DE69632628T2

DE69632628T2 - Pulsoximetrie einer isolierten schicht

Info

Publication number: DE69632628T2
Application number: DE69632628T
Authority: DE
Inventors: D. Paul MANNHEIMER
Original assignee: Nellcor Puritan Bennett LLC
Current assignee: Nellcor Puritan Bennett LLC
Priority date: 1995-03-14
Filing date: 1996-03-14
Publication date: 2005-06-09
Anticipated expiration: 2016-03-15
Also published as: EP0812148B1; CA2591551A1; EP0812148A1; US5524617A; WO1996028085A1; US5746206A; CA2215163A1; CA2215163C; JPH11501848A; DE69632628D1; JP3751638B2

Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf Instrumente, die nach dem Prinzip der Pulsoximetrie arbeiten, und betrifft insbesondere Instrumente, die nicht-invasiv und in-vivo die Sauerstoffsättigung von arteriellem Blut messen.
Licht im sichtbaren und im nahen Infrarotbereich des elektromagnetischen Spektrums ist für die in-vivo Messung von Sauerstoffsättigungspegeln in Patientenblut verwendet worden. Die US-A-5,139,025 und die WO-A-9221283 diskutieren spektrophotometrische Instrumente, bei denen die Sauerstoffsättigung von Blut, kombiniert von sowohl venösem als auch von arteriellem Blut, abgeschätzt wird, indem wenigstens drei elektromagnetische Sensorflächen verwendet werden. Ein Nachteil solcher Instrumente besteht darin, dass die Genauigkeit der Sauerstoffsättigungsberechnung begrenzt ist, und zwar wegen der Empfindlichkeit der Berechnung gegenüber, neben der Blutsättigung, anderen sich verändernden Parametern des Gewebes, zum Beispiel einer Veränderung in der Konzentration. Die DE-A-43 04 693 lehrt die Verwendung einer Vielzahl von Lichtsensoren mit einem einzigen Lichtdetektor als die beste Einrichtung für die Oximetriemessung in der besonderen Form der Vorrichtung gemäß der Erfindung, die in erster Linie für die Verbindung mit einem Fötus vorgesehen ist.
Die US-A-4,700,708 berechnet die arterielle Sauerstoffsättigung durch Isolieren der Veränderung in den detektierten Lichtintensitäten während eines Herzzyklus bei dem Versuch, die Lichtstreuung und die Absorptionseffekte von nicht-arteriellem Blutgewebe des Patienten zu minimieren und sogar zu eliminieren. Obwohl diese Technik, als Pulsoximetrie bekannt, bei dem Eliminieren von vielen der Artefakte wirkungsvoll ist, die durch Knochen, Haut, Muskeln usw. eingebracht werden, besteht ein Nachteil darin, dass die Signalaufnahme- und Berechnungsschaltkreise sehr robust sein müssen, da der verwendbare Teil des Signals die relativ kleine Veränderung in den detektierten Intensitäten ist, im Gegensatz zu der gesamten detektierten Intensität. Ein anderer Nachteil besteht darin, dass der berechnete Sauerstoffsättigungswert durch die pulsierenden Signalbeiträge von vielen nahegelegenen Gewebeschichten beeinflusst wird, einschließlich der Haut oder Oberflächengewebeschichten. Es ist häufig wünschenswert, die arterielle Sauerstoffsättigung einer besonderen Gewebeschicht oder eines Bereichs von Gewebeschichten zu kennen, im Unterschied zur Kenntnis von nur einem allgemeinen durchschnittlichen arteriellen Sauerstoffsättigungswert für alle Schichten, da sich der Sauerstoffsättigungswert einer Vielzahl von Schichten von der einen zur anderen verändern kann. Einige klinische Bedingungen, wie zum Beispiel Stasis, können in der Abwesenheit eines Flusses fortgesetzt ein pulsierendes Signal liefern, insbesondere nahe der äußeren Oberfläche.
Die US-A-5188108 schlägt die Verwendung einer Vielzahl von Strahlern und/oder Empfängern vor, um eine Vielzahl von Strahler/Empfängerkombinationen zur Verfügung zu stellen. Der Strahler/Empfängerabstand für jede Kombination ist so gewählt, dass äquivalente optische Pfadlängen zwischen den Kombinationen vorgesehen sind, wobei verschiedene Wellenlängen für die Emission verwendet werden.
Die EP-A-0703445 ist bezüglich Artikel 54(3) EPÜ relevant und offenbart ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Messung der Konzentration von absorbierenden Bestandteilen in einem Streumedium. Umfasst ist die Emission von Licht mit zwei vorbestimmten Wellenlängen enthalten und die Detektion des Lichts an zwei Photodetektionspunkten. Das Verfahren erlaubt die Absolutwertmessung der Konzentration des Absorptionsbestandteils innerhalb des Streumediums, das verschiedene äußere Formen hat.
