gemäß Patentanspruch 1 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Verfahrens sind in Un- teransprüchen angegeben.
Danach ist erfindungsgemäß ein Verfahren vorgesehen, bei dem elektromagnetische Strahlung mit einer ersten und einer zwei¬ ten Wellenlänge in den peripheren Körperteil hineingestrahlt oder durch den peripheren Körperteil hindurchgestrahlt wird, die reflektierte oder transmittierte Strahlung unter Bildung zweier Messsignale gemessen wird und durch Auswertung der zwei Messsignale die SauerstoffSättigung des Blutes bestimmt wird. Dabei ist vorgesehen, dass zur Auswertung der beiden Messsignale ein mathematisches Mischungsmodell verwendet wird, bei dem eine nutzsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, eine störsignalbezogene Filter- funktion bezogen auf die erste Wellenlänge, eine nutzsignal- bezogene Filterfunktion bezogen auf die zweite Wellenlänge, eine störsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die zweite Wellenlänge, ein im Messsignal enthaltenes Nutzquellsignal und ein im Messsignal enthaltenes Störquellsignal berücksich- tigt werden, und auf die beiden Messsignale ein statistisches Auswerteverfahren angewandt wird, wobei als Randbedingung die statistische Unabhängigkeit des Nutzquellsignals und des Störquellsignals vorausgesetzt wird und mit Hilfe des Auswer¬ teverfahrens das Nutzquellsignal und die beiden nutzsignalbe- zogenen Filterfunktionen bestimmt werden und mit den drei genannten Signalen die SauerstoffSättigung des Blutes bestimmt wird .
Ein wesentlicher Vorteil des erfindungsgemäßen Verfahrens ist darin zu sehen, dass dieses sehr unempfindlich gegen Bewegungseinflüsse ist, so dass die Messergebnisse auch im Falle einer gewissen Bewegung des menschlichen oder tierischen Körpers während der Vornahme der Messung sehr genau bleiben. Gemäß einer bevorzugten Ausgestaltung des Verfahrens ist vorgesehen, dass zur Auswertung der beiden Messsignale folgendes mathematisches Mischungsmodell verwendet wird:
wobei h (t) die nutzsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, hi2 (t) die störsignalbezogene Fil¬ terfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, h2i (t) die nutzsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die zweite Wel¬ lenlänge, h22(t) die störsignalbezogene Filterfunktion bezo¬ gen auf die zweite Wellenlänge, si (t) das im Messsignal ent¬ haltene Nutzquellsignal, s2 (t) das im Messsignal enthaltene Störquellsignal, xi (t) das Messsignal bei der ersten Wellen¬ länge und X2 (t) das Messsignal bei der zweiten Wellenlänge bezeichnen .
Gemäß einer besonders bevorzugten Ausgestaltung des Verfah- rens ist vorgesehen, dass die SauerstoffSättigung mit den drei Signalen ermittelt wird, indem die Effektivwerte der beiden nut zsignalbezogenen Filterfunktionen zueinander unter Bildung eines Verhältniswerts ins Verhältnis gesetzt werden und mit dem Verhältniswert die SauerstoffSättigung ermittelt wird.
Vorzugsweise wird mit dem Verhältniswert die SauerstoffSätti¬ gung gebildet, indem folgende Bestimmungsformel verwendet wird :
wobei R den Verhältniswert, kl eine erste Konstante, k2 eine zweite Konstante, k3 eine dritte Konstante und Sp02 den Sau- erstoffsättigungswert bezeichnen.
Die erste Konstante liegt bevorzugt in einem Bereich zwischen 0,4 und 0,6, die zweite Konstante in einem Bereich zwischen 0,3 und 0,4 und die dritte Konstante k3 in einem Bereich zwi- sehen 0,8 und 1. Gemäß einer weiteren besonders bevorzugten Ausgestaltung des Verfahrens ist vorgesehen, dass nicht nur die SauerstoffSät¬ tigung gemessen wird, sondern zusätzlich ein Photoplethys- mogrammsignal gebildet und angezeigt wird.
Bezüglich der Bildung des Photoplethysmogrammsignals wird es als vorteilhaft angesehen, wenn eine der nutzsignalbezogenen Filterfunktionen mit dem Nutzquellsignal unter Bildung eines Faltungssignals gefaltet wird und das Photoplethysmogramm- signal mit dem Faltungssignal gebildet wird.
Vorzugsweise wird das Photoplethysmogrammsignal PPG(t) gebil¬ det gemäß : oder
Als Erfindung wird außerdem ein Messgerät zum Messen der SauerstoffSättigung des in einem peripheren menschlichen oder tierischen Körperteil fließenden Blutes angesehen.
