RU2677004C2 - Устройство и способ определения парциального давления диоксида углерода у представляющего интерес субъекта - Google Patents

Устройство и способ определения парциального давления диоксида углерода у представляющего интерес субъекта Download PDF

Info

Publication number
RU2677004C2
RU2677004C2 RU2015146366A RU2015146366A RU2677004C2 RU 2677004 C2 RU2677004 C2 RU 2677004C2 RU 2015146366 A RU2015146366 A RU 2015146366A RU 2015146366 A RU2015146366 A RU 2015146366A RU 2677004 C2 RU2677004 C2 RU 2677004C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
blood
temperature
subject
oxygen saturation
sensor
Prior art date
Application number
RU2015146366A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2015146366A (ru
RU2015146366A3 (ru
Inventor
Йозефус Арнольдус Хенрикус Мария КАЛМАН
Original Assignee
Конинклейке Филипс Н.В.
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 Конинклейке Филипс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Н.В.
Publication of RU2015146366A publication Critical patent/RU2015146366A/ru
Publication of RU2015146366A3 publication Critical patent/RU2015146366A3/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2677004C2 publication Critical patent/RU2677004C2/ru

Links

Images

Classifications

    • 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
    • A61B5/7271—Specific aspects of physiological measurement analysis
    • A61B5/7278—Artificial waveform generation or derivation, e.g. synthesising signals from measured signals
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/01—Measuring temperature of body parts ; Diagnostic temperature sensing, e.g. for malignant or inflamed tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/01—Measuring temperature of body parts ; Diagnostic temperature sensing, e.g. for malignant or inflamed tissue
    • A61B5/015—By temperature mapping of body part
    • 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, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14539—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring pH
    • 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, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14542—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue 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
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, 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
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
    • A61B5/14552—Details of sensors specially adapted therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0003—Accessories therefor, e.g. sensors, vibrators, negative pressure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/021—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes operated by electrical means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/06—Respiratory or anaesthetic masks
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/0057—Pumps therefor
    • A61M16/0063—Compressors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/10—Preparation of respiratory gases or vapours
    • A61M16/12—Preparation of respiratory gases or vapours by mixing different gases
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M16/00—Devices for influencing the respiratory system of patients by gas treatment, e.g. mouth-to-mouth respiration; Tracheal tubes
    • A61M16/10—Preparation of respiratory gases or vapours
    • A61M16/1005—Preparation of respiratory gases or vapours with O2 features or with parameter measurement
    • A61M2016/102—Measuring a parameter of the content of the delivered gas
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2202/00—Special media to be introduced, removed or treated
    • A61M2202/02—Gases
    • A61M2202/0208—Oxygen
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2202/00—Special media to be introduced, removed or treated
    • A61M2202/02—Gases
    • A61M2202/0266—Nitrogen (N)
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/3306—Optical measuring means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2230/00—Measuring parameters of the user
    • A61M2230/20—Blood composition characteristics
    • A61M2230/202—Blood composition characteristics partial carbon oxide pressure, e.g. partial dioxide pressure (P-CO2)
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2230/00—Measuring parameters of the user
    • A61M2230/20—Blood composition characteristics
    • A61M2230/205—Blood composition characteristics partial oxygen pressure (P-O2)
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2230/00—Measuring parameters of the user
    • A61M2230/20—Blood composition characteristics
    • A61M2230/208—Blood composition characteristics pH-value
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2230/00—Measuring parameters of the user
    • A61M2230/50—Temperature

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Anesthesiology (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Psychiatry (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)

Abstract

Группа изобретений относится к медицинской технике. Устройство для неинвазивного определения парциального давления газа крови в крови в кровеносной системе представляющего интерес субъекта включает неинвазивный датчик температуры для обнаружения связанных с температурой измеренных значений, указывающих на текущие фактические естественные различия уровней температуры. В устройство также входит неинвазивный датчик насыщения кислородом для получения измерений насыщения кислородом крови упомянутого субъекта при рассмотрении упомянутых связанных с температурой измеренных значений и процессор давления газа крови для определения парциального давления газа крови контролируемого субъекта из упомянутых полученных измерений насыщения кислородом при рассмотрении упомянутых связанных с температурой измеренных значений, указывающих на текущие различия уровней температуры крови субъекта. Процессор сконфигурирован с возможностью приема данных о насыщении кислородом от датчика кислорода и данных о температуре от датчика температуры. Раскрыты система искусственной вентиляции легких пациента, способ неинвазивного определения парциального давления газа крови в крови в кровеносной системе представляющего интерес субъекта и машиночитаемый носитель, на котором хранится компьютерная программа для выполнения этапов способа. Технический результат состоит в обеспечении неинвазивного и экономного определения парциального давления газа в крови. 4 н. и 11 з.п. ф-лы, 9 ил.

