WO2009109185A1 - Verfahren und vorrichtung zur kompensation von störeinflüssen bei der nicht invasiven bestimmung von physiologischen parametern - Google Patents

Verfahren und vorrichtung zur kompensation von störeinflüssen bei der nicht invasiven bestimmung von physiologischen parametern Download PDF

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WO2009109185A1
WO2009109185A1 PCT/DE2009/000325 DE2009000325W WO2009109185A1 WO 2009109185 A1 WO2009109185 A1 WO 2009109185A1 DE 2009000325 W DE2009000325 W DE 2009000325W WO 2009109185 A1 WO2009109185 A1 WO 2009109185A1
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target value
determination
blood
measured values
tissue
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PCT/DE2009/000325
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Bernd Schöller
Matthias Schwaibold
Benno Dömer
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Weinmann Diagnostics Gmbh + Co. Kg
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    • 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
    • A61B5/14546—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 analytes not otherwise provided for, e.g. ions, cytochromes
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • 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
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    • A61B2560/02—Operational features
    • A61B2560/0223—Operational features of calibration, e.g. protocols for calibrating sensors

Definitions

  • the present invention relates to a method and a device for the compensation of disturbing influences in the non-invasive determination of physiological parameters.
  • the first object is achieved according to the invention in that at least one patient interface is provided for the irradiation of tissue with electromagnetic waves, which transmits electromagnetic waves of at least 2 different wavelengths to at least 2 different times on a blood-perfused tissue by means of at least one emitter, wherein at least one detector, which is constructed, in particular, of silicon, germanium or GaAs, which detects the electromagnetic waves influenced by the tissue as measured values which consist of information about interferences and information about the target value and transmits them to a signal processing device.
  • the second object is achieved in that for the non-invasive determination of the individual target value (Z) for a living being, by means of sensory detection of individual input variables (E) taking into account disturbing influences (S), resulting from the sensory detection readings, which information about the target size and information about interference contained and from the measured values at least the information about the target value to be extracted and the determination of the target value (Z) taking into account the information about the disturbances (S), wherein the information about the disturbances from the measured values extracted and / or considered as at least one deposited value, and an individual target value (Z) is output as a result of a clearing routine that at least reduces disturbances.
  • S disturbing influences
  • the clearing routine is performed via a statistical calibration, which takes into account reference parameters for compensation, wherein individual fluctuations .DELTA.z at the measurement location, which are in particular due to different physiological features of the living being, and / or different environmental conditions .DELTA.u are included in the calibration.
  • a correction table or a non-linear calibration is stored, which is taken into account by the clearing routine for determining the individual target value Z.
  • a determination of the target value is improved by storing the volume composition of blood in the correction table or the non-linear calibration.
  • the volume fractions of hemoglobin and water in the blood are stored in the correction table or the non-linear calibration.
  • the method becomes more accurate by correcting the disturbing influence by means of Monte Carlo simulations on the basis of the intrinsic optical parameters absorption coefficient and / or scattering coefficient and / or anisotropy factor and / or reduced scattering coefficient.
  • the method also becomes more accurate in that, by means of additional emitter wavelengths or additional emitter or detector positions, those substance concentrations in the blood which have an influence on the water concentration are determined.
  • An accurate determination of the target value is made possible by the fact that the substance concentrations of lipids / glycerides and / or leucocytes and / or bilirubin are determined and included in the determination of the individual target value (Z).
  • An accurate determination of the target value is supported by determining the substance concentrations of at least one hemoglobin fraction, such as in particular methemoglobin or sulfhemoglobin or carboxyhemoglobin, by using suitable wavelengths and entering into the determination of the individual target value (Z).
  • at least one hemoglobin fraction such as in particular methemoglobin or sulfhemoglobin or carboxyhemoglobin
  • the individual target value (Z) is preferably the hemoglobin concentration (cHb) and / or the lipid concentration.
  • the measured values (omega values) and the disturbing influences (the constants to be calibrated) are preferably linked by computation, whereby it is taken into account that the influence of the measured values on the target value is non-linear.
  • the light distribution in a transirradiated tissue is determined by means of a plurality of detectors and / or a plurality of spatially distributed emitters.
  • measures of light intensity and / or light path length distribution are determined. These estimated measures are used to determine the cell size of the erythrocytes.
  • a measure of the scattering is taken into account in particular, which suggests the presence of a normocytic, micro- or macrocytic anemia.
  • the scattering and / or the absorption coefficient and / or the anisotropy factor and / or reduced scattering coefficient are used in order to be able to use them to determine the geometry of the irradiated tissue.
  • the geometry enters the determination of the target size as a disturbing influence.
  • At least three emitters are operated alternately, wherein the respective AC and DC portions of the detected signal are compared, from which such emitters are identified, which require a greater interference due to their geographical positioning and in particular of shunt light or larger blood vessels affected and then deactivated for further measurements.
  • the positioning of at least one emitter is variable.
  • the arrangement of the emitters takes place one above the other and / or next to each other, wherein, for example, at least one wavelength-variable emitter is used.
  • the calculation of a measured value is supported by determining the position (height) of the measuring location relative to the heart. For this purpose, a compensation of the resulting by the position (height) of the measurement location relative to the heart disturbance is provided.
  • the calculation of a measured value is also supported by presetting the patient type (renal insufficiency, leukemia, volume loss, suspected iron deficiency, etc.) to determine the target size cHb, in order to switch between a normocytic and a microcytic calibration.
  • the calculation of a measured value is also supported by the fact that not only the change in thickness (path length of the light) is used to determine the pulsation of the tissue, but also the change in velocity of the flowing blood is used. To determine a disturbance, a proportion of hemolyzed hemoglobin can also be determined.
  • the method becomes more accurate by determining the osmolarity of the blood (electrolytes, albumin) to determine a disturbance.
  • the method is also more accurate in that the venous pulsation is determined to determine a disturbance.
  • a simple determination of the venous pulsation takes place via the fluctuations of the baseline of the determined transmission over several heart beats (venous AC component).
  • the venous AC component is compared with the heartbeat synchronous, arterial pulsation ⁇ I / I and the result is included in the determination of the target size.
  • the method becomes more accurate in that, to determine a disturbance variable, a plausibility check of the measured values takes place over a definable maximum permissible temporal change of the results and the results, if exceeded, do not enter into the determination of the target variable.
  • N c optically active substances, each having a concentration c i and a wavelength-dependent molar extinction coefficient e ⁇ , i .
  • the course of the term over different wavelengths is characteristic of the material composition of the thickness-changing layer.
  • the finger tissue can now be seen as a layer model as described above, in which the thickness of the arterial blood layer changes.
  • concentrations and optical properties of the substances contained in the blood can be converted into a wavelength-dependent total extinction sum up:
  • extinction ratios correspond to the pulsation ratios, i. the thickness of the pulsating blood layer cuts out. If the blood absorbance at N + M measurement wavelengths now depends on the target size to be measured, it is generally possible to write:
  • the pulsation ratios can be mapped directly to the target variable, whereby static disturbance variables (in particular constant deviations from the layer model) are already eliminated.
  • the target size is the arterial oxygen saturation
  • measuring wavelengths are usually about 660 nm and 900 nm.
  • a calibration of the pulsation ratio in the isobestic point at 805 nm and a wavelength> 1200 nm, at which the water absorption dominates the optical properties of the blood can be carried out:
  • ⁇ SpO2 and saO2 are very close and robust for pulse oximetry
  • ⁇ cHb is dependent on cHb and all sorts of disturbing factors that make an immediate link to an inaccuracy via an empirical calibration function. These disturbances must therefore be compensated.
  • Equation 1 can be split into two parts: the mapping of the target size and the disturbing effects on the extinction ratios as well as the mapping of the extinction ratio to the pulsation ratios or to the transmission:
  • Disturbances I are in particular:
  • these disturbance variables can be identified by further measuring wavelengths which are tuned to the change in the extinction properties of the blood which occurs as a result of these influences.
  • Disturbance variables 2 are in particular:
  • temporal changes of the measured values are attributed to these disturbance variable influences, for example in regression models, wherein it is utilized that the target variable is temporally more constant than the disturbance variable influences.
  • the light distribution can be determined by spatial resolution of transmission and relative change values with multi-detector or emitter arrangements, in particular by combination of reflection and transmission measurement, and used to correct the target value.
  • the disturbance variables are usually wavelength-dependent, it is also possible here to introduce additional measuring wavelengths for compensation.
  • further measuring wavelengths are determined, such as further hemoglobin fractions such as CoHb, MetHB, as well as stoichiometric concentrations such as fat, since their occurrence influences the extinction ratios at the measuring wavelengths and thus the pulsation.
  • At least one additional measuring wavelength must be present for each further blood substance.
  • characteristic influences on the blood extinction such as hemolysis and / or variation of the cell size of the erythrocytes, can also be compensated for over further measuring wavelengths.
  • shunt light i. Light that does not pass pulsating blood, but either goes past it through tissue or even past tissue directly from emitter to detector.
  • shunt light i. Light that does not pass pulsating blood, but either goes past it through tissue or even past tissue directly from emitter to detector.
  • the emitter emits homogeneous, parallel light IE.
  • a part p 1 .I E passes completely past the tissue, Pi./ E is indeed attenuated by the tissue and venous blood, but not by the arterial blood, and p 3 .I egehe by arterial and venous blood and by tissue (arterial, dormant Blood is treated like venous blood like here). It thus applies:
  • the light that is picked up by the detector is:
  • the physiological parameter to be measured is very sluggish, ie the extinction ratio remains largely constant, while the measured pulsation ratio is, for example, due to venous rearrangements or modulation of arterial pulsation changes on a much shorter time scale.
  • the shunt-light-dependent distortion function fs can now be estimated from these changes, for example via a regression model. It is also possible to carry out a plausibility check on the basis of the variability of the pulsation ratio: signal sections with a non-physiologically high rate of change are then not included in the target value calculation.
  • the optical path length of the photons is the same at all measuring wavelengths. This condition is generally not met if the tissue is inhomogeneous or if scattering is present.
  • the path length is dependent on the optical parameters scattering coefficient ⁇ s, anisotropy factor g (or the reduced scattering coefficient of both sizes summarizes), the absorption coefficient efficient ⁇ a, as well as the geometry of the tissue.
  • the layer thickness d no longer shortens as in the simple layer model, but becomes a function of the wavelength and the tissue parameters.
  • the function is deposited according to the invention in the system and describes the correction of the light distribution differences depending on the measurement wavelength ⁇ and a parameter set kWeg, which contains dimensions for the light distribution. These dimensions for the light distribution are, for example, estimated values for the optical parameters ⁇ a and / or ⁇ s ⁇ of the tissue.
  • KWeg is obtained according to the invention by measuring the spatial light distribution by means of multiple emitters and / or detectors at the same measurement wavelengths.
  • Pulsations vom- se which are not affected by the target size, but are influenced by the Weglenunter Kunststoffe, according to the invention can be used as a parameter that describes the Weglenverotti.
  • the gradient of a disturbance variable (such as the path distribution dependency) over the spectrum is determined by directly adjacent measuring wavelengths.
  • tissue parts pulsating with the blood in phase or antiphase which superimpose information about the blood extinction contained in the pulsation:
  • this measuring influence is determined and removed by measuring wavelengths, at which the optical properties of the blood and the pulsating tissue portions differ greatly.
  • Absolute calibration does not just make the relative changes in the measurement wavelengths measured, but also the absolute transmissions This is a comparison the measured transmissions and / or the extinctions with known Gewebetransmissions- or Extinkti ⁇ onsspektren and / or the pulsation at the measuring wavelengths with known from in-vitro measurements
  • Absorbance spectra of blood constituents such as hemoglobin, water or bilirubin and tissue samples such as dermis or epidermis possible.
  • user components as well as and distorting or ad- ditively identify superimposed interference components so that these interference components can be eliminated.
  • Absolute calibration can be carried out via a sample of known transmission or at least two samples having a known extinction ratio.
  • the arterial pulsation is the dominant mechanism; over longer intervals venous pulsations and rearrangement effects can also be visualized.
  • temporally constant blood properties can be identified in addition to or instead of the arterial pulsation to extract more accurate or additional information from the signal.
  • the H20 concentration in the tissue is not constant and is known interindividually and intraindividually.
  • Hb hemoglobin
  • cHb hemoglobin
  • Blood is about 80% H2O and about 15% Hb. If the Hb concentration is lower, it can be concluded that the H20 concentration is greater and vice versa.