Die vorliegende Erfindung überwindet die Nachteile, die im Stand der Technik gefunden wurden, durch Bereitstellen eines Pulsoximetriesystems für die Bestimmung des arteriellen Blutsauerstoffsättigungspegels in einer bestimmten Tiefe des Gewebes, das leicht die Beschränkungen ausgleicht, die in die Systeme gemäß dem Stand der Technik hineinspielen. Insbesondere erlaubt die vorliegende Erfindung die pulsierende Oximetriemessung, die arterielle Sättigungspegel für besondere Bereiche von Gewebeschichten isoliert und die Sättigungspegel des Gewebes über und unter dem interessierenden Gewebe durch Benutzung einer Vielzahl von beabstandeten Detektoren und/oder Strahlern zurückweist.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein Pulsoximetergerät für die Erfassung und Berechnung der arteriellen Sauerstoffsättigung zur Verfügung gestellt, mit einer Patientenschnittstelle, um mit einer Oberfläche von einem Patienten gekoppelt zu sein, wobei die Schnittstelle aufweist:

i) eine erste Vorrichtung in der Form von einem Strahler für elektromagnetische Strahlung,
ii) eine zweite Vorrichtung in der Form von einem Detektor, der von dem Strahler mit einer ersten Distanz beabstandet ist, und
iii) eine dritte Vorrichtung in der Form von entweder der ersten und der zweiten Vorrichtung, die von der ersten oder der zweiten Vorrichtung mit einer zweiten Distanz beabstandet ist, und

iv) zumindest zwei Paare von dem Strahler und dem Detektor vorgesehen sind,
v) die Distanzen zwischen dem Strahler und dem Detektor in den beiden Paaren zumindest unterschiedlich sind, und
vi) zwei verschiedene Wellenlängen-Emissionen und -Erfassungen zwischen jedem von diesen Paaren vorgesehen sind,

Weitere Aufgaben der vorliegenden Erfindung und viele der begleitenden Vorteile der vorliegenden Erfindung werden leicht ersichtlich, sobald dieselbe besser durch Bezug auf die folgende detaillierte Beschreibung verständlich wird, wenn diese in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen betrachtet wird, in denen gleiche Bezugszeichen ähnliche Teile durch die Figuren hindurch bezeichnen und wobei:
1A eine schematische Darstellung ist, die die grundsätzlichen Prinzipien der vorliegenden Erfindung zeigt, wobei ein einzelner Strahler und eine Vielzahl von Detektoren verwendet werden;
1B einen alternativen Ansatz zeigt, wobei eine Vielzahl von Strahlern und ein einziger Detektor verwendet werden;
2 eine perspektivische Ansicht in Nahaufnahme eines Bereichs des Patientenkontaktelements ist;
3 eine teilweise Querschnittsansicht ist, die die Arbeitsweise der vorliegenden Erfindung in-vivo darstellt;
4 ein vollständiges Blockdiagramm ist, das die wichtigen Bestandteile eines technischen Systems zeigt, das die vorliegende Erfindung verwendet;
5 ein Zeitdiagramm für den Betrieb der Ausführungsform gemäß 4 ist;
6 eine Graphik der Absorption gegenüber der Wellenlänge für verschiedene unterschiedliche Sauerstoffsättigungspegel innerhalb des Bereichs des Betriebs der vorliegenden Erfindung ist; und
7 eine Graphik ist, die berechnete Sauerstoffsättigungswerte enthält, wobei die Grundlagen der Erfindung für tiefe und enge Gewebemessungen verwendet werden, und Werte enthält, die ohne Verwendung der Grundlagen der vorliegenden Erfindung erhalten wurden.
1A ist ein schematisches Diagramm, das die Grundlagen der Arbeitsweise der vorliegenden Erfindung zeigt. In diesem Beispiel wird es als wünschenswert angenommen, den Prozentsatz der Sauerstoffsättigung in dem arteriellen Blut des Patienten 10 in einer subdermalen Gewebetiefe 12 zu messen, die Lichtabsorptionseigenschaften u_b hat. Zwischen dem nicht-invasiven Beobachtungs- und Messsystem (nicht dargestellt) und der subdermalen Gewebetiefe 12 befindet sich Haut oder eine Oberflächengewebeschicht 14, die Lichtabsorptionseigenschaften u_a aufweist. Es wird als wünschenswert erachtet, die arterielle Sauerstoffsättigung in der Gewebeschicht 12 oder der Gewebeschicht 14 unabhängig zu messen.