Description

Область техники, к которой относится изобретение
Настоящее изобретение относится к устройству и способу определения парциального давления диоксида углерода в крови в кровеносной системе представляющего интерес субъекта, такого как пациент. Настоящее изобретение также относится к системе искусственной вентиляции легких (ИВЛ) пациента с применением новых подходов к определению парциального давления диоксида углерода в крови в кровеносной системе представляющего интерес субъекта. В более широком смысле, настоящее изобретение относится к обнаружению основных физиологических показателей или, в еще более широком смысле, сведений об основных физиологических параметрах, при использовании ненавязчивого контроля (мониторинга), который может дополнительно включать методы так называемого удаленного мониторинга. Более конкретно, настоящее изобретение может относиться к системам и способам обработки изображений в области медицинской визуализации, которые могут применяться в области удаленного мониторинга, такого как удаленный фотоплетизмографический мониторинг, удаленное обнаружение насыщения кислородом, и подобных областях применения.
Настоящее изобретение также относится к соответствующей компьютерной программе.
Предпосылки изобретения
GB 2485558 A относится к аппарату и способу инвазивного анализа крови, где кровь берут у пациента в оксигенатор, подвергают анализу и затем подают обратно пациенту. Свойства крови измеряют непосредственно в крови, подаваемой в оксигенатор или поступающей из него. Следовательно, анализ крови пациента является особенно навязчивым.
В WO 98/03847 A2 раскрыт способ и устройство для неинвазивного определения показателей крови. Устройство может включать генератор термического воздействия для вызывания изменений температуры крови пациента и средство измерения температуры, предназначенное для измерения температуры крови. Кроме того, предусмотрен контроллер для вычисления различных показателей крови на основе вызванных уровней температуры крови.
В WO 2012/077065 A1 раскрыт способ и аппарат для определения парциального давления диоксида углерода в артериальной крови субъекта, причем способ включает следующие этапы:
- вызывание модуляции по меньшей мере одного показателя артериальной крови у субъекта;
- выведение насыщения кислородом артериальной крови упомянутого субъекта в течение модуляции упомянутого по меньшей мере одного показателя; и
- определение парциального давления диоксида углерода у упомянутого субъекта по упомянутому выведенному насыщению кислородом.
В документе также раскрыто несколько модификаций способа и аппарата. Документ в особенности направлен на мониторинг парциального артериального давления кислорода (PaO2) в крови пациента посредством измерения артериального насыщения кислородом (SaO2), с последующим применением кривой диссоциации кислорода (КДК) для выведения парциального артериального давления кислорода (PaO2) из измеренного артериального насыщения кислородом (SaO2). В отношении обнаружения парциального давления диоксида углерода (PaCO2), документ касается так называемой капнографии. Капнография является известным методом мониторинга концентрации во вдыхаемом и выдыхаемом воздухе парциального давления CO2 и, таким образом, косвенного мониторинга парциального давления CO2 в артериальной крови.
Другим известным методом мониторинга PaCO2 является чрескожный мониторинг CO2. Как правило, при чрескожном мониторинге CO2 используют электрохимический или хемо-оптический датчик, который прикреплен к коже пациента. Кроме того, ткань кожи нагревают, чтобы вызвать артериализацию, которая необходима для соотнесения измеряемого чрескожного давления CO2 (PtcCO2) с артериальным давлением CO2 (PaCO2). Как известно в данной области техники, давление CO2 в ткани может отличаться от фактического артериального давления CO2, что в целом снижает точность данного подхода. Чрескожные датчики CO2 обычно требуют некоторого нагрева для повышения температуры, что увеличивает уровень точности при определении PaCO2. Следовательно, требуется поправка на температуру.
Чрескожные датчики обычно требуют повторной калибровки и переустановки из-за тепловых воздействий, таких как жжение кожи, на кожу пациента, вызванных активным управлением температуры. Поэтому чрескожный мониторинг часто считают неприятным. В частности, чрескожный мониторинг не подходит для долговременного мониторинга.
Во многих областях здравоохранения измерение и мониторинг состава крови важен для оценки состояния дыхательной системы пациента (или, в более широком смысле, субъекта). В основном это может быть связано с реаниматологией, лечением в стационаре, а также с амбулаторным лечением. Особенно в случае пациентов на ИВЛ, страдающих различными заболеваниями легких, анализ артериальной крови можно рассматривать в качестве широко применяемого стандарта для измерений выборочной проверки.
Как указано выше, неинвазивные подходы к мониторингу позволяют контролировать такие параметры, как парциальные давления газов (PaO2, PaCO2) и насыщение кислородом (SpO2) в крови посредством физического прикрепления датчиков к телу пациента. Впрочем, такие известные методы все же можно считать навязчивыми (мешающими пациенту), поскольку чувствительные элементы требуется фиксировать на теле пациента.
Хотя в больницах при стационарном лечении можно обеспечить и гарантировать необходимую подготовку, установку и наблюдение, в особенности при амбулаторном лечении пациентов, остающихся дома, не всегда можно обеспечить необходимую эффективность мониторинга в отношении мероприятий по подготовке и установке и точность мониторинга.
Искусственная вентиляция легких на дому является надлежащей мерой для пациентов, страдающих такими заболеваниями, как хроническая обструктивная болезнь легких (ХОБЛ), или нервно-мышечные заболевания, которые обычно требуют вентиляции легких посредством неинвазивной искусственной вентиляции легких (НИВЛ) на дому. Как правило, эти пациенты первоначально остаются в больнице для оценки и оптимизации параметров ИВЛ и для мониторинга газового состава артериальной крови. В зависимости от течения болезни, тяжести и стабильности пациента, пациентам может потребоваться иногда возвращаться в больницу для дополнительных проверок и настроек. В альтернативе квалифицированные медицинские работники, такие как средний медицинский работник по уходу за больными с нарушением дыхательной функции, могут посещать пациента на дому для проверки работы аппарата и параметров ИВЛ. Также во время таких посещений аппарат мониторинга газов крови может быть подготовлен и применен к пациенту. Например, мониторинг газов крови может осуществляться в течение ночи, что может сочетаться с регистрацией данных ИВЛ и дыхания, при этом накопленные данные могут быть предоставлены для последующего анализа квалифицированными медицинскими работниками.
Как известно в данной области техники, мониторинг парциального давления диоксида углерода может осуществляться неинвазивно методом капнографии. Капнография может считаться надлежащим подходом в случае интубированных пациентов, имеющих достаточно здоровые легкие. В этом отношении капнография направлена на определение значения парциального давления диоксида углерода в конце выдоха (EtCO2), которое может служить надлежащим показателем значения артериального диоксида углерода. Впрочем, в некоторых областях применения, например, у пациентов, страдающих тяжелыми заболеваниями органов дыхания и/или в случае применения неинвазивной искусственной вентиляции легких, когда воздух может проходить через зазоры между дыхательной маской и лицом пациента, капнография может не обеспечивать достаточную надежность. Как правило, в случае стационарного лечения в больницах, капнографию комбинируют с навязчивым, инвазивным забором артериальной крови с тем, чтобы время от времени получать, с одной стороны, точные значения, но при этом иметь возможность постоянного мониторинга и анализа значений тренда, которые менее точны, чем значения, получаемые на основе забора крови, но которые все же могут быть диагностически значимыми.
Согласно другому подходу чрескожный мониторинг диоксида углерода не нарушается или подвергается влиянию утечек воздуха и тяжелых дыхательных дефектов у пациента. Тем не менее, чрескожный мониторинг CO2 все же требует квалифицированных медицинских работников для установки измерительного оборудования и начала и наблюдения за ходом тщательных и точных измерений. Часто сообщалось, что чрескожный мониторинг диоксида углерода чувствителен к вариациям свойств кожи. Следовательно, при выполнении таких измерений следует проявлять внимание. В ином случае не исключается получение неточных значений. В настоящее время мониторинг диоксида углерода в крови обычно не применяют в случае амбулаторных пациентов, остающихся дома, а значит, признана высокая значимость для пациентов, получающих неинвазивную искусственную вентиляцию легких.
В качестве примера, общеизвестный чрескожный датчик диоксида углерода может включать термостатически регулируемый нагревательный элемент, предназначенный для увеличения перфузии крови и газопроницаемости кожи пациента, слой текучей среды, находящийся между кожей и мембраной датчика; газопроницаемую мембрану, покрывающую датчик, датчик, включающий электрохимический датчик pH и электрод сравнения, и блок обработки, служащий для применения алгоритма компенсации для внесения поправки на влияние температуры и метаболизм кожи.
Влияние температуры может возникать, поскольку различие между имеющейся на датчике температурой и (предполагаемой) температурой артериальной крови обычно различно и должно учитываться при выведении требуемого "чрескожного" значения диоксида углерода из измеренного "кожного" парциального давления диоксида углерода.
Также в случае чрескожных измерений влияния температуры могут возникать из-за процесса слабого нагрева, который применяют к ткани кожи, соприкасающейся с чувствительной поверхностью контактного датчика. Нагрев датчика может требоваться для усиления артериализация кожи, которая считается важной для чрескожных измерений газов крови, чтобы можно было вывести чрескожные значения, отражающие уровни газов артериальной крови. Например, в некоторых доступных в настоящее время системах чрескожного измерения надлежащая минимальная температура датчика для артериализации может составлять примерно 42°C (Цельсия), что может подразумевать потребляемую при нагреве мощность примерно 500 мВт (милливатт) на максимуме для компенсации охлаждающих эффектов, вызванных током крови.
Другой подход к измерениям парциального давления диоксида углерода может быть основан на фотоплетизмографических методах измерения, таких как пульсоксиметрия. Плетизмография обычно относится к измерению изменений объема органа или части тела и, в частности, к обнаружению изменения объема из-за сердечно-сосудистой пульсовой волны, проходящей через тело субъекта при каждом сокращении сердца.
Фотоплетизмография (ФПГ) является методикой оптического измерения, которая позволяет оценивать переменное во времени изменение отражения или пропускания света целевым участком или объемом. ФПГ основана на том принципе, что кровь поглощает свет больше, чем окружающая ткань, поэтому изменения объема крови при каждом сокращении сердца влияют на пропускание или отражение соответственно. Помимо сведений о частоте сердечных сокращений, форма волны ФПГ может включать информацию, относящуюся к другим физиологическим явлениям, таким как дыхание. При оценке коэффициента пропускания и/или коэффициента отражения на различных длинах волн (обычно в красной и инфракрасной области) можно определить насыщение крови кислородом.
Обычные пульсоксиметры для измерения частоты сердечных сокращений и насыщения кислородом (артериальной) крови субъекта закрепляют на коже субъекта, например, на кончике пальца, мочке уха или лбу. Поэтому их называют 'контактными' устройствами ФПГ. Стандартный пульсоксиметр включает светоизлучающий диод (СИД) красного свечения и СИД инфракрасного свечения в качестве источников света и один фотодиод для обнаружения света, проходящего через ткань пациента. Имеющиеся в продаже пульсоксиметры быстро переключаются между измерениями на красной и инфракрасной длине волны и, таким образом, измеряют коэффициент пропускания одного участка или объема ткани при двух различных длинах волн. Это называют мультиплексированием с временным разделением. Коэффициент пропускания в зависимости от времени на каждой длине волны дает волновые сигналы ФПГ для красной и инфракрасной длин волн. Хотя контактная ФПГ считается в целом неинвазивной методикой, контактное ФПГ измерение часто расценивают как неприятное, поскольку пульсоксиметр прикрепляют непосредственно к телу субъекта, при этом любые провода ограничивают свободу движения.
Недавно были представлены бесконтактные устройства дистанционной ФПГ для ненавязчивых измерений. При дистанционной ФПГ используются источники света или, в более общем смысле, источники излучения, расположенные удаленно от представляющего интерес субъекта. Аналогично также детектор, например, камера или фотодетектор, может быть расположен удаленно от представляющего интерес субъекта. Поэтому удаленные фотоплетизмографические системы и устройства считаются ненавязчивыми и хорошо подходят для медицинского, так же как и немедицинского, ежедневного применения.
