WO1997036538A1 - Erkennung von störsignalen bei der pulsoxymetrischen messung - Google Patents

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WO1997036538A1
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measurement
photodiodes
pulse
light
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PCT/CH1997/000125
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Patrick Eberhard
Hans SCHÖLLERMANN
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Kontron Instruments Ag
PHILIPP-SCHÖLLERMANN, Thea
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    • 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

Definitions

  • the invention relates to a method for the detection of disturbance signals caused by movements of the patient or his surroundings in the pulse oximetric measurement of arterial oxygen saturation and a pulse oximeter for carrying out the method.
  • two light-emitting diodes with wavelengths of approximately 660 nm (red) and approximately 890 nm (infrared) are generally used as light sources.
  • the light emitted by the two LEDs is directed into a well-supplied part of the body (for example the fingertip) and is scattered and partially absorbed there.
  • the emerging light is measured with a photodiode, which is generally arranged opposite the LED.
  • the LED and the photodiode are usually integrated in a unit which is referred to as a pulse oximetric sensor.
  • the separate measurement of red and infrared light with just one
  • the photodiode is made possible by using alternating light pulses of the two wavelengths, which are separately measured and evaluated.
  • the light of both wavelengths measured by the photodiode consists of a stationary and a time-dependent component.
  • the stationary component is essentially determined by absorption by bones, tissue, skin and non-pulsating blood.
  • the time-dependent component is caused by changes in absorption in the measurement object, which ideally are caused only by the arterial blood flowing in in a pulsed manner.
  • the stationary components (DC R , DCI R ) and the time-dependent components (AC R , AC IR ) of the measured red (R) and infra-red ⁇ IR) light intensities are used to determine the arterial oxygen saturation (SaO 2 ).
  • Usually arterial oxygen saturation is related to the relationship
  • f represents an empirically determined function
  • a problem with pulse oximetry measurement that has not yet been satisfactorily solved is that disturbances in the measurement signals, which are caused by movements of the patient or his surroundings, cannot be completely eliminated. Such disturbances are particularly critical when they occur periodically, because in this case they can lead to incorrect measurement results under certain conditions. Since the frequency distribution of motion artifacts can overlap that of the physiological signal, conventional bandpass filters or selective filters are not suitable for reliably separating motion artifacts from the physiological signal. Adaptive filter techniques, such as the method of adaptive Interference frequency suppression cannot be applied directly to pulse oximetry, since these assume that either the interference frequencies or the physiological signals have predictable frequency characteristics. This requirement does not apply to movement artifacts or pulse rate. The latter can be highly variable, particularly in patients with cardiovascular diseases.
  • the invention has for its object to provide an improved method for differentiated signal acquisition for pulse oximetric measurements, which enables detection of the interference signals caused by movements, and which does not have the disadvantages and limitations of the known methods.
  • a device is used as the pulse oximetric sensor, in which two or more photodiodes are used to measure the light intensities instead of usually one photodiode.
  • the photodiodes are arranged opposite the red and infrared LEDs.
  • One embodiment of such a sensor is in the form of a clip that is suitable for attachment to a finger.
  • the red and infrared LEDs are in one bracket leg built-in, whose light is radiated into the fingertip. Opposite them in the other leg of the bracket are two side-by-side photo diodes. The light emitted by the LEDs is scattered several times in the fingertip, partly absorbed and partly scattered.
  • the light received by the photodiodes consists of a stationary and a time-dependent component caused by blood pulsations. In the case of movements of the patient or his surroundings, which are transferred to the measuring point, this results in a further time-dependent component.
  • the signals Si and S 2 (light intensities) measured at the two photodiodes 1 and 2 are therefore composed as follows:
  • DCi and DC 2 are the stationary signal components, ie those light intensities that would be measured in the complete absence of blood pulsations and movement artifacts.
  • ACpi or ACp 2 are the signal components caused by blood pulsations and
  • AC B ⁇ or ACB2 are the signal components caused by movements.
  • Si and S 2 measured at the two photodiodes are very similar in the absence of motion artifacts. In the case of movements, however, there are very clear differences between them. In order to record these differences, Si and S 2 are first normalized to an approximately equal amplitude, which is expediently carried out by dividing by the respective DC values:
  • ⁇ S n p are the components of the difference signal caused by pulsations and ⁇ S ⁇ B are the components caused by movements.
  • the changes in the measurement object caused by blood pulsations generate almost identical signals at the two adjacent photodiodes. This can be explained by the fact that the red and infrared light is scattered extensively in the measurement object and therefore the tissue of the fingertip is illuminated evenly.
  • the changes in the optical properties of the measuring object caused by blood pulsations therefore have a symmetrical effect on both measuring points.
  • the changes in the optical properties of the measurement object caused by movements have different effects.
  • significant fluctuations in the difference signal ⁇ S n can be determined, which are synchronized with the movements.
  • the difference signal ⁇ S n thus proves to be an extremely sensitive indicator for the detection of various types of movement artifacts, ie regardless of whether these are caused by the patient himself, by external influences on the sensor and the cable or by other external influences.