  • a corresponding correction table can be stored for the determination of the target value cHb, or a non-linear heating can be carried out in order to determine the hemoglobin concentration in relation to the water. In particular, it can be determined how much water increases with an increase in the HB content. is urged to deposit a quantitative compensation. If this is not possible, the volume composition of blood can be analyzed more closely and a corresponding compensation can be deposited.
  • Additional emitter wavelengths or detector positions can be used to measure or determine further relevant substance concentrations in the blood which have an influence on the water concentration since they displace water in the blood.
  • the signal quality or the signal-to-noise ratio is poor at the wavelength, in particular in the range 1050 nm to 1450 nm, preferably in the range 1300 nm, which serves to determine the water content, since here the absorption in the tissue is considerably greater than at the HB wavelengths, in particular in the range 600 nm to 960 nm.
  • the invention proposes the use of a higher emitter power at the wavelengths with greater attenuation. Furthermore, it is intended to use a wavelength at which water absorbs less than at other wavelengths, e.g. Near a local absorption minimum.
  • preprocessing to improve the signal quality is implemented.
  • various detector materials Si, Ga, Ge, As, In
  • at least one detector has a sensitivity which is particularly favorable for the water wavelength.
  • a solution approach of the radiative transfer equation is determined and subsequently converted in a special correction method for the determination of the target value.
  • the determination can be carried out, for example, by means of an inverse Monte Carlo simulation of macroscopic optical parameters measured on samples having a previously determined sample thickness d, such as the remission R, the total transmission Tt and the diffuse transmission Td or the collimated transmission Tc.
  • the target value cHb is then determined as a function of ⁇ s ⁇ and ⁇ a.
  • the use of a correction table for determining the target value cHb is also provided.
  • the data for the intrinsic optical parameters are stored in a database for this purpose.
  • the calculated absorption coefficient ⁇ a can be corrected with the aid of the remission values together with the determined values of ⁇ s and g or ⁇ s "in a new simulation process of the inverse Monte Carlo simulation to the corrected absorption coefficient ⁇ akorr.
  • the remission or transmission for a tissue at a selectable wavelength can be calculated by means of a Monte Carlo simulation.
  • cHb The determination of cHb is dependent on hemolysis, since blood with HB dissolved in the plasma has different optical properties than those with HB in the erythrocytes. There is also a dependency on the osmolarity of the blood (electrolytes, albumin), since this indirectly alters the cell size of the erythrocytes.
  • hemoglobin fractions have a relevant influence on the target value cHb. To determine these hemoglobin fractions, additional wavelengths will be added to determine all relevant fractions.
  • the pulsation is registered not only as a change in thickness, but also as a speed change, a differentiation of thickness influence and speed influence on the basis of the measurement data on the patient compared to a stored model, provides a corresponding compensation which is used for the determination of the target value.
  • the cHb determination is cell size dependent as the cell walls of the erythrocytes increase the path length through reflections, and at worst at the water wavelength, to a significantly different extent than at the HB wavelengths. This causes z. B. to a paradoxical behavior of light absorption at the water wavelength, namely an increase in the absorption coefficient with increase in hematocrit and thus simultaneous decrease in water content. According to Lambert-Beer, exactly the opposite behavior would be expected.
  • measures for scattering and absorption coefficient and anisotropy factor or absorption coefficient and reduced scattering coefficient are determined and used to determine the cell size of the erythrocytes.
  • the scattering coefficient is taken into account in determining the presence of normocytic, micro- or macrocytic anemia.
  • the scattering and / or the absorption coefficient and / or the anisotropy factor are also used to determine the geometry of the irradiated tissue, wherein the geometry enters as a disturbing influence in the determination of the target size.
  • a further HB wavelength as a redundancy in the system, a change in the optical properties of the HB can be measured and thus also be concluded on an altered cell size.
  • a variety of patient types are adjustable on the instrument to switch between normocytic and microcytic calibration.
  • At least three emitters will be operated alternately and the respective AC and DC portions of the detected signal compared, whereby such emitters are identified, which cause a greater interference due to their local positioning and especially affected by shunt light or larger blood vessels are. These are deactivated for further measurements.
  • a Venous pulsation or venous rearrangements caused for example by a change in the venous return current or the orthostasis, cause that the temporally constant part of the absorption is not really constant.
  • the cHb determination can therefore be determined from the venous pulsation. For example, by comparing the venous pulsation with the pulsation directly due to the heartbeat.
  • the fluctuations of the baseline of the detected transmission imine between the heartbeats is used (venous AC component).
  • the venous AC content is compared with the arterial pulsation ⁇ I and the result is included in the determination of the target size.
  • a plausibility check of the measured values takes place over a definable maximum permissible value temporal change of the results. If they are exceeded, the results are not included in the determination of the target size.
  • the optical tissue parameters or their differences are detected; in particular, the light distribution and light path relationships are detected by a combination of reflection and / or transmission measurements for estimating shunt light, the light and light path distribution, and / or optical tissue parameters, in particular with help spatially distributed emitter.
  • the optical tissue parameters or their differences are detected; in particular, the light distribution and light path ratios are detected by inserting a further sample point wavelength close to another measurement wavelength, the deviation from the sample point wavelength being in the range below 15% of the measurement wavelength. This is followed by an estimation of wavelength dependencies of various parameters at the wavelength of the support point.
  • the measuring conditions are sensory recorded via:
  • a sliding model or autoregressive model for estimating and compensating for shunt light and / or tissue pulsation and / or rearrangement / DC component changes and / or path length differences at different wavelengths is also provided.
  • a detection and compensation of disturbances from the ⁇ change is also provided. Since an undisturbed ⁇ corresponds to the ratio of the extinctions of blood at the measuring wavelengths and this changes primarily by cHb and thus only slowly, disturbed ⁇ values indicate individual fluctuations of the measuring conditions.
  • FIG. 3 shows a schematic representation of a finger clip sensor
  • Fig. 4 shows a schematic representation of a display
  • a device according to the invention according to FIG. 1 has an emitter (l) in which there is at least one light emitting diode LEDa or laser diode of a first predetermined nominal wavelength LAMBDAa.
  • the transmitter unit Opposite the transmitter unit is a photodetector PD (2).
  • a human and / or animal tissue and / or vessel can be arranged such that the electromagnetic waves emitted by the transmitter unit (1) after passing through the tissue and / or vessel, the photodetector PD (2) achieved.
  • the intensity received from the PD is converted into an electrical quantity and processed analogously in the device, then A / D converted and further processed digitally.
  • the emitter is connected to a multiplexer MUX (3).
  • the control unit of the multiplexer MUX (3) controls the emitter so that in the case of, for example, four LEDs connected, all four LEDs are alternately turned on and off.
  • the multiplexer MUX (3) has a further connection (6), which are connected to one of the evaluation device (7). About this connection with the evaluation device (7) the information regarding the turn-on of the emitter is transmitted.
  • the evaluation device has at least one microcontroller (8) or at least one CPU (9).
  • the output current of the photodetector PD (2) is supplied to the input of a current / voltage converting means (4).
  • the current / voltage converting means (4) converts the output current of the photodetector into an output voltage.
  • the analog signal of the PD is digitized by an A / D converter of at least 8 bits and forwarded via an actuator to the evaluation device (7).
  • the evaluation device (7) In connection with the evaluation device (7) are at least one volatile memory, RAM (10) and a non-volatile memory ROM (11).
  • the non-volatile memory (11) is designed, for example, as EEPROM or Flash. In the non-volatile memory (11), an algorithm is stored, which is used to determine the target value.
  • An input device (12) in the form of a keyboard can be connected to the evaluation device (7).
  • various output devices (13, 14, 15) can be connected to the evaluation device (7).
  • a loudspeaker (13) can be used, for example, to generate warning sounds or voice outputs that can inform or guide the user.
  • lights (14) for example, warning signals and / or status signals can be generated.
  • a display (14) displays target values.
  • the tissue / vessel is alternately irradiated by the electromagnetic waves emitted by the first light-emitting diode LEDa or by the further light-emitting diode LEDn, wherein the light passing through the tissue / vessel from the photodetector PD and converted into a photodetector output current.
  • the light-emitting diodes LE-Da, LEDn can be driven either binary, in this case emits an LED at any time either no light or light at a predetermined power, alternatively, the LED can be controlled with an analog signal of predetermined amplitude.
  • the timing for the activation of the LED can be effected as a function of the pulse wave phases, for example every 200 ⁇ sec.
  • the activation can be carried out as follows:
  • the evaluation device 7 determines from the voltage signal the course of the spectral absorption of the tissue / vessel at the wavelengths defined by the LED of the first or further light-emitting diodes LEDa, LEDn and determines from these spectral absorption values by processing and / or further processing and / or linking target values of interest, for example the absolute or relative hemoglobin concentration Hb, the COHb concentration, the oxygen saturation SaO2, CaO2, the heart rate.
  • the measured values for the target value for each wavelength are stored in the volatile (10) and / or nonvolatile memory (11). Subsequently, the measured values are read out again by the evaluation device (7) with the aid of the microcontroller (8) and analyzed in the CPU (9) with the aid of the algorithm stored in the ROM (11).
  • digitized data representing the attenuation and / or scattering of electromagnetic radiation through a tissue / vessel is processed in a central unit under program control, wherein a control unit is a memory receives the commands of a program and executes operations in accordance with the program instruction by an arithmetic unit which consists of at least one arithmetic logic unit.
  • the determined data are fed into a microcontroller which contains both the operating software for the display means and the application software.
  • the microcontroller receives additional information, for example about the hemoglobin concentration, the carbon monoxide concentration, the oxygen content or the pulse rate or the heart rate and the respiratory rate, which are received and evaluated by the microcontroller.
  • absolute and / or relative measured values for the desired target value are determined.
  • limits and / or default settings are the results of the target value electronically, optically (14, 15) and or acoustically (13) output.
  • the data representing the target value are conditioned for an interface and provided at an interface.
  • Fig. 2 shows an emitter (1) are arranged in the light-emitting sources on a support.
  • the light emitting sources emit different wavelengths.
  • the emission intensities of the individual light-emitting sources can be dynamically adjusted.
  • the base for example, an electrically non-conductive ceramic, is used to mount the emitter and provides the electrical with the power source.
  • the emitter is part of the sensor which is connected via a cable to the monitor.
  • the LEDs are each connectable to an LED control device.
  • the LED control device regulates the power and / or voltage supply of each individual LED.
  • the LEDs are covered by a cover layer (not shown).
  • the LEDs have at least three different emission wavelengths. According to the invention, at least three LEDs with different emission wavelengths are present in the region of the LED arrangement. For the determination of the pulse oximetric oxygen saturation, for example, two LEDs with the emission wavelengths 660 nm and 905 nm are used. Alternatively, a two-wavelength LED can be used.
  • the main and / or additional LEDs are designed in such a way that, alternatively and / or additionally, they can emit the following wavelengths selected from the group:
  • two-wavelength emitting LED Preferably, such two-wavelength emitting LED are used in the invention, in which the Intensities of each of the two wavelengths is independently controllable.
  • At least two LEDs emit in the range of, for example, 1450 ⁇ 15% and 660 ⁇ 15% and 905 nm + 15%.
  • a further wavelength in the range of 605 nm can be added.
  • the auxiliary LED emits a wavelength range of ⁇ 15% of the wavelength of the main LED.
  • the additional LED is preferably at least 1 mm away from the main LED in the area of the LED array. By switching on the additional LED, the residual intensity of the radiation after tissue passage is sufficient for an evaluation.
  • the radiation source emits +15% for the determination of SpO2 in the range of for example 660 nm and +15% or 910 nm ⁇ 15% in the range of infrared 890 nm.
  • At least one further wavelength at which a high water absorption is used is at least temporarily used to determine the hemoglobin concentration, for example in the range selected from the group 1200 nm ⁇ 15%, 1380 nm ⁇ 15%, 1450 nm ⁇ 15 %, 1900 nm ⁇ 15%, 2400 nm ⁇ 15%.
  • At least one further wavelength is at least temporarily used to determine the carboxyhemoglobin concentration, which is for example in the range selected from the group 605 nm + 15%, 606 nm ⁇ 15%, 630 nm + 15%.
  • redundancies of LEDs which emit in the range of one wavelength are to be provided in order to compensate for failed LEDs by another LED of the same wavelength and / or to increase the intensity at one wavelength. For example, 8 or 9 LEDs are used.