Например, парциальное давление CO2 в артериальной крови субъекта, например, пациента-человека, может быть определено посредством измерения и/или выведения насыщения кислородом артериальной крови субъекта с интервалами по мере того, как модулируют концентрацию газовых компонентов, подаваемых пациенту через неинвазивную систему искусственной вентиляции, например. Это может быть достигнуто путем синхронизации выведения насыщения кислородом с циклом модуляции (например, температурной модуляции) параметра модуляции артериальной крови у субъекта. Парциальное давление диоксида углерода может быть при этом определено по выведенному насыщению кислородом. Это может быть достигнуто путем выведения pH артериальной крови пациента из изменений насыщения кислородом артериальной крови из-за такой модуляции и, при использовании кривой диссоциации кислорода (КДК), выведения значения рН из этих изменений.
Насыщение крови кислородом является фракцией оксигемоглобина относительно общего количества гемоглобина, то есть оксигемоглобин плюс дезоксигемоглобин как функция парциального давления кислорода. КДКГ описывает отношение между парциальным давлением кислорода (pO2) и насыщением кислородом (кривая диссоциации кислорода и гемоглобина).
Как в целом показано в WO 2012/077065 A1, насыщение кислородом артериальной крови упомянутого субъекта может быть выведено путем измерения насыщения кислородом артериальной крови субъекта при использовании простых и надежных зондов, таких как пульсоксиметр. Это измерение может быть синхронизировано с (активным) циклом модуляции концентраций подаваемого газа, например, с активной температурной модуляцией. Поэтому результирующая модуляция парциальных давлений может быть малой (± 1 кПа). Это может быть достигнуто при измерении модуляции SpO2 синхронно с циклом модуляции. Дополнительное преимущество этой схемы измерения состоит в том, что вариации фактического значения SpO2 из-за физиологических процессов не мешают измерению модуляции, так как они по существу разделены.
Артериальную кровь субъекта может модулировать с такой частотой, чтобы также модулировался PaO2. Показания насыщения кислородом могут быть сняты при различных уровнях PaO2 и при использовании кривой диссоциации кислорода может быть определен pH и, в конечном счете, на основе pH может быть определено парциальное давление диоксида углерода. Это, как оказалось, обеспечивает меру парциального давления диоксида углерода с точностью примерно 0,2 кПа. Парциальное давление диоксида углерода может быть определено при использовании упрощенной и стандартизированной формы уравнения Хендерсона-Хассельбаха, раскрытого Институтом клинических и лабораторных стандартов (CLSI) в руководстве Guidelines for Blood Gas and pH Analysis and Related Measurements.
В качестве альтернативы, приближения некоторых рабочих точек на кривой диссоциации кислорода могут быть получены, например, следующим образом:
рН ≈ pKa - β PaCO2, (1)
где рН является значением рН артериальной крови упомянутого субъекта, pKa является константой ионизации артериальной крови субъекта, при этом pKa предпочтительно составляет в пределах 7,5-8,0, β является персональным коэффициентом субъекта, при этом β предпочтительно составляет в пределах 0,04-0,08, и PaCO2 является артериальным парциальным давлением диоксида углерода. У типичного пациента pKa составляет примерно 7,7, а β - примерно 0,06.
На основе значении насыщения кислородом, определенных с помощью фотоплетизмографии, парциальное давление кислорода может быть выведено с помощью так называемой кривой диссоциации кислорода (КДКГ). Кроме того, как показано в WO 2012/077065 A1, обнаружение насыщения кислородом с помощью фотоплетизмографии (SpO2) может быть расширено удобным образом так, что из него в итоге выводятся значения парциального давления диоксида углерода (pCO2). В это связи в документе предложено активно модулировать кровь наблюдаемого пациента на стороне измерения насыщения кислородом.
Мониторинг газов крови посредством забора крови считается особенно навязчивым и поэтому оказывается неприятным для контролируемых субъектов. Кроме того, в случае чрескожного измерения газов крови с использованием датчиков, которые нужно закреплять на коже субъекта, все же требуется много работы по подготовке, прикреплению и калибровке, которая также оказывается навязчивой и неприятной. В частности, управление температурой и/или модуляция температуры в отношении кровотока у подлежащего контролю субъекта требует дорогостоящих устройств и значительных операций по подготовке и наблюдению. Следовательно, применение измерения и мониторинга газов крови ограничено. Это в особенности применимо к амбулаторному лечению субъектов, остающихся дома. И все-таки, с медицинской точки зрения, было бы полезно обеспечить возможность измерения и мониторинга газов крови также у пациентов, остающихся дома.
Сущность изобретения
Задача настоящего изобретения состоит в предоставлении улучшенного устройства и способа ненавязчивого и экономного определения парциального давления газа крови в крови в кровеносной системе представляющего интерес субъекта. Было бы также выгодно предоставить систему искусственной вентиляции легких пациента, в которой применяются такие устройство и способ. Предпочтительно устройство и способ по настоящему раскрытию обеспечивают дополнительные усовершенствования в обработке зарегистрированных сигналов с тем, что обеспечить улучшения автоматического контроля (мониторинга) и обнаружения долей и/или значений давления газов крови. Кроме того, было бы выгодно предоставить устройство и связанный с ним способ, которые позволяют вести ненавязчивый мониторинг и которые особенно подходят для долговременного мониторинга.
В первом аспекте настоящего изобретения представлено устройство для ненавязчивого определения парциального давления газа крови в крови в кровеносной системе представляющего интерес субъекта, включающее:
- ненавязчивый датчик температуры для обнаружения связанных с температурой измеренных значений, указывающих на текущие фактические естественные различия уровней температуры крови;
- ненавязчивый датчик насыщения кислородом для получения измерений насыщения кислородом крови упомянутого субъекта при рассмотрении упомянутых связанных с температурой измеренных значений; и
- процессор давления газа крови для определения парциального давления газа крови контролируемого субъекта из упомянутых полученных измерений насыщения кислородом при рассмотрении упомянутых связанных с температурой измеренных значений, которые указывают на текущие различия уровней температуры крови упомянутого субъекта.
Настоящее изобретение основано на понимании того, что фактические естественные разности и/или изменения температур крови, присутствующие у подлежащего контролю субъекта (или пациента), могут быть использованы для определения насыщения кислородом (SpO2) и его фактической зависимости от температуры крови. Таким образом, простое обнаружение SpO2 может быть расширено до измерения парциального давления газа крови, поскольку, например, соотношение между значениями SpO2 и соответствующими значениями температуры можно рассматривать в связи с формальной корреляцией, такой как кривая диссоциации кислорода и гемоглобина, на основе которой может быть получено (выведено) требуемое парциальное давление газа крови. Например, может быть рассмотрено определение парциального давления диоксида углерода в артериальной крови субъекта. Кроме того, объектом измерения также может быть парциальное давление кислорода. Не вызывает сомнений, что также могут быть получены измерения, выведенные из него. Другими словами, проводя определение парциального давления диоксида углерода в крови субъекта, пары значений, включающие репрезентативные значения насыщения кислородом и репрезентативные значения температуры, могут быть обнаружены фактически в одно и то же время, что позволяет вывести парциальное давление диоксида углерода (PaCO2) из кривой диссоциации кислорода и гемоглобина (КДКГ) при рассмотрении другого формального соотношения. В этой связи приводится ссылка на WO 2012/077065 A1, в которой представлен пример с использованием упрощенной и стандартизированной формы уравнения Хендерсона-Хассельбаха, которое раскрыто Институтом клинических и лабораторных стандартов (CLSI) в руководстве Guidelines for blood gas and pH analysis and related measurements. Кроме того, в этой связи также сделана отсылка к WO 98/03847 A2. В этом документе раскрыто устройство для ненавязчивого определения показателей крови. Также этот документ относится к вычислению показателей диоксида углерода в крови пациента. Кроме того, в этом документе описано применение уравнения Хендерсона-Хассельбаха.
Впрочем, в отличие от уровня техники устройство по настоящему раскрытию дополнительно предназначено для определения и обнаружения изменений температуры, а не вызывания их. Следовательно, активное управление температурой заменено "пассивным" измерением температуры, что обеспечивает упрощенное оборудование для измерения и обработки. Таким образом, достигается довольно ненавязчивое измерение давления газа крови. Это в особенности применимо, когда датчик температуры и датчик насыщения кислородом расположены на ненавязчивых датчиках. Предпочтительно, по меньшей мере один из датчика температуры и датчика насыщения кислородом выполнен в виде оптического датчика. Более предпочтительно, по меньшей мере один из датчика температуры и датчика насыщения кислородом расположен на удаленном оптическом датчике, позволяющем вести бесконтактные измерения.
Как указано выше, недавно были представлены бесконтактные фотоплетизмографические подходы к обнаружению насыщения кислородом. В этой связи сделана отсылка к Verkruysse et al., "Remote plethysmographic imaging using ambient light", Optics Express, 16(26), 22 December 2008, pp. 21434-21445, где продемонстрировано, что фотоплетизмографические сигналы могут быть измерены удаленно, при использовании естественного освещения и видеокамеры обычного потребительского уровня.
Основанные на применении камеры бесконтактные физиологические измерения требуют достаточного количества света с надлежащими длинами волн для получения нужной информации по основным физиологическим параметрам. Это может быть достигнуто в случае гарантии того, что окружающее освещение настроено соответствующим образом. Во время сна, однако, у пациентов или других контролируемых субъектов может возникать существенный дискомфорт, если нужно включать свет во время измерения. Кроме того, важно, чтобы оптический спектр освещения соответствовал требованиям. Например, при измерении насыщения кислородом крови важно, чтобы свет имел определенные длины волн, обычно красной и инфракрасной области спектра.
В статье Wieringa с соавторами "Contactless Multiple Wavelength Photoplethysmographic Imaging: A First Step Toward "SpO2 Camera" Technology," Ann. Biomed. Eng. 33, 1034-1041 (2005), раскрыта удаленная система ФПГ для бесконтактной визуализации артериального насыщения кислородом в ткани, основанная на измерении плетизмографических сигналов на различных длинах волн. Система включает одноцветную КМОП-камеру и источник света с СИДами трех различных длин волн. Камера последовательно делает три видеосъемки субъекта при трех различных длинах волн. Частота пульса может быть определена из последовательности при одной длине волны, тогда как для определения насыщения кислородом требуются по меньшей мере две видеосъемки при различных длинах волн. Согласно Wieringa с соавторами, измерения производят в темной комнате, используя только одну длину волны единовременно.
Контактные пульсоксиметры обычно пропускают красный (К) и инфракрасный (ИК) (или, более точно, в некоторых случаях ближний ИК) свет через сосудистую ткань представляющего интерес субъекта. Соответствующие компоненты света (К/ИК) могут быть пропущены и детектированы с чередованием (быстрым переключением). Учитывая, что соответствующие части спектра по-разному поглощаются окисленным гемоглобином (HbO2) и восстановленным гемоглобином (Hb), в итоге может быть вычислено насыщение крови кислородом. В алгоритме оценки насыщения кислородом (SO2) может использоваться отношение сигналов, связанных с красной и инфракрасной частями. Кроме того, этот алгоритм может учитывать непульсирующую составляющую сигнала. Как правило, сигнал ФПГ включает постояннотоковую (DC) составляющую и относительно малую пульсирующую переменнотоковую (AC) составляющую. Кроме того, оценка SO2 обычно включает эмпирически выведенный калибровочный коэффициент, применяемый к обрабатываемым значениям.
Как правило, калибровочный коэффициент (или калибровочная кривая) определяют при контрольных измерениях, включающих инвазивные измерения насыщения крови кислородом. Калибровочный коэффициент требуется, поскольку устройство ФПГ фактически обнаруживает отношение (спектральных) частей сигнала, которое требуется перевести в значение насыщения крови кислородом, которое обычно включает отношение HbO2 и Hb. Например, но без ограничения настоящего раскрытия, оценка насыщения крови кислородом может быть основана на следующем общем уравнении:
Figure 00000001
, (2)
тогда как устройства ФПГ просто обнаруживают HbO2 и Hb по спектральной характеристике на по меньшей мере двух длинах волн опосредованным путем.