Gemäß einem ersten bevorzugten Ausführungsbeispiel emittiert der Strahler 16 elektromagnetische Strahlung im sichtbaren und nahen Infrarotbereich bei zwei vorbestimmten Wellenlängen (z. B. 660 nm und 905 nm). Der Strahler 16 ist in diesem Beispiel als eine einzige Einheit dargestellt. Es können jedoch verschiedene Strahler für die verschiedenen vorbestimmten Wellenlängen verwendet werden, wenn dies gewünscht wird. Wenn mehr als ein Strahler verwendet wird, ist es am zweckmäßigsten, dass diese zusammen angeordnet werden, um eine einzige Punktquelle zu simulieren. LEDs sind ein bevorzugter Typ eines Strahlers. Die Signale von dem Strahler 16 laufen im Allgemeinen entlang des Pfades 18 zu einem ersten Detektor (D₁) 20 und entlang Pfad 22 zu einem zweiten Detektor (D₂) 24, wie dies dargestellt ist. Die Länge des Pfades 18 in der Schicht 12 (mit der Absorption u_b) ist als L₁ dargestellt, und die Länge des Pfades 22 in der Schicht 12 ist als L₂ gezeigt.
Der Detektor 20 ist mit einer Distanz von r₁ von dem Strahler 16 beabstandet, und der Detektor 24 ist mit einer Distanz von r₂ beabstandet.
Wie in der Zeichnung zu sehen ist, durchlaufen sowohl Pfad 18 als auch Pfad 22 die Hautschicht 14 zweimal. Da außerdem die Pfade 18 und 22 die Hautschicht 14 unter Verwendung von ungefähr dem gleichen Winkel durchlaufen, ist der primäre Unterschied zwischen den Pfaden 22 und 18 der Unterschied zwischen den Längen L₂ und L₁ die in der subdermalen Schicht 12 verlaufen, die die Gewebeschicht von Interesse ist. Es kann daher angenommen werden, dass der Unterschied in der Absorption zwischen Pfad L₂ und Pfad L₁ direkt der subdermalen Schicht 12 zugeordnet werden kann, die die Gewebeschicht von Interesse ist, was den verschiedenen Abständen r₂ und r₁ entspricht.
Die Pfadlänge durch die Hautschicht 14 kann durch I wiedergegeben werden und der tiefere Pfad durch das subdermale Gewebe durch L₁ und L₂ abhängig davon, welcher Detektor betrachtet wird. Es ist zu beachten, dass eine Vielzahl von Strahlern zu einem einzigen Detektor strahlen kann, wie dies im Weiteren in Bezug auf 1B besprochen wird. Dem Formalismus des Beerschen Gesetzes folgend ergibt sich das Signal, das bei D₁ 20 detektiert wird, durch I1 = I0exp(–uaI)·exp(–ubL1)·exp(–uaI), (1)wodurch die Veränderung des Signals beschrieben wird, das zweimal durch die Hautschicht 14 verläuft und einmal durch das subdermale Gewebe 12, wobei gilt:
I₁ = die detektierte Lichtintensität bei D₁
I₀ = die ausgestrahlte Lichtintensität von Strahler E
U_a = die charakteristische Absorption von Schicht 14
U_b = die charakteristische Absorption von Schicht 12
I = die Pfadlänge durch Schicht 14
L₁ = die Pfadlänge durch Schicht 12
Die Absorptionskoeffizienten können als das Produkt der Konzentration eines Absorptionsbestandteils [c] und seines Extinktionskoeffizienten β umgeschrieben werden. In diesem Fall ist [c] die Konzentration des gesamten Hämoglobin in dem Gewebe. Unter Berücksichtigung von unterschiedlichen Konzentrationen in den zwei Schichten folgt für Gleichung 1: I1 = I0exp(–2βa[Ca]I – βb[Cb]L1) (2)
Um den venösen Beitrag einzufügen, erweitert sich β[c] wie folgt: β[c] wird zu βart[c]art + βven[c]ven (3)
Als nächstes wird das Merkmal der Pulsoximetrie hinzugefügt. Es ist zu berücksichtigen, dass sich die arterielle Blutkonzentration sowohl in oberen als auch in unteren Schichten mit der Zeit verändert, wobei sie dem Herzzyklus folgt, und dass die zwei Schichten zusätzlich verschiedene Pulsamplituden haben können. Es wird angenommen, dass die venöse Hintergrundblutkonzentration sich nicht mit dem Herzzyklus verändert. Zu jedem beliebigen Zeitpunkt (z. B. Maximum oder Minimum des Herzzyklus) ergibt der Logarithmus von Gleichung 2 unter Berücksichtigung von Gleichung 3: ln(I1(t1)) = lnI0 – 2(βa,art[ca(t1)]art + βa,ven[ca]ven)I – (βb,art[cb(t1)]art + βb,ven[cb]ven)L1 (4)
