DE60315596T2

DE60315596T2 - Venöse pulsoximetrie

Info

Publication number: DE60315596T2
Application number: DE60315596T
Authority: DE
Inventors: Fang Chiat Daniel Chan; Matthew James Loughborough Hayes; Peter Richard Loughborough Smith
Original assignee: Loughborough University; Loughborough University Enterprises Ltd
Current assignee: Loughborough University; Loughborough University Enterprises Ltd
Priority date: 2002-01-31
Filing date: 2003-01-31
Publication date: 2008-05-15
Anticipated expiration: 2023-02-01
Also published as: EP1469773A1; CA2474123A1; JP2005528134A; IL163173A; HK1070262A1; US7263395B2; WO2003063697A1; DE60315596D1; CN1642472A; US20050256386A1; EP1469773B1; ATE369788T1; CN100425197C

Description

Gebiet der Erfindung
Die Erfindung bezieht sich auf ein Mittel zum Einleiten regelmäßiger Modulationen des venösen Blutvolumens und auf die zugeordnete Messung dieser Modulationen unter Verwendung von Sensoren. Durch Beleuchten von Gefäßgewebe und Erfassen des Lichtes, das durch das Gewebe hindurch getreten ist, können Änderungen des Blutvolumens aufgrund einer differentiellen Absorption der Lichtintensität registriert werden. Eine spezielle Anwendung hiervon ist die Messung der venösen Blutsauerstoff-Sättigung, die man durch Verwendung von mindestens zwei gesonderten Einstrahlungs-Wellenlängen und anschließende Erfassung erzielt.
Hintergrund der Erfindung
Das Überwachen der venösen Blutsauerstoff-Sättigung (SvO₂) wird als venöse Oximetrie bezeichnet. Das Verfahren wird oftmals auf Intensivstationen (ICU) verwendet, um die insgesamte Zufuhr und den insgesamten Verbrauch von Sauerstoff bei einem Patienten zu überwachen. Derzeitige invasive Verfahren haben zu einer Nicht-Auslastung geführt, obwohl SvO₂ unangefochten ein wertvolles Werkzeug bei der Beurteilung der Sauerstoffversorgung ist.
Sämtliche venösen Oximetrie-Verfahren können in zwei Bereiche kategorisiert werden, und zwar Verfahren, die invasiv sind, und solche, die nicht-invasiv sind. Es folgt nun eine Diskussion der verschiedenen bekannten invasiven und nicht-invasiven Verfahren.
Die Sauerstoff-Sättigung kann invasiv gemessen werden, indem man eine Abwandlung des standardmäßigen Swan-Ganz-Lungenarterien-Katheters (PAC) verwendet, bei dem zwei faseroptische Bündel in den PAC eingeführt wurden. Der modifizierte PAC verwendete das Prinzip der Reflexions-Spektrophotometrie, um eine qualitative Messung des Sauerstofftransports durchzuführen. Aufgrund ihres invasiven Charakters und den Kosten des modifizierten PAC wird das Verfahren für die venöse Oximetrie nicht im großen Umfang verwendet. Die US 5 673 694 ist für den Stand der Technik repräsentativ.
Die Mehrheit der nicht-invasiven, kontinuierlichen Verfahren der peripheren venösen Oximetrie beruhen auf Spektroskopie im nahen Infrarot (NIRS) oder auf einer Kombination von NIRS und verschiedenen Durchführungsprotokollen, wie z.B. über-systolische venöse Okklusion. Das derzeitige invasive, kontinuierliche Verfahrens, das SvO₂ oder einen zentralen venösen Katheter verwendet, durch NIRS zu ersetzen, wird hauptsächlich aufgrund der Schwierigkeit des Bestimmens gewisser kritischer Parameter behindert, ohne die eine Kalibrierung für die venöse Oximetrie nicht möglich wäre. Lösungsansätze des Stands der Technik, die auf NIRS beruhen, sind in den US-Patenten Nr. 6 015 969 und 5 661 302 offenbart.