Erfindungsgemäß ist bei einem solchen Messgerät eine Auswert¬ einrichtung vorgesehen, die auf die beiden Messsignale xl (t) und x2 (t) ein statistisches Auswerteverfahren anwendet, wobei als Randbedingung die statistische Unabhängigkeit eines Nutz¬ quellsignals und eines Störquellsignals vorausgesetzt wird. Mit Hilfe des Auswerteverfahrens werden das Nutzquellsignal und nutzsignalbezogene Filterfunktionen bestimmt, und es wird mit den drei genannten Signalen die SauerstoffSättigung des Blutes ermittelt. Die Auswerteinrichtung kann beispielsweise durch eine Datenverarbeitungsanlage gebildet sein, die derart programmiert ist, dass sie das beschriebene Verfahren auszuführen kann.
Das Messgerät weist vorzugsweise eine Anzeigeeinrichtung zum Anzeigen der SauerstoffSättigung und/oder zum Anzeigen eines Photoplethysmogrammsignals auf.
Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispie¬ len näher erläutert; dabei zeigen beispielhaft:
Figur 1 ein Modell für die instantane Mischung und Entmischung zweier Quell- und Sensorsignale,
Figur 2 ein konvolutives Mischungs- und Entmischungsmodell und
Figur 3 ein Ausführungsbeispiel für ein erfindungsgemäßes
Messgerät, anhand dessen auch nochmals das erfin¬ dungsgemäße Verfahren beispielhaft erläutert wird.
In den Figuren werden für gleiche oder vergleichbare Gegenstände der Übersicht halber dieselben Bezugszeichen verwendet .
Die Pumpaktion des Herzens eines menschlichen oder tierischen Körpers manifestiert sich in einer Pulswelle, die beispiels¬ weise in Form eines Photoplethysmogramms bzw. eines Pho¬ toplethysmogrammsignals - nachfolgend kurz PPG-Signal oder PPG(t) genannt - gemessen werden kann. Unter Berücksichtigung der physiologischen Eigenschaften des Gefäßsystems besteht eine an der Peripherie messbare Pulswelle allerdings aufgrund der Verzweigungen der Arterien zusätzlich aus einer Überlage- rung von reflektierten Wellen, die immer dann entstehen, wenn der Adernquerschnitt sich deutlich ändert.
Des Weiteren sorgen die Strömungseigenschaften innerhalb der Arterien für eine Dämpfung höherfrequenter Wellenanteile besonders an peripheren Körperteilen wie dem Finger. Zusätzlich ändern sich die Eigenschaften des Gefäßsystems ständig. So reguliert der Körper die Vasokonstriktion der glatten Muskulatur, um beispielsweise den Blutdruck den Belastungsbedin- gungen anzupassen.
Dennoch kann das Gefäßsystem für einen kurzen Zeitraum als stationär angesehen werden. In diesem Moment wirkt das Gefäßsystem wie ein Filter, das die Drucksignale der Herzkontrak- tionen auf dem Weg zum Messgerät filtert. Etwaige Störungen, die ihren Ursprung beispielsweise in der Bewegung haben und sich mit dem Messsignal überlagern, werden ebenfalls vom Ort der Einwirkung bis hin zum Finger durch das Gefäßsystem gefiltert .
Ausgehend von diesen Überlegungen wird nachfolgend beispiel¬ haft ein Verfahren erläutert, das auf der konvolutiven "Inde- pendent Component" Analyse (ICA, "Independent Component" = unabhängige Komponenten) basiert und es ermöglicht, die
Quellsignale als solche und damit die SauerstoffSättigung aufgrund statistischer Eigenschaften zu ermitteln.
Das nachfolgend beispielhaft beschriebene Verfahren verwendet die konvolutive ICA zur Bestimmung der SauerstoffSättigung und zur Rekonstruktion des PPG-Signals.
Im Folgenden wird zunächst die bei dem Verfahren einsetzbare Methode der "Blinden Quellentrennung" vorgestellt. Dabei wer- den die Mischungsmodelle sowie beispielhaft ein Verfahren zur Trennung von Signalen basierend auf der Statistik zweiter Ordnung erläutert. In vielen Bereichen der multikanaligen biomedizinischen Signalerfassung stellt sich das Problem, dass die gemessenen Signale eigentlich eine Überlagerung einzelner Quellsignale darstellen. Verfahren der "Blinden Quellentrennung" ermöglichen es, die gewünschten Quellen aus den gemessenen Signalen zu rekonstruieren. Der Vorteil liegt darin, dass nur sehr wenig Vorwissen über die Quellen selbst und deren Mischung erforderlich ist. Eine Einschränkung für die Trennbarkeit stellt die statistische Unabhängigkeit der Quellsignale dar, die allerdings oft physikalisch gut begründbar ist. Algorith- men, die auf diesen statistisch unabhängigen Komponenten beruhen, werden daher auch ICA genannt (vgl. Druckschriften
[Köh05] [HKO01] in der separaten Literaturliste).