  • periodic movement artifacts can be recognized, even if they occur at a frequency that is close to the pulse frequency or is even identical to it.
  • the advantages achieved with the method according to the invention are that for the first time a technically easy to implement, inexpensive, sensitive and reliable method for detecting movement artifacts during pulse oximetric measurements is available.
  • the construction of a pulse oximetric sensor with two or more photodiodes differs only insignificantly from the constructions which have been used up to now, since the same optical components are used. It is not necessary to use a separate measurement sensor for the detection of movements, as is proposed in the above-mentioned US Pat. Nos. 5,226,417 and 5,025,791.
  • the signal processing is extremely simple and can be based on the methods currently used in pulse oximetry.
  • the method can be used at any of the measuring points customary for pulse oximetry.
  • the detection of movement artifacts with the aid of the method according to the invention makes it possible to take various suitable measures.
  • the interference signals determined from the difference signal ⁇ S n can be analyzed, processed and separated from the measured signal using known methods of analog or digital electronics, which are not dealt with here.
  • the purified physiological signal obtained in this way permits a more precise and reliable determination of the arterial oxygen saturation.
  • an alarm message can be triggered, which causes the user of the pulse oximeter to eliminate the causes of the faults. It is also possible to compare the amplitude of the interference signal with that of the physiological signal and to trigger an alarm message from a certain ratio of these two values or to no longer display the measurement result.
  • FIGS. 1A-1C schematic views of a pulse oximetric sensor for measurements on the finger
  • FIG. 2 shows a functional diagram of the circuit parts of a pulse oximeter essential to the invention
  • FIG. 3 shows an example of light intensity curve curves processed according to the invention.
  • the sensor 1 shown in FIG. 1A has the shape of a clip which is attached to a finger 2.
  • a red 4 and an infrared 5 LED In the support surface 3 of the upper leg of the clamp there are a red 4 and an infrared 5 LED, the light of which shines into the fingerberry.
  • the contact surface 6 of the opposite leg of the clamp contains two photodiodes 7 and 8 for measuring the transmitted light.
  • the four components 4, 5, 7 and 8 are connected via a cable 9 to the control and evaluation part of the pulse oximeter.
  • Figures IB and IC each show a view of the support surfaces 3 and 6 in order to clarify the positions of the LED and the photodiodes.
  • the LEDs 4 and 5 are installed at the smallest possible distance (approx. 1 to 2 mm) along the center line of the contact surface 3, which corresponds approximately to the center line of the finger.
  • the photodiodes 7 and 8 are arranged obliquely offset to the center line of the support surface 6.
  • the distance between the photodiodes can be about 1 to 10 mm, depending on their size and the size of the sensor.
  • the idea according to the invention consists in recognizing the changes in the optical properties of the measurement object caused by movements due to their unequal effects on two adjacent measurement points. Depending on the type of movement, such changes can have more of an effect in the direction of the finger center line or perpendicular to it. With the aid of the arrangement of the photodiodes, which is offset diagonally to the finger center line, changes in both directions can thus be detected.
  • FIG. 2 shows a simplified functional diagram of those circuit parts that are required to determine the difference signal ⁇ S n .
  • all circuit elements that are not directly important for understanding the method according to the invention are not shown separately, but rather are summarized schematically in the electronics unit 10.
  • the red and infrared LEDs 4 and 5 of the sensor 1 are controlled via the electronics unit 10 and the multiplexer 11 in such a way that alternating light pulses of both wavelengths are generated.
  • the signals Si and S 2 obtained at the photodiodes 7 and 8 of the sensor 1 each consist, as described above (see equation 2), of a DC component (DCi, DC 2 ), a first AC component, which is caused by blood pulsations is (ACpi, ACp 2 ), and a second AC component, which is caused by movements (ACBI, ACB2) •
  • DCi DC component
  • ACpi AC component
  • ACBI ACBI
  • Sx and S 2 are initially logarithmized using amplifiers 12 and 13.
  • the DC components of the logarithmic signals are then removed by means of the high-pass filters 14 and 15.
  • the high-pass filtering of the logarithmic signal Sj can be described mathematically as follows:
  • S ln is defined by Equation 3. As the AC components of the signal are generally much smaller than the DC component, ie, there is
  • circuits instead of the circuit concept described here, other circuits can also be used, provided that they are suitable for determining the normalized difference signal ⁇ S n according to the above definition or a size equivalent to this. So come z.
  • FIG. 3 shows an example of a measurement result that was obtained in the absence and presence of movement artifacts.
  • a single short disturbance occurs due to a movement of the sensor.
  • Periodic disturbances occur during the time intervals B and C, which were caused by fast (B) and slow (C) rhythmic movements of the measuring point (fingers).

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Abstract

Bei dem vorgeschlagenen Verfahren zur Erkennung von durch Bewegungen des Patienten oder dessen Umgebung verursachten Störsignalen bei der pulsoxymetrischen Messung der arteriellen Sauerstoffsättigung wird die Intensität des aus dem Messobjekt austretenden Lichtes mit zwei Fotodioden (7, 8) gemessen. Die an diesen Fotodioden (7, 8) erzeugten Signale (S1, S2) werden auf gleiche Niveaus ihrer DC-Anteile normiert. Schliesslich werden zur Erkennung von bewegungsbedingten Störsignalen die Differenzen (ΔSn) dieser normierten Signale (S1n, S2n) gebildet.