Die Puls-Oximetrie ist eine der Hauptanwendungen der Photo-Plethysmographie (PPG) und wird im großen Umfang für die Messung der arteriellen Sauerstoff-Sättigung SpO₂ verwendet. Der PPG-Signalverlauf enthält zwei Komponenten, wovon eine der pulsatilen Komponente in den Gefäßen, d.h. dem arteriellen Puls zugeordnet werden kann, durch den Herzschlag verursacht wird und ein rasch wechselndes Signal erzeugt (AC-Komponente), während die andere auf dem Blutvolumen und seiner Änderung in der Haut beruht und ein gleichmäßiges Signal liefert, das sich nur langsam ändert (DC-Komponente).
Es werden in der Puls-Oximetrie zwei Wellenlängen des Lichts verwendet, und zwar eine im roten Band (660 nm) und eine im infraroten Band (940 nm). Da bei 660 nm reduziertes Hämoglobin mehr Licht als Oxi-Hämoglobin absorbiert und bei 940 nm Oxi-Hämoglobin mehr Licht als seine reduzierte Form absorbiert, wird diese differentielle Messung durch die Puls-Oximetrie zur arteriellen Sauerstoff-Sättigung in Beziehung gesetzt.
Bei der Puls-Oximetrie wird Licht zuerst durch Gewebe hindurchgeleitet, woraufhin die Intensität des hindurchgeleiteten Lichts mittels eines Photodetektors an der anderen Seite gemessen wird. Das Puls-Oximeter bestimmt zuerst die AC-Komponente des Absorptionsvermögens bei jeder Wellenlänge und dividiert sie dann durch die entsprechende DC-Komponente, um ein Verhältnis zu erhalten, das von der einfallenden Lichtintensität unabhängig ist. Dieses Verhältnis von Verhältnissen wird dann folgendermaßen gebildet:
Das Puls-Oximeter wird dann kalibriert durch Messen des Verhältnisses von Verhältnissen und gleichzeitiges Probennehmen von arteriellem Blut für die in vitro Sättigungs-Messungen.
Die Verwendung dieser Verfahren ist zwar wirksam für die Messung der arteriellen Blutsauerstoff-Sättigung, doch beruht sie auf dem Vorhandensein von Pulsationen des arteriellen Bluts, die durch das Herz erzeugt werden. Derartige messbare Pulsationen liegen im venösen Blut nicht vor.
Die venöse Okklusions-Plethysmographie (VOP) ist die Messung von Änderungen des Gewebevolumens als Reaktion auf eine vorübergehende Blockierung des venösen Rückflusses. Sie wird klinisch verwendet, um gewisse physiologische Zustände von Blutgefässen, wie z.B. die venöse Kapazität, zu messen. VOB beruht auf dem Prinzip, dass die Blockierung des venösen Rückflusses ein geringes Anschwellen des distalen Abschnitts des zu prüfenden Gewebes aufgrund des fortwährenden arteriellen Einströmens verursacht. Die Sprungantwort des venösen Blutvolumens über die Zeit hinweg während einer VOP kann verwendet werden, um das Strömen von arteriellem Blut, das venöse Ausströmen und die venöse Nachgiebigkeit zu messen.
M. Nitzal et al. (Journal of Biomedical Optics 5(2), 155–162, April 2000) verwendete das Prinzip der VOP für die Messung der SvO₂ durch Anlegen eines ausreichenden Drucks an den Unterarm, um die venöse Strömung vollständig zu blockieren, aber die arterielle Strömung unbeeinträchtigt zu lassen. Die Lichtabsorption bei zwei Wellenlängen wird vor und nach der Blockierung verglichen. Die Vorgehensweise scheint jedoch keine gesonderte Bestimmung der venösen und arteriellen Sauerstoff-Sättigung zu liefern.