  • FIG. 3 shows a sensor device (21) according to the invention.
  • Fig. 3 shows a finger clip sensor (21) with integrated LED array (1) and photoreceiver (2).
  • the sensor can be used for non-invasive direct or indirect measurement of one of the physiological measurements from the group blood pressure, body temperature, pH, skin hydration, skin color, respiratory rate, SaO2, CaO2, LO2, CO2, COHb, CHb, MetHb, HbO2, HbDe, bilirubin, glucose , Pulse rate, ECG, EMG, EOG, EEG, AMV (minute ventilation), HMV (cardiac output).
  • the non-invasive measurement from the outside is hereby preferred because it minimally impairs the well-being of the display means user.
  • the sensor is configured to include at least three to ten light emitting diodes emitting light from at least three, preferably from 4 to 10, separate wavelength ranges.
  • the essentially uniformly guided to the tissue to be examined is very evenly distributed by light scattering and redirecting means and directed to the tissue.
  • the light scattering and relaying means forms a space between the emitters and the tissue site.
  • the emitters are preferably arranged in rows or in a square shape, in the case of only three emitters, these are arranged in triangular shape.
  • At least one silicon photodiode for the detection of a first wavelength range and at least one InGaAs photodiode for the detection of a second wavelength range are used as the detector in the sensor.
  • the first wavelength range is in the range 550 to 1000 nm
  • the second wavelength range is in the range 1000 to 1800 nm.
  • the photodiodes are connected in parallel or in series.
  • a display device (14) shown in FIG. 4 comprising at least one perceptible display, a device for controlling the display connected to the display (14), this device having at least one memory for storing data and / or calculation algorithms has at least one internal or external input for measured, transmitted or input data, the control device containing means using data currently measured, for example for the cHb concentration and / or SpO2 and / or pulse, or using Computation results from such data and stored in the memory memory contents cause that at least temporarily or at least partially automatically selected by the control data, memory contents or calculation results are displayed in the display.
  • a measured value is determined and output at the request of the user.
  • the output for all measured values takes place alternatively and / or simultaneously in% saturation and / or ml / 1 and / or mg / 1 and / or mg / dl and / or g / 1 and / or g / dl and / or mmol and / or bpm and / or Hz.
  • the CaO2 value is optionally dispensed as% saturation or in ml of oxygen / 1 blood.
  • the data, memory contents or calculation results automatically selected by the controller for display will be visibly and / or acoustically and / or mechanically highlighted.
  • the emphasis is at least also made by enlarged or by contrasting color or by brighter or by flashing display and / or the highlighting at least by an additional display ge happens and / or the emphasis at least also happens by changing an existing display.
  • the data, memory contents or calculation results selected by the controller for display are displayed with increased accuracy of the displayed value (digital or analog) and / or recalculated with increased frequency.
  • parameters are only displayed if they exceed or fall below certain thresholds, in the sense of a warning. In particular, such parameters will be highlighted if they exceed or fall below certain thresholds.
  • the threshold value or the parameter is determined by a defined deviation from a standard value, which was determined according to medical criteria and stored in the device.
  • the parameter is only displayed if the temporal change of this and / or another such parameter exceeds or falls short of certain stored, entered or calculated value.
  • Additional prior values of a timewise parameter are displayed digitally, in a manner analogous or in a history, or made available for display upon operator prompt.
  • the previous values of a parameter that has changed over time are stored again on account of the overrun or undershoot value and stored beyond the otherwise provided period of time and remain retrievable, in particular also in order to be combined into a separate data set and / or further processed by calculations (trend recording and / or Trend evaluation).
  • measured values are continuously stored in the memory and a test instrument identifies extreme measured values.
  • a test means compares at least two measured values and identifies a definable deviation of the measured values compared with one another and then displays an output signal in the region of the display device perceptible to a user, which symbolizes the deviation.

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Abstract

Das Verfahren und die Vorrichtung dienen zur meßtechnischen Erfassung von physiologischen Parametern. Insbesondere ist es möglich, eine Kompensation von Störeinflüssen bei der nicht invasiven Bestimmung derartiger physiologischer Parameter durchzuführen. Informationen über die Störeinflüsse werden aus den Meßwerten extrahiert und/oder berücksichtigt. Die meßtechnische Ermittlung erfolgt unter Verwendung von elektromagnetischen Wellen, die von mindestens einem Emitter mit mindestens zwei unterschiedlichen Wellenlängen emittiert werden. Die elektromagnetischen Wellen werden durch blutdurchströmtes Gewebe hindurchgeleitet und anschließend als Meßwerte detektiert. Die Messung erfolgt zu mindestens zwei unterschiedlichen Zeitpunkten und die Meßwerte werden an eine Signalverarbeitungseinrichtung weitergeleitet.

Description

Verfahren und Vorrichtung zur Kompensation von
Störeinflüssen bei der nicht invasiven Bestimmung von physiologischen Parametern
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Kompensation von Störeinflüssen bei der nicht invasiven Bestimmung von physiologischen Parametern.
Bei der nicht invasiven Bestimmung von physiologischen Parametern, wie beispielsweise der SauerstoffSättigung im Gewebe, sind die Messwerte üblicherweise fehlerbehaftet, da Störgrößen nicht systematisch berücksichtigt werden. Je nach eingesetztem physikalischem Meßprinzip existieren hierbei eine Reihe von Fehlerquellen unterschiedlichster Art. So wirken sich beispielsweise bei optischen Meßsystemen Inhomogenitäten oder Ungenauigkeiten in den reflektiven oder transmittiven Strukturen negativ auf die Signalqualität aus. Weiterhin sind unbekannte oder veränderliche optische Größen, wie beispielsweise Absorption oder Streuung, für Fehler verantwortlich. Bekannte Vorrichtungen und Verfahren aus dem Stand der Technik ermittlen unter Verwendung von zwei Wellenlängen die relative Sauerstoffsättigung im Gewebe pulsoximetrisch. Derartige Vorrichtungen und Verfahren sind jedoch zur Ermittlung beispielsweise der Hämoglobinkonzentration im Blut ungeeignet, da die Signalqualität nicht hoch genug ist, ungeeignet, da die Signalqualität nicht hoch genug ist, weil Störeinflüsse systematisch nicht betrachtet werden.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es deshalb, eine Vorrichtung der einleitend genannten Art derart zu konstruieren, daß Störeinflüsse mit erfasst werden und dadurch verfahrensmäßig verbesserte Messwerte bereitgestellt werden können.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es auch, ein Verfahren anzugeben, daß unter Berücksichtigung von Störeinflüssen verbesserte Messwerte bereitgestellen kann.
Die erste Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß zur Bestrahlung von Gewebe mit elektromagnetischen Wellen zumindest ein Patienteninterface vorgesehen ist, welches mittels zumindest eines Emitters elektromagnetische Wellen von mindestens 2 unterschiedlichen Wellenlängen zu mindestens 2 verschiedenen Zeitpunkten auf ein blutdurchströmtes Gewebe leitet, wobei zumindest ein Detektor, welcher insbesondere aus Silizium, Germanium oder GaAs aufgebaut ist, die durch das Gewebe beeinflussten elektromagnetische Wellen als Messwerte detektiert, welche aus Informationen über Störeinflüssen und aus Informationen über den Ziel- wert bestehen, und an eine Signalverarbeitungs-einrichtung weiterleitet.
Die zweite Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß zur nicht invasiven Ermittlung des individuellen Zielwertes (Z) für ein Lebewesen, mittels sensorischer Erfassung von individuellen Eingangsgrößen (E) unter Berücksichtigung von Störeinflüssen (S) , wobei aus der sensorischen Erfassung Messwerte resultieren, welche Informationen über die Zielgröße und Informationen über Störeinflüsse enthalten und aus den Messwerten zumindest die Informationen über den Zielwert extrahiert werden und die Ermittlung des Zielwertes (Z) unter Berücksichtigung der Informationen über die Störeinflüsse (S) erfolgt, wobei die Informationen über die Störeinflüsse aus den Messwerten extrahiert werden und/oder als zumindest ein hinterlegter wert berücksichtigt werden und ein individueller Zielwert (Z) ausgegeben wird, als Ergebnis einer Verrechnungsroutine, die Störeinflüsse zumindest vermindert.
Die Verrechnungsroutine erfolgt über eine statistische Kalibration, welche Referenzparameter zur Kompensation berücksichtigt, wobei individuelle Schwankungen Δz am Meßort, die insbesondere durch unterschiedliche physiologische Merkmale des Lebewesens bedingt sind, und/oder unterschiedliche Umweltbedingungen Δu in die Kalibration aufgenommen werden.
Erfindungsgemäß erfolgt eine Ermittlung von Δz und/oder Δu und eine Verwendung von Informationen des Δz und/oder Δu zur Ermittlung des individuellen Zielwerts Z, wobei Informationen über Δz und/oder Δu nicht als Zwischenergebnis einer Verrechnungsroutine ausgegeben werden.
Zur Ermittlung des individuellen Zielwerts Z ist eine Korrekturtabelle oder eine nicht-lineare Kalibration hinterlegt, die von der Verrechnungsroutine zur Bestimmung des individuellen Ziel- werts Z berücksichtigt wird.
Eine Bestimmung des Zielwertes wird dadurch verbessert, dass die Volumenzusammensetzung von Blut in der Korrekturtabelle oder der nicht-linearen Kalibration hinterlegt ist. Altenativ oder ergänzend dazu sind die Volumenanteile von Hämoglobin und Wasser im Blut in der Korrekturtabelle oder der nicht-linearen Kalibration hinterlegt .
Das Verfahren wird dadurch genauer, dass mittels Monte-Carlo- Simulationen auf Basis der intrinsischen optischen Parameter Absorptionskoeffizient und/oder Streukoeffizient und/oder Anisotropiefaktor und/oder reduzierter Streukoeffizient der Störein- fluss korrigiert wird.
Das Verfahren wird auch dadurch genauer, dass durch zusätzliche Emitter-Wellenlängen oder zusätzliche Emitter- oder Detektorpositionen solche Stoffkonzentrationen im Blut ermittelt werden, die einen Einfluss auf die Wasserkonzentration haben. Eine genaue Bestimmung des Zielwertes wird dadurch ermöglicht, dass die Stoffkonzentrationen von Lipiden/Glyzeriden und/oder Leukozyten und/oder Bilirubin ermittelt werden und in die Ermittlung des individuellen Zielwertes (Z) eingehen.
Eine genaue Bestimmung des Zielwertes wird dadurch unterstützt, dass die Stoffkonzentrationen von zumindest einer Hämoglobinfraktion, wie insbesondere Methämoglobin oder Sulfhämoglobin oder Carboxyhämoglobin, durch Anwendung geeigneter Wellenlängen bestimmt werden und in die Ermittlung des individuellen Zielwertes (Z) eingehen.
Als individueller Zielwert (Z) wird bevorzugt die Hämoglobin- Konzentration (cHb) und/oder die Lipidkonzentration ausgegeben.
Bevorzugt werden die Messwerte (Omega-Werte) und die Störeinflüsse (die zu kalibrierenden Konstanten) rechnerisch verknüpft, wobei berücksichtigt wird, dass der Einfluss der Messwerte auf den Zielwert nicht-linear ist.
Zur Ermittlung der Störeinflüsse wird die Lichtverteilung in einem durchstrahlten Gewebe mittels mehrerer Detektoren und/oder mehreren räumlich verteilten Emittern ermittelt.
Aus den Detektorsignalen werden Maße für die Lichtintensitäts- und/oder Lichtweglängenverteilung (z.B. Streu- und Absorptionskoeffizient sowie der Anisotropiefaktor) ermittelt. Diese geschätzten Maße werden verwendet zur Ermittlung der Zellgröße der Erythrozyten.
Zur Ermittlung der Störeinflüsse wird insbesondere ein Maß für die Streuung berücksichtigt, welches auf das Vorliegen einer normozytären, mikro- oder makrozytäre Anämie schließen lässt.
Zur einfachen Ermittlung der Störeinflüsse wird der Streu- und/oder der Absorptionskoeffizient und/oder der Anisotropiefaktor und/oder reduzierter Streukoeffizient verwendet, um damit der Geometrie des durchstrahlten Gewebes zu bestimmen. Die Geometrie geht als ein Störeinfluss in die Ermittlung der Zielgröße ein.