Description

ERKENNUNG VON STÖRSIGNALEN BEI DER PULSOXYMETRISCHEN MESSUNG
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Erkennung von durch Bewegungen des Patienten oder dessen Umgebung verur¬ sachten Stδrsignalen bei der pulsoxymetrischen Messung der arteriellen SauerstoffSättigung sowie ein Pulsoxymeter zur Durchführung des Verfahrens.
Es ist bekannt, die SauerstoffSättigung des Hämoglobins im arteriellen Blut (arterielle SauerstoffSättigung) mittels einer nichtinvasiven Methode, die als Pulsoxymetrie be¬ zeichnet wird, zu messen. Diese Methode wird zur Über¬ wachung von Patienten z.B. während Anästhesie und Inten- sivpflege eingesetzt. Das Prinzip der Messung beruht auf dem Unterschied zwischen den Lichtabsorptionsfähigkeiten von Hämoglobin in seiner mit Sauerstoff gesättigten und seiner reduzierten Form. Der Absorptionskoeffizient von Blut ist bei rotem Licht stark vom Sauerstoffgehalt ab- hängig und bei Licht im nahen Infrarotbereich davon nahezu unabhängig. Durch Messung des Intensitätsverhältnisses des absorbierten Lichtes beider Wellenlängen kann die arteriel¬ le SauerstoffSättigung ermittelt werden.
In der Pulsoxymetrie werden als Lichtquellen in der Regel zwei dicht nebeneinanderliegende lichtemittierende Dioden (LED) mit Wellenlängen von etwa 660 nm (rot) und etwa 890 nm (infrarot) verwendet. Das von den beiden LED ausge¬ strahlte Licht wird in einen gut durchbluteten Körperteil (z.B. die Fingerbeere) geleitet und dort gestreut und teil¬ weise absorbiert. Das austretende Licht wird mit einer Fotodiode gemessen, die in der Regel den LED gegenüber¬ liegend angeordnet ist. Die LED und die Fotodiode sind üblicherweise in einer Baueinheit integriert, die als pulsoxymetrischer Sensor bezeichnet wird. Die separate Messung des roten und infraroten Lichtes mit nur einer Fotodiode wird durch Verwendung von alternierenden Licht- impulsen der beiden Wellenlängen ermöglicht, die getrennt messtechnisch erfasst und ausgewertet werden.
Das von der Fotodiode gemessene Licht beider Wellenlängen besteht aus einer stationären und einer zeitabhängigen Komponente. Die stationäre Komponente ist im wesentlichen durch Absorption durch Knochen, Gewebe, Haut und nicht pulsierendes Blut bestimmt. Die zeitabhängige Komponente wird durch Absorptionsänderungen im Messobjekt verursacht, die im Idealfall nur durch das pulsförmig einströmende arterielle Blut hervorgerufen werden. Für die Ermittlung der arteriellen SauerstoffSättigung (Saθ2) werden die sta¬ tionären Komponenten (DCR, DCIR) und die zeitabhängigen Komponenten (ACR, ACIR) der gemessenen roten (R) und infra¬ roten {IR) Lichtintensitäten verwertet. Üblicherweise wird die arterielle SauerstoffSättigung über die Beziehung
Figure imgf000004_0001
ermittelt, wobei f eine empirisch bestimmte Funktion dar¬ stellt.
Ein noch nicht zufriedenstellend gelöstes Problem bei der pulsoxymetrischen Messung besteht darin, dass Störungen der Messsignale, die durch Bewegungen des Patienten oder dessen Umgebung verursacht werden, nicht vollständig eliminiert werden können. Derartige Störungen sind besonders dann kri- tisch, wenn sie periodisch auftreten, weil sie in diesem Fall unter bestimmten Bedingungen zu falschen Messergeb¬ nissen führen können. Da die Frequenzverteilung von Bewe- gungsartifakten diejenige des physiologischen Signals überlappen kann, sind konventionelle Bandpassfilter oder selektive Filter nicht dazu geeignet, Bewegungsartifakte von dem physiologischen Signal zuverlässig zu trennen. Auch adaptive Filtertechniken, wie z.B. die Methode der adapti- ven Störfrequenzunterdrückung, können nicht direkt auf die Pulsoxymetrie angewendet werden, da diese voraussetzen, dass entweder die Störfrequenzen oder die physiologischen Signale voraussehbare Frequenzcharakteristiken aufweisen. Diese Voraussetzung trifft weder für Bewegungsartifakte noch für die Pulsfrequenz zu. Letztere kann insbesondere bei Patienten mit kardiovaskulären Krankheiten eine hohe Variabilität aufweisen.