Das einfachste Modell für eine Quellsignalvermischung stellt die instantane lineare Überlagerung dar (vgl. Druckschrift
[Bau05] in der separaten Literaturliste). Dabei wird jeweils eine Linearkombination der Quellsignale messtechnisch er- fasst. Diese Augenblickswerte beschränken die Koeffizienten der Mischung auf skalare Faktoren.
In Figur 1 ist ein Modell für die instantane Mischung und Entmischung zweier Quell- und Sensorsignale dargestellt. Die Überlagerung lässt sich mathematisch wie folgt formulieren:
Dabei stellen die Si(t) die Quellsignale, die ay die Mi¬ schungskoeffizienten und die xi die Sensorsignale dar. Eine kompakte Darstellung liefert die Matrixschreibweise:
Das Separationsproblem lässt sich durch Anwendung der inver sen Matrix W = A-1 lösen, sobald A vollen Rang hat. Die entmischten Signale y(t) ergeben sich dann zu:
Ist die Mischungsmatrix exakt bestimmbar, sind die Quellsig nale wie in Gleichung 1.5 ersichtlich ideal rekonstruierbar Dabei ist I die Einheitsmatrix. Etablierte ICA-Verfahren beruhen auf unterschiedlichen Kriterien der statistischen Unabhängigkeit. Dabei werden zwei Zu¬ fallsvariablen genau dann als statistisch unabhängig bezeichnet, wenn ihre Verbundverteilungsdichte gleich dem Produkt der Randdichteverteilungen ist. Es gilt also:
ICA-Verfahren werten daher lediglich statistische Eigenschaften der Signale aus, wodurch sich einige Einschränkungen bei der Rekonstruktion der Quellsignale ergeben. Da jede Permutation P sowie Skalierung D der Ausgangssignale jeweils wieder statistisch unabhängige Signale liefert, können sie auch nur bis auf diese Unsicherheiten genau bestimmt werden (vgl.
Druckschrift [Bau05]):
Gegenüber dem Modell der instantanen linearen Überlagerung entstehen beim Modell der konvolutiven Mischung die gemessenen Signale aus einer Überlagerung gefilterter Quellsignale. Mit hiji) als Impulsantworten der Mischungsfilter ergeben sich die Sensorsignale zu:
In Matrixschreibweise enthält A daher nicht mehr skalare Wer¬ te, sondern Impulsantworten der Mischungsfilter:
Figur 2 zeigt ein konvolutives Mischungs- und Entmischung dell mit den jeweiligen Impulsantworten hy(t) und wy(t) . Formuliert man die Mischung im Frequenzbereich, so lässt sich die Faltung in Gleichung 1.8 und 1.9 in eine Multiplikation überführen :
Die Matrixform hat folgende Gestalt:
Diese Vorgehensweise wird durch Anwendung der Kurzzeit- Fouriertransformation STFT möglich (vgl. Druckschrift [OSB04] in der beigefügten Literaturliste) . Es entsteht in jedem Fre¬ quenzband ein komplexwertiges , instantanes Mischungsproblem, das sich mit beliebigen Methoden der instantanen ICA lösen lässt. Diese müssen dazu lediglich auf komplexwertige Signale erweitert werden.
Da das Mischungsproblem in jedem Frequenzband unabhängig ge- löst wird, können einige Frequenzbänder in ihrer Reihenfolge vertauscht sein, wodurch eine Permutationskorrektur notwendig wird. Um schließlich die Zeitsignale zu rekonstruieren, erfolgt die inverse Kurzzeit-Fouriertransformation vorzugsweise gemäß der Druckschrift [OSB04] der beigefügten Literaturlis- te .
Für die Lösung des Mischungsproblems gibt es eine Reihe von etablierten Algorithmen, die sich mit der Analyse der statistischen Unabhängigkeit beschäftigen. Sie beruhen auf unter- schiedlichen Kriterien und stützen sich vor allem auf statistische Kenngrößen. Besitzen die Quellsignale außerdem eine zeitliche Struktur, ist es sinnvoll, auch Korrelationen zwischen zeitlich versetzten Signalen zur Berechnung der Entmi- schungsmatrix auszunutzen (vgl. Druckschrift [Köh05] der beigefügten Literaturliste) .
Für die Artefaktunterdrückung in PPG-Signalen kann ein derartiges Verfahren basierend auf der Statistik zweiter Ordnung eingesetzt werden, da das Pulswellensignal eine große Selbst¬ ähnlichkeit und Periodizität aufweist.