Zur Ermittlung von Störeinflüssen werden zumindest drei Emitter alternierend betrieben, wobei die jeweiligen AC- sowie DC- Anteile des detektierten Signals verglichen werden, woraus solche Emitter identifiziert werden, die aufgrund ihrer geographischen Positionierung einen größeren Störeinfluss bedingen und insbesondere von Shunt-Licht oder größeren Blutgefäßen betroffen sind, und die anschließend für weitere Messungen deaktiviert werden.
Die Positionierung zumindest eines Emitters ist variabel.
Die Anordnung der Emitter erfolgt übereinander und/oder nebeneinander, wobei beispielsweise zumindest ein wellenlängenvariabler Emitter verwendet wird.
Die Berechnung eines Messwertes wird dadurch unterstützt, dass die Position (Höhe) des Messortes relativ zum Herzen ermittelt wird. Hierzu ist eine Kompensation der durch die Position (Höhe) des Messortes relativ zum Herzen entstehenden Störgröße vorgesehen.
Die Berechnung eines Messwertes wird auch dadurch unterstützt, dass zur Ermittlung der Zielgröße cHb eine Voreinstellung des Patiententypen (Niereninsuffizienz, Leukämie, Volumenverlust, Verdacht auf Eisenmangel, etc.) durchgeführt wird, um zwischen einer normozytären und einer mikrozytären Kalibration umzuschalten.
Die Berechnung eines Messwertes wird außerdem dadurch unterstützt, dass zur Ermittlung der Pulsation des Gewebes nicht nur die Dickenänderung (Weglänge des Lichts) verwendet wird, sondern auch die Geschwindigkeitsänderung des fließenden Blutes verwendet wird. Zur Ermittlung einer Störgröße kann auch ein Mengenanteil an hä- molysiertem Hämoglobin bestimmt werden.
Zur Ermittlung einer Störgröße können weiterhin Veränderungen der Streueigenschaften des Blutes bestimmt werden und dadurch kann auf eine veränderte Zellgröße geschlossen werden.
Das Verfahren wird dadurch genauer, dass zur Ermittlung einer Störgröße die Osmolarität des Blutes (Elektrolyte, Albumin) ermittelt wird.
Das Verfahren wird auch dadurch genauer, dass zur Ermittlung einer Störgröße die venöse Pulsation ermittelt wird.
Eine einfache Ermittlung der venösen Pulsation erfolgt über die Schwankungen der Grundline der ermittelten Transmission über mehrere Herzschläge (venöser AC-Anteil) .
Beispielsweise wird der venöse AC-Anteil mit der herzschlagsynchronen, arteriellen Pulsation ΔI/I verglichen und das Ergebnis geht in die Ermittlung der Zielgröße ein.
Zur Ermittlung einer Störgröße kann auch eine Erkennung der Veränderung im Konstantanteil der ermittelten Transmission erfolgen. Bei einer Veränderung im Konstantanteil der Transmission erfolgt eine Veränderung der Glättung der Messwerte, insbesondere ein temporäres Aussetzen der Verwendung der Messwerte, bis die Transmission innerhalb definierbarer Grenzwerte wieder stabil ist.
Das Verfahren wird dadurch genauer, dass zur Ermittlung einer Störgröße eine Plausibilitätskontrolle der Messwerte über eine definierbare maximal zulässige zeitliche Veränderung der Ergebnisse erfolgt und die Ergebnisse bei deren Überschreitung nicht in die Bestimmung der Zielgröße eingehen.
Für die Herleitung der Pulsoximetrie wird meist ein Schiσhten- modell in Verbindung mit dem Lambert-Beer-Gesetz herangezogen: Licht der Intensität /0 falle durch Ns parallele, hintereinander- liegende Stoffgemisch-Schichten der jeweiligen schichtdicke dn. In den Schichten seien Nc optisch wirksame Stoffe, die jeweils eine Konzentration ci und einen wellenlängenabhängigen molaren Extinktionskoeffizient eλ,i besitzen.
Licht, das alle diese Schichten durchläuft, erfährt eine über das Lambert-Beer-Gesetz beschriebene, exponentielle Dämpfung, so dass nach Durchlaufen aller Schichten eine Intensität I1 messbar ist:
Figure imgf000009_0001
Ändert sich nun die Dicke nur einer Schicht um Δd, so ergibt sich die Intensität I2:
Figure imgf000009_0002
Durch Messung an zwei verschiedenen Zeitpunkten und Quotientenbildung lässt sich so der Änderungsterm isolieren:
Figure imgf000009_0003
Der Verlauf des Terms über verschiedene Wellenlängen ist
Figure imgf000009_0005
dabei charakteristisch für die Stoffzusammehsetzung der sich in der Dicke verändernden Schicht.
In einem einfachen Rechenmodell für die Pulsoximetrie kann nun das Fingergewebe als ein Schichtenmodell gemäß obiger Beschreibung gesehen werden, in dem sich die Dicke der arteriellen Blutschicht ändert. Die Konzentrationen und optischen Eigenschaften der im Blut enthaltenen Stoffe lassen sich zu einer wellenlängenabhängigen Gesamtextinktion
Figure imgf000009_0006
zusammenfassen:
Figure imgf000009_0004
Da wird statt des Loga
Figure imgf000010_0006
Figure imgf000010_0005
rithmus meist nur die relative Änderung Δ I/I betrachtet :
Figure imgf000010_0002
Über die Pulsoximetrie hinaus gilt allgemein für das Schichtmodell, dass ExtinktionsVerhältnisse den Pulsationsverhältnissen entsprechen, d.h. die Dicke der pulsierenden Blutschicht kürzt sich heraus. Ist die Blutextinktion an N+M Messwellenlängen nun von der zu messenden Zielgrδße abhängig, lässt sich allgemein schreiben:
Figure imgf000010_0001
Über eine empirisch ermittelte KaIibrationsfunktion können die Pulsationsverhältnisse direkt auf die Zielgröße abgebildet werden, wobei statische Störgrößen (insbesondere konstante Abweichungen vom Schichtmodell) bereits eliminiert werden.
Bei der Pulsoximetrie ist die Zielgrδße die arterielle SauerstoffSättigung, Messwellenlängen sind üblicherweise bei etwa 660 nm und 900 nm. Für das Verhältnis der relativen Änderungen gilt:
Figure imgf000010_0003
Für die Bestimmung der Gesamthämoglobin-Konzentration cHb kann eine Kalibration des Pulsationsverhältnisses im isobestischen Punkt bei 805 nm und einer Wellenlänge > 1200 nm, bei der die Wasserabsorption die optischen Eigenschaften des Blutes dominiert, durchgeführt werden:
Figure imgf000010_0004
Während für die Pulsoximetrie die Verknüpfung von ΩSpO2und saO2 sehr eng und robust ist, ist das ΩcHb neben cHb von allerlei Störeinflüssen abhängig, die eine unmittelbare Verknüpfung über eine empirische KaIibrationsfunktion zu ungenau machen. Diese Störeinflüsse müssen daher kompensiert werden.
Gleichung 1 lässt sich in zwei Teile aufspalten: Die Abbildung Zielgröße und der Störeinflüsse auf die Extinktionsverhältnisse sowie die Abbildung der Extinktionsverhältniεse auf die Pulsati- onsverhältnisse bzw. auf die Transmission:
und
Figure imgf000011_0002
Figure imgf000011_0001
wobei fcaiib eine empirisch ermittelte KaIibrationsfunktion sei. Störgrößen l sind insbesondere:
• Störstoffkonzentrationen im Blut
• Gewebepulsation
• Hämolyse
• Bry-Größe, Osmolarität
• Veränderungen im Effekt, der die optische Pulsation bewirkt
(Geschwindigkeits-, Druck-, Konzentrations- oder Gefäßdurchmesseränderung über die Zeit) .
Diese Störgrößen lassen sich erfindungsgemäß durch weitere Messwellenlängen identifizieren, die auf die Änderung der Extinktionseigenschaften des Blutes, die durch diese Einflüsse erfolgt, abgestimmt sind.
Ergänzend oder alternativ lassen sie sich, wenn sie sich über die Zeit ändern, mittels geeigneter Modelle aus dem Zeitverhalten der gemessenen Werte für ΔI/I extrahieren, da sich Störpara- meter, wie Hämolyse, über eine deutlich größere Zeitskala ändern als beispielsweise die Gewebepulsation.
Störgrößen 2 sind insbesondere:
• Unterschiede im Lichtweg bei verschiedenen Messweilenlängen aufgrund von
• wellenlängenabhängiger Lichtstreuung und Absorption in Gewebe und Blut
• Geometrieunterschieden im Lichtweg
• Shuntlicht
• Umgebungslicht
Diese Störgrößen lassen sich erfindungsgemäß durch Vergleich der gemessenen absoluten Transmissions- und relativen Änderungswerte mit bekannten Gewebe- und Stoffspektren identifizieren und reduzieren.
Ergänzend oder alternativ werden zeitliche Änderungen der Mess- werte auf diese Störgrößeneinflüsse zurückgeführt, beispielsweise in Regressionsmodellen, wobei ausgenutzt wird, dass die Zielgröße zeitlich konstanter als die Störgrößeneinflüsse ist.
Ergänzend oder alternativ kann die LichtVerteilung durch räumliche Auflösung von Transmission und relativen Änderungswerten mit Multidetektor- oder -emitteranordnungen, insbesondere durch Kombination von Reflektions- und Transmissionsmessung, ermittelt werden und zur Korrektur des Zielwertes eingesetzt werden. Da die Störgrößen zudem meist wellenlängenabhängig sind, können auch hier gezielt weitere Messwellenlängen zur Kompensation eingefügt werden.
Durch die Wahl mehrerer Messorte (beispielsweise Ring- und Mittelfinger) ist es darüber hinaus erfindungsgemäß möglich, besonders störungsarme Messorte zu identifizieren und zu verwerfen, oder über Mittelung über mehrere Orte Störgrößeneinflüsse zu reduzieren. Durch geeignete Wahl weiterer Messwellenlängen werden weitere Blutinhaltsstoffe bestimmt, wie weitere Hämoglobinfraktionen wie CoHb, MetHB, sowie Stδrstoffkonzentrationen wie Fett, da ihr Auftreten die ExtinktionsVerhältnisse bei den Messwellenlängen und damit die Pulsation beeinflusst. Für jeden weiteren Blutinhaltsstoff muss dabei mindestens eine weitere Messwellenlänge vorhanden sein. Analog dazu lassen sich erfindungsgemäß auch charakteristische Einflüsse auf die Blutextinktion wie Hämolyse und/oder Variation der Zellgrδße der Erythrozyten über weitere Messwellenlängen kompensieren.
Die Voraussetzungen für die Anwendung des Schichtmodells und des Lambert-Beer-Gesetzes sind bei biologischem Gewebe nicht erfüllt, so dass das Gesetz nur in grober Näherung gilt. Für die präzise Bestimmung von Blutinhaltsstoffen und Bluteigenschaften müssen daher erfindungsgemäß Korrekturterme eingeführt werden.
Ein Störfaktor, der pulsspektrometrische Messungen beeinflusst, ist Shuntlicht, d.h. Licht, das nicht pulsierendes Blut passiert, sondern entweder an diesem vorbei durch das Gewebe oder sogar am Gewebe vorbei direkt von Emitter zu Detektor geht. Für die Betrachtung der Korrektur werde folgendes Modell betrachtet:
Der Emitter strahle homogenes, paralleles Licht IE aus. Ein Anteil p1 .IE gehe komplett am Gewebe vorbei, Pi./Ewerde zwar vom Gewebe und venösen Blut, nicht aber vom arteriellen Blut gedämpft, und p3 .I Egehe durch arterielles und venöses Blut sowie durch Gewebe (arterielles, ruhendes Blut sei wie hier wie venöses Blut behandelt). Es gilt damit:
Figure imgf000013_0003
Das Licht, das vom Detektor aufgenommen wird, ist:
Figure imgf000013_0001
Bei Messung 2 gegenüber Messung 1 sei zusätzlich arterielle Blutschicht der Dicke dart vorhanden:
Figure imgf000013_0002
Allgemeiner Fall:
Figure imgf000014_0003
Ungestörte Messung, d.h. kein Shuntlicht p3
Figure imgf000014_0001
was dem oben angeführten ungestörten Schichtmodell entspricht. t (P1 = O) :
—
Ml
Figure imgf000014_0004
Die Gewebeanteile kürzen sich weiter heraus, der Betrag von — wird aber abhängig von p2 und von dart gegenüber dem realen Wert für eart-dart gedämpft. Diese Verzerrung kann als Funktion fs.βewebe dargestellt werden, wobei fs,Gewebe = f(.eart> ^art> Vl) •
Figure imgf000014_0005
)
Hier kürzt sich nun auch der DC-Anteil nicht mehr heraus. Für den Messort Finger und die Zweiwellenlängenkalibration bedeutet das, dass sowohl Transmissionsänderungen (etwa durch venöse Umlagerung) als auch Änderungen der arteriellen Pulsationsstärke sich auf den Ω-wert auswirken. Analog zum Gewebeshuntlicht kann die Verzerrung als
Figure imgf000014_0006
dargestellt werden.