Grundsätzlich muss festgehalten werden, dass infolge der Natur des Problemes jeder Lösung, die allein auf einer Verbesserung der Signalverarbeitung beruht, Grenzen gesetzt sind. Diese Grenzen sind dadurch bedingt, dass Störungen durch Bewegungsartifakte nicht vollständig ausgeschaltet werden können, da sie nicht immer als solche erkannt wer¬ den. Primär muss deshalb eine Lösung über den Weg einer differenzierten Signalgewinnung gesucht werden, die eine Trennung der Störsignale von den physiologischen Signalen ermöglicht. In dieser Richtung sind bereits verschiedene Lösungswege vorgeschlagen worden.
In der US-A-4,802,486 ist z.B. eine Methode beschrieben, die darauf beruht, bestimmte aus dem EKG des Patienten ab¬ geleitete Messsignale zur Identifizierung der arteriellen Pulsationen zu verwenden. Nicht als solche identifizierte Signale {d.h. Störsignale) können somit unterdrückt werden. Diese als EKG-synchronisierte Pulsoxymetrie bezeichnete Methode hat den Nachteil, dass Störsignale, die gleichzei¬ tig mit einem Pulssignal auftreten, nicht erfasst werden. Ausserdem wird die simultane Messung des EKG vorausgesetzt. Dieses ist jedoch nicht immer verfügbar.
In der US-A-5,226,417 wird vorgeschlagen, in den pulsoxy¬ metrischen Sensor einen Messwertaufnehmer einzubauen, der Bewegungen am Ort der pulsoxymetrischen Messstelle detek¬ tiert. Als Beispiele für derartige Messwertaufnehmer werden piezoelektrische Filme, Beschleunigungstransducer und Deh- nungsmessstreifen genannt. Eine solche Lösung bedingt je¬ doch einen beträchtlichen Aufwand in der Herstellung des Sensors, was zu einer wesentlichen Verteuerung des oft als Einwegartikel konzipierten Produktes führt. Zudem ist wegen der extrem hohen Anforderungen an die Empfindlichkeit der Bewegungsdetektierung ein beträchtlicher Aufwand für die Signalverarbeitung erforderlich.
Eine ähnliche Idee ist in der US-A-5,025,791 beschrieben. Hierin wird vorgeschlagen, in den pulsoxymetrischen Sensor einen speziell zu diesem Zweck konstruierten Bewegungsde¬ tektor einzubauen, der auf einer elektromechanischen oder einer magnetischen Messmethode oder einer Kombination die¬ ser beiden Methoden beruht. Gegen ein solches Konzept spre- chen die bereits oben angeführten Einwände.
Eine andere Lösung ist in der WO-A-91/18550 vorgeschlagen. Darin wird eine Anordnung beschrieben, die zur Messung der Pulsfrequenz vorgesehen ist, deren Konzept jedoch auch auf die Pulsoxymetrie übertragen werden könnte. In einem Sen¬ sor, der an der Stirn einer Person appliziert wird, sind eine im infraroten und eine im gelben Frequenzbereich emit¬ tierende LED sowie zwei Fotodioden eingebaut. Das in das Stirngewebe eingestrahlte Licht wird dort zurückgestreut und mit den beiden Fotodioden gemessen. Das mit dem infra¬ roten Licht erzeugte Signal enthält Komponenten, die sowohl durch das pulsierende arterielle Blut als auch durch Bewe¬ gungen verursacht werden. Dagegen ist das mit dem gelben Licht erzeugte Signal weitgehend unabhängig von Blutpulsa- tionen und enthält nur die durch Bewegungen verursachten Komponenten. Dies lässt sich dadurch erklären, dass infra¬ rotes Licht tief in das gut durchblutete Stirngewebe einzu¬ dringen vermag, während gelbes Licht eine wesentlich kür¬ zere Eindringtiefe hat und deshalb nur Vorgänge in der Nähe der Oberfläche der Stirnhaut, d.h. in einem schwach durch¬ bluteten Bereich, erfasst. Die beiden Signale können nun durch bekannte Verfahren analysiert und die durch Bewegun- gen verursachten Anteile des infraroten Signals entfernt werden. Bei einer Übertragung dieses Konzeptes auf die Pulsoxymetrie ist zu bedenken, dass die Stirn aus vorwie¬ gend praktischen aber auch aus physiologischen Gründen als Messstelle schlecht geeignet ist. Die für pulsoxymetrische Messungen am häufigsten verwendete Messstelle ist der Fin¬ ger. Oft werden Messungen auch am Ohrläppchen und an der Zehe durchgeführt. Diesen drei Messstellen ist gemeinsam, dass auch die oberflächennahen Gewebeteile gut durchblutet sind. Somit ist dort eine Trennung der durch Pulsationen und durch Bewegungen bedingten Signalkomponenten durch Verwendung von Licht verschiedener Eindringtiefen nicht ohne weiteres möglich.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine verbesserte Methode zur differenzierten Signalgewinnung für pulsoxy¬ metrische Messungen zu schaffen, die eine Erkennung der durch Bewegungen bedingten Störsignale ermöglicht, und die nicht die Nachteile und Begrenzungen der bekannten Methoden aufweist.
Diese Aufgabe wird durch das erfindungsgemässe Verfahren zur Erkennung von Störsignalen, wie es im Patentanspruch 1 definiert ist, und das erfindungsgemässe Pulsoxymeter zur Durchführung dieses Verfahrens, wie es im Patentanspruch 5 definiert ist, gelöst. Bevorzugte Ausführungsvarianten er¬ geben sich aus den abhängigen Patentansprüchen.