Zum besseren Verständnis wird im Folgenden zunächst ein Verfahren mit instantaner Mischung erläutert; anschließend wird auf komplexwertige Signale erweitert, wodurch auch konvoluti- ve Mischungen trennbar sind.
Bei vielen ICA-Algorithmen wird als Vorverarbeitung das sogenannte "Sphering" bzw. "Prewhitening" ("Vorweißen") einge- setzt. Es dient der Dekorrelation und der Normierung der Varianzen der Sensorsignale auf eins. Dazu werden die Sensor¬ signale mit einer geeigneten Spheringmatrix M so transformiert, dass die geweißten Signale xs schließlich dekorreliert sind und auch ihre Kovarianzmatrix Cxs diagonal ist.
Die Spheringmatrix M lässt sich durch eine EigenwertZerlegung der Kovarianzmatrix Cx = E[xxT~\ der mittelwertfreien Signale x errechnen:
Wenn V die orthogonale Matrix der Eigenvektoren und Λ die Diagonalmatrix mit den zugehörigen Eigenwerten von Cx ist, ist die Spheringmatirx M als Inverse der Matrixwurzel von Cx ge¬ geben :
Die Kovarianz der transformierten Signale Xs besitzen dann die Struktur einer Einheitsmatrix:
Durch das Prewhitening ist auch sichergestellt, dass die von der nachfolgenden ICA-Stufe zu findende Matrix O orthogonal ist, da gilt:
Per Definition sind die Quellsignale s1 (t) und s2 (t) statis¬ tisch unabhängig, wodurch zusammen mit der Normierung der Varianzen auf eins auch die Kovarianzmatrix der Quellsignale eine Einheitsmatrix ist und folglich auch gelten muss. So sind ebenfalls die Mischungs- bzw. Entmi¬ schungsmatrix der transformierten Daten orthogonal und die Suche nach der Entmischungsmatrix vereinfacht sich erheblich (vgl. Druckschrift [HKO01] der Literaturliste).
Besitzen die Quellsignale eine zeitliche Struktur, ist es sinnvoll, auch Korrelationen zwischen zeitlich versetzten Signalen für die Entmischung einzusetzen. Vorzugsweise wird die Unkorreliertheit der Quellsignale s zu Grunde gelegt, wo¬ durch deren Kreuzkorrelation für beliebige Zeitverschiebungen τ verschwindet:
Auch kann eine spektrale Färbung der jeweiligen Signale, also eine Selbstähnlichkeit, ausgenutzt werden:
Dadurch ergibt sich, dass die Kovarianzmatrizen Cx(t,r) zu den Zeitpunkten τ diagonal werden:
Zusammen mit dem Modell der instantanen Mischung aus Gleichung 1.3 bedeutet dies für die Sensorsignale, dass ein Satz von Kovarianzmatrizen Cx(t,r) existiert, für die alle A(t, τ) diagonal sind:
Da die Leistungsfähigkeit dieser Methode von der Auswahl von geeigneten Werten von τ abhängt, ist es sinnvoll, direkt ei¬ nen ganzen Satz von Kovarianzmatrizen auszuwerten. Außerdem lässt sich das Problem durch Prewhitening auf die Suche im Raum orthogonaler Matrizen eingrenzen (vgl. Druckschrift
[Köh05]) . Es muss eine orthogonale Matrix O gefunden werden, die den Satz an Kovarianzmatrizen für alle betrachteten Zeitpunkte wie folgt diagonalisiert (vgl. Druckschrift [Bau05]):
Dazu kann ein Verbunddiagonalisierungsalgorithmus basierend auf einem Jakobi-Verfahren eingesetzt werden. Die Methode der Verbunddiagonalisierung eines Satzes von zeitverzögerten Kovarianzmatrizen wird auch als "Second order Blind Identifica¬ tion" (SOBI, "Blinde Identifikation zweiter Ordnung") bezeichnet (vgl. Druckschrift [BAMCM97 ] ) .
Das Ziel, den kompletten Satz von zeitverzögerten Kovarianzmatrizen ideal zu diagonalisieren, ist mit realen Daten jedoch fast nie zu erreichen. Dennoch lässt sich eine Kosten- funktion J (O) definieren, die durch eine Minimierung eine gute Annäherung liefert (vgl. Druckschrift [HKO01]):
Die Kostenfunktion J (O) addiert alle nicht-diagonalen Elemente ( off -Operator) des Satzes S von Kovarianzmatrizen auf und wird bei optimaler Wahl der Orthogonalmatrix O minimal, wodurch auch die Mischungsmatrix gut approximiert wird.