Как правило, кривая 28, 29 измеренной интенсивности в качестве характеристического сигнала считается содержащей практически постоянную (DC) часть и переменную (AC) часть, накладывающуюся на DC-часть. При применении средств обработки сигнала AC-часть может быть выделена и, помимо этого, компенсирована с поправкой на искажения. Например, AC-часть характеристического сигнала может содержать доминирующую частоту, которая может быть весьма хорошим показателем сосудистой активности субъекта, в особенности сокращений сердца. Однако характеристический сигнал, в особенности AC-часть, может являться показателем других основных физиологических параметров. В этой связи определение насыщения артериальной крови кислородом является важной областью применения.
Как указано выше, фактически репрезентативные значения насыщения артериальной крови кислородом могут быть вычислены с учетом поведения AC-части характеристического сигнала в различных частях его спектра. Другими словами, степень насыщения артериальной крови кислородом может быть отражена в различном коэффициенте поглощения излучения в кровеносных сосудах. Кроме того, можно использовать тот факт, что различие в коэффициенте поглощения, обусловленное степенью оксигенации, также значительно меняется по различным частям спектра. Кроме того, DC-часть сигнала также может быть использована для обнаружения насыщения крови кислородом. Как правило, DC-составляющая представляет собой полное поглощение света тканью, венозной кровью и непульсирующей артериальной кровью. В отличие от этого, AC-составляющая может представлять собой поглощение пульсирующей артериальной крови. Следовательно, определение насыщения артериальной крови кислородом (SaO2) может быть выражено так:
Figure 00000002
,(3)
где C является калибровочным параметром. C может обозначать большое разнообразие калибровочных параметров, применимых к зависимости AC/DC, и поэтому не должно интерпретироваться в строгом алгебраическом смысле уравнения (3). C может, например, представлять фиксированное постоянное значение, набор фиксированных констант или корректируемый калибровочный параметр. В качестве примера, другая примерная модель получения SaO2 может быть выражена так:
Figure 00000003
, (4)
где C1 и C2 можно считать калибровочными параметрами линейного приближения. В примерном варианте осуществления определение калибровочных параметров сигнала может быть направлено на регулировку или настройку параметра C1. Однако в альтернативном варианте получение SaO2 также может быть основано на таблицах значений, сохраненных в блоке анализа (или доступных ему). Таблицы значений (или базы данных) могут обеспечивать дискретное представление зависимости между обнаруженными сигналами ФПГ и требуемым калибровочным параметром. Также и в данном случае может быть применен настраиваемый калибровочный параметр для повышения точности определения основного физиологического параметра.
Следует понимать, что уравнения (3) и (4), прежде всего, представлены в иллюстративных целях. Их не следует рассматривать как ограничивающие объем настоящего раскрытия. На практике специалист может определить и создать другие подходящие модели получения SaO2. Альтернативные комбинации длин волн, например зеленый и красный, могут использоваться в зависимости от обнаруживаемого вещества. Хотя измерение SaO2 было описано подробно, его следует рассматривать в качестве примера общей концепции измерения концентрации вещества в крови и/или ткани.
В устройстве для определения парциального давления газа крови, в частности для определения парциального давления диоксида углерода в крови, могут применяться такие принципы по обнаружению SpO2. Кроме того, альтернативно или дополнительно, удаленный датчик температуры, такой как тепловизионная камера, может быть использован для удаленной регистрации температуры на или вблизи от поверхности измерения для измерения насыщения кислородом. Безусловно, датчик температуры может быть предназначен для обнаружения связанных с температурой измеренных значений, поскольку фактически датчиком температуры можно обнаруживать температуру кожи (температуру поверхности), а не температуру крови (под поверхностью кожи). Впрочем, на основе связанного с температурой измерения могут быть вычислены и выведены уровни температуры крови.
Таким образом, может быть создана надлежащая основа для определения парциального давления газа крови, такого как парциальное давление диоксида углерода, поскольку могут быть получены подходящие пары значений насыщения кислородом и соответствующих связанных с температурой значений.
Согласно другому аспекту настоящего раскрытия, парциальное давление газа крови является парциальным давлением диоксида углерода, причем процессор давления газа крови выполнен как процессор парциального давления диоксида углерода, и при этом процессор давления газа крови дополнительно предназначен для определения рН-репрезентативных значений, приписываемых текущим значениям рН крови субъекта.
Таким образом, устройство выполнено с возможностью определения парциального давления диоксида углерода по упомянутым полученным измерениям насыщения кислородом путем выведения значений рН артериальной крови субъекта при рассмотрении кривой диссоциации кислорода. Кроме того, при получении парциального давления диоксида углерода может быть учтено уравнение Хендерсона-Хассельбаха.
Поскольку обнаружение насыщения кислородом может быть выполнено вместе с обнаружением температуры, можно предположить, что изменения в упомянутых полученных измерениях насыщения кислородом фактически вызваны изменениями температуры, обнаруженными датчиком температуры. Учитывая такую зависимость, значения рН могут быть получены из кривой диссоциации кислорода (КДК). Следовательно, при рассмотрении уравнения Хендерсона-Хассельбаха может быть вычислено парциальное давление газа крови, а именно парциальное давление диоксида углерода.
Согласно другому аспекту датчик температуры также предназначен для контроля (мониторинга) по меньшей мере двух зон измерения на коже субъекта, причем упомянутые по меньшей мере две зоны измерения демонстрируют различные уровни температуры крови.
Следовательно, датчик насыщения кислородом также должен быть выполнен соответственно, то есть предпочтительно обнаружение температуры и обнаружение насыщения кислородом выполняют фактически в одном и том же участке измерения или по меньшей мере фактически смежных участках измерения. Таким образом, можно гарантировать тесную связь между значениями насыщения кислородом и соответствующими значениями температуры. В это связи следует подчеркнуть, что малейшие различия температур могут быть использованы для обнаружения и получения требуемых сигналов. Следовательно, больше нет никакой нужды в модулировании уровня температуры крови посредством активного нагрева или охлаждения участка измерения на коже субъекта и в выполнении активного измерения температуры.
В связи с этим также предпочтительно, если датчик температуры предназначен для определения значений температуры во множестве точек измерения. Если, например, датчик температуры выполнен в виде оптического детектора, можно вести мониторинг температуры значительно большей части поверхности представляющего интерес субъекта. Таким образом, процессор давления газа крови может также быть предназначен для выполнения интерполяции температуры с целью интерполирования фактической температуры на текущем участке измерения насыщения кислородом на основе множества участков измерения температуры, окружающих этот участок измерения насыщения кислородом. Таким образом, влияние температуры в самой точке измерения насыщения кислородом не может повлиять на общую точность определения парциального давления газа крови.
Процессор давления газа крови может быть также предназначен для выбора точек измерения и/или местоположений измерения на основе различных требований оптимизации. Например, может быть выбран такой участок измерения, который гарантирует минимальное парциальное давление диоксида углерода в текущем измерении. Другими словами, мониторинг можно вести во множестве точек или участков измерения, тогда как на основе алгоритма оптимизации для дальнейшей обработки отбирают только те точки или участки, которые могут обеспечивать высокую точность.
Согласно другому аспекту устройства, датчик температуры может быть выполнен в виде оптического детектора, включающего по меньшей мере один чувствительный элемент для восприятия электромагнитного излучения, указывающего на фактические значения температуры.
Этот вариант осуществления может получить дальнейшее развитие в том, что датчик температуры выполнен как тепловизионный датчик, в частности, как тепловизионная камера.
Фактически, тепловизионный датчик может быть выполнен как удаленный датчик, например, как датчик, включающий по меньшей мере один фотодиод, который способен воспринимать инфракрасное излучение. Такой тепловизионный датчик может быть выполнен с возможностью прикрепления к коже субъекта. Впрочем, в альтернативном варианте тепловизионный датчик, включающий по меньшей мере один диод для восприятия электромагнитного излучения в инфракрасном диапазоне длин волн, может быть выполнен как удаленный бесконтактный датчик. Если датчик температуры выполнен в виде тепловизионной камеры, может быть обеспечено множество чувствительных элементов, например, матрица чувствительных элементов. Такая матрица может быть выполнена, например, в виде КМОП-датчика (датчик на комплементарной структуре металл-оксид-полупроводник), в виде ПЗС-датчика (датчик на приборах с зарядовой связью) и т.п. Предпочтительно, матрицы датчиков выполнены в виде панелей датчиков. Также предпочтительно, чтобы такие панели были выполнены с возможностью регистрации падающего излучения в инфракрасном спектре.
Согласно другому варианту осуществления устройства, датчик температуры дополнительно включает по меньшей мере один оптический термоиндикатор, прикрепляемый к коже субъекта, причем упомянутый по меньшей мере один оптический термоиндикатор способен проявлять изменение свойства в ответ на изменение температуры. В качестве примера, в упомянутом по меньшей мере одном оптическом термоиндикаторе могут использоваться так называемые термохромные вещества и материалы. Таким образом, нет никакой потребности в датчике температуры, способном "непосредственно" измерять температуру у представляющего интерес субъекта. Например, при использовании обработки изображения, обнаруженное изменение свойства упомянутого по меньшей мере одного оптического термоиндикатора (такое как изменение цвета) может быть обнаружено и проанализировано с получением лежащего в его основе изменения температуры. Учитывая, что измерение насыщения кислородом тоже может быть выполнено при использовании формирующих изображение устройств, таких как видеокамера, фактически одно и то же формирующее изображение устройство может использоваться для обнаружения значений, указывающих на насыщение кислородом, и значений, указывающих на температуру. Видеоданные могут быть захвачены и проанализированы с тем, чтобы извлечь связанную с температурой информацию и представление кожи, включающее представление малейших изменений свойств кожи, которые позволяют обнаружить значения насыщения кислородом.
Этот вариант осуществления может получить дальнейшее развитие в том, что упомянутый по меньшей мере один оптический термоиндикатор выполнен в виде по меньшей мере частично прозрачного термоиндикатора. Таким образом, обнаружение температуры и обнаружение насыщения кислородом могут быть выполнены фактически на одном и том же участке измерения или на соответствующих участках измерения, которые смежны друг другу.
Согласно другому аспекту устройства, датчик насыщения кислородом выполнен в виде оптического датчика, способного воспринимать электромагнитное излучение в по меньшей мере двух различных диапазонах длин волн, указывающее на перфузию крови в ткани субъекта. С этой целью датчик насыщения кислородом может быть снабжен по меньшей мере одним фотодиодом, который сочетается с источником света, который способен селективно испускать электромагнитное излучение в по меньшей мере двух диапазонах длин волн. Постоянное переключение или чередование источников света и соответственная синхронизация упомянутого по меньшей мере одного фотодиода может обеспечивать поочередное обнаружение электромагнитного излучения в упомянутых по меньшей мере двух различных диапазонах длин волн, которые могут быть обработаны и проанализированы с получением, в конечном итоге, значений насыщения кислородом. В альтернативном варианте могут быть использованы по меньшей мере два фотодиода, каждому из которых назначен определенный диапазон длин волн.
Согласно еще одному аспекту устройства, датчик насыщения кислородом выполнен в виде датчика изображения, в частности, в виде формирующей изображение камеры, способной воспринимать электромагнитное излучение в по меньшей мере одном конкретном диапазоне длин волн. В качестве примера, формирующая изображение камера может быть способна воспринимать видимое излучение. Могло бы быть также выгодно, если бы формирующая изображение камера обладала расширенной чувствительностью, позволяющей также воспринимать электромагнитное излучение в инфракрасном диапазоне длин волн. Таким образом, может быть зарегистрировано видимое излучение, например, представление кожи, вместе с инфракрасным излучением, например, указывающим на температуру представлением кожи. Как указано выше, в некоторых вариантах осуществления, один единственный датчик (формирователь) изображения, такой как формирующая изображение камера, может быть использован и для обнаружения температуры, и для обнаружения измерения насыщения кислородом.