Wenn das Signal, das zu einem zweiten Zeitpunkt beobachtet wird, abgezogen wird, vereinfacht sich dieser Ausdruck wie folgt: ln(I1(t1)) – ln(I1(t2)) = –2(βa,artΔ[ca]art)I – (βb,artΔ[cb]art)L1, (5)wobei Δ[c]_art = [c(t₁)]_art – [c(t₂)]_art. Wir erinnern uns, dass wir annehmen, dass der Beitrag der Hautschicht den gleichen Einfluss auf beide Detektoren hat, können wir einen ähnlichen Ausdruck für die Signale schreiben, die an Detektor D₂ beobachtet werden: ln(I2(t1)) – ln(I2(t2)) = –2(βa,artΔ[ca]art)I – (βb,artΔ[cb]art)L2 (6)
Wenn die Gleichung 6 von Gleichung 5 abgezogen wird, finden wir: [ln(I1(t1)) – ln(I1(t2))] – [ln(I2(t1)) – ln(I2(t2))] = βb,artΔ[cb]art(L2 – L1) (7)
Es ist anzumerken, dass der Beitrag der Hautschicht eliminiert worden ist. Schließlich werden die Messungen bei einer zweiten Wellenlänge wiederholt. Wenn das Verhältnis von Gleichung 7, ausgewertet bei zwei Wellenlängen, gebildet wird, ergibt sich: R = ([ln(I1(t1)) – ln(I1(t2))] – [ln(I2(t1)) – ln(I2(t2))])λ1/ ([ln(I1(t1)) – ln(I1(t2))] – [ln(I2(t1)) – ln(I2(t2))])λ2 = βb,art,λ1(L2 – L1)λ1/βb,art,λ2(L2 – L1)λ2 (8)
Gleichung 8 ist äquivalent zur konventionellen Pulsoximetrie, wenn der zweite Detektor eliminiert wird. In dem konventionellen, nicht-streuenden Model der Oximetrie wird angenommen, dass die durchschnittliche Pfadlänge bei den zwei Wellenlängen gleich ist – und sie würden einfach aus der Gleichung 8 herausfallen. Das Model wird jedoch verbessert, wenn das Verhältnis der durchschnittlichen Pfadlängen oder in diesem Fall das Verhältnis der Differenzlängen als ein empirische bestimmter Korrekturfaktor beibehalten wird: R = βb,art,λ1/βb,art,λ2·ΔLλ1/ΔLλ2 (9)wobei ΔL = L₂ – L₁ ist. In der konventionellen Pulsoximetrie ist das Verhältnis der mittleren Pfadlängen über einen brauchbaren (aber begrenzten) Sättigungsbereich stabil. Durch die passende Wahl von Wellenlängen kann dieser brauchbare Bereich angepasst werden, um spezifische bedeutsame klinische Fenster (z. B. 70–100% Sättigung oder 40–60% Sättigung) abzudecken.
Der Extinktionskoeffizient kann in der Sättigungsterminologie wie folgt umgeschrieben werden: β = S·βoxy + (1 – S)·βred (10)wobei S = [O₂Hb]/([O₂Hb] + [Hb)) ist und wobei sich
β_oxy auf das oxidierte Hämoglobin (O₂Hb) bezieht und sich
β_red auf das reduzierte Hämoglobin (Hb) bezieht.
Von diesem Punkt der Herleitung folgt alles dem herkömmlichen Ansatz für die Pulsoximetrie, wobei Gleichung 10 auf Gleichung 9 angewandt wird und nach S(S_pO₂) in Hinblick auf die Messung von R aufgelöst wird: SpO2 = [βredλ2 – R·βredλ1]/[R·(βoxyλ1 – βredλ1) – βoxyλ2 + βredλ2] (11)
In Gleichung 11 ist das Verhältnis der ΔL's in die passenden β's aufgenommen, da diese letztlich empirisch gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung bestimmt werden.
Dieses Ergebnis unterscheidet sich von dem konventionellen Einzeldetektorpulsoximetriealgorithmus darin, dass die Hautschichtsignale von der Messung ausgeschlossen werden, uns zwar unabhängig davon, ob die Haut pulsiert oder nicht pulsierend ist (z. B. Vasokonstriktion oder Blutleere). Innerhalb der Grenzen der Annahmen, die gemacht worden sind, so lange die obere Hautschicht nicht einen Nebenschluss schafft und die tieferen Schichten weiterhin pulsieren, ergibt dieser Algorithmus ein Ergebnis, das sich nur auf die arterielle Blutsättigung in dem tieferen Gewebe bezieht.
Die Beabstandung des ersten Strahler/Detektorpaares 16, 20 (d. h. r₁) und des zweiten Strahler/Detektorpaares 16, 24 (d. h. r₂) sollte größer als ein Vielfaches der Hautdicke sein (d. h. r₁, r₂ sind viel größer als d), so dass die vier Erscheinungen von 1 alle im wesentlichen gleich sind oder wenigstens äquivalente Gegenstücke haben, die die zwei Detektoren beeinflussen. Die Detektorbeabstandung von dem Strahler sollte ebenfalls groß genug sein, um "tief" genug zu messen, da die gemessene Tiefe etwas geringer ist als die Beabstandung. Die zwei Detektoren sollten nicht zu weit voneinander beabstandet sein, weil sonst jedoch die Annahme von äquivalenten Hautdicken verletzt wäre. Wenn die Detektoren zu nah beieinander sind, wird ΔL 0 und die Messung wird instabil (siehe Gleichung 9).