Wie bereits erläutert, kann die Lösung eines konvolutiven Mi¬ schungsproblems durch Anwendung der STFT auf ein instantanes komplexwertiges ICA- Problem zurückgeführt werden. Das SOBI- Verfahren lässt sich dann analog zu Gleichung 1.25 für kom- plexwertige Signale formulieren:
Auch hier kann wieder eine Verbunddiagonalisierung eingesetzt werden, die Werte der nichtdiagonalen Matrixeinträge für einen Satz von Kovarianzmatrizen gemeinsam minimiert.
Löst man ein konvolutives Mischungsproblem mittels eines kom- plexwertigen instantanen Verfahrens wie SOBI, liegen die ermittelten unabhängigen Quellsignale pro Frequenzband ungeord¬ net vor (siehe Gleichung 1.7) . Daher ist eine Permutations¬ korrektur notwendig, die die Paare ungeordneter Signale in eine konsistente Reihenfolge bringt.
Für die Permutationskorrektur sind Verfahren etabliert, die Ähnlichkeitsmaße zwischen den permutierten Frequenzbändern oder die Konsistenz der Entmischungsfilter auswerten. Beispielsweise kann ein korrelationsbasiertes Verfahren nach Rahbar und Reilly eingesetzt werden (vgl. Druckschrift
[RR05] ) .
Ausgangspunkt der Permutationskorrektur sind n durch die ICA entmischte Signale pro Frequenzband in Abhängigkeit der Fen¬ sterverschiebung τ , die zusammengefasst als Yn(w,r) darge¬ stellt werden.
Ein Frequenzband wt wird als Referenz verwendet, um ein zweites Band wj möglichst korrekt zu permutieren. Dazu werden normierte Korrelationen aller möglichen Paare von g-tem
Signal des Bandes k und p-tem Signale des Bandes j wie folgt errechnet :
Anschließend wird für alle möglichen Permutationen P die Sum- me der normierte Korrelationen der beteiligten Signal
paare q und p errechnet. Ist dieses Ähnlichkeitsmaß maximal, ist die beste Permutation gefunden.
Die Figur 3 zeigt ein Ausführungsbeispiel für ein Messgerät 10, das zum Messen der SauerstoffSättigung des in einem peripheren menschlichen oder tierischen Körperteil 20 fließenden Blutes geeignet ist sowie ein PPG-Signal bilden kann. Das Messgerät 10 wendet eine konvolutive ICA an, die statistische Eigenschaften zur Trennung der Quellsignale auswertet und die kurzzeitige Stationarität des Gefäßsystems ausnutzt. Das Messgerät 10 umfasst eine Sendeeinrichtung 30 mit zwei Leuchtdioden 40 und 50 zum Erzeugen elektromagnetischer
Strahlung ql ' (t) und q2 ' (t) mit einer ersten und einer zwei- ten Wellenlänge; die beiden Wellenlängen sind unterschied¬ lich. Beispielsweise handelt es sich bei der Strahlung ql ' (t) um rotes Licht und bei der Strahlung q2 ' (t) um infrarotes Licht. Die beiden Leuchtdioden 40 und 50 werden beispielswei¬ se in einem zeitlichen Multiplexverfahren betrieben.
Mit einer einen Fotodetektor 55 aufweisenden Empfangseinrichtung 60 des Messgeräts 10 wird die durch den peripheren Körperteil 20 hindurchgestrahlte, transmittierte Strahlung xl ' (t) bzw. x2 ' (t) unter Bildung zweier Messsignale xl (t) und x2 (t) gemessen. Die zwei Messsignale xl (t) und x2 (t) gelangen zu einer Auswerteinrichtung 70 des Messgeräts 10. Die Aus¬ werteinrichtung 70 wertet die zwei Messsignale aus und misst die SauerstoffSättigung des Blutes unter Bildung eines SauerstoffSättigungswerts Sp02. Außerdem bildet sie ein PPG-Signal PPG (t) .
In dem PPG-Signal PPG(t) spiegelt sich die Überlagerung ver¬ schiedener peripher und herzwärts laufender Druckwellen wieder, die sich beispielsweise in der Doppelgipflichkeit des am Finger gemessenen Signals äußert. Hier kommt es zu einer stark positiven Superposition der peripher laufenden Welle mit einer an den präkapillaren Widerstandsgefäßen des Bauches reflektierten Welle. Hochfrequente Anteile in der vom Herz ausgehende Druckwelle werden aufgrund der Elastizität der Blutgefäße und den damit einhergehenden Strömungseigenschaf¬ ten gedämpft. Eine derartige Überlagerung kann als konvolutive Mischung aufgefasst werden; das entsprechende Modell ist in der Figur 2 dargestellt. Das Nutzquellsignal si(t) entspricht der
Druckwelle ausgehend von der Pumpaktion des Herzens, während Bewegungsartefakte durch das zweite Störquellsignal S2 (t) hervorgerufen werden. Reflexionen und Dämpfungen der höheren Frequenzanteile werden in diesem Modell als Filterung mit den
Impulsantworten hn(t) und I21 ( t) für die Druckwelle sowie h12 (t) und h22( ) für Artefakte implementiert. Daher lässt sich die konvolutive ICA gut für die Trennung dieser beiden Signalanteile einsetzen.