Die PCT-Veröffentlichung WO 99/62399 sowie das US-Patent Nr. 5 638 816 beziehen sich auf Verfahren der venösen Oximetrie, bei denen ein zyklischer aktiver Puls über eine äußere Manschette zugeführt wird. Der Pegel der Modulation (10% von dem DC-Signal) ist jedoch groß und erfordert eine so nahe Beabstandung des Manschetten-Sensors, dass die optische Kopplung beeinträchtigt wird oder, falls sie weiter weg sind, die Pulsationen auf einem Pegel sind, der Störungen im arteriellen System verursacht und somit zu Ungenauigkeiten bei den Messungen der venösen Sauerstoff-Sättigung führt. Im Gegensatz zu den in WO 99/62399 und in US 5 638 816 beschriebenen Verfahren bringen die Ausführungsformen der Erfindung den Vorteil mit sich, dass durch Steuern der Größe der an das venöse System angelegten Pulsationen das venöse Blutvolumen moduliert wird, ohne das arterielle System zu stören.
Die US 4 927 726 offenbart ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Messen der Sauerstoff-Sättigung in venösem Blut. Die US 4 927 264 befasst sich mit dem Trennen der Signalkomponente des venösen Bluts von den Signalkomponenten des arteriellen Bluts sowie der arteriellen Gewebe und erzielt dies durch Blockieren der Blutströmung in den Venen des Fingers einer Person bzw. eines Subjekts, um den venösen Blutstrom zeitlich veränderlich zu machen.
Die Vorrichtung der US 4 927 264 enthält eine am Finger einer Person bzw. eines Subjekts anbringbare Manschette, wobei die Manschette derart aufblasbar ist, dass dem Finger ein Druck auferlegt werden kann. Im Betrieb wird die Manschette auf einen Druck von etwa 80 mmHg aufgeblasen, was dem mittleren minimalen Blutdruck einer normalen Person entspricht. Dies komprimiert die Venen in dem Finger derart, dass der Blutstrom in den Venen blockiert wird, während der Blutstrom in den Arterien nicht blockiert wird.
Folglich expandieren die Venen, wenn Blut aus den Arterien in sie hineinfließt. Dies macht den venösen Blutstrom zeitlich veränderlich, und aufgrund der Tatsache, dass sie Signal-Komponente des venösen Bluts sich zeitlich ändert, kann die venöse Signal-Komponente getrennt werden. Bezüglich Spalte 6, Zeilen 34 bis 37 der US 4 927 264 wird das elektromagnetische Ventil gelöst, wenn die Signalspannung auf weniger als einen vorgeschriebenen Wert abfällt, wie z.B. 1,5 Volt, so dass das Anlegen von Druck an die Manschette beendet werden kann.
Wie weiter oben aufgezeigt wurde, liefern Verfahren des Stands der Technik zum Messen der venösen Sauerstoff-Sättigung mittels nicht-invasiver Mittel nicht die erforderliche Genauigkeit. Das Ziel der Erfindung besteht darin, eine verbesserte Messung der venösen Sauerstoff-Sättigung zu erzielen.
Die Prinzipien der arteriellen Puls-Oximetrie sind geläufig (siehe oben). Das entscheidende Element des Verfahrens, das eine spezifische Kalibrierung des Sauerstoff transportierenden Hämoglobins ermöglicht, hängt von dem Vorhandensein von Blutvolumen-Pulsationen in dem arteriellen System ab. Diese Pulsationen sind selbstverständlich von Natur aus im gesamten Kreislaufsystem vorhanden. Könnte man Pulsationen in dem venösen System induzieren und diese von denjenigen des arteriellen Systems sauber isolieren, könnte ein ähnliches Kalibrierverfahren verwendet werden, um die venöse Sauerstoff-Sättigung zu messen.
Gemäß der Erfindung wird ein Verfahren zum nicht-invasiven Messen der venösen Sauerstoff-Sättigung bereitgestellt, welches die folgenden Schritte aufweist:
Anbringen eines Druckwandlers an einem ersten Ort eines Körpers, der ein venöses und ein arterielles System hat;
Anlegen eines Ansteuerungssignals an den äußeren Druckwandler mit einer vorbestimmten Frequenz, um eine Serie von Pulsationen einer vorbestimmten Größe in dem venösen Blutvolumen in der Umgebung des ersten Ortes zu bewirken, wobei die Größe der Pulsationen derart gesteuert wird, dass das arterielle System minimal gestört wird;
Anbringen einer Oximeter-Vorrichtung an einem zweiten Ort an dem Körper;
Messen von Ausgangssignalen, die von der Oximeter-Vorrichtung empfangen werden, wobei die Signale eine Komponente enthalten, welche für die auf die Pulsationen zurückzuführende Modulation des venösen Blutes repräsentativ ist; und
Herleiten eines Maßes der venösen Sauerstoff-Sättigung aus der Frequenzantwort der Ausgangssignale.