Es ist ebenfalls möglich, es für die Hautsättigung explizit zu lösen, wobei der Beitrag des tieferen pulsierenden Gewebes ausgeschlossen wird. Anstatt Gleichung 6 von Gleichung 5 abzuziehen wird Gleichung 5 mit L₂ multipliziert und Gleichung 6 mit L₁ und diese werden dann voneinander abgezogen, so dass sich Folgendes ergibt: L2·[ln(I1(t1)) – ln(I1(t2))] – [L1·(ln(I2(t1)) – ln(I2(t2))] = 2(L1 – L2)Iβa,artΔ[ca]art (12)
Das Verhältnis von Gleichung 12, ausgewertet bei zwei Wellenlängen ergibt: (L2·ln[I1(t1)/I1(t2)] – L1·ln[I2(t1)/I2(t2)])λ1/ (L2·ln[I1(t1)/I1(t2)] – L1·ln[I2(t1)/I2(t2)])λ2 = [(IΔL)λ1/(IΔLλ2)]·(βa,art,λ1/βa,art,λ2) (13)
Bei Benutzung des Konzepts der Pfadlängenvervielfacher, definiert als L/r, wird M sich jetzt auf das subdermale Gewebe beziehen und m auf die Hautschicht. Wenn ΔL sehr viel kleiner als r₁ ist, kann man nähern, dass die Pfadlängen vervielfacher die gleichen für die zwei Detektoren sind. Dies hinterlässt uns: Mλ1 = L1,λ1/r1 nähert sich zu L2,λ1/r2; mλ1 = Iλ1/d (14a) Mλ2 = L1,λ2/r1 nähert sich zu L2,λ2/r2; mλ2 = Iλ2/d (14b)
Wenn diese Definitionen in Gleichung 13 eingesetzt werden, vereinfacht sich das Ergebnis in eine viel nützlichere Form: R = (r2·ln[I1(t1)/I1(t2)] – r1·ln[I2(t1)/I2(t2)])λ1/ (r2·ln[I1(t1)/I1(t2)] – r1·ln[I2(t1)/I2(t2)])λ2 = mλ1/mλ2·βa,art,λ1/βa,art,λ2 (15)
Wie bei der subdermalen Berechnung kann das Verhältnis von m_λ1/m_λ2 in die empirisch bestimmten Konstanten aufgenommen werden. Und genauso wie in der vorherigen Berechnung ist das Pfadlängenvervielfacherverhältnis hinreichend stabil über begrenzte aber nützliche Fenster der Sättigung. Die Anordnung von den zwei Detektoren ist hier von größerer Wichtigkeit und sollte somit reproduzierbar in einer bevorzugten Sensorausbildung sein. Die Berechnung von S_pO₂ erfolgt in der gleichen Weise wie in Gleichungen 9 bis 11.
1B ist, ähnlich 1A, ein schematisches Diagramm, das die vorliegende Erfindung zeigt, wobei eine Vielzahl von Strahlern (E₁, E₂) 16 und 17 und ein einziger Detektor (D) 24 verwendet werden. Der Fachmann wird leicht verstehen, dass der Betrieb ähnlich zu dem oben beschriebenen ist.
2 ist eine perspektivische Ansicht der bevorzugten Ausführung einer Patientenschnittstellenvorrichtung 26, die die vorliegende Erfindung benutzt. Die ebene Oberfläche 28 ist während der Beobachtung und der Messung in Kontakt mit der Haut des Patienten angeordnet. Wenn gewünscht, kann diese Position mittels eines Klebers oder anderer mechanischer Einrichtungen, die aus dem Stand der Technik bekannt sind, beibehalten werden. Weiter kann, wenn gewünscht, die Oberfläche 28 eine Krümmung haben und kann entweder flexibel oder fest sein.
Während der Zeit, in der die ebene Oberfläche 28 in Position ist, sind Strahler 16, Detektor 20 und Detektor 24 in direktem Kontakt mit der Haut des Patienten (siehe ebenfalls 1A). Der Abstand des Strahlers 16, des Detektors 20 und des Detektors 24 sind so, wie vorher besprochen.
Eine Verdrahtung, die in dieser Ansicht nicht gezeigt ist, verbindet den Strahler 16, den Detektor 20 und den Detektor 24 elektrisch mit der Schalttechnik, die die Beobachtungsfunktionen durchführt.