Bei Auftreten von Shuntlicht gilt damit allgemein:
Figure imgf000014_0002
Je nach Zielwert, insbesondere aber bei cHb, ist der zu messende physiologische Parameter sehr träge, d.h. das Extinktions- verhältnis bleibt weitgehend konstant, während das gemessene Pulsationsverhältnis beispielsweise durch venöse Umlagerungen oder Modulation der arteriellen Pulsation sich auf einer weit kürzeren Zeitskala ändert. Erfindungsgemäß kann aus diesen Änderungen nun die shuntlichtabhängige Verzerrungsfunktion fs geschätzt werden, beispielsweise über ein Regressionsmodell. Auch kann anhand der Variabilität des Pulsationsverhältnisses eine Plausibilitätskontrolle erfolgen: Signalabschnitte mit unphysiologisch hoher Änderungsrate gehen dann nicht in die Zielwertberechnung ein.
Im Schichtmodell wird weiterhin davon ausgegangen, dass die optische Weglänge der Photonen bei allen Messwellenlängen gleich ist. Diese Bedingung ist im Allgemeinen nicht erfüllt, wenn das Gewebe inhomogen ist oder wenn Streuung vorhanden ist. Die Weglänge ist abhängig von den optischen Parametern Streukoeffizient μs, Anisotropiefaktor g (bzw. dem reduziertem Streukoeffizienten der beide Größen zusammenfasst) , dem Absorptionsko
Figure imgf000015_0002
effizienten μa, sowie von der Geometrie des Gewebes. Das führt dazu, dass sich die Schichtdicke d nicht mehr wie beim einfachen Schichtmodell heraus kürzt, sondern eine Funktion der Wellenlänge und der Gewebeparameter wird. Sind die optischen Gewebeparameter bekannt oder ändern sich über die Wellenlängen nicht, kann der Einfluss der Weglängen über die empirische Kalibrationsfunk- tion, die die Zielgrδße mit den gemessenen relativen Änderungen verknüpft, eliminiert werden, ist die Weglängenverteilung über die Wellenlängen jedoch nicht bekannt und/oder veränderlich, kann ihr Einfluss durch einen Korrekturterm reduziert werden:
Figure imgf000015_0001
Die Funktion
Figure imgf000015_0003
ist erfindungsgemäß im System hinterlegt und beschreibt die Korrektur der Lichtverteilungsunterschiede abhängig von der Messwellenlänge λ und einem Parametersatz kWeg, der Maße für die Lichtverteilung enthält. Diese Maße für die Lichtverteilung sind beispielsweise Schätzwerte für die optischen Parameter μa und/oder μs~ des Gewebes sein. Gewonnen wird kWeg erfindungsgemäß durch Messung der räumlichen Lichtverteilung mittels mehrerer Emitter und/oder Detektoren bei gleichen Messwellenlängen. Auch Pulsationsverhältnis- se, die von der Zielgröße nicht beeinflusst werden, aber durch die Weglängenunterschiede beeinflusst werden, können erfindungs- gemäß als Parameter, die die Weglängenverteilung beschreibt, eingesetzt werden.
Insbesondere wird durch unmittelbar benachbarte Messwellenlängen der Gradient einer Störgröße (wie die Wegverteilungsabhängigkeit) über das Spektrum bestimmt.
Eine weitere zu kompensierende Störgröße sind mit dem Blut in Phase oder Gegenphase pulsierende Gewebeanteile, die die Information über die Blutextinktion, die in der Pulsation enthalten ist, überlagern:
Figure imgf000016_0001
Analog zur Bestimmung weiterer Inhaltsstoffe im Blut wird über Messwellenlängen, bei denen sich die optischen Eigenschaften des Blutes und der pulsierenden Gewebeanteile stark unterscheiden, dieser Stδreinfluss bestimmt und entfernt werden.
Durch eine Absolutkaiibration werden an den Messwellenlängen nicht nur die relativen Änderungen
Figure imgf000016_0003
gemessen, , sondern auch die absoluten Transmissionen Damit ist ein Vergleich
Figure imgf000016_0002
der gemessenen Transmissionen und bzw. der Extinktionen mit bekannten Gewebetransmissions- oder Extinkti¬
Figure imgf000016_0004
onsspektren und/oder der Pulsation an den Messwellenlängen mit aus in-vitro-Messungen bekannten Extinktionsspektren von Blutinhaltsstoffen wie z.B. Hämoglobin, Wasser oder Bilirubin sowie von Gewebeproben wie Dermis oder Epidermis möglich. Damit lassen sich in den Spektren Nutzanteile sowie und verzerrende oder ad- ditiv überlagerte Störkomponenten identifizieren, so dass sich diese Störkomponenten eliminieren lassen.
Eine Absolutkaiibration kann über eine Probe bekannter Transmission oder mindestens zwei Proben mit bekanntem Extinktionsverhältnis erfolgen.
Die Wahl der Zeitspanne, über die das ΔI, also der AC-Anteil des Signals bestimmt wird, seine Tief-, Hoch- oder Bandpassfilterung Filterung, und die entsprechende Filterung des DC-Anteils, bestimmen, welche physiologischen Effekte sich im ΔI/Iniederschlagen: Bei kurze Intervallen (l/Abtastfrequenz, entspricht dem sogenannten Splitted-Pulswave-Verfahren bis 1/Pulsfrequenz, entspricht dem Full-Pulswave-Verfahren) ist die arterielle Pulsation der dominante Mechanismus; über längere Intervalle lassen sich auch venöse Pulsationen und Umlagerungseffekte abbilden. Insbesondere über relativ zum arteriellen Puls großen Umlagerungen können zeitlich konstante Bluteigenschaften zusätzlich oder anstatt anhand der arteriellen Pulsation identifiziert werden, um genauere oder zusätzliche Informationen aus dem Signal zu extrahieren.
Die H20-Konzentration im Gewebe ist nicht inter- und intraindividuell konstant und bekannt. Bei einer Bestimmung der Hämoglobin (Hb) -Konzentration (cHb) relativ zum Wasser-Anteil des Gewebes kann daher nicht unmittelbar auf die absolute HB- Konzentration geschlossen werden. Dies ist auch der Fall, wenn eine dritte Komponente im Blut, außer Wasser und Hb, ein relevant großes Volumen einnimmt.
Blut besteht zu ca. 80 % aus H2O und zu ca. 15 % aus Hb. Ist die Hb-Konzentration geringer, kann darauf geschlossen werden, dass die H20-Konzentration größer ist und umgekehrt. Erfindungsgemäß kann für die Bestimmung des Zielwertes cHb eine entsprechende Korrekturtabelle hinterlegt werden oder eine nicht-lineare KaIi- bration durchgeführt werden, um die Hämoglobinkonzentration im Verhältnis zum Wasser zu ermitteln. Insbesondere kann ermittelt werden, wie viel Wasser bei einer Zunahme des HB-Anteils ver- drängt wird, um eine quantitative Kompensation zu hinterlegen. Wenn das nicht möglich ist, kann die Volumenzusammensetzung von Blut genauer analysiert werden und eine entsprechende Kompensation hinterlegt werden.
Durch zusätzliche Emitter-Wellenlängen oder Detektorpositionen (zur Messung des Streuverhaltens) können weitere relevante Stoffkonzentrationen im Blut gemessen bzw. ermittelt werden, die einen Einfluss auf die Wasserkonzentration haben, da sie Wasser im Blut verdrängen.
Die Signalqualität bzw. das Signal-/Rausch-Verhältnis ist bei der Wellenlänge, insbesondere im Bereich 1050 nm bis 1450 nm, bevorzugt im Bereich 1300 nm, die der Bestimmung des Wasseranteils dient, schlecht, da hier die Absorption im Gewebe wesentlich stärker ist als bei den HB-Wellenlängen, insbesondere im Bereich 600 nm bis 960 nm.
Erfindungsgemäß wird die Verwendung einer höheren Emitterleistung bei den Wellenlängen mit größerer Dämpfung vorgeschlagen. Weiterhin ist daran gedacht, eine Wellenlänge zu verwenden, bei der Wasser weniger stark absorbiert als bei anderen Wellenlängen, z. B. in der Nähe eines lokalen Absorptionsminimums. Ergänzend ist eine Vorverarbeitung zur Verbesserung der Signalqualität implementiert. Zur Verbesserung der Signalqualität sind verschiedene Detektormaterialien (Si, Ga, Ge, As, In) im selben Sensor realisiert, so dass mindestens ein Detektor eine für die Wasserwellenlänge besonders günstige Empfindlichkeit aufweist.
Erfindungsgemäß wird bei Vorliegen von Streuung in Geweben mit Simulationsrechnungen, beispielsweise nach dem Prinzip der Mon- te-Carlo-Simulation, ein Lösungsansatz der Strahlungstransport- gleichung ermittelt und anschließend in einem speziellen Korrekturverfahren für die Bestimmung des Zielwertes umgesetzt.
Als Ausgangsdaten für die erfindungsgemässe Lösung dienen Schätzungen für die optischen Eigenschaften der jeweiligen im Gewebe enthaltenen biologischen Komponenten, zum Beispiel in Form der intrinsischen optischen Parameter Absorptionskoeffizient μa, Streukoeffizient μs, reduziertem Streukoeffizient μs` und Anisotropiefaktor g.
Die Ermittlung kann beispielsweise mit Hilfe einer inversen Mon- te-Carlo-Simulation aus an Proben mit einer zuvor ermittelten Probendicke d gemessenen makroskopischen optischen Parametern wie der Remission R, der totalen Transmission Tt sowie der diffusen Transmission Td oder der kollimierten Transmission Tc erfolgen. Erfindungsgemäß wird der Zielwert cHb dann als Funktion von μs` und μa ermittelt.
Erfindungsgemäß ist auch die Verwendung einer Korrekturtabelle für die Ermittlung des zielwertes cHb vorgesehen. Erfindungsgemäß sind dazu die Daten zu den intrinsischen optischen Parametern in einer Datenbank hinterlegt.
Erfindungsgemäss kann der berechnete Absorptionskoeffizient μa mit Hilfe der Remissionswerte zusammen mit den ermittelten Werten von μs und g oder μs" in einem erneuten Simulationsvorgang der inversen Monte-Carlo-Simulation zum korrigierten Absorptionskoeffizient μakorr korrigiert werden.
Entsprechend lassen sich auf Basis von μakorr, μs und g oder μs` durch eine Monte-Carlo-Simulation die Remission oder Transmission für ein Gewebe bei einer wählbaren Wellenlänge berechnen.
Lipide/Glyzeride, Leukozyten oder Bilirubin verzerren das Ab- sorptions- und Streu-Spektrum im Gewebe. Erfindungsgemäß wird daher eine zusätzliche Wellenlänge für die Lipidkompensation genutzt. Der Lipidwert kann dann als weiterer Zielwert angeboten werden.
Die cHb-Bestimmung ist hämolyseabhängig, da Blut mit im Plasma gelöstem HB andere optische Eigenschaften besitzt als solches, bei dem das HB sich in den Erythrozyten befindet. Es besteht zudem eine Abhängigkeit von der Osmolarität des Blutes (Elektrolyte, Albumin) , da sich dadurch indirekt die ZeIl- größe der Erythrozyten ändert.
Weitere Hämoglobinfraktionen (Methämoglobin, Carboxyhämoglobin, Sulfhämoglobin) haben einen relevanten Einfluss auf die Zielgröße cHb. Zur Bestimmung dieser Hämoglobinfraktionen werden weitere Wellenlängen hinzufügen, um alle relevanten Fraktionen zu bestimmen.
Erfindungsgemäß wird die Pulsation nicht nur als Dickenänderung, sondern auch als Geschwindigkeitsänderung registriert, eine Differenzierung von Dickeneinfluss und Geschwindigkeitseinfluss anhand der Messdaten am Patienten im Vergleich zu einem hinterlegten Modell, liefert eine entsprechende Kompensation die für die Ermittlung des Zielwertes benutzt wird.