Der Begriff "Oximeter-Vorrichtung" soll jegliche Art von Vorrichtung umfassen, welche Licht unterschiedlicher Frequenzen verwendet, um den Gewebe-Sauerstoffgehalt zu bestimmen. Dies kann sowohl im Transmissions- als auch im Reflexions-Modus arbeitende Vorrichtungen erfassen.
Die Beziehung zwischen dem Abstand zwischen dem ersten und dem zweiten Ort einerseits und der Größe der Pulsationen andererseits kann so ausgewählt werden, dass ein multiplikativer Term in dem Frequenzspektrum der gemessenen Signale minimiert wird, der für eine Störung des arteriellen Systems kennzeichnend ist.
Vorzugsweise wird die Frequenz des Ansteuerungssignals so gewählt, dass die Pulsationen von der Herzfrequenz unterscheidbar sind.
Die Beziehung zwischen der Frequenz ω_m der durch das Ansteuerungssignal bewirkten Pulsationen und der Herzfrequenz ω_HR kann so gewählt werden, dass die folgenden Bedingungen erfüllt sind: ωm ≠ n(ωHR ± ΔωHR)und ωm ± (ωHR ± ΔωHR) ≠ n(ωHR ± ΔωHR)wobei n > 1.
Die Frequenz des Ansteuerungssignals kann auf der Grundlage einer Echtzeit-Messung der Herzfrequenz iterativ bestimmt werden.
Idealerweise wird die Größe der Pulsationen derart gesteuert, dass das venöse Blutsystem ohne eine Störung des arteriellen Systems moduliert wird. Die Größe der Pulsationen kann derart gesteuert werden, dass eine Schwankung von weniger als 1% in dem Gleichspannungs-Pegel (DC-Pegel) des empfangenen Signals bewirkt wird oder bevorzugter eine Schwankung von näherungsweise 0,1% in dem Gleichspannungs-Pegel (DC-Pegel) des empfangenen Signals bewirkt wird.
Bei einer alternativen Ausführung wird das Oximeter an einem Finger platziert und wird ein weiterer Druckwandler von einem distalen Endes eines Gliedes weg platziert und so angeordnet, dass der Blutstrom zu und von dem Glied okkludiert (verschlossen) wird, wobei die Messung während der Verschlussdauer durchgeführt wird.
Vorteilhafterweise kann die Größer der Pulsationen bestimmt werden, indem man nach und nach die Pulsationsgröße erhöht und eine Frequenzantwort der Ausgangssignale beobachtet, wobei das Auftreten eines multiplikativen Terms in dem Frequenzspektrum ein Hinweis dafür ist, dass die maximal mögliche Größe erreicht worden ist. Beim Erreichen des Punktes, bei dem der multiplikative Term auftritt, kann die Pulsationsgröße anschließend bis zu einem Punkt verringert werden, bei dem der multiplikative Term bedeutungslos wird.
Das Verfahren kann außerdem einen Kalibrierungsschritt enthalten, während dem der Abstand zwischen dem ersten Ort und dem zweiten Ort verändert wird, während die Pulsationsgröße konstant gehalten wird, um einen optimalen Abstand herzuleiten. Der Kalibrierungsschritt kann einen weiteren Schritt enthalten zum Verändern der Pulsationsgröße, während der Abstand zwischen dem ersten Ort und dem zweiten Ort konstantgehalten wird.
Bei einem weiteren Ausführungsbeispiel kann das Verfahren das Maß bzw. die Messung der arteriellen Sauerstoff-Sättigung enthalten, das bzw. die von der Frequenzantwort der Ausgangssignale hergeleitet wird, so dass der Unterschied der Pegel der arteriellen und der venösen Sauerstoff-Sättigung für den Sauerstoffverbrauch des Gewebes repräsentativ ist.