3 ist eine teilweise geschnittene Ansicht, die die Patientenschnittstellenvorrichtung 26 in der Betriebsposition zeigt. Das Kabel 32 leitet die elektrischen Signale zu der Beobachtungsschalttechnik hin und von dieser weg, wie im Folgenden beschrieben wird. Alle anderen Elemente sind so wie zuvor beschrieben.
4 ist ein Blockdiagramm, das das gesamte Beobachtungs- und Messungssystem zeigt, das die vorliegende Erfindung verwendet. Gemäß einem ersten bevorzugten Ausführungsbeispiel schalten ein Multiplexer 36 und zwei Wellenlängentreiber 34 alternierend die roten und infraroten LEDs 16 mit einer gewünschten Chopfrequenz (zum Beispiel 1600 Hz) an. Diese roten und infraroten Signale werden durch die Detektoren 20 und 24 detektiert und durch Strom- zu Spannungsverstärkern 38 und 40 verstärkt. Die Ausgänge der Transkonduktanzverstärker 38 und 40 werden entmulitplext durch DMUX 42, um ein erstes und ein zweites Wellenlängensignal für jeden der Detektoren D₁ (20) und D₂ (24) zu erzeugen, wobei die erzeugten Signale durch die Integralverstärker 49, 51, 53 und 55 gesendet werden, die an den Leitungen 50, 52, 54 bzw. 56 angeordnet sind. Diese ersten und zweiten Wellenlängensignale werden durch Analog/Digital-Konverter 46 digitalisiert. Die digitalisierten Signale werden zu der CPU 48 zur Berechnung der arteriellen Sauerstoffsättigung übertragen. Eine bevorzugte architektonische Implementation der Steuerelektronik ist in der WO-A-9422362 offenbart. Alternative Steuerungselektroniken sind im Stand der Technik bekannt und können verwendet werden, wenn dies gewünscht ist.
Wenn tiefe Gewebeeigenschaften benötigt werden, berechnet, wie zuvor beschrieben, CPU 48 R, wobei Gleichung 8 verwendet wird, und S_pO₂ unter Verwendung von Gleichung 11 mit den Konstanten β_red,λ2, β_red,λ1, β_oxy,λ1 und β_oxy,λ2, die in dem CPU-Speicher gespeichert sind und vorher empirisch bestimmt wurden. Wenn Eigenschaften eines engen Gewebes benötigt werden, berechnet CPU 48 R unter Verwendung von Gleichung 15 und S_pO₂ unter Verwendung von Gleichung 11.
Gemäß einer bevorzugten Ausführungsform identifiziert und beurteilt CPU 48 arterielle Pulse aus den Signalen D₁, λ₁; D₁, λ₂; D₂, λ₁; D₂, λ₂, wobei eine der Signalverarbeitungstechniken, die in der US-A-4,869,254, der US-A-5,078,136, der US-A-4,911,167, der US-A-4,934,372, der US-A-4,802,486 und der US-A-4,928,692 beschrieben sind, verwendet wird.
Obwohl R in den Gleichungen (8), (15) bestimmt wird, wobei maximale und minimale Intensitäten, die während des Herzzyklus auftreten, verwendet werden, können zusätzlich andere Punkte in dem Herzzyklus ebenfalls verwendet werden einschließlich benachbarter digitaler Punkte unter Verwendung von Ableitungssignalverarbeitungstechniken, die in der oben zitierten WO-A-9422362 beschrieben sind.
Gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel wird eine Wellenlänge aus dem roten Bereich des elektromagnetischen Spektrums (z. B. 660 nm) und eine andere Wellenlänge aus dem nahen Infrarotbereich des elektromagnetischen Spektrums gewählt (z. B. 900 nm). Die genauen Wellenlängenwerte sind eine Frage der Auswahl abhängig von der Anwendung. Für Sensoren zur Messung von fötaler arterieller Sauerstoffsättigung ist 735 nm und 905 nm ein bevorzugtes Wellenlängenpaar, wie in der US-A-5,421,329 offenbart.
5 ist ein Zeitdiagramm für das Gerät gemäß 4. Das Taktsignal, das die Pulse 58, 60, 62 und 64 enthält, wird durch den Mustererzeuger 44 (siehe ebenfalls 4) erzeugt. Die Taktpulse werden bevorzugt mit einer Rate von etwa 1600 Hz erzeugt. Jeder der Taktpulse triggert einen Ausgang des Strahlers 16, wie durch die Pulse 66, 68, 70 und 72 dargestellt ist. Die erste Wellenlänge wird zweimal entsprechend den Zeitsignalen 74 und 76 ausgestrahlt. Danach wird die zweite Wellenlänge entsprechend den Zeitsignalen 78 und 80 zweimal ausgestrahlt.