Als pulsoxymetrischer Sensor wird erfindungsgemäss eine Vorrichtung verwendet, in der an Stelle von üblicherweise einer Fotodiode zwei oder mehr Fotodioden zur Messung der Lichtintensitäten verwendet werden. Die Fotodioden sind wie bei den bisher bekannten pulsoxymetrischen Sensoren den roten und infraroten LED gegenüberliegend angeordnet. Eine Ausführungsform eines solchen Sensors hat die Form einer Klammer, die zur Befestigung an einem Finger geeignet ist. Im einen Klammerschenkel sind die roten und infraroten LED eingebaut, deren Licht in die Fingerbeere eingestrahlt wird. Ihnen gegenüberliegend im anderen Klammerschenkel befinden sich zwei nebeneinanderliegende Fotodioden. Das von den LED ausgestrahlte Licht wird in der Fingerbeere mehrfach gestreut, teilweise absorbiert und teilweise aus¬ gestreut. Ein Teil des ausgestreuten Lichtes gelangt zu den Fotodioden. Das von den Fotodioden empfangene Licht besteht wie anfangs beschrieben aus einer stationären und einer zeitabhängigen, durch Blutpulsationen verursachten Kompo- nente. Im Fall von Bewegungen des Patienten oder dessen Umgebung, die sich auf die Messstelle übertragen, tritt hierdurch bedingt eine weitere zeitabhängige Komponente hinzu. Die an den beiden Fotodioden 1 und 2 gemessenen Signale Si und S2 (Lichtintensitäten) setzen sich demnach wie folgt zusammen:
Figure imgf000008_0001
Hierbei sind DCi und DC2 die stationären Signalkomponenten, d.h. diejenigen Lichtintensitäten, die in völliger Abwesen¬ heit von Blutpulsationen und Bewegungsartifakten gemessen würden. ACpi bzw. ACp2 sind die durch Blutpulsationen und ACBι bzw. ACB2 die durch Bewegungen verursachten Signalkom- ponenten.
Die an den beiden Fotodioden gemessenen Signale Si und S2 sind in Abwesenheit von Bewegungsartifakten sehr ähnlich. Im Fall von Bewegungen treten jedoch sehr deutliche Unterschiede zwischen ihnen auf. Um diese Unterschiede zu erfassen, werden Si und S2 zunächst auf eine annähernd gleiche Amplitude normiert, was zweckmässigerweise mittels Division durch die jeweiligen DC-Werte erfolgt:
Figure imgf000009_0001
Die somit erhaltenen normierten Signale Sχn und S2n werden anschliessend voneinander subtrahiert, und es ergibt sich das Differenzsignal ΔSn:
Figure imgf000009_0002
bzw. (4)
Figure imgf000009_0003
Hierbei sind ΔSnp die durch Pulsationen und ΔSΠB die durch Bewegungen bedingten Komponenten des Differenzsignals. Messungen, die später ausführlich beschrieben werden, zeigen, dass in Abwesenheit von Bewegungen {ACBI=ACB2=0) das mit rotem und auch das mit infrarotem Licht ermittelte Dif¬ ferenzsignal ΔSn nahezu gleich Null ist. Dies bedeutet, dass die durch Blutpulsationen verursachten Änderungen im Messobjekt an den beiden benachbarten Fotodioden fast iden¬ tische Signale erzeugen. Dies lässt sich dadurch erklären, dass das rote und infrarote Licht im Messobjekt ausgiebig gestreut wird und deshalb das Gewebe der Fingerbeere gleichmässig ausgeleuchtet wird. Die durch Blutpulsationen verursachten Änderungen der optischen Eigenschaften des Messobjekts wirken sich deshalb symmetrisch auf beide Mess- stellen aus.
Im Gegensatz hierzu haben die durch Bewegungen verursachten Änderungen der optischen Eigenschaften des Messobjekts andere Auswirkungen. In diesem Fall lassen sich deutliche Schwankungen des Differenzsignals ΔSn feststellen, die zeitlich synchron mit den Bewegungen verlaufen. Das Dif- ferenzsignal ΔSn erweist sich somit als ein äusserst empfindlicher Indikator zur Detektierung von Bewegungs¬ artifakten verschiedener Art, d.h. unabhängig davon, ob diese durch den Patienten selbst, durch aussere Einwir¬ kungen auf den Sensor und das Kabel oder durch andere Fremdeinflüsse hervorgerufen werden. Insbesondere lassen sich periodisch stattfindende Bewegungsartifakte erkennen, auch wenn diese mit einer Frequenz auftreten, die in der Nähe der Pulsfrequenz liegt oder mit dieser sogar identisch ist. Eine Erklärung für dieses unerwartete Ergebnis muss darin gesucht werden, dass Bewegungen {im Gegensatz zu Blutpulsationen) eine nicht gleichmässig verteilte Änderung der optischen Eigenschaften des Messobjekts zur Folge haben. Bei Bewegungen wird das Gewebe der Fingerbeere in Bezug auf die Positionen der LED und der Fotodioden un¬ symmetrisch verschoben, was sich in einer ungleichen Ände¬ rung der an den beiden benachbarten Fotodioden gemessenen Signale auswirkt.