Die Erfindung stellt auch ein Gerät zum nicht-invasiven Messen der venösen Sauerstoff-Sättigung bereit, welches aufweist:
einen Druckwandler, der betätigbar ist, um eine Serie von Pulsationen an einem ersten Ort an einem Körper anzulegen, der ein venöses und ein arterielles System hat;
ein Puls-Oximeter;
ein Steuerungsmittel zum Steuern der Frequenz und/oder Größe der Pulsationen derart, dass das venöse Blutvolumen moduliert wird, wobei das Steuerungsmittel betätigbar ist, um die Größe der Pulsationen derart zu steuern, dass das arterielle System minimal gestört wird;
ein Signal-Verarbeitungsmittel, das betätigbar ist, um einen Wert für die venöse Sauerstoff-Sättigung aus Signalen zu extrahieren, die von dem Oximeter empfangen werden, wobei die Signale eine Komponente enthalten, welche für eine auf den Pulsationen beruhende Modulation des venösen Blutvolumens repräsentativ ist.
Vorteilhafterweise wird das Steuerungsmittel betätigt, um die Beziehung zwischen der Frequenz ω_m der durch das Ansteuerungssignal bewirkten Pulsationen und der Herzfrequenz ω_HR gemäß der folgenden Bedingungen zu steuern: ωm ≠ n(ωHR ± ΔωHR)und ωm ± (ωHR ± ΔωHR) ≠ n(ωHR ± ΔωHR)wobei n > 1.
Vorzugsweise weist der Druckwandler eine aufblasbare Finger-Manschette auf, der von einer Luftpumpe Luft zugeführt wird. Der Druckwandler und das Puls-Oximeter können als einstückige Vorrichtung ausgebildet sein.
Für ein vollständigeres Verständnis der Erfindung wird nun eine Ausführungsform von ihr beispielhaft anhand der begleitenden Zeichnung beschrieben, wobei:
1 das allgemeine Prinzip veranschaulicht, nach dem die Erfindung funktioniert;
2 ein Blockdiagramm der Funktion einer Ausführungsform der Erfindung zeigt;
3 ein Beispiel von Ausgang-Signalverläufen von der Oximeter-Vorrichtung ohne Modulation des venösen Blutvolumens zeigt;
4 die in dieser Erfindung erzeugten Signalverläufe zeigt;
5 das Frequenzspektrum bei den beiden Frequenzen der PPG-Signale zeigt;
6 die Korrelation zwischen der arteriellen Blutsauerstoff-Sättigung und der venösen Sauerstoff-Sättigung veranschaulicht;
7a bis 7e Diagramme der Auswirkung einer Änderung der Modulations-Frequenz auf das Leistungsspektrum der empfangenen Signale von der Oximeter-Vorrichtung zeigen; und
8 die Beziehung zwischen der empfangenen Signalamplitude und dem Modulations-Druck für einen Bereich von Manschette/Oximetersonde-Abständen zeigt.
Anhand von 1 wird nun das Prinzip der Erfindung beschrieben. In ihrer einfachsten Form enthält die Erfindung ein Mittel zum Induzieren von Änderungen im venösen Blutvolumen und ein entsprechendes Mittel zum Messen der induzierten Änderungen. Die extrahierten Signale werden verarbeitet, um zumindest einen gesonderten Wert für die venöse Sauerstoff-Sättigung und, bei Bedarf, einen Wert für die arterielle Sauerstoff-Sättigung zu erhalten.