Allerdings können die Eigenschaften des Gefäßsystems nur kurzzeitig als stationär angesehen werden, da die Regulation des Herz-Kreislauf-Systems ständig die Gefäßweite und Elasti¬ zität adaptiert. Die Auswerteinrichtung 70 zerlegt daher das kontinuierliche Signal vorzugsweise in kürzere Abschnitte, für die jeweils die statistisch unabhängigen Komponenten bestimmt werden. Das Optimum zwischen gutem Trennvermögen und Stationarität ist hier ein Intervall von vorzugsweise zwi¬ schen 5 und 15 Sekunden, beispielsweise circa 10 Sekunden (z. B. 10,24 s) . Die zeitliche Aufspaltung erfolgt vorzugsweise mittels der gefensterten Overlap-Add-Zerlegung (vgl. Druckschrift [PM07]) in Blöcke mit der Länge von beispielsweise n = 512 und einer Überlappung von beispielsweise noveriap = 256
Abtastwerten. Als Fensterfunktion wird vorzugsweise ein Bart- lett-Fenster zum Einsatz kommen.
Da PPG-Signale eine ausgeprägte Periodizität und Selbstähn- lichkeit besitzen, werden diese Eigenschaften bei der Auswahl eines geeigneten ICA-Verfahrens bevorzugt besonders berück¬ sichtigt. Die Auswerteinrichtung 70 wird daher vorzugsweise den SOBI-Algorithmus verwenden, da dieser explizit diese Selbstähnlichkeit ausnutzt, um die unabhängigen Quellen zu entmischen. Da die konvolutive ICA im Frequenzbereich ausgeführt wird, werden die Zeitsignale mittels eines STFT- Verfahrens (STFT: Kurzzeit-Fourier-Transformation) zu Blöcken von beispielsweise je UFFT = 32 Abtastwerten mit einer Überlappung von beispielsweise noveriap p = 24 Abtastwerten in beispielsweise 17 Frequenzbänder aufgeteilt. Ein von der Auswerteinrichtung 70 durchgeführter Prewhite- ning-Schritt dekorreliert vorzugsweise die Sensorsignale und normiert die Varianzen auf beispielsweise eins, wodurch die Suche nach der Mischungsmatrix im SOBI-Verfahren auf orthogonale Matrizen beschränkt und damit vereinfacht wird. Insge- samt werden durch die Verbunddiagonalisierung beispielsweise 50 zeitverschobene Kovarianzmatrizen diagonalisiert , wodurch eine adäquate Leistungsfähigkeit des Verfahrens bei der Be¬ stimmung der Mischungsmatrix A erreicht wird. Aus der mittels ICA bestimmten Mischungsmatrix A lässt sich von der Auswerteinrichtung 70 aufgrund der Orthogonalität auch einfach die Entmischungsmatrix W errechnen. Nach der Entmischung liegen die Paare von unabhängigen Quellsignalen in jedem Frequenzband ungeordnet vor, wodurch eine Permutati- onskorrektur notwendig ist. Hier kommt ein Verfahren basierend auf der Korrelation zum Einsatz. Eine Bestimmung der bestmöglichen Permutation P der Quellsignale ermöglicht schließlich auch die Korrektur der ermittelten Mischungs- und Entmischungsmatrix zu Af und Wf , wodurch eine Rekonstruktion des Zeitsignals per ISTFT (ISTFT: inverse Kurzzeit-Fourier- Transformation) möglich wird. Für jeden bearbeiteten Block von beispielsweise 512 Abtastwerten liegen die beiden rekonstruierten Zeitsignale jedoch wiederum ungeordnet vor. Zu diesem Zeitpunkt ist es also nicht eindeutig, bei welchem der entmischten Signale es sich um ein PPG oder eine Artefaktquelle handelt. Als probates Mittel zur Festlegung der Reihenfolge hat sich in Versuchen das Maß der Entropie H (X) herausgestellt:
Dabei besitzt das PPG-Signal gegenüber dem Störsignal eine höhere Entropie, wodurch eine eindeutige Zuordnung möglich wird. Die kontinuierlichen Quellsignale werden in der Auswerteinrichtung 70 anschließend mittels Overlap-Add-Synthese rekonstruiert .