Die cHb-BeStimmung ist zellgrößenabhängig, da die Zellwände der Erythrozyten durch Reflektionen die Weglänge erhöhen, und zwar ungünstigstenfalls bei der Wasserwellenlänge in deutlich anderem Maße als bei den HB-Wellenlängen. Dadurch kommt es z. B. zu einem paradoxen Verhalten der Lichtabsorption bei der Wasserwellenlänge, nämlich einer Zunahme des Absorptionskoeffizienten bei Zunahme des Hämatokrit und damit gleichzeitiger Abnahme des Wassergehaltes. Gemäß Lambert-Beer wäre ein genau umgekehrtes Verhalten zu erwarten.
Aus den Detektorsignalen werden Maße für Streu- und Absorptionskoeffizient sowie Anisotropiefaktor bzw. Absorptionskoeffizient und reduzierter Streukoeffizient ermittelt und zur Ermittlung der Zellgröße der Erythrozyten verwendet. Der Streukoeffizient wird bei der Ermittlung des Vorliegens einer normozytären, mikro- oder makrozytäre Anämie berücksichtigt.
Der Streu- und/oder der Absorptionskoeffizient und/oder der Anisotropiefaktor werden außerdem zur Ermittlung der Geometrie des durchstrahlten Gewebes verwendet, wobei die Geometrie als ein Störeinfluss in die Ermittlung der Zielgröße eingeht. Durch Verwendung einer weiteren HB-Wellenlänge, als Redundanz im System, kann eine Veränderung der optischen Eigenschaften des HB gemessen und dadurch ebenfalls auf eine veränderte Zellgröße geschlossen werden.
Gemäß der Erfindung ist eine Auswahl des Patiententypen (Niereninsuffizienz, Leukämie, Volumenverlust, Verdacht auf Eisenmangel, etc.) am Gerät einstellbar, um zwischen einer normozytären und einer mikrozytären Kalibration umzuschalten.
Zur Ermittlung von Störeinflüssen werden zumindest drei Emitter alternierend betrieben werden und die jeweiligen AC- sowie DC- Anteile des detektierten Signals verglichen, wodurch solche Emitter identifiziert werden, die aufgrund ihrer lokalen Positionierung einen größeren Störeinfluss bedingen und insbesondere von Shunt-Licht oder größeren Blutgefäßen betroffen sind. Diese werden für weitere Messungen deaktiviert.
Eine Venöse Pulsation oder venöse Umlagerungen, beispielsweise durch eine Veränderung des venösen Rückstroms oder der Orthostase bedingt, führen dazu, dass der als zeitlich konstant angenommene Teil der Absorption nicht wirklich konstant ist.
Die cHb-Bestimmung kann daher aus der venösen Pulsation bestimmt werden. Beispielsweise durch den Vergleich der venösen Pulsation mit der Pulsation die direkt durch den Herzschlag bedingt ist.
Zur Ermittlung der venösen Pulsation werden die Schwankungen der Grundline der ermittelten Transmission Imin zwischen den Herzschlägen verwendet wird (venöser AC-Anteil) .
Der venöse AC-Anteil wird mit der arteriellen Pulsation ΔI verglichen und das Ergebnis geht in die Ermittlung der Zielgröße ein.
Zur Ermittlung einer Störgröße erfolgt eine Plausibilitätskon- trolle der Messwerte über eine definierbare maximal zulässige zeitliche Veränderung der Ergebnisse. Bei deren Überschreitung gehen die Ergebnisse nicht in die Bestimmung der Zielgröße ein.
Erfindungsgemäß erfolgt eine Erfassung der optischen Gewebeparameter oder ihrer Unterschiede, insbesondere erfolgt eine Erfassung der Lichtverteilung und Lichtwegverhältnisse durch eine Kombination von Reflektions- und / oder Transmissionsmessungen zur Abschätzung von Shuntlicht, der Licht- und Lichtwegeverteilung, und/oder von optischen Gewebeparametern, insbesondere mit Hilfe räumlich verteilter Emitter.
Alternativ oder ergänzend erfolgt eine Erfassung der optischen Gewebeparameter oder ihrer Unterschiede, insbesondere erfolgt eine Erfassung der Lichtverteilung und Lichtwegverhältnisse durch Einfügen einer weiteren Stützstellen-Messwellenlänge nahe einer anderen Messwellenlänge, wobei die Abweichung von der Stützstellen-Messwellenlänge im Bereich unter 15 % der Messwellenlänge liegt. Darüber erfolgt eine Abschätzung von Wellenlängenabhängigkeiten diverser Parameter bei der Wellenlänge der Stützstelle.
Erfindungsgemäß ist weiterhin vorgesehen eine algorithmische Kompensation von Messbedingungen durchzuführen, beispielsweise über hinterlegte Korrekturfaktoren. Dabei werden die Messbedingungen sensorisch erfasst über:
a. einen in den Sensor integrierten Temperatursensor und/oder b. eine integrierte Fingerdickenmessung im Sensor und/oder c. einen integrierten Bewegungssensor zur Erfassung der Relativbewegung zwischen Finger und Sensor und/oder d. einen integrierten Bewegungssensor zur Erfassung der Absolutbewegung von Finger und Sensor und/oder e. eine Eingabemöglichkeit von messrelevanten Parametern, die vom System nicht selber gemessen werden (beispielsweise "Finger kalt/warm", "Raucher").
Zum Ausgleich individuell schwankender Messbedingungen ist eine algorithmische Kompensation von Unterschieden zwischen Patienten und/oder Fingern und/oder MessSituationen vorgesehen durch Schätzung des Lichtweges verschiedener Wellenlängen mittels MuI- tidetektor-/Multiemitter-Anordnungen, um darüber die Korrektur des Zielwertes durchzuführen.
Zum Ausgleich individuell schwankender Messbedingungen ist auch ein gleitendes Modell oder autoregressives Modell zur Schätzung und Kompensation von Shuntlicht und/oder der Gewebepulsation und/oder von Umlagerungen/Gleichanteilsänderungen und/oder von Weglängenunterschieden bei verschiedenen Wellenlängen vorgesehen.
Zum Ausgleich individuell schwankender Messbedingungen ist ebenfalls eine Erkennung und Kompensation von Störgrößen aus der Ω- Änderung vorgesehen. Da ein ungestörtes Ω dem Verhältnis der Extinktionen von Blut bei den Messwellenlängen entspricht und dieses sich primär durch cHb und damit nur langsam ändert, deuten gestörte Ω werte auf individuelle Schwankungen der Messbedingungen hin.
Zum Ausgleich individuell schwankender Messbedingungen ist auch daran gedacht die Messung an mehr als einem Finger durchzuführen, beispielsweise an Daumen und Zeigefinder, und die Messwerte dann zu mittein.
Erfindungsgemäß ist auch vorgesehen eine Absolutkalibrierung des Systems durchzuführen zur Berechnung absoluter Extinktionen, insbesondere der DC-Extinktion, und absoluter Transmissionen.
Dazu erfolgt ein Vergleich mit einem hinterlegten Gewebe- und/oder Blutextinktionsspektrum oder Bluttransmissionsspektrum zur Plausibilitätsprüfung für einen Meßwert, wobei anschließend eine Schätzung des Ausmaßes von Störeinflüssen erfolgen kann, wie beispielsweise Nageleinfluss , Lipide, Shuntlicht.
Ergänzend ist erfindungsgemäß vorgesehen eine Absolutkaiibration des Sensors über eine Probe mit bekannter Transmission durchzu- führen oder mindestens 2 Proben mit bekanntem Extinktions- verhältnis für die Kalibration zu verwenden.
Figurenbesehreibung
Fig. 1: zeigt eine schematische Darstellung des Schaltplans der Vorrichtung,
Fig. 2 eine schematische Darstellung eines Ausführungsbeispiels einer erfindungsgemässen LED-Anordnung,
Fig. 3 zeigt eine schematische Darstellung eines Fingerklipsensors ,
Fig. 4 zeigt eine schematische Darstellung einer Anzeige
Eine erfindungsgemäße Vorrichtung nach Fig. 1 weist einen Emitter (l) auf, in der sich wenigstens eine Leuchtdiode LEDa oder Laserdiode einer ersten vorbestimmten Nenn-Wellenlänge LAMBDAa befindet .
Gegenüber der Sendereinheit befindet sich ein Photodetektor PD (2) . Zwischen Sendereinheit (1) und Photodetektor PD (2) kann ein menschliches und/oder tierisches Gewebe und/oder Gefäß dergestalt angeordnet werden, daß die von Sendereinheit (1) ausgesandten elektromagnetischen Wellen nach dem Hindurchtreten durch das Gewebe und/oder Gefäß den Photodetektor PD (2) erreicht. Dabei wird die vom PD empfangene Intensität in eine elektrische Größe umgewandelt und im Gerät analog aufbereitet, anschließend A/D gewandelt und digital weiterverarbeitet.
Der Emitter ist mit einem Multiplexer MUX (3) verbunden. Die Steuereinheit des Multiplexer MUX (3) steuert den Emitter so, daß im Falle von beispielsweise vier angeschlossenen LED, alle vier LED einander abwechselnd ein- bzw. ausgeschaltet sind. Der Multiplexer MUX (3) weist einen weiteren Anschluß (6) auf, der mit einer der Auswerteeinrichtung (7) verbunden sind. Über diese Verbindung mit der Auswerteeinrichtung (7) wird die Information bezüglich der Einschaltzeiten des Emitters übermittelt. Die Auswerteeinrichtung weist wenigstens einen Mikrokontroller (8) oder wenigstens eine CPU (9) auf.
Der Ausgangsstrom des Photodetektors PD (2) wird dem Eingang einer Strom-/Spannungs-Wandlereinrichtung (4) zugespeist. Die Strom/Spannungs-Wandlereinrichtung (4) wandelt den Ausgangsstrom des Photodetektors in eine AusgangsSpannung um. Zudem wird das analoge Signal des PD durch einen A/D-Wandler von zumindest 8 bit digitalisiert und über ein Stellglied an die Auswerteeinrichtung (7) weitergeleitet. In Verbindung mit der Auswerteeinrichtung (7) befinden sich zumindest ein volatiler Speicher, RAM (10) und ein nicht volatiler Speicher ROM (11) . Der nicht vola- tile Speicher (11) ist beispielsweise als EEPROM oder Flash ausgeführt. In dem nicht volatilen Speicher (11) ist ein Algorithmus hinterlegt, der zur Bestimmung des Zielwertes dient. An die Auswerteeinrichtung (7) ist eine Eingabevorrichtung (12) in Form einer Tastatur anschließbar. Außerdem sind verschiedene Ausgabeeinrichtungen (13, 14, 15) an die Auswerteeinrichtung (7) anschließbar. Über einen Lautsprecher (13) lassen sich beispielsweise Warntöne oder Sprachausgaben generieren, die den Anwender informieren oder leiten können. Über Leuchten (14) lassen sich beispielsweise Warnsignale und/oder Statussignale generieren. Über ein Display (14) werden Zielwerte angezeigt.
In zumindest einem beispielhaften Betriebszustand der erfindungsgemäßen Vorrichtung nach Fig. 1 wird das Gewebe/Gefäß abwechselnd von dem von der ersten Leuchtdiode LEDa bzw. dem von der weiteren Leuchtdiode LEDn emittierten elektromagnetischen Wellen durchstrahlt, wobei das durch das Gewebe/Gefäß hindurchtretende Licht von dem Photodetektor PD aufgenommen und in einen Photodetektor Ausgangsstrom umgesetzt wird. Die Leuchtdioden LE- Da, LEDn können entweder binär angesteuert werden, hierbei emittiert eine LED zu jedem Zeitpunkt entweder kein Licht oder Licht bei einer vorgebbaren Leistung, alternativ können die LED mit einem Analogsignal vorgegebener Amplitude, angesteuert werden. Der Zeittakt für die Ansteuerung der LED kann in Abhängigkeit der Pulswellenphasen, beispielsweise alle 200 μsec, erfolgen.