Die mit dem erfindungsgemässen Verfahren erzielten Vorteile bestehen darin, dass erstmals eine technisch einfach zu realisierende, preisgünstige, empfindliche und zuverlässige Methode zur Erkennung von Bewegungsartifakten während pulsoxymetrischer Messungen zur Verfügung steht. Die Konstruktion eines pulsoxymetrischen Sensors mit zwei oder mehr Fotodioden unterscheidet sich nur unwesentlich von den bisher gebräuchlichen Konstruktionen, da die gleichen opti- sehen Bauelemente verwendet werden. Es ist nicht notwendig, einen separaten Messwertaufnehmer zur Detektion von Bewe¬ gungen zu verwenden, wie in den oben angeführten US-A- 5,226,417 und US-A-5,025,791 vorgeschlagen wird. Die Sig¬ nalverarbeitung ist äusserst einfach und kann auf den zur Zeit in der Pulsoxymetrie verwendeten Methoden aufbauen. Das Verfahren ist an jeder der für Pulsoxymetrie gebräuch¬ lichen Messstellen anwendbar. Auch bestehen keine ein¬ schränkenden Bedingungen bezüglich der gleichzeitigen Ver¬ fügbarkeit eines zweiten Messparameters wie bei der EKG- synchronisierten Pulsoxymetrie (s. US-A-4,802,486) . Ein weiterer Vorteil des Verfahrens besteht darin, dass mit der Amplitude des Differenzsignals ΔSn ein Mass für die Grosse des Störsignals zur Verfügung steht und die Störung somit auf einfache Art quantifiziert werden kann.
Die Erkennung von Bewegungsartifakten mit Hilfe des erfin- dungsgemässen Verfahrens ermöglicht es, verschiedene geeignete Massnahmen zu treffen. So können die aus dem Differenzsignal ΔSn ermittelten Stδrsignale mit Hilfe von bekannten Methoden der Analog- oder Digitalelektronik, auf die hier nicht näher eingegangen wird, analysiert, aufbe- reitet und von dem gemessenen Signal getrennt werden. Das hierdurch erhaltene bereinigte physiologische Signal er¬ laubt eine genauere und zuverlässigere Bestimmung der arteriellen SauerstoffSättigung. Ferner kann bei Auftreten von Bewegungsartifakten eine Alarmmeldung ausgelöst werden, die den Benutzer des Pulsoxymeters dazu veranlasst, die Ursachen für die Störungen zu beseitigen. Auch besteht die Möglichkeit, die Amplitude des Störsignals mit der des physiologischen Signals zu vergleichen und ab einem be¬ stimmten Verhältnis dieser beiden Werte eine Alarmmeldung auszulösen oder das Messresultat nicht mehr anzuzeigen.
Dies kann z. B. dann notwendig werden, wenn während schwa¬ cher physiologischer Signale derartig starke Störungen auftreten, dass die Anforderungen an die Messgenauigkeit für die arterielle Sauerstoffsättigung nicht mehr erfüllt werden können.
Nachfolgend wird ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel der Erfindung anhand der beiliegenden Zeichnungen beschrieben. Es zeigen:
Figuren 1A-1C schematische Ansichten eines pulsoxymetri¬ schen Sensors für Messungen am Finger;
Figur 2 ein Funktionsschema der erfindungswesentli¬ chen Schaltungsteile eines Pulsoxymeters und Figur 3 ein Beispiel von erfindungsgemäss bearbeite¬ ten Lichtintensitäts-Verlaufskurven. Der in Figur IA gezeigte Sensor 1 hat die Form einer Klam¬ mer, die an einem Finger 2 befestigt ist. In der Auflage¬ fläche 3 des oberen Klammerschenkels befinden sich eine rote 4 und eine infrarote 5 LED, deren Licht in die Fin- gerbeere einstrahlt. Die Auflagefäche 6 des gegenüberlie¬ genden Klammerschenkels enthält zwei Fotodioden 7 und 8 zur Messung des durchgelassenen Lichtes. Die vier Komponenten 4, 5, 7 und 8 sind über ein Kabel 9 mit dem Steuer- und Auswerteteil des Pulsoxymeters verbunden. Die Figuren IB und IC zeigen jeweils eine Ansicht auf die Auflageflächen 3 und 6, um die Positionen der LED und der Fotodioden zu ver¬ deutlichen. Die LED 4 und 5 sind in einem möglichst gerin¬ gen Abstand (ca. 1 bis 2 mm) längs der Mittellinie der Auf¬ lagefläche 3, die etwa der Mittellinie des Fingers ent- spricht, eingebaut. Dagegen sind die Fotodioden 7 und 8 schräg versetzt zur Mittellinie der Auflagefläche 6 ange¬ ordnet. Der Abstand zwischen den Fotodioden kann je nach ihrer Grδsse und der Grosse des Sensors etwa 1 bis 10 mm betragen. Mit dieser geometrischen Anordnung der Fotodioden wird folgendes bezweckt: Wie oben beschrieben besteht die erfindungsgemässe Idee darin, die durch Bewegungen beding¬ ten Änderungen der optischen Eigenschaften des Messobjekts auf Grund ihrer ungleichen Auswirkungen auf zwei benach¬ barte Messstellen zu erkennen. Derartige Änderungen können sich je nach Art der Bewegung mehr in Richtung der Finger¬ mittellinie oder senkrecht dazu auswirken. Mit Hilfe der diagonal zur Fingermittellinie versetzten Anordnung der Fotodioden können somit Änderungen in beiden Richtungen erfasst werden.