Особенно предпочтительно, если обнаружение температуры и измерение насыщения кислородом выполняются на ненавязчивой удаленной основе. Это может подразумевать, что к коже субъекта не прикрепляют никакого детектора, датчика или чувствительного элемента. Таким образом, может быть достигнуто довольно ненавязчивое измерение. Само собой разумеется, такой вариант осуществления, в котором используется формирующая изображение удаленная камера, также может быть скомбинирован с по меньшей мере одним оптическим термоиндикатором, который прикреплен к коже субъекта.
Впрочем, однако, в некоторых вариантах осуществления датчик температуры может быть выполнен в виде контактного датчика, который является прикрепляемым к коже субъекта. Для того чтобы регистрировать различные уровни температуры, датчик температуры может включать множество термочувствительных элементов, которые могут быть прикреплены к коже субъекта. Следовательно, могут быть зарегистрированы различные уровни температуры у субъекта, что может быть использовано для определения требуемого парциального давления газа крови.
Согласно еще одному аспекту устройства, датчик температуры и датчик насыщения кислородом дополнительно способны работать при частотах дискретизации, позволяющих обнаруживать межциклические колебания температуры крови и насыщения крови кислородом. Наблюдали, что локальная температура пульсирующей крови в кровеносных сосудах может изменяться во время цикла сердечного сокращения вследствие межциклических эффектов охлаждения. Следовательно, было бы полезно синхронизировать измерение температуры и измерение насыщения кислородом. Также наблюдали, что межциклическое колебание температуры крови обычно имеет амплитуду, которая может уменьшаться с увеличением объемного потока крови и с увеличением расстояния между соответствующим кровеносным сосудом, например, артерией, и участком кожи, на котором производят измерение.
Обнаружение межциклических колебаний и синхронизация измерения температуры и измерения насыщения могут способствовать значительному уменьшению числа необходимых местоположений измерения и/или участков измерения. Другими словами, измерение температуры и насыщения крови кислородом в различных местоположениях могут быть, по меньшей мере частично, заменены измерением температуры и насыщения кислородом на различных временных стадиях и/или в различные моменты времени в пределах цикла сердечного сокращения. Наблюдаемый эффект может быть также использован для измерения перфузии кожи и подобных параметров кровообращения. Следовательно, устройство по настоящему раскрытию может найти еще более широкое применение при мониторинге пациента.
Также наблюдали, что межциклическая тепловая флуктуация у пациента вследствие сердечного сокращения может быть также показателем того, что измеряется пульсирующая (артериальная) кровь. Следовательно, обнаружение этих флуктуаций можно рассматривать как указание на то, что обнаружены параметры газа артериальной крови, что гарантирует то, что фактическое измерение является диагностически релевантным и значимым.
Например, частоты дискретизации могут быть выбраны в диапазоне примерно 10-30 Гц или выше. Используемые здесь межциклические колебания могут означать колебания температуры и насыщения кислородом в пределах цикла частоты сердечных сокращений и/или цикла частоты дыхания. Учитывая то, что возможны достаточно высокие частоты дискретизации, устройство может предпочтительно быть выполнено с возможностью зависимого от времени обнаружения также в пределах циркуляторного периода. Таким образом, может быть достигнуто измерение с высоким разрешением. Оно может быть более выгодным, поскольку при этом изменения температуры в пределах периода частоты сердечных сокращений или частоты дыхания могут быть обнаружены вместе с соответствующими значениями измерения насыщения кислородом. Следовательно, теоретически единственный участок измерения для обнаружения температуры и единственный участок измерения для измерения насыщения кислородом могут быть достаточными для получения требуемого парциального давления газа крови в соответствии с вышеуказанным главным аспектом.
Безусловно, также предпочтительно, если синхронизированы обнаружение температуры и измерение насыщения кислородом. Например, процессор давления газа крови может включать генератор синхросигнала и/или регистратор времени, который способен инициировать измерения с требуемой частотой дискретизации.
В другом аспекте настоящего изобретения представлена система для искусственной вентиляции легких (ИВЛ) пациента, включающая в себя устройство согласно любому из предыдущих аспектов и ИВЛ-интерфейс пациента, причем датчик температуры прикреплен к упомянутому ИВЛ-интерфейсу пациента. Учитывая то, что использование вышеуказанного устройства по настоящему раскрытию позволяет производить точное определение парциального давления газа крови, параметры ИВЛ можно регулировать с тем, чтобы обеспечить возможность улучшенного лечения пациента. Это особенно выгодно для пациентов, страдающих несколькими заболеваниями легких.
В связи с этим также выгодно, чтобы по меньшей мере один из датчика температуры и датчика насыщения кислородом мог быть прикреплен к интерфейсу пациента, такому как дыхательная маска, которую накладывают на пациента во время процедуры искусственной вентиляции легких. Следовательно, может быть достигнут контактный мониторинг или почти контактный мониторинг, который может позволить применять упрощенные детекторы и/или датчики. Например, для обнаружения температуры к ИВЛ-интерфейсу пациента может быть прикреплен по меньшей мере один диод, способный воспринимать инфракрасное излучение и/или ближнее инфракрасное излучение. Кроме того, довольно простой датчик изображения, такой как камера или матрица фотодиодов, может быть подсоединен к ИВЛ-интерфейсу пациента для обнаружения и мониторинга насыщения кислородом. Каждый из датчика температуры и датчика насыщения кислородом может быть предназначен для мониторинга либо участка кожи пациента, который находится в пределах ИВЛ-интерфейса пациента, или участка кожи пациента, который расположен за пределами ИВЛ-интерфейса пациента.
В еще одном аспекте настоящего изобретения представлен способ ненавязчивого определения парциального давления газа крови в крови в кровеносной системе представляющего интерес субъекта, включающий следующие этапы:
- ненавязчивое обнаружение связанных с температурой измеренных значений, указывающих на текущие фактические естественные различия уровней температуры крови субъекта;
- ненавязчивое получение измерений насыщения кислородом крови упомянутого субъекта при рассмотрении упомянутых связанных с температурой измеренных значений; и
- определение парциального давления газа крови контролируемого субъекта по упомянутым полученным измерениям насыщения кислородом при рассмотрении текущих различий уровней температуры крови упомянутого субъекта.
Этап определения парциального давления газа крови может дополнительно включать этап определения рН-репрезентативных значений, приписываемых текущим значениям рН крови субъекта, предпочтительно включающий получение (выведение) рН-репрезентативных значений из кривой диссоциации кислорода при рассмотрении изменений в упомянутых полученных измерениях насыщения кислородом крови, приписываемых обнаружению связанных с температурой измеренных значений крови субъекта.
В еще одном аспекте настоящего изобретения предложена компьютерная программа, которая содержит средства программного кода, вынуждающие компьютер, являющийся частью медицинского устройства или системы, выполнять этапы способа, когда упомянутая компьютерная программа выполняется на этом компьютере. Употребляемый здесь термин "компьютер" может означать целый ряд устройств обработки. Другими словами, мобильные устройства, имеющие значительную вычислительную мощность, также могут быть отнесены к вычислительному устройству, даже если они обеспечивают меньше ресурсов вычислительной мощности, чем стандартные "компьютеры". Безусловно, такой "компьютер" может быть частью медицинского устройства и/или медицинской системы. Кроме того, термин "компьютер" может также относиться к распределенному вычислительному устройству, которое может включать или использовать вычислительную мощность, обеспечиваемую в облачной среде. Термин "компьютер" может также относиться к устройствам медицинской техники, оборудованию для занятий фитнессом и контрольно-измерительным устройствам в целом, которые способны на обработку данных. Предпочтительные варианты осуществления раскрытия охарактеризованы в зависимых пунктах формулы изобретения. Следует понимать, что заявленный способ и заявленная компьютерная программа могут иметь подобные предпочтительные варианты осуществления, как и заявленное устройство и как охарактеризовано в зависимых пунктах формулы на устройство.
Предпочтительные варианты осуществления изобретения охарактеризованы в зависимых пунктах формулы. Следует понимать, что заявленный способ имеет подобные и/или идентичные предпочтительные варианты осуществления, как и заявленное устройство и как охарактеризовано в зависимых пунктах формулы.
Краткое описание чертежей
Эти и другие аспекты изобретения будут очевидны из описанного(ых) в дальнейшем варианта(ов) осуществления и проясняться при обращении к ним. На следующих фигурах:
Фиг. 1 показывает пример кривой диссоциации кислорода и гемоглобина (КДКГ) для различных значений рН артериальной крови субъекта в зависимости от парциального давления кислорода pO2;
Фиг. 2 показывает пример кривой диссоциации кислорода и гемоглобина для различных значений рН артериальной крови субъекта в зависимости от температуры;
Фиг. 3 показывает пример кривой диссоциации кислорода и гемоглобина для различных значений температуры артериальной крови субъекта в зависимости от парциального давления кислорода pO2;
Фиг. 4 показывает пример выведенной кривой диссоциации кислорода и гемоглобина (дельта КДКГ) для различных значений температуры артериальной крови субъекта в зависимости от парциального давления кислорода pO2, выведенного из кривой, показанной на Фиг. 3;
Фиг. 5 показывает упрощенную схематическую иллюстрацию системы согласно варианту осуществления настоящего раскрытия;
Фиг. 6 показывает кадр выборки, на котором представлен интересующий субъект с различными уровнями температуры кожного покрова, указывающими на различные уровни температуры крови, которые могут быть использованы для обнаружения парциального давления кислорода;
Фиг. 7 показывает упрощенную схематическую иллюстрацию альтернативной системы согласно варианту осуществления настоящего раскрытия;
Фиг. 8 показывает упрощенную схематическую иллюстрацию устройства для определения парциального давления газа крови, которое может быть реализовано любой из систем, показанных на Фиг. 5 и 7; и
Фиг. 9 показывает иллюстративную блок-схему, на которой представлено несколько этапов одного варианта осуществления способа в соответствии с настоящим раскрытием.
Подробное описание изобретения
Пример Кривой диссоциации кислорода показан на Фиг. 1. На Фиг. 1 показана вариация кривой (зависимость между парциальным кислородным давлением, pO2, и насыщением кислородом, sO2) при различных значениях рН 7,3, 7,4 и 7,5, при температуре T 37°C и концентрации бикарбоната (HCO3 -) 25 ммоль/л. Она может быть скорректирована по температуре пациента TP [°C] и концентрации HCO3 (бикарбонат-иона) в [ммоль/л] согласно эффекту Бора следующим образом:
Figure 00000004
(5)
при этом
Figure 00000005
в мм рт. ст.,
(при этом номинальные условия являются следующими: pH=7,4, T=37°C, а концентрация HCO3 - = 25 ммоль/л в данном примере).
Со ссылкой на Фиг. 1, отмечено, что для взрослых людей (до 55 лет) без каких-либо заболеваний органов дыхания насыщение кислородом должно составлять около 97-100% (артериальное парциальное давление кислорода, PaO2 > 12 кПа), тогда как для пациента, страдающего хронической обструктивной болезнью легких (ХОБЛ), насыщение кислородом обычно находится в пределах 88-92% (7,3 < PaO2 < 8,5 кПа), поскольку, вследствие их состояния, они неспособны удалять диоксид углерода из своих легких, и диоксид углерода задерживается. Кроме того, низкое насыщение кислородом в диапазоне 87-89% может быть вызвано апноэ во время сна, которое сужает дыхательные пути и уменьшает количество кислорода, которое могут абсорбировать легкие.
Согласно аспекту настоящего раскрытия, предложено использовать естественные различия температуры в (артериальной) крови пациента, вместо ее компенсации и/или ее модулирования. При модулировании температуры крови пациента, например, на исследуемом участке, где наложен (контактный) оксигемометр, уровень температуры известен заранее. Отступив от этого принципа, в изобретении предложено обнаруживать уровень температуры без оказания влияния на температуру посредством определенного активного нагревания и/или охлаждения.
Далее обратимся к Фиг. 2, на которой показано несколько кривых насыщения кислородом, представляющих различные значения рН, иллюстрирующие насыщение кислородом в зависимости от локальной температуры крови при постоянном парциальном давлении кислорода 8 кПа, характерном для пациентов, страдающих хронической обструктивной болезнью легких (ХОБЛ). Фиг. 3 и Фиг. 4 иллюстрируют другие кривые насыщения кислородом и дельта насыщения кислородом, представляющие зависимости от температуры. При обнаружении температуры крови (например, опосредованным способом через температуру кожи) может быть идентифицирован по существу неизвестный параметр и, следовательно, требуемое парциальное давление диоксида углерода может быть получено из кривой диссоциации кислорода (иногда также называемой кривой диссоциации кислорода и гемоглобина).