Zu zwei Zeitpunkten tl und t2 kann die Ansteuerung wie folgt erfolgen:
Figure imgf000026_0001
Um das Stromsignal möglichst rauscharm und mit ausreichender Verstärkung in ein zur Weiterverarbeitung in der Auswerteeinrichtung 7 verwendbares Spannungssignal umzusetzen, wird es der Strom-/Spannungs-Wandlereinrichtung 4 und dem A/D-Wandler zugespeist. Die Auswerteeinrichtung 7 ermittelt aus dem Spannungssignal den Verlauf der spektralen Absorption des Gewebes/Gefäßes bei den durch die LED definierten Wellenlängen der ersten bzw. weiteren Leuchtdioden LEDa, LEDn und ermittelt aus diesen spektralen Absorptionswerten durch Aufbereitung und/oder Weiterverarbeitung und/oder Verknüpfung die jeweils interessierenden Zielwerte, beispielsweise die absolute oder relative Hämoglobinkonzentration Hb, die COHb Konzentration, die SauerstoffSättigung SaO2, CaO2, die Herzfrequenz. Die Meßwerte für den Zielwert für jede Wellenlänge werden im volatilen (10) und/oder nicht vo- latilen Speicher (11) hinterlegt. Anschließend werden die Meßwerte durch die Auswerteeinrichtung (7) mit Hilfe des Mikrokon- trollers (8) wieder ausgelesen und in der CPU (9) mit Hilfe des im ROM (11) hinterlegten Algorithmus analysiert.
Hierbei werden digitalisierte Daten, die die Abschwächung und/oder Streuung elektromagnetischer Strahlung durch ein Gewebe/Gefäß repräsentieren, in einer Zentraleinheit unter Programm- Kontrolle verarbeitet wobei ein Steuerwerk aus einem Speicher die Befehle eines Programms empfängt und entsprechend der Programmanweisung Operationen durch ein Rechenwerk ausgeführt welches aus zumindest einer Arithmetisch-Logischen Einheit besteht.
Die ermittelten Daten werden in einem Microcontroller eingespeist, der sowohl die Betriebssoftware für den Anzeigemittel, als auch die AnwendungsSoftware enthält. In einer Ausführungsform empfängt der Microcontroller neben den Daten über beispielsweise die Sauerstoffsättigung des Blutes Zusatzinformatio- nen beispielsweise über die Hämoglobinkonzentration, die Kohlen- monoxidkonzentration, den Sauerstoffgehalt oder die Pulsfrequenz oder die Herzfrequenz und die Atemfrequenz welche vom Microcontroller empfangen und ausgewertet werden.
Im Ergebnis werden absolute und/oder relative Meßwerte für den gewünschten Zielwert ermittelt. In Abhängigkeit von, beispielsweise über die Tastatur (12) definierbaren, Grenzwerten und/oder Voreinstellungen werden die die Ergebnisse des Zielwertes elektronisch, optisch (14, 15) und oder akustisch (13) ausgegeben. Dazu werden die Daten die den Zielwert repräsentieren für eine Schnittstelle konditioniert und an einer Schnittstelle bereitgestellt.
Fig. 2 zeigt einen Emitter (1) bei dem auf einer Unterlage lichtemittierenden Quellen angeordnet sind. Die lichtemittierenden Quellen emittieren verschiedene Wellenlängen. Um Wellenlänge-abhängige Variationen in der Intensität am Detektor mindestens teilweise auszugleichen, können die Abstrahlintensitäten der einzelnen lichtemittierenden Quellen dynamisch angepasst werden. Die Unterlage, beispielsweise eine elektrisch nicht leitende Keramik, dient der Montage der Emitter und vermittelt den elektrischen mit der Stromquelle.
Der Emitter ist bestandteile des Sensors der über ein Kabel an den Monitor angeschlossen wird. Die LEDs sind jeweils mit einer LED-Steuereinrichtung verbindbar. Die LED-Steuereinrichtung regelt die Strom- und/oder Spannungsversorgung jeder einzelnen LED.
Die LEDs sind von einer Abdeckschicht (nicht dargestellt) bedeckt .
Die LEDs weisen zumindest drei unterschiedliche Emissionswellenlängen auf. Erfindungsgemäß sind zumindest drei LEDs mit verschiedener Emissionswellenlänge im Bereich der LED-Anordnung vorhanden. Für die Bestimmung der Pulsoximetrischen Sauerstoffsättigung werden beispielseweise zwei LEDs mit den Emissionswellenlängen 660 nm und 905 nm verwendet. Alternativ kann auch eine Zwei-Wellenlängen LED verwendet werden.
Mittels der Zusatz-LEDs (3) werden dem Gesamtspektrum diejenigen Spektralanteile hinzugefügt, die in dem Emissionsspektrum der aktiven LED (4) für die Bestimmung des gewünschten Inhaltstoffes fehlen.
Vorzugsweise sind die Haupt- und/oder Zusatz-LED derart ausgeführt dass sie alternativ und/oder ergänzend folgende Wellenlängen emittieren können, ausgewählt aus der Gruppe:
150 nm + 15%, 400nm ± 15%, 460 nm ± 15%, 480 nm ± 15%, 520 nm ± 15%, 550 nm ± 15%, 560 nm ± 15%, 606 nm + 15%, 617 nm + 15%, 620 nm + 15%, 630 nm ± 15%, 650 nm + 15%, 660 nm +, 705 nm ± 15%,
710 nm ± 15%, 720 nm ±1 0%, 805 nm ± 15%, 810 nm ± 15%, 880 nm +
15%, 890 nm, 905 nm ± 15%, 910 nm ± 15%, 950 nm ± 15%, 980 nm ±
15%, 980 nm + 15%, 1000 nm + 15%, 1030 nm ± 15%, 1050 nm ± 15%,
1100 nm ± 15%, 1200 nm ± 15%, 1310 nm + 15%, 1380 nm + 15%,
1450 nm + 15%, 1600 nm + 15%, 1650 nm + 15%, 1670 nm ± 15%, 1730 nm + 15%, 1800 nm ± 15%, 2100 nm + 15%, 2250 nm ± 15%, 2500 nm + 15%, 2800 nm + 15%.
Erfindungsgemäß ist auch daran gedacht Zwei-Wellenlängen emittierende LED zu verwenden. Bevorzugt werden erfindungsgemäß solche Zwei-Wellenlängen emittierende LED verwendet, bei denen die Intensitäten jeder der beiden Wellenlängen unabhängig voneinander kontrollierbar ist.
Beispielsweise emittieren zur Bestimmung der Hämoglobinkonzentration zumindest zwei LED im Bereich von beispielsweise 1450 um ± 15% und 660 um ± 15% und 905 nm + 15%.
Ergänzend kann beispielsweise zur Bestimmung eines Kohlenmono- xid-Anteils durch ein Auswahlmittel eine weitere Wellenlänge im Bereich 605 nm hinzugeschaltet werden.
Es ist ebenfalls daran gedacht, dass die Zusatz-LED einen Wellenlängenbereich von ± 15% der Wellenlänge der Haupt-LED emittiert. Erfindungsgemäß ist die Zusatz-LED bevorzugt im Bereich der LED-Anordnung räumlich zumindest 1 mm von der Haupt-LED entfernt. Durch Zuschaltung der Zusatz-LED ist die Rest-Intensität der Strahlung nach Gewebedurchtritt für eine Auswertung wieder ausreichend.
In einem anderen Ausführungsbeispiel emittiert die Strahlungsquelle zur Bestimmung der SpO2 im Bereich von beispielsweise 660 nm + 15% und im Bereich von Infrarot 890 nm + 15% oder 910 nm ± 15%.
Durch Anwenderauswahl und/oder automatisch wird zur Bestimmung der Hämoglobinkonzentration zumindest zeitweise zumindest eine weitere Wellenlänge bei der eine hohe Wasserabsorption vorliegt verwendet, diese liegt beispielsweise im Bereich ausgewählt aus der Gruppe 1200 nm ± 15%, 1380 nm ± 15%, 1450 nm ± 15%, 1900 nm ± 15%, 2400 nm ± 15%.
Durch Anwenderauswähl und/oder automatisch wird zur Bestimmung der Karboxyhämoglobinkonzentration zumindest zeitweise zumindest eine weitere Wellenlänge verwendet, diese liegt beispielsweise im Bereich ausgewählt aus der Gruppe 605 nm + 15%, 606 nm ± 15%, 630 nm + 15%. Erfindungsgemäß ist vorgesehen Redundanzen von LEDs, die im Bereich einer Wellenlänge emittieren, vorzuhalten um ausgefallene LED durch eine andere LED gleicher Wellenlänge zu kompensieren und/oder die Intensität bei einer Wellenlänge zu erhöhen. Beispielsweise werden 8 oder 9 LED verwendet.
In Fig. 3 ist ein erfindungsgemäßes Sensormittel (21) dargestellt. Fig. 3 zeigt einen Fingerklipsensor (21) mit integrierter LED-Anordnung (1) und Photoempfänger (2) .
Der Sensor kann zur nichtinvasiven direkten oder indirekten Messung von einem der physiologischen Messwerte aus der Gruppe Blutdruck, Körpertemperatur, pH, Hautfeuchte, Hautfarbe, Atemfrequenz, SaO2, CaO2, LO2, CO2, COHb, CHb, MetHb, HbO2 , HbDe, Bilirubin, Glucose, Pulsfrequenz, EKG, EMG, EOG, EEG, AMV (Atemminutenvolumen) , HMV (Herzminutenvolumen) ausgebildet sein. Die nichtinvasive Messung von aussen ist hierbei bevorzugt, weil sie das Wohlbefinden des Anzeigemittel- Benutzteres allenfalls minimal beeinträchtigt. Der Sensor ist so aufgebaut, dass er mindestens drei bis zehn Leuchtdioden umfasst, die Licht von zumindest drei, bevorzugt 4 bis 10, separaten Wellenlängenbereichen ausstrahlt. Dabei ist vorgesehen, dass das im Wesentlichen gleichmäßig auf das zu untersuchende Gewebe geleitet. In einer Ausführungsform wird, beispielsweise wie in der DE 10 2007 022 640 Al beschrieben, das Licht, durch Mittel zur Lichtstreuung und Weiterleitung, sehr gleichmäßig verteilt und auf das Gewebe geleitet. In diesem Fall bildet das Mittel zur Lichtstreuung und Weiterleitung einen Abstand zwischen den Emittern und der Gewebe-Stelle.
Die Emitter sind bevorzugt in Reihen oder in quadratischer Form angeordnet, im Falle von nur drei Emittern sind diese in drei- ecksform angeordnet.
Als Detektor wird im Sensor mindestens eine Silizum Photodiode für die Detektion eines ersten Wellenlängenbereichs und mindestens eine InGaAs Photodiode für die Detektion eines zweiten Wellenlängenbereichs verwendet. Der erste Wellenlängenbereich ist im Bereich 550 bis 1000 nm der zweite Wellenlängeiibereich ist im Bereich 1000 bis 1800 nm.
Die Photodioden sind parallel oder seriell geschaltet.
Erfindungsgemäß ist auch eine in Fig. 4 gezeigte Anzeigevorrichtung (14) vorgesehen, bestehend aus wenigstens einer wahrnehmbaren Anzeige, einer mit der Anzeige (14) verbundenen Vorrichtung zur Steuerung der Anzeige, wobei diese mindestens einen Speicher zur Hinterlegung von Daten und/oder Rechenalgorithmen sowie mindestens einen internen oder externen Eingang für gemessene, übermittelte oder eingegebene Daten aufweist, wobei die Vorrichtung zur Steuerung Mittel enthält, die unter Verwendung von aktuell gemessenen Daten, beispielsweise für die cHb-Konzentration und/oder SpO2 und/oder Puls, oder unter Verwendung von Berechnungsresultaten aus solchen Daten und im Speicher hinterlegten Speicherinhalten, bewirken, daß zumindest zeitweise oder zumindest teilweise von der Steuerung selbsttätig ausgewählte Daten, Speicherinhalte oder Berechnungsresultate in der Anzeige angezeigt werden.
Es wird ein Meßwert ermittelt und auf Wunsch des Anwenders ausgegeben. Die Ausgabe für alle Meßwerte erfolgt alternativ und/oder gleichzeitig in % Sättigung und/oder ml/1 und/oder mg/1 und/oder mg/dl und/oder g / 1 und/oder g / dl und/oder mmol und/oder bpm und/oder Hz. So wird beispielsweise der CaO2-Wert wahlweise als %-Sättigung oder in ml Sauerstoff / 1 Blut ausgebeben.