Es versteht sich, dass an Stelle des hier beschriebenen klammerförmigen Fingersensors auch andere in der Pulsoxy¬ metrie gebräuchliche Sensortypen, z. B. Sensoren mit fle¬ xiblen Auflageflächen, verwendet werden können. Auch kommen ausser dem Finger alle anderen für pulsoxymetrische Messun¬ gen üblicherweise verwendeten Körperteile (z.B. Ohren, Ze¬ hen) in Frage. Ferner ist das Konzept der Erfindung nicht notwendigerweise auf die Verwendung von nur zwei Fotodioden und auf die hier beschriebene geometrische Anordnung be¬ schränkt. Es ist offensichtlich, dass die Empfindlichkeit der Erkennung von Bewegungsartifakten durch Verwendung von drei oder mehr Fotodioden erhöht werden kann, wobei deren geometrische Anordnung je nach Sensortyp, Messstelle und Anzahl der verwendeten Fotodioden im Einzelfall optimal gestaltet werden muss.
Figur 2 zeigt ein vereinfachtes Funktionsschema derjenigen Schaltungsteile, die zur Ermittlung des Differenzsignals ΔSn erforderlich sind. Zur Vereinfachung sind alle Schal¬ tungselemente, die nicht unmittelbar zum Verständnis des erfindungsgemässen Verfahrens wichtig sind, nicht separat gezeigt, sondern in der Elektronikeinheit 10 schematisch zusammengefasst. Die roten und infraroten LED 4 und 5 des Sensors 1 werden über die Elektronikeinheit 10 und den Multiplexer 11 so angesteuert, dass alternierende Licht- impulse beider Wellenlängen erzeugt werden. Die an den Fotodioden 7 und 8 des Sensors 1 erhaltenen Signale Si und S2 bestehen wie oben beschrieben (siehe Gleichung 2) je¬ weils aus einer DC-Komponente (DCi, DC2) , einer ersten AC- Komponente, die durch Blutpulsationen hervorgerufen wird (ACpi, ACp2) , und einer zweiten AC-Komponente, die durch Bewegungen verursacht wird (ACBI, ACB2) • Jedes dieser Sig¬ nale ist sowohl für das rote als auch für das infrarote Licht vorhanden, wobei es jedoch in der folgenden Beschrei¬ bung keine Rolle spielt, welche der beiden Lichtwellen¬ längen für die Ermittlung von ΔSn verwendet wird. Mittels der Verstärker 12 und 13 werden Sx und S2 zunächst loga- rithmiert. Anschliessend werden mittels der Hochpassfilter 14 und 15 die DC-Komponenten der logarithmierten Signale entfernt. Mathematisch lässt sich die Hochpassfilterung des logarithmierten Signals Sj wie folgt beschreiben:
log( DC} +ACP, +ACβ,) ~log DC,
Figure imgf000013_0001
Sln ist durch Gleichung 3 definiert. Da in der Regel die AC-Komponenten des Signals wesentlich kleiner sind als der DC-Anteil, d.h., da
Figure imgf000014_0001
gilt näherungsweise die Beziehung:
Figure imgf000014_0002
wobei k = log e = 0,434.
Für ≤2n gilt entsprechend:
Figure imgf000014_0003
Mit dem Verstärker 16 wird folgende Differenz gebildet:
Figure imgf000014_0004
Das somit erhaltene Differenzsignal ΔSn (Definition siehe Gleichung 4) steht nun zur weiteren Verarbeitung und Auswertung durch die Elektronikeinheit 10 zur Verfügung. Auf die dabei verwendeten Methoden wird hier nicht näher eingegangen, da sie nicht zum Gegenstand der Erfindung gehören.
Es versteht sich, dass an Stelle des hier beschriebenen Schaltungskonzeptes auch andere Schaltkreise verwendet werden können, sofern sie zur Ermittlung des normierten Differenzsignals ΔSn gemäss obiger Definition oder einer hierzu äquivalenten Grosse geeignet sind. So kommen z. B. auch Schaltungen in Frage, in denen statt des hier gewähl¬ ten Weges der Logarithmierung die AC-Komponenten der Signa- le SL und S2 direkt durch ihre DC-Anteile dividiert werden und anschliessend die Differenz der so erhaltenen zwei Quo¬ tienten gebildet wird. Es ist auch möglich, die Signale Si und S2 zunächst auf gleiche Niveaus ihrer DC-Anteile zu verstärken und anschliessend die Differenz der auf diese Weise normierten Signale zu bilden.