Im konvolutiven Mischungsmodell entsprechen die mit dem Mess System ermittelten gestörten Signale bei Formulierung im Fre quenzbereich für die rote und infrarote Wellenlänge den Sig¬ nale beziehungsweise (Gleichungen 1.31 und
1.32) .
Ist im Mischungsmodell das originale PPG-Signal, so
stellt entweder die Artefaktquelle oder ohne Bewegung
einen Rauschprozess dar. H11(w) umfasst also für jedes Fre¬ quenzband einen komplexwertigen Faktor, der ein Maß für den Anteil des PPG-Quellsignals im gemessenen roten Signal
Xi(w,T) darstellt, während H2i(w) den komplexwertigen Faktor für den Anteil im infraroten Signal quantifiziert.
Grundsätzlich wird bei der Berechnung der SauerstoffSättigung das Verhältnis R, also der Quotient der normierten Intensitä¬ ten für beide Wellenlängen ausgewertet. In den Intensitäts¬ signalen sollten allerdings nur Signalanteile enthalten sein, die von der Pulsation der Arterie hervorgerufen sind. Im hier angenommenen konvolutiven Mischungsmodell liegt dieses Ver¬ hältnis separat für jedes Frequenzband durch die Koeffizien¬ ten des Mischungsfilters Hn(w) und H2i (w) vor. Zur Erhöhung der Robustheit wird daher von der Auswerteinrichtung 70 vorzugsweise eine RMS-Mittelung über den Betrag der Koeffizien- ten zur Bestimmung von R genutzt:
Als Bestimmungsformel für die SauerstoffSättigung wird vor- zugsweise folgende Gleichung mit linearer Extrapolation unterhalb von 70% herangezogen:
Im Zusammenhang mit den Figuren wurde das Verfahren zum Messen der SauerstoffSättigung beispielhaft für den Fall beschrieben, dass elektromagnetische Strahlung durch den peripheren Körperteil hindurchgestrahlt wird und die transmit- tierte Strahlung gemessen und ausgewertet wird. Alternativ oder zusätzlich kann die reflektierte Strahlung gemessen und ausgewertet werden.
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10 Messgerät
20 Körperteil
30 Sendeeinrichtung
40 Leuchtdiode
50 Leuchtdiode
55 Fotodetektor
60 Empfangseinrichtung
70 Auswerteinrichtung
PPG (t) PPG-Signal
Sp02 Sauerstoffsättigungswert

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zum Messen der SauerstoffSättigung des in einem peripheren menschlichen oder tierischen Körperteil (20) flie- ßenden Blutes, bei dem elektromagnetische Strahlung (ql ' (t) , q2 ' (t) ) mit einer ersten und einer zweiten Wellenlänge in den peripheren Körperteil hineingestrahlt oder durch den periphe¬ ren Körperteil hindurchgestrahlt wird, reflektierte oder transmittierte Strahlung (xl ' (t) , x2 ' (t) ) unter Bildung zwei- er Messsignale (xl (t) , x2 (t) ) gemessen wird und durch Auswer¬ tung der zwei Messsignale die SauerstoffSättigung des Blutes bestimmt wird, dadurch gekennzeichnet, dass
zur Auswertung der beiden Messsignale ein mathematisches Mischungsmodell verwendet wird, bei dem eine nutzsignalbe- zogene Filterfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, eine störsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, eine nutzsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die zweite Wellenlänge, eine störsignalbezoge¬ ne Filterfunktion bezogen auf die zweite Wellenlänge, ein in den Messsignalen enthaltenes Nutzquellsignal und ein in den Messsignalen enthaltenes Störquellsignal berücksich¬ tigt werden, und
auf die beiden Messsignale ein statistisches Auswertever¬ fahren angewandt wird, wobei als Randbedingung die statis- tische Unabhängigkeit des Nutzquellsignals und des Stör¬ quellsignals vorausgesetzt wird und mit Hilfe des Auswer¬ teverfahrens das Nutzquellsignal und die beiden nutzsig- nalbezogenen Filterfunktionen bestimmt werden und mit den drei genannten Signalen die Sauerstoffsätt igung des Blutes bestimmt wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet, dass zur Auswertung der beiden Messsignale folgendes mathemati¬ sches Mischungsmodell verwendet wird:
wobei h11 (t) die nutzsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, h12 (t) die störsignalbezogene Fil¬ terfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, h21 (t) die nutzsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die zweite Wel- lenlänge, h22(t) die störsignalbezogene Filterfunktion bezo¬ gen auf die zweite Wellenlänge, s1 (t) das im Messsignal ent¬ haltene Nutzquellsignal, s2 (t) das im Messsignal enthaltene Störquellsignal, x1 (t) das Messsignal bei der ersten Wellen¬ länge und x2 (t) das Messsignal bei der zweiten Wellenlänge bezeichnen.