Далее следует подчеркнуть, что в связи с настоящим раскрытием может быть достигнуто реальное ненавязчивое определение парциального давления диоксида углерода в крови пациента, поскольку, по меньшей мере в некоторых вариантах осуществления, можно вести мониторинг и удаленно обнаруживать как насыщение кислородом, так и температуру крови (например, указывающие на температуру крови уровни температуры на коже субъекта). Поскольку не требуется производить активную модуляцию температуры и/или управление температурой, прикрепления навязчивого контактного оборудования к коже пациента можно избежать, по меньшей мере в значительной степени. Далее будут более подробно описаны несколько вариантов осуществления устройства по настоящему раскрытию.
На Фиг. 5 показан вариант осуществления примерной системы 10 для искусственной вентиляции легких субъекта или пациента 12, в которой может применяться устройство для определения парциального давления газа крови, в частности парциального давления диоксида углерода в крови субъекта 12. Стоит упомянуть, что описанное в настоящем раскрытии устройство может применяться в различных областях и может найти широкое применение. Следовательно, раскрытие не ограничивается системами 10 искусственной вентиляции легких, использующими такое устройство.
Субъект 12, проходящий неинвазивную процедуру искусственной вентиляции легких, снабжен мягкой маской 14, наложенной на его нос и рот. В более широком смысле, маска 14 может быть названа интерфейсом пациента, в частности интерфейсом пациента для искусственной вентиляции легких (ИВЛ-интерфейсом). В маску 14 может подаваться газ под давлением для поддержания дыхания пациента. Например, газ может содержать по меньшей мере два компонента газа, например, кислород и азот. Они могут поступать из первого газового резервуара 20 и второго газового резервуара 22. Первый и второй газовые резервуары 20, 22 могут включать находящиеся под давлением сосуды с соответствующими газами или могут быть соединены соответствующими трубками. Газы, доставляемые субъекту, смешиваются клапаном 18 и поступают в маску 14 через газоанализатор 16 для контроля свойств доставляемого газа.
Хотя в варианте осуществления показаны компоненты газа, двумя отдельными газовыми резервуарами 20, 22, можно понять, что газы могут смешиваться и подаваться через один резервуар, такой как находящийся под давлением сосуд. В качестве альтернативы, первый и второй газовые резервуары 20, 22 могут быть заменены компрессором, который нагнетает окружающий воздух, доставляемый пациенту или субъекту 12. Он может включать концентратор кислорода для увеличения концентрации кислорода в воздухе, доставляемом субъекту 12. Он может также включать скруббер диоксида углерода для удаления диоксида углерода из воздуха, выдыхаемого пациентом, для регенерации воздуха. Специалистами в данной области техники может быть предусмотрено много альтернативных компоновок для источника газа.
Выход газоанализатора 16 может быть соединен с блоком 36 обработки, предусмотренным в устройстве 30 для определения парциального давления газа крови. Блок 36 обработки может быть соединен с клапаном 18 для регулировки газовой смеси, доставляемой субъекту 12. Процессорный блок 36 включает в себя процессор 38 давления газа крови. Что касается соответствующих традиционных подходов и устройств для определения давления газа крови, такого как парциальное давление диоксида углерода, то следует обратиться к WO 2012/077065 A1.
Устройство 30 может дополнительно включать в себя несколько чувствительных элементов для облегчения процесса определения и получения (выведения). Например, может быть предусмотрен по меньшей мере один датчик (детектор) 32 температуры и по меньшей мере один датчик 34 насыщения кислородом. Как показано в варианте осуществления, проиллюстрированном на Фиг. 5, в принципе, упомянутый по меньшей мере один датчик 32 температуры и упомянутый по меньшей мере один датчик 34 насыщения кислородом могут быть выполнены в виде удаленных бесконтактных ненавязчивых датчиков. Например, датчик 32 температуры может быть выполнен в виде оптического датчика температуры, предпочтительно в виде тепловизионного датчика. Датчик 34 насыщения кислородом может быть также выполнен в виде оптического датчика. В некоторых вариантах осуществления датчики 32, 34 могут быть объединены и расположены в общем корпусе. Учитывая, что одни и те же чувствительные элементы способны воспринимать электромагнитное излучение в диапазонах длин волн, которые указывают на тепловую (температурную) информацию и информацию о насыщении кислородом, может быть использован единственный датчик одного типа. Мониторинг указывающих на насыщение кислородом значений и указывающих на температуру крови значений по существу в одно и то же время и по существу в одном и том же местоположении на коже субъекта позволяет получать и/или выводить измерения парциального диоксида углерода.
На Фиг. 6 показано представление теплового изображения подлежащего мониторингу пациента или субъекта 12. В частности, показана часть шеи и лица субъекта 12. Поскольку изображение было захвачено с помощью тепловизора, такого как показанный на Фиг. 5 датчик 32 температуры, это представление содержит тепловую информацию о субъекте 12. Фактически, обеспечивается связанная с температурой кожи тепловая информация, которая, впрочем, также указывает на температуру кровеносных сосудов субъекта 12. В лицевой части 50 субъекта 12 указано несколько точек и/или зон 52a, 52b, 52c измерения. Следовательно, различные уровни температуры и насыщения кислородом могут быть измерены и использованы для определения требуемых значений. В конечном счете, на основе корреляции между изменениями температуры и/или изменениями насыщения кислородом, могут быть вычислены значения давления газа крови.
На Фиг. 7 показана альтернативная компоновка устройства 10b для определения парциального давления газа крови, которое может быть подключено к системе 10a искусственной вентиляции крови. В качестве примера, устройство 10b включает единый кожух или корпус датчика, в котором могут быть расположены и (оптический) датчик 32 температуры, и (оптический) датчик 34 насыщения кислородом. Например, оба датчика 32, 34 могут использовать одно и то же устройство формирования изображения, такое как ПЗС- и/или КМОП-устройство. Зона 52 измерения на (открытой) коже субъекта 12 указана пунктирной линией. Оба датчика могут вести наблюдение и мониторинг по существу одной и той же точки или места в зоне 52 измерения. Для иллюстрации другого альтернативного варианта осуществления, к субъекту в зоне измерения прикреплен термоиндикаторный элемент 54. Термоиндикаторный элемент 54 может быть выполнен в виде оптического термоиндикаторного элемента 54, который может проявлять изменение свойства при воздействии изменений температуры. Таким образом, обнаружение температуры и обнаружение насыщения кислородом в целом могут быть основаны на одном и том же наборе(ах) данных (изображения). В этом варианте осуществления процессор 38 давления газа крови может использовать алгоритмы обработки изображения с тем, чтобы вывести изменения температуры из любого изменения свойства индикаторного элемента 54, обнаруженного детектором (датчиком) 32 температуры. Поскольку фактически подключение проводами для индикаторного элемента 54 не требуется, данный подход также воспринимается пациентом 12 как довольно ненавязчивый.
На Фиг. 8 показано, что в альтернативном варианте осуществления устройства 10b в соответствии с настоящим раскрытием по меньшей мере один из датчика 32 температуры и датчика 34 насыщения кислородом может быть прикреплен к интерфейсу пациента - маске 14. Такая компоновка обладает тем преимуществом, что может быть в значительной степени уменьшено расстояние между субъектом 12 и любым датчиком 32, 34. Следовательно, отношение "сигнал-шум" может быть уменьшено, поскольку, например, можно избежать появления артефактов движения в результате относительного перемещения субъекта 12 и какого-либо датчика 32, 34. В этом варианте осуществления датчик 32 температуры и/или датчик 34 насыщения кислородом могут быть выполнены как неудаленные датчики. Следовательно, сложность датчиков может быть уменьшена без ухудшения точности измерения. Безусловно, в некоторых вариантах осуществления только один из датчика 32 температуры и датчика 34 насыщения кислородом может быть предусмотрен на маске 14, в непосредственной близости от кожи пациента. Так как пациент на искусственной вентиляции легких уже должен носить довольно неудобную маску 14, добавление по меньшей мере одного датчика 32, 34 в маску 14 не будет, скорее всего, восприниматься пациентом 12 как еще более неприятное.
Поэтому в отношении показанного на Фиг. 8 варианта осуществления следует подчеркнуть, что главные аспекты настоящего раскрытия могут оказать благоприятные эффекты также в сочетании с контактными датчиками. Может использоваться целый ряд разнообразных контактных датчиков для обнаружения температуры. Также могут применяться контактные пульсоксиметры (например, прикрепляемые на кончик пальца или мочку уха субъекта).
На Фиг. 9 схематично показан способ определения парциального давления газа крови в крови в кровеносной системе представляющего интерес субъекта. На этапе 100 может быть начат способ и соответствующий процесс. Этап 102 может включать обнаружение (регистрацию) связанных с температурой измеренных значений, указывающих на текущие уровни температуры крови субъекта. Следующий этап может включать обнаружение (регистрацию) измерений насыщения кислородом крови упомянутого субъекта при рассмотрении упомянутых связанных с температурой измеренных значений. Для этапов 102 и 104 не существует никакого установленного, заданного порядка. Оба этапа 102, 104 могут осуществляться фактически в одно и то же время. Другими словами, могут быть собраны пары значений, обнаруженных фактически в один и тот же момент времени. На следующем этапе 106 определяют парциальное давление газа крови контролируемого субъекта из упомянутых полученных измерений насыщения кислородом при рассмотрении текущих уровней температуры крови упомянутого субъекта. Этап 106 может дополнительно включать подэтап 108, на котором определяют рН-репрезентативные значения, приписываемые текущим значениям рН крови субъекта. Предпочтительно этап 108 дополнительно включает получение рН-репрезентативных значений из кривой диссоциации кислорода при рассмотрении изменений упомянутых полученных измерений насыщения крови кислородом, приписываемых обнаруженным связанным с температурой измеренным значениям крови субъекта. На этапе 110 способ может завершаться. Безусловно, способ может применяться в процессе непрерывного мониторинга. Конечно, также возможен точечный мониторинг.
В качестве примера, настоящее изобретение может применяться в области здравоохранения, например, для ненавязчивого удаленного мониторинга пациента, общих наблюдений, контроля безопасности и в так называемой среде образа жизни, такой как оборудование для занятий фитнессом или тому подобное. Применения могут включать мониторинг насыщения кислородом (пульсоксиметрию), частоты сердечных сокращений, артериального давления, сердечного выброса, изменений перфузии крови, исследование автономных функций и обнаружение заболеваний периферических сосудов. Безусловно, в варианте осуществления способа в соответствии с изобретением, несколько описанных здесь этапов могут быть осуществлены в измененном порядке, или даже одновременно. Кроме того, некоторые из этапов могут быть также пропущены, без отступления от объема изобретения.
Хотя изобретение было проиллюстрировано и подробно описано на чертежах и в предыдущем описании, такую иллюстрацию и описание следует считать иллюстративными или примерными, а не ограничивающими; изобретение не ограничивается раскрытыми вариантами осуществлениями. Другие вариации в раскрытых вариантах осуществления могут быть поняты и внесены специалистами в данной области техники при осуществлении заявленного изобретения на практике, при ознакомлении с чертежами, описанием и прилагаемой формулой изобретения.
В формуле изобретения слово "включающий" не исключает других элементов или этапов, а единственное число не исключает множественного. Один единственный элемент или другой блок может выполнять функции нескольких элементов, указанных в формуле изобретения. Тот лишь факт, что некоторые меры указаны во взаимно различных зависимых пунктах формулы изобретения, не означает, что комбинация этих мер не может использоваться с выгодой.
Компьютерная программа может быть сохранена/распределена на подходящем носителе, таком как оптический носитель данных или полупроводниковый носитель, поставляемые вместе или как часть других аппаратных средств, но может также распространяться в других формах, например, через Интернет или другие проводные или беспроводные телекоммуникационные системы.
Какие-либо ссылочные обозначения в формуле изобретения не должны рассматриваться как ограничение объема изобретения.