Es wird nun die der Erfindung zugrunde liegende verallgemeinerte Theorie erklärt. Eine Ausweitung der niedrigsten Ordnung der herkömmlichen Beschreibung arterieller Puls-Oximetrie kann eine theoretische Beschreibung nullter Ordnung der venösen Puls-Oximetrie ergeben. Das Beer-Lambert-Gesetz, das die physikalische Weglänge und das wirksame Absorptionsvermögen zu einer Einzeldefinition von optischer Dichte koppelt, wird in der arteriellen Puls-Oximetrie üblicherweise verwendet, um Änderungen der optischen Weglänge eine physikalische Bedeutung zuzuordnen. Gemäß diesem Modell können wir die aufgrund einer speziellen Beleuchtungs-Wellenlänge ë empfangene Intensität durch den Anteil S an arteriellem Hämoglobin, das mit Sauerstoff chemisch verbunden ist, schreiben als
wobei ε_HbO2(λ), ε_Hb(λ) die millimolaren Extinktions-Koeffizienten des oxygenierten bzw. de-oxygenierten Hämoglobins sind, z(t) eine Funktion sowohl der dynamischen physikalischen Weglänge durch das arterielle Blut als auch der gesamten Hämoglobin-Konzentration ist, und μ_staticd die optische Dichte des nicht-pulsatilen Gewebes und anderer anatomischer Komponenten ist.
Durch Unterscheiden der optischen Wege durch das venöse Blut z_v(t) und das arterielle Blut z_a(t) können wir die Modellgleichung (1) verallgemeinern zu I(t,λ) = I0(λ)exp{– μaza(t) – μvzv(t) – μstaticd), (2)wobei wir die folgenden Substitutionen durchgeführt haben:
Wir untersuchen nun kleine Änderungen der empfangenen Intensität, die sich aus kleinen Änderungen der optischen Wege ergeben (die sich aus dem Vorhandensein von venösen und arteriellen Modulationen mit kleiner Amplitude ergeben), und betrachten die sich ergebenden Änderungen (AC), die durch die quasi-statische Intensität (DC) normalisiert werden, nämlich
Die in Gleichung (3) ausgedrückten Größen können durch elektronische (oder andere Signalverarbeitungsverfahren) getrennt werden, da die induzierten venösen Modulationen einen bekannten Ursprung haben. Ein Verfahren zum Trennen besteht darin, eine Frequenz-Modulation des venösen Systems in einem Band zu induzieren, das sich von den arteriellen Pulsationen unterscheidet. Sobald eine Isolation der arteriellen und venösen Dynamik erzielt ist, kann der Vorgang des Kalibrierens durchgeführt werden. Eine Umkehrung des klassischen Beer-Lambert-Modells der Puls-Oximetrie wird üblicherweise erzielt, indem man zwei Beispiele der Gleichung (3) bei zwei unterschiedlichen Wellenlängen erzeugt. Diese Gleichungen werden dann nach einer als das Verhältnis von Verhältnissen R bekannten Größe aufgelöst, die als das Verhältnis der gesamten Extinktion des Blutes bei den beiden verwendeten Wellenlängen definiert ist. Unter der Annahme, dass jeder Term in Gleichung (3) isoliert wurde, können wir zwei "Verhältnisse von Verhältnissen" bilden:
Die Kenntnis der Extinktions-Koeffizienten des oxygenierten und de-oxygenierten Hämoglobins bei den beiden Wellenlängen kann verwendet werden, um Sa und Sv von dem berechneten R zu bestimmen, wobei die folgenden Formeln verwendet werden:
Die Erfindung wird nun beispielhaft durch Beschreibung einer speziellen Ausführung veranschaulicht, wobei man auf die Modulation des venösen Blutvolumens in dem Zeigefinger zurückgreift, um dadurch ein pulsatives Signal in das venöse Blut einzuleiten. Die Verfahren zum Erzielen der Modulation, der Aufzeichnung des Signals und der Extraktion des modulierten Signals werden weiter unten dargestellt.
Eine 90 mm lange und 16 mm breite Finger-Manschette wurde von Hokanson^® erhalten. Die Modulation des venösen Blutvolumens innerhalb des Zeigefingers wird erreicht, indem man die Finger-Manschette, die um die Basis des Zeigefingers gewickelt wird, fortwährend aufbläst und von ihr die Luft wieder ablässt. Die hohe Modulationsfrequenz (6 bis 7 Hertz) kann hauptsächlich deswegen erzielt werden, weil das benötigte Luftvolumen zum Aufblasen der Finger-Manschette zum Erzeugen einer partiellen Okklusion des Fingers und somit einer signifikanten Blutvolumen-Bruchteilsänderung klein ist. In gleicher Weise ist die Zeit zum Luftablassen aus der Manschette kurz, weil das Luftvolumen innerhalb der Manschette klein ist.