Das Signal von der ersten Wellenlänge, wie es durch Detektor 20 empfangen wird, wird zum Analog/Digital-Konverter 46 durch DMUX 42 über Leitung 50 während der Zeiten 82 und 83 Gate-gesteuert. Das Signal, das durch die erste Wellenlänge erzeugt wird, wird, wie es von Detektor 24 aufgefangen wird, über Leitung 54 zu Zeiten 81 und 86 Gate-gesteuert. In ähnlicher Weise wird das Signal von der zweiten Wellenlängenausstrahlung über Leitungen 52 und 56 von den Detektoren 20 und 24 zu Zeiten 84 und 85 bzw. zu Zeiten 87 und 88 Gate-gesteuert. Die empfangenen Signale werden in digitale Form konvertiert und für die Berechnung des Sauerstoffsättigungspegels zu der CPU 48 übertragen.
6 ist eine graphische Darstellung des Absorptionsvermögens der verschiedenen Sättigungspegel von arteriellem Blut als eine Funktion der Wellenlänge des Strahlers 16. Die Wellenlängen, die in der vorliegenden Erfindung bevorzugt werden, sind etwa 660 nm und etwa 905 nm. Der Fachmann wird jedoch leicht erkennen, dass die vorliegende Erfindung ebenfalls zufriedenstellend unter Verwendung von anderen Wellenlängen ausgeführt werden kann.
7 ist eine Graphik, die Daten der arteriellen Sauerstoffsättigung darstellt, die aus Computermodellen erhalten wurden und die unter Verwendung von traditionellen Techniken für einen einzigen Detektor und unter Verwendung eines ersten und zweiten Detektors berechnet wurden, wie in 1 beschrieben. Wie zu sehen ist, folgen die Verhältnisse aus der Tiefe sehr eng den Verhältnissen von dem konventionellen System.
Obwohl die Erfindung in erster Linie in Bezug auf ein Gerät beschrieben worden ist, das eine einzige Strahlerfläche 16 hat, die Licht von wenigstens 2 unterschiedlichen und bekannten Wellenlängen ausstrahlt, und erste und zweite beabstandete Detektorflächen 20, 24, ist es offensichtlich, dass die drei Sensorflächen ebenfalls durch eine einzige Detektorfläche und erste und zweite beabstandete Strahlerflächen verwirklicht werden können, von denen jede Licht bei einer ersten und zweiten unterschiedlichen und bekannten Wellenlänge ausstrahlt, wie in 1B dargestellt. Gemäß einem bevorzugten Ausführungsbeispiel werden die Signale von den Strahlern ausgesandt und durch die Detektoren erfasst, wobei Standardzeitsignalmultiplextechniken verwendet werden, obwohl andere Signalmultiplextechniken alternativ verwendet werden können, wenn dies gewünscht wird (z. B. Frequenzmultiplex). Zusätzlich ist eine vergrößerte Auflösung zwischen unterschiedlichen Gewebeschichten erreichbar, wenn eine wachsende Zahl von Sensorflächen benutzt wird. Zum Beispiel kann ein halbes Dutzend oder mehr Detektorflächen benutzt werden in Kombination mit einer einzigen Strahlerfläche oder ein halbes Dutzend oder mehr Doppelwellenlängenstrahlerflächen können benutzt werden in Kombination mit einer einzigen Detektorfläche. Zusätzlich können die Sensorflächen in einer linearen Anordnung ausgerichtet werden, die entweder gerade oder gebogen ist, oder können in einer zweidimensionalen Anordnung aufgebaut werden. Jedes unterschiedliche Strahler/Detektor-Abstandspaar kann verwendet werden, um eine Sauerstoffsättigung zu berechnen, wobei verschiedene Pulsoximetriesignalverarbeitungsmethoden, wie offenbart, verwendet werden und diese vielen Sättigungswerte verarbeitet werden können, um die Gewebeschichten unter den Sensorflächen darzustellen oder um andere gewünschte Informationen in Bezug auf diese Gewebeschichten zu erhalten.
Somit sind die bevorzugten Betriebsarten der vorliegenden Erfindung beschrieben worden; der Fachmann kann jedoch leicht an andere Ausführungen innerhalb des Schutzbereichs der hieran sich anschließenden Ansprüche denken.