Claims (28)

1. Устройство (30) для неинвазивного определения парциального давления газа крови в крови в кровеносной системе представляющего интерес субъекта (12), включающее в себя:
- неинвазивный датчик (32) температуры для обнаружения связанных с температурой измеренных значений, указывающих на текущие фактические естественные различия уровней температуры;
- неинвазивный датчик (34) насыщения кислородом для получения измерений насыщения кислородом крови упомянутого субъекта (12) при рассмотрении упомянутых связанных с температурой измеренных значений; и
- процессор (38) давления газа крови для определения парциального давления газа крови контролируемого субъекта (12) из упомянутых полученных измерений насыщения кислородом при рассмотрении упомянутых связанных с температурой измеренных значений, указывающих на текущие различия уровней температуры крови упомянутого субъекта (12), сконфигурированный с возможностью приема данных о насыщении кислородом от датчика кислорода и данных о температуре от датчика температуры.
2. Устройство (30) по п. 1, причем парциальное давление газа крови является парциальным давлением диоксида углерода, при этом процессор (38) давления газа крови выполнен в виде процессора парциального давления диоксида углерода, и при этом процессор (38) давления газа крови дополнительно предназначен для определения рН-репрезентативных значений, приписываемых текущим значениям рН крови субъекта (12).
3. Устройство (30) по п. 1, причем датчик (32) температуры сконфигурирован для контроля по меньшей мере двух зон (52а, 52b, 52с) измерения на коже субъекта, при этом упомянутые по меньшей мере две зоны (52а, 52b, 52с) измерения демонстрируют различные уровни температуры крови.
4. Устройство (30) по п. 1, причем датчик (32) температуры выполнен в виде оптического детектора, включающего по меньшей мере один чувствительный элемент для восприятия электромагнитного излучения, указывающего на фактические значения температуры.
5. Устройство (30) по п. 4, причем датчик (32) температуры выполнен в виде тепловизионного датчика, в частности в виде тепловизионной камеры.
6. Устройство (30) по п. 4, причем датчик (32) температуры дополнительно включает в себя по меньшей мере один оптический термоиндикатор (54), прикрепляемый к коже субъекта, при этом упомянутый по меньшей мере один оптический термоиндикатор способен проявлять изменение свойства в ответ на изменение температуры (54).
7. Устройство (30) по п. 1, причем датчик (34) насыщения кислородом выполнен в виде оптического датчика, способного воспринимать электромагнитное излучение в по меньшей мере двух различных диапазонах длин волн, указывающее на перфузию крови в ткани субъекта.
8. Устройство (30) по п. 7, причем датчик (34) насыщения кислородом выполнен в виде датчика изображения, в частности, в виде формирующей изображение камеры, способной воспринимать электромагнитное излучение в по меньшей мере одном конкретном диапазоне длин волн.
9. Устройство (30) по п. 1, причем датчик (32) температуры выполнен в виде контактного датчика, прикрепляемого к коже субъекта.
10. Устройство (30) по п. 1, причем датчик (32) температуры и датчик (34) насыщения кислородом дополнительно способны работать при частотах дискретизации, позволяющих обнаруживать межциклические колебания температуры крови и насыщения крови кислородом.
11. Устройство (30) по п. 1, дополнительно включающее в себя генератор синхросигнала для синхронизации датчика (32) температуры и датчика (34) насыщения кислородом.
12. Система искусственной вентиляции легких (ИВЛ) пациента, включающая в себя:
устройство (30) по любому из предыдущих пунктов,
ИВЛ-интерфейс (14) пациента,
клапан для регулировки газовой смеси,
по меньшей мере один источник газа,
газоанализатор,
источник газа соединен с клапаном для регулировки газовой смеси, первый выход которого через газоанализатор подключен к ИВЛ-интерфейсу (14) пациента,
второй выход газоанализатора соединен с процессором (38), выход процессора соединен с клапаном для регулировки газовой смеси, причем датчик (32) температуры предпочтительно прикреплен к упомянутому ИВЛ-интерфейсу (14) пациента.
13. Способ неинвазивного определения парциального давления газа крови в крови в кровеносной системе представляющего интерес субъекта (12), включающий следующие этапы:
- неинвазивное обнаружение связанных с температурой измеренных значений, указывающих на текущие фактические естественные различия уровней температуры крови субъекта;
- неинвазивное получение измерений насыщения кислородом крови упомянутого субъекта (12) при рассмотрении упомянутых связанных с температурой измеренных значений; и
- определение парциального давления газа крови упомянутого контролируемого субъекта (12) из упомянутых полученных измерений насыщения кислородом при рассмотрении текущих различий уровней температуры крови упомянутого субъекта (12).
14. Способ по п. 13, причем этап определения парциального давления газа крови дополнительно включает подэтап определения рН-репрезентативных значений, приписываемых текущим значениям рН крови субъекта (12), при этом рН-репрезентативные значения определяют из кривой диссоциации кислорода при рассмотрении изменений упомянутых полученных измерений насыщения крови кислородом, приписываемых обнаруженным связанным с температурой измеренным значениям.
15. Машиночитаемый носитель, на котором хранится компьютерная программа, содержащая средство программного кода, сконфигурированная для выполнения компьютером, являющимся частью медицинской системы или устройства, этапов способа по п. 13, когда упомянутая компьютерная программа выполняется на компьютере.
RU2015146366A 2013-06-13 2014-06-13 Устройство и способ определения парциального давления диоксида углерода у представляющего интерес субъекта RU2677004C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP13171767.0 2013-06-13
EP13171767 2013-06-13
PCT/EP2014/062324 WO2014198868A1 (en) 2013-06-13 2014-06-13 Device and method for determining a partial carbon dioxide pressure in a subject of interest