Figur 3 zeigt als Beispiel ein Messresultat, das in Abwe¬ senheit und Anwesenheit von Bewegungsartifakten erhalten wurde. Die oberen beiden Kurven 17 und 18 zeigen die nach den Hochpassfiltern 14 und 15 abgegriffenen Werte von logSln = k(Sm-l) und logS2n s k(S2n-l)- Die unterste Kurve 19 zeigt das nach dem Differenzverstärker 16 erhaltene Sig¬ nal ΔSn. Zum Zeitpunkt A ereignet sich auf Grund einer Be¬ wegung des Sensors eine einzelne kurze Störung. Während der Zeitintervalle B und C treten periodische Störungen auf, die jeweils durch schnelle (B) und langsame (C) rythmische Bewegungen der Messstelle (Finger) hervorgerufen wurden. Es ist zu erkennen, dass bei Abwesenheit von Bewegungen logSln und logS2n sehr ähnlich verlaufen und ΔSn nur geringfügige, pulssynchrone Schwankungen aufweist. Dies ist wie oben erwähnt darauf zurückzuführen, dass die durch Blutpulsa¬ tionen bedingten Signalkomponenten von Sm und S211 fast gleiche Amplituden haben. Im Fall von Bewegungen sind da¬ gegen starke Schwankungen von ΔSn zu erkennen, die zeitlich synchron zu den Bewegungsabläufen erfolgen. Hierbei ist hervorzuheben, dass die während der Zeit B auftretenden Stδrsignale etwa die gleiche Frequenz wie die Pulsrate haben und in diesem speziellen Fall für logSαn und logS2n Kurvenformen erzeugen, die sich von rein physiologischen Signalen nicht unterscheiden lassen. Störsignale dieser extremen Art können deshalb mit herkömmlichen Methoden der Signalanalyse nicht erkannt werden. Es ist ein besonderer Vorteil der Erfindung, sogar Störungen dieser Art zuverläs¬ sig zu detektieren.

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zur Erkennung von durch Bewegungen des Patienten oder dessen Umgebung verursachten Störsignalen bei der pulsoxymetrischen Messung der arteriellen Sauer¬ stoffSättigung, dadurch gekennzeichnet, dass die Intensität des aus dem Messobjekt austretenden Lichtes mit zwei oder mehr Fotodioden (7, 8) gemessen wird, die an diesen Foto¬ dioden (7, 8) erzeugten Signale (Sx, S2) auf gleiche Ni- veaus ihrer DC-Anteile normiert werden und zur Erkennung von bewegungsbedingten Störsignalen die Differenzen (ΔSn) dieser normierten Signale (SXn,S2n) gebildet werden.
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Amplituden der bei der Differenzbildung erhaltenen Differenzsignale (ΔSn) als Mass für die Grosse der bewegungsbedingten Stδrsignale verwendet werden.
3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Verhältnis zwischen der Amplitude eines Differenzsignals (ΔSn) und der Amplitude eines normierten Signals (S^, S2n) gebildet wird und dieses Verhältnis als Mass für die Relevanz der bewegungsbedingten Störsignale hinsichtlich ihres Einflusses auf die Genauigkeit der pulsoxymetrischen Messung der arteriellen SauerstoffSättigung verwendet wird.
4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Normierung der an den Frtodioden (7, 8) erzeugten Signale {Slf S2) dadurch erfolgt:, dass diese in einem ersten Schritt logarithmiert werden und in einem zweiten Schritt die DC-Anteile der logarithmierten Signale mit Hilfe von Hochpassfiltern entfernt werden. 5. Pulsoxymeter zur Durchführung des Verfahrens gemäss Anspruch 1, der einen Sensor (1) mit einem Senderteil, der zwei lichtemittierende Dioden (4,
5) aufweist, die Licht unterschiedlicher Wellenlänge emittieren, und mit einem s Empfängerteil zur Lichtintensitätsmessung umfasst, sowie einen Steuer- und Auswerteteil, dadurch gekennzeichnet, dass der Empfängerteil mindestens zwei Fotodioden (7, 8) umfasst, deren Signale im Steuer- und Auswerteteil von¬ einander subtrahiert werden. 0
6. Pulsoxymeter nach Anspruch 5, dadurch gekennzeich¬ net, dass der Sensor (1) klammerfδrmig ausgebildet ist, wobei auf dem ersten Klammerschenkel der Senderteil und auf dem zweiten Klammerschenkel der Empfängerteil angeordnet ist.
7. Pulsoxymeter nach Anspruch 6, dadurch gekennzeich¬ net, dass die zwei oder mindestens zwei der Fotodioden (7, 8) bezüglich der Längsmittellinie der dem ersten Klammer- Schenkel zugewandten Auflagefläche (6) des zweiten Klam¬ merschenkels auf verschiedene Seiten versetzt angeordnet sind.
8. Pulsoxymeter nach Anspruch 5, dadurch gekennzeich- net, dass der Senderteil und der Empfängerteil auf einer flexiblen Unterlage angeordnet sind, die zur Durchführung der pulsoxymetrischen Messung an einen Körperteil eines Patienten anbringbar ist.
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