Claims

Pulsoximeter-Gerät zur Erfassung und Berechnung einer arteriellen Sauerstoffsättigung, mit einer Patientenschnittstelle (26), um mit einer Oberfläche von einem Patienten (10) gekoppelt zu sein, wobei die Schnittstelle aufweist: i) eine erste Vorrichtung in der Form von einem Strahler (E; E₁) für elektromagnetische Strahlung, ii) eine zweite Vorrichtung in der Form von einem Detektor (D₁; D), der von dem Strahler mit einer ersten Distanz (r₁) beabstandet ist, und iii) eine dritte Vorrichtung (E₂; D₂) in der Form von entweder der ersten und der zweiten Vorrichtung, die von der ersten oder der zweiten Vorrichtung mit einer zweiten Distanz (r₂) beabstandet ist; und einer Einrichtung (48), die mit dem oder jedem Detektor gekoppelt ist, um den Sauerstoffsättigungspegel von arteriellem Blut von dem Patienten zu berechnen, dadurch gekennzeichnet, dass der Strahler oder die Strahler Strahlung mit zwei oder mehr unterschiedlichen Wellenlängen (λ₁, λ₂) emittieren und dass der oder jeder Detektor in der Lage ist, Strahlung der zwei oder mehr verschiedenen Wellenlängen zu erfassen; wobei iv) zumindest zwei Paare (E/D₁, E/D₂; E₁/D, E₂/D) von dem Strahler und dem Detektor vorgesehen sind, v) die Distanzen (r₁, r₂) zwischen dem Strahler und dem Detektor in den beiden Paaren zumindest unterschiedlich sind, und vi) zwei verschiedene Wellenlängen-Emissionen und -Erfassungen (r₁/λ₁, r₂/λ₁, r₁/λ₂, r₂/λ₂) zwischen jedem von diesen Paaren vorgesehen sind, so dass die arterielle Blutsauerstoffsättigung bei verschiedenen Pegeln unter einer Oberfläche des Patienten durch die Berechnungseinrichtung bestimmt werden können.
Gerät nach Anspruch 1, außerdem mit Vorrichtungen in der Form von Strahlern oder Detektoren, die in einer Anordnung an der Patientenschnittstelle angeordnet sind.
Gerät nach Anspruch 1, bei dem die Berechnungseinrichtung einen Algorithmus verwendet, der dazu gedacht ist, arterielle pulsierende Signalbeiträge von einer Oberflächengewebeschicht des Patienten herauszufiltern, um so zu einem arteriellen Sauerstoffsättigungswert zu führen, der den des Gewebes unter der Oberflächengewebeschicht des Patienten angibt.
Gerät nach Anspruch 1, bei dem die Berechnungseinrichtung einen Algorithmus verwendet, der dazu gedacht ist, arterielle pulsierende Signalbeiträge durch Gewebe unter einer Oberflächengewebeschicht des Patienten herauszufiltern, um so zu einem arteriellen Sauerstoffsättigungswert zu führen, der den angibt, der in der Oberflächengewebeschicht des Patienten vorliegt.
Gerät nach Anspruch 1, bei dem die dritte Vorrichtung ein Detektor (D₂) ist und der Strahler (E) eine Vielzahl von vorbestimmten Wellenlängen (λ₁, λ₂) von elektromagnetischer Strahlung emittiert.
Gerät nach Anspruch 5, das dazu ausgestaltet ist, um a. eine erste Wellenlänge (λ₁) zu emittieren, die eine der unterschiedlichen Wellenlängen der elektromagnetischen Strahlung von dem Strahler (E) ist, durch den die erste Vorrichtung gebildet ist; b. die Amplitude der ersten Wellenlänge der elektromagnetischen Strahlung an dem ersten Detektor (D₁) zu messen, der die zweite Vorrichtung bildet und mit der ersten Distanz (r₁) von dem Strahler beabstandet ist; c. die Amplitude der ersten Wellenlänge der elektromagnetischen Strahlung an dem zweiten Detektor (D₂) zu messen, der die dritte Vorrichtung bildet und mit der zweiten Distanz (r₂) von dem Strahler beabstandet ist; d. eine zweite Wellenlänge (λ₂) zu emittieren, die die andere der unterschiedlichen Wellenlängen der elektromagnetischen Strahlung von dem Strahler (E) ist; e. die Amplitude der zweiten Wellenlänge der elektromagnetischen Strahlung an dem ersten Detektor zu messen; f. die Amplitude der zweiten Wellenlänge der elektromagnetischen Strahlung an dem zweiten Detektor zu messen; g. den arteriellen Sauerstoffsättigungspegel unter Verwendung der Amplitudenmessungen der ersten und zweiten Wellenlänge an dem ersten und zweiten Detektor zu berechnen.
Gerät nach Anspruch 1, bei dem die erste Distanz (r₁) und die zweite Distanz (r₂) ausgewählt sind, um die Messung bei einem vorbestimmten interessierenden Gewebepegel in dem Patienten zu optimieren.
Gerät nach Anspruch 1, bei dem die Berechnungseinrichtung dazu ausgestaltet ist, um a. die zeitabhängigen Veränderungen bezüglich der Intensität der erfassten Strahlungen infolge des sich verändernden arteriellen Blutvolumens in dem Gewebe des Patienten zu erfassen, die aus dem Herzzyklus des Patienten resultieren; und b. die zeitabhängigen erfassten Strahlungsintensitäten bezüglich ihrer Unterschiede zu vergleichen.