Es ist auch daran gedacht daß die von der Steuerung selbsttätig zur Anzeige ausgewählten Daten, Speicherinhalte oder Berechnungsresultate optisch und/oder akustisch und/oder mechanisch hervorgehoben angezeigt werden. Wobei die Hervorhebung zumindest auch durch vergrößerte oder durch farblich abgesetzte oder durch hellere oder durch blinkende Anzeige geschieht und/oder die Hervorhebung zumindest auch durch eine zusätzliche Anzeige ge- schieht und/oder die Hervorhebung zumindest auch, durch eine Veränderung einer vorhandenen Anzeige geschieht.
Auf Anwenderauswahl hin oder selbsttätig werden die von der Steuerung zur Anzeige ausgewählten Daten, Speicherinhalte oder Berechnungsresultate mit erhöhter Genauigkeit des angezeigten Wertes (digital oder analog) angezeigt und/oder mit erhöhter Frequenz neu berechnet.
Es ist vorgeshen dass Parameter nur angezeigt werden, wenn sie bestimmte Schwellwerte über- oder unterschreiten, im Sinne einer Warnung. Insbesondere werden solche Parameter hervorgehoben angezeigt werden, wenn sie bestimmte Schwellwerte über- oder unterschreiten. Der Schwellwert oder der Parameter wird durch eine definierte Abweichung von einem Normwert bestimmt, der nach medizinischen Kriterien festgelegt wurde und in der Vorrichtung abgespeichert ist.
Vorteilhaft wird der Parameter nur angezeigt, wenn die zeitliche Veränderung dieses und/oder eines anderen solchen Parameters bestimmte eingespeicherte, eingegebene oder berechnete Wert über- oder unterschreitet.
Zusätzliche frühere Werte eines zeitlich veränderten Parameters werden digital, analog oder in einer Verlaufsdarstellung angezeigt oder zur Anzeige auf Befehl des Bedieners abrufbar bereitgestellt.
Die früheren Werte eines zeitlich veränderten Parameters werden aufgrund der Wertüber- oder -unterschreitung nochmals gespeichert oder über den sonst vorgesehenen Zeitraum hinaus gespeichert und bleiben abrufbar, insbesondere auch um zu einem separaten Datensatz zusammengefaßt und/oder durch Berechnungen weiterverarbeitet zu werden (Trendaufzeichnung und/oder Trendauswertung) . Im Zeitraum einer Messung werden im Speicher fortlaufend Mess- werte abgelegt und ein Prüfmittel identifiziert extreme Messwerte.
Ein Prüfmittel vergleicht zumindest zwei Messwerte und identifiziert eine definierbare Abweichung der verglichenen Messwerte zueinander und stellt dann ein Ausgabesignal im Bereich der Anzeigevorrichtung für einen Anwender wahrnehmbar dar, welches die Abweichung symbolisiert.

Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
1. Verfahren zur nicht invasiven Ermittlung des individuellen Zielwertes (Z) für ein Lebewesen, mittels sensorischer Erfassung von individuellen Eingangsgrößen (E) unter Berücksichtigung von Störeinflüssen (S) , wobei aus der sensorischen Erfassung Messwerte resultieren, welche Informationen über die Zielgröße und Informationen über Störeinflüsse enthalten und aus den Messwerten zumindest die Informationen über den Zielwert extrahiert werden und die Ermittlung des Zielwertes (Z) unter Berücksichtigung der Informationen über die Störeinflüsse (S) erfolgt, wobei die Informationen über die Störeinflüsse aus den Messwerten extrahiert werden und/oder als zumindest ein hinterlegter Wert berücksichtigt werden und ein individueller Zielwert (Z) ausgegeben wird, als Ergebnis einer Verrechnungsroutine die Störeinflüsse zumindest vermindert.
2. Verfahren nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass die Verrechnungsroutine über eine statistische Kalibration erfolgt, welche Referenzparameter zur Kompensation berücksichtigt wobei individuelle Schwankungen Δz am Meßort, die insbesondere durch unterschiedliche physiologische Merkmale des Lebewesens bedingt sind, und/oder unterschiedliche Umweltbedingungen Δu in die Kalibration aufgenommen werden.
3. Verfahren nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass eine Ermittlung von Δz und/oder Δu und eine Verwendung von Informationen des Δz und/oder Δu zur Ermittlung des individuellen Zielwerts Z erfolgen und Informationen über Δz und/oder ^u nicht als Zwischenergebnis einer Verrechnungs- routine ausgegeben werden.
4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung des individuellen Ziel- werts Z eine Korrekturtabelle oder eine nicht-lineare Kalibration hinterlegt ist, die von der Verrechnungsroutine zur Bestimmung des individuellen Zielwerts Z berücksichtigt wird.
5. Verfahren nach Anspruch 3 dadurch gekennzeichnet, dass die Volumenzusammensetzung von Blut in der Korrekturtabelle oder der nicht-lineare Kalibration hinterlegt ist.
6. Verfahren nach Anspruch 3 dadurch gekennzeichnet, dass die Volumenanteile von Hämoglobin und Wasser im Blut in der Korrekturtabelle oder der nicht-lineare Kalibration hinterlegt sind.
7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass mittels Monte-Carlo-Simulationen auf Basis der intrinsischen optischen Parameter Absorptionskoeffizient und/oder Streukoeffizient und/oder Anisotropiefaktor und/oder reduzierter Streukoeffizient der Störein- fluss korrigiert wird.
8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass durch zusätzliche Emitter-Wellenlängen oder zusätzliche Emitter- oder Detektorpositionen solche Stoffkonzentrationen im Blut ermittelt werden, die einen Einfluss auf die Wasserkonzentration haben.
9. Verfahren nach Anspruch 1 oder 6 dadurch gekennzeichnet, dass die Stoffkonzentrationen von Lipiden/Glyzeriden und/oder Leukozyten und/oder Bilirubin ermittelt werden und in die Ermittlung des individuellen Zielwertes (Z) eingehen.
10. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass die Stoffkonzentrationen von zumindest einer Hämoglobinfraktion wie insbesondere Methämoglobin oder Sulfhämoglobin oder Carboxyhämoglobin durch Anwendung geeigneter Wellenlängen bestimmt werden und in die Ermittlung des individuellen Zielwertes (Z) eingehen.
11. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass die Lipidkonzentration als individueller Zielwerte (Z) ausgegeben wird.
12. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass die Hämoglobin-Konzentration (cHb) als individueller Zielwert (Z) ausgegeben wird.
13. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass die Messwerte (Omega-Werte) und die Störeinflüsse (die zu kalibrierenden Konstanten) rechnerisch verknüpft werden und dabei Berücksichtigung findet, dass der Einfluss der Messwerte auf den Zielwert nichtlinear ist.
14. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung der Störeinflüsse die Lichtverteilung in einem durchstrahlten Gewebe mittels mehrerer Detektoren und/oder mehreren räumlich verteilten Emittern ermittelt wird.
15. Verfahren nach Anspruch 13 dadurch gekennzeichnet, dass aus den Detektorsignalen Maße für die Lichtintensitäts- und/oder Lichtweglängenverteilung (z.B. Streu- und Absorptionskoeffizient sowie der Anisotropiefaktor) ermittelt werden.
16. Verfahren nach Anspruch 14dadurch gekennzeichnet, dass dort genannten geschätzten Maße verwendet werden zur Ermittlung der Zellgröße der Erythrozyten.
17. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung der Störeinflüsse insbesondere ein Maß für die Streuung berücksichtigt wird bei der Ermittlung einer normozytären, mikro- oder makrozytäre Anämie.
18. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung der Störeinflüsse der Streu- und/oder der Absorptionskoeffizient und/oder der Anisotropiefaktor und/oder reduzierter Streukoeffizient verwendet werden zur Ermittlung der Geometrie des durchstrahlten Gewebes.
19. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass die Geometrie als ein Störeinfluss in die Ermittlung der Zielgröße eingeht.
20. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung von Störeinflüssen zumindest drei Emitter alternierend betrieben werden und die jeweiligen AC- sowie DC-Anteile des detektierten Signals verglichen werden, woraus solche Emitter identifiziert werden, die aufgrund ihrer geographischen Positionierung einen größeren Störeinfluss bedingen und insbesondere von Shunt- Licht oder größeren Blutgefäßen betroffen sind, und die anschließend für weitere Messungen deaktiviert werden.
21. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass die Positionierung zumindest eines Emitters variabel ist.
22. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass die Anordnung der Emitter übereinander erfolgt und/oder zumindest ein wellenlängenvariabler Emitter verwendet wird.
23. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass die Position (Höhe) des Messortes relativ zum Herzen ermittelt wird.
24. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass eine Kompensation, der durch die Position (Höhe) des Messortes relativ zum Herzen entstehenden Störgröße, vorgesehen ist.
25. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung der Zielgröße cHb eine Voreinstellung des Patiententypen (Niereninsuffizienz, Leukämie, Volumenverlust, Verdacht auf Eisenmangel, etc.) durchgeführt wird, um zwischen einer normozytären und einer mikrozytären Kalibration umzuschalten.
26. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung der Pulsation des Gewebes nicht nur die Dickenänderung (Weglänge des Lichts) verwendet wird, sondern auch die Geschwindigkeitsänderung des fließenden Blutes verwendet wird.
27. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung einer Störgröße ein Mengenanteil an hämolysiertem Hämoglobin bestimmt wird.
28. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung einer Störgröße Veränderungen der Streueigenschaften des Blutes bestimmt werden und dadurch auf eine veränderte Zellgröße geschlossen wird.
29. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung einer Störgröße die Os- molarität des Blutes (Elektrolyte, Albumin) ermittelt wird.
30. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung einer Störgröße die venöse Pulsation ermittelt wird.
31. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung der venösen Pulsation die Schwankungen der Grundline der ermittelten Transmission über mehrere Herzschläge verwendet wird (venöser AC- Anteil) .
32. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass der venöse AC-Anteil mit der herzschlagsynchronen, arteriellen Pulsation ΔI/I verglichen wird und das Ergebnis in die Ermittlung der Zielgröße eingeht.
33. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung einer Störgröße eine Erkennung der Veränderung im Konstantanteil der ermittelten Transmission erfolgt.
34. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass bei einer Veränderung im Konstantan- teil der Transmission eine Veränderung der Glättung der Messwerte erfolgt, insbesondere ein temporäres Aussetzen der Verwendung der Messwerte, bis die Transmission innerhalb definierbarer Grenzwerte wieder stabil ist.
35. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche dadurch gekennzeichnet, dass zur Ermittlung einer Störgröße eine Plausibilitätskontrolle der Messwerte über eine definierbare maximal zulässige zeitliche Veränderung der Ergebnisse erfolgt und die Ergebnisse bei deren Überschreitung nicht in die Bestimmung der Zielgrόße eingehen.
36. Vorrichtung zur Ausführung eines Verfahrens nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zumindest ein Patienteninterface vorgesehen ist, welches mittels zumindest eines Emitters elektromagnetische Wellen von mindestens 2 unterschiedlichen Wellenlängen zu mindestens 2 verschiedenen Zeitpunkten auf ein blutdurchströmtes Gewebe leitet wobei zumindest ein Detektor, welcher insbesondere aus Silizium, Germanium oder GaAs aufgebaut ist, die durch das Gewebe beeinflussten elektromagnetische Wellen als Messwerte detektiert, welche aus Informationen über Störeinflüssen und aus Informationen über den Zielwert bestehen, und an eine Signalverarbeitungseinrichtung weiterleitet.
37. Vorrichtung nach Anspruch 35 dadurch gekennzeichnet, dass die Signalverarbeitungseinrichtung ein Berechungsverfahren durchführt zur Ermittlung des Zielwertes (Z) unter Berücksichtigung der Störeinflüsse (S) .
38. Vorrichtung nach Anspruch 35 dadurch gekennzeichnet, dass im Bereich der Signalverarbeitungseinrichtung ein Analysator aus dem Messwert Informationen über Störeinflüsse extrahiert .
39. Vorrichtung nach Anspruch 35 dadurch gekennzeichnet, dass im Bereich der Vorrichtung Informationen über Störeinflüsse in einem Speicher hinterlegt sind.
40. Vorrichtung nach Anspruch 35 dadurch gekennzeichnet, dass zusätzliche Emitter-Wellenlängen und/oder zusätzliche Emitter- oder Detektorpositionen verwendet werden zur Ermittlung solcher Stoffanteile im Blut, die einen Einfluss auf die Wasserkonzentration haben.
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