Publications (3)

Publication Number Publication Date
RU2015146366A RU2015146366A (ru) 2017-05-03
RU2015146366A3 RU2015146366A3 (ru) 2018-03-13
RU2677004C2 true RU2677004C2 (ru) 2019-01-14

Family

ID=48782149

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2015146366A RU2677004C2 (ru) 2013-06-13 2014-06-13 Устройство и способ определения парциального давления диоксида углерода у представляющего интерес субъекта

Country Status (8)

Country Link
US (1) US20160029973A1 (ru)
EP (1) EP2948059B1 (ru)
JP (1) JP6017725B2 (ru)
CN (1) CN105120751B (ru)
CA (1) CA2902120A1 (ru)
MX (1) MX364090B (ru)
RU (1) RU2677004C2 (ru)
WO (1) WO2014198868A1 (ru)

Families Citing this family (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3193711A1 (en) 2014-09-16 2017-07-26 Truphatek International Ltd. Imaging device and data management system for medical device
JP2018510669A (ja) * 2015-01-19 2018-04-19 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 皮膚検出に関するデバイス、システム、及び方法
MX2018004108A (es) * 2015-10-09 2018-05-17 Koninklijke Philips Nv Mejora del control de los cuidados intensivos que combina captura de imagenes y monitoreo fisiologico.
JP6119829B1 (ja) * 2015-11-16 2017-04-26 ダイキン工業株式会社 医療用酸素濃縮装置
EP3451923B1 (en) * 2016-05-03 2022-11-30 Maquet Critical Care AB Capnotracking of cardiac output or effective pulmonary blood floow during mechanical ventilation
US10335045B2 (en) 2016-06-24 2019-07-02 Universita Degli Studi Di Trento Self-adaptive matrix completion for heart rate estimation from face videos under realistic conditions
JP7019688B2 (ja) * 2016-11-01 2022-02-15 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 機械的換気内での制御及び診断のための撮像システム及び方法
EP3558119B1 (en) * 2016-12-20 2020-11-11 Koninklijke Philips N.V. Patient monitoring
TWI605843B (zh) * 2016-12-21 2017-11-21 嘉藥學校財團法人嘉南藥理大學 氣相經皮吸收系統
CN108324257A (zh) * 2017-01-20 2018-07-27 富港电子(昆山)有限公司 生理信号测量装置及其血氧浓度演算方法
KR102590638B1 (ko) * 2017-03-31 2023-10-17 데이진 화-마 가부시키가이샤 산소 공급 장치 및 그 제어 방법
DE102017117681A1 (de) * 2017-08-03 2019-02-07 Fachkrankenhaus Kloster Grafschaft GmbH Überwachungseinrichtung und Verfahren zum Betreiben
IT201800005692A1 (it) * 2018-05-24 2019-11-24 Dispositivo per la misurazione della anidride carbonica in un gas di lavoro
WO2020176658A1 (en) * 2019-02-26 2020-09-03 Digital Blood Corporation System for non-invasive examination of blood environment parameters
CN110478584A (zh) * 2019-09-25 2019-11-22 厦门中科智慧医疗科技有限公司 一种具有pH和温度监测功能的集成式智能喉罩
US11432741B2 (en) * 2020-03-11 2022-09-06 Child Mind Institute, Inc. Oxygen mask respirometer
JP7083195B1 (ja) 2021-03-02 2022-06-10 Ｓｓｓｔ株式会社 生体情報演算システム

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2057484C1 (ru) * 1990-08-01 1996-04-10 Научно-инженерный центр автоматизированных биотехнических систем "Сонар" Института кибернетики им.В.М.Глушкова АН Украины Устройство для чрезкожного измерения парциального давления кислорода в крови
WO1998003847A2 (en) * 1996-07-19 1998-01-29 Mills Alexander K Device for noninvasive determination of blood parameters
RU2444980C2 (ru) * 2007-03-07 2012-03-20 Эко Терапьютикс, Инк. Трансдермальная система мониторинга аналита и способы детекции аналита
GB2485558A (en) * 2010-11-18 2012-05-23 Spectrum Medical Ltd Blood analysis apparatus for use with an oxygenator

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4215275A (en) * 1977-12-07 1980-07-29 Luxtron Corporation Optical temperature measurement technique utilizing phosphors
JP2798450B2 (ja) * 1989-12-08 1998-09-17 株式会社日立製作所 生体計測装置
US20050139213A1 (en) * 1998-01-14 2005-06-30 Blike George T. Physiological object displays
JP2005507298A (ja) * 2001-11-07 2005-03-17 ミルズ、アレキサンダー・ケー 生理学的特性を，非侵襲的に連続測定する方法
US7474908B2 (en) * 2004-05-18 2009-01-06 Radiometer Basel Ag Method for measuring the transcutaneous CO2 partial pressure on an ear lobe
US8352004B2 (en) * 2007-12-21 2013-01-08 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same
US8311601B2 (en) * 2009-06-30 2012-11-13 Nellcor Puritan Bennett Llc Reflectance and/or transmissive pulse oximeter
US8378832B2 (en) * 2009-07-09 2013-02-19 Harry J. Cassidy Breathing disorder treatment system and method
WO2011091280A2 (en) * 2010-01-22 2011-07-28 University Of Massachusetts Methods and systems for analyte measurement
WO2012077065A1 (en) * 2010-12-10 2012-06-14 Koninklijke Philips Electronics N.V. A method and apparatus for determining a partial carbon dioxide pressure arterial blood
WO2013023156A1 (en) * 2011-08-10 2013-02-14 New Health Sciences, Inc. Integrated leukocyte, oxygen and/or co2 depletion, and plasma separation filter device

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2057484C1 (ru) * 1990-08-01 1996-04-10 Научно-инженерный центр автоматизированных биотехнических систем "Сонар" Института кибернетики им.В.М.Глушкова АН Украины Устройство для чрезкожного измерения парциального давления кислорода в крови
WO1998003847A2 (en) * 1996-07-19 1998-01-29 Mills Alexander K Device for noninvasive determination of blood parameters
RU2444980C2 (ru) * 2007-03-07 2012-03-20 Эко Терапьютикс, Инк. Трансдермальная система мониторинга аналита и способы детекции аналита
GB2485558A (en) * 2010-11-18 2012-05-23 Spectrum Medical Ltd Blood analysis apparatus for use with an oxygenator

Also Published As

Publication number Publication date
CA2902120A1 (en) 2014-12-18
MX364090B (es) 2019-04-12
JP2016517722A (ja) 2016-06-20
US20160029973A1 (en) 2016-02-04
RU2015146366A (ru) 2017-05-03
EP2948059A1 (en) 2015-12-02
RU2015146366A3 (ru) 2018-03-13
WO2014198868A1 (en) 2014-12-18
CN105120751A (zh) 2015-12-02
JP6017725B2 (ja) 2016-11-02
CN105120751B (zh) 2018-03-13
EP2948059B1 (en) 2017-02-15
MX2015011659A (es) 2015-12-16

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2677004C2 (ru) Устройство и способ определения парциального давления диоксида углерода у представляющего интерес субъекта
RU2673379C2 (ru) Система мониторинга и способ для мониторинга гемодинамического статуса субъекта
Nitzan et al. Pulse oximetry: fundamentals and technology update
Sahni Noninvasive monitoring by photoplethysmography
US6529752B2 (en) Sleep disorder breathing event counter
DeMeulenaere Pulse oximetry: uses and limitations
JP6615176B2 (ja) 非干渉的な皮膚組織ハイドレーション測定デバイス及び関連方法
JP6537985B2 (ja) 被験者の血中酸素飽和度を決定するデバイス及び方法
JP6644949B2 (ja) 呼吸タイプを決定するためのセンサーシステム及び方法
Shafique et al. Investigation of photoplethysmographic signals and blood oxygen saturation values on healthy volunteers during cuff-induced hypoperfusion using a multimode PPG/SpO2 sensor
Venema et al. Robustness, specificity, and reliability of an in-ear pulse oximetric sensor in surgical patients
US20140073890A1 (en) Systems and methods for determining fluid responsiveness
JP2010193949A (ja) 血中酸素飽和度測定装置
CN115988985A (zh) 用于补偿外周动脉张力的评估的装置和方法
Proença et al. Performance assessment of a dedicated reflectance pulse oximeter in a neonatal intensive care unit
Hirshkowitz et al. Monitoring techniques for evaluating suspected sleep-disordered breathing
Belhaj et al. Comparison of non-invasive peripheral venous saturations with venous blood co-oximetry
Xu et al. Accuracy of pulse oximeter perfusion index in thoracic epidural anesthesia under basal general anesthesia
US11350859B2 (en) Patient monitoring
Chreiteh et al. A clinical study of short-term sternal photoplethysmography: Recordings from patients with obstructive airways diseases
US20180055427A1 (en) Method and Apparatus to Enhance Peripheral Venous Oxygen Measurements
Sasaki et al. Non-contact measurement of blood oxygen saturation using facial video without reference values
Davies et al. In-Ear Measurement of Blood Oxygen Saturation: An Ambulatory Tool Needed To Detect The Delayed Life-Threatening Hypoxaemia in COVID-19
LV14444B (lv) Paņēmiens un ierīce perifērās reģionālās anestēzijas iedarbības noteikšanai, izmantojot bezkontakta fotopletizmogrāfiju
Xia Perianesthesia Monitoring

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20200614