3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2,
dadurch gekennzeichnet, dass
die SauerstoffSättigung mit den drei Signalen ermittelt wird, indem die Effektivwerte der beiden nutzsignalbezogenen Filterfunktionen zueinander unter Bildung eines Verhältniswerts ins Verhältnis gesetzt werden und mit dem Verhältniswert die SauerstoffSättigung ermittelt wird.
4. Verfahren nach Anspruch 3,
dadurch gekennzeichnet, dass
mit dem Verhältniswert die SauerstoffSättigung gebildet wird, indem folgende Bestimmungsformel verwendet wird:
wobei R den Verhältniswert, kl eine erste Konstante, k2 eine zweite Konstante, k3 eine dritte Konstante und Sp02 den Sau¬ erstoffsättigungswert bezeichnen .
5. Verfahren nach Anspruch 4,
dadurch gekennzeichnet, dass
die erste Konstante in einem Bereich zwischen 0,4 und 0,6, die zweite Konstante in einem Bereich zwischen 0,3 und 0,4 und die dritte Konstante in einem Bereich zwischen 0,8 und 1 liegt .
6. Verfahren nach einem der voranstehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, dass
zusätzlich ein Photoplethysmogrammsignal gebildet und ange¬ zeigt wird.
7. Verfahren nach Anspruch 6,
dadurch gekennzeichnet, dass
- eine der nutzsignalbezogenen Filterfunktionen mit dem
Nutzquellsignal unter Bildung eines Faltungssignals gefal¬ tet wird und
das Photoplethysmogrammsignal mit dem Faltungssignal ge¬ bildet wird.
8. Verfahren nach Anspruch 7,
dadurch gekennzeichnet, dass
das Photoplethysmogrammsignal PPG(t) gebildet wird gemäß:
oder
9. Messgerät (10) zum Messen der SauerstoffSättigung des in einem peripheren menschlichen oder tierischen Körperteil (20) fließenden Blutes, mit einer Sendeeinrichtung (30) zum Erzeugen elektromagnetischer Strahlung mit einer ersten und einer zweiten Wellenlänge, einer Empfangseinrichtung (60) zum Messen der durch den peripheren Körperteil hindurchgestrahlten, transmittierten Strahlung oder der von dem peripheren Körperteil reflektierten Strahlung zwecks Bildung zweier Messsignale (xl (t) , x2 (t) ) und einer Auswerteinrichtung (70) zum Aus¬ werten der zwei Messsignale und zum Bestimmen der Sauerstoff- Sättigung des Blutes, dadurch gekennzeichnet, dass
die Auswerteinrichtung (70) geeignet ist:
zur Auswertung der beiden Messsignale ein mathematisches Mischungsmodell zu verwenden, bei dem eine nutzsignalbezo- gene Filterfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, ei¬ ne störsignalbez ogene Filterfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, eine nutzsignalbezogene Filterfunktion bezo¬ gen auf die zweite Wellenlänge, eine störsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die zweite Wellenlänge, ein in den Messsignalen enthaltenes Nutzquellsignal und ein in den Messsignalen enthaltenes Störquellsignal berücksich- tigt werden, und
auf die beiden Messsignale ein statistisches Auswertever¬ fahren anzuwenden, wobei als Randbedingung die statistische Unabhängigkeit des Nutzquellsignals und des Stör¬ quellsignals vorausgesetzt wird und mit Hilfe des Auswer- teverfahrens das Nutzquellsignal und die beiden nutzsig- nalbezogenen Filterfunktionen bestimmt werden und mit den drei genannten Signalen die SauerstoffSättigung des Blutes bestimmt wird.
10. Messgerät nach Anspruch 9,
dadurch gekennzeichnet, dass
die Auswerteinrichtung (70) geeignet ist, zur Auswertung der beiden Messsignale folgendes mathematisches Mischungsmodell zu verwenden:
wobei h11 (t) die nutzsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, h12 (t) die störsignalbezogene Fil- terfunktion bezogen auf die erste Wellenlänge, h21 (t) die nutzsignalbezogene Filterfunktion bezogen auf die zweite Wel¬ lenlänge, h22(t) die störsignalbezogene Filterfunktion bezo¬ gen auf die zweite Wellenlänge, S1 (t) das im Messsignal ent¬ haltene Nutzquellsignal, s2 (t) das im Messsignal enthaltene Störquellsignal, x1 (t) das Messsignal bei der ersten Wellen¬ länge und x2 (t) das Messsignal bei der zweiten Wellenlänge bezeichnen .
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