Eine Mikrodruck-Luftpumpe von Sensidyne^® wurde als Luftquelle für die Finger-Manschette erhalten. Sie ist in der Lage, eine Luftströmung von 6.1 LPM und einen minimalen Druck von 33.78 kPa (4.9 psig) aufrechtzuerhalten. Diese Spezifikationen eignen sich für die Verwendung beim Aufblasen der Finger-Man schette auf einen geeigneten Druck, um eine signifikante Blutvolumen-Bruchteilsänderung zu erzeugen und ein pulsatiles Signal zu erzeugen, das mit der arteriellen Pulsation vergleichbar ist.
Ein durch einen Magnetschalter betätigtes Klemmventil wurde von BioChem Valve^® erhalten, um die Finger-Manschette zu modulieren. Das Dreiwege-Klemmventil hat ein normalerweise geschlossenes Ventil und ein normalerweise offenes Ventil. Wenn dem Magnetschalter Energie zugeführt wird, schaltet die Konfiguration um. Das eine Ventil wird verwendet, um den von der Mikro-Luftpumpe zu der Finger-Manschette führenden Schlauch zu steuern, und das andere Ventil wird verwendet, um den Auslass von der Finger-Manschette zu steuern. Während des Aufblasen wird der von der Mikro-Luftpumpe herführende Schlauch geöffnet, um Luft in die Finger-Manschette eintreten zu lassen, und der Schlauch, der als Luft-Auslass von der Finger-Manschette verwendet wird, wird geschlossen. Während des Luftablassens wird der von der Luftpumpe in die Finger-Manschette führende Schlauch "zusammengeklemmt" und somit geschlossen, und der von der Finger-Manschette herführende Schlauch, der als Luft-Auslass verwendet wird, wird gleichzeitig geöffnet, um Luft aus dem Innern der Finger-Manschette entweichen zu lassen. Durch Steuern des Dreiwege-Klemmventils kann eine Modulation der Finger-Manschette bei einer gewissen Frequenz erzielt werden.
Das neue Verfahren der nicht-invasiven venösen Oximetrie funktioniert in Verbindung mit einer standardmäßigen Puls-Oximeter-Fingersonde, die an einem PPG-System angebracht ist. Die Finger-Manschette wird um die Basis des Zeigefingers gewickelt, und die Fingersonde wird ebenfalls montiert, um das modulierte venöse Blutvolumen-Signal aufzuzeichnen. Der Sonde/Manschette-Abstand wird so ausgewählt, dass sich ein ge eigneter Modulationspegel in dem empfangenen Signal ergibt, wie in dieser Beschreibung später ausführlicher diskutiert wird. Da die verwendete Fingersonde mit zwei Lichtquellen ausgestattet ist, und zwar rot und infrarot, werden zwei unterschiedliche Signale des modulierten venösen Blutvolumens aufgezeichnet. Diese Signale werden dann wiederum verwendet, um das Verhältnis der Verhältnisse zu formulieren, das zu der Sauerstoff-Sättigung des venösen Bluts (SvO₂) in Beziehung steht.
Das aufgezeichnete Signal besteht aus zwei Signalen unterschiedlicher Frequenzen. Das eine Signal ist das PPG-Signal, das zu den arteriellen Pulsationen in Beziehung steht, deren Frequenz die Herzfrequenz des Subjekts ist. Das zweite Signal ist das modulierte venöse Blutvolumen-Signal, das mit einer Frequenz moduliert werden kann, die von den arteriellen Pulsationen abgesetzt ist, um seine Extraktion durch Filtertechniken zu unterstützen.
2 veranschaulicht die Funktionsweise dieser Ausführung in schematischer Form. Es folgt nun eine Diskussion der mit dieser Ausführung erzielten Ergebnisse.
Das Diagramm in 3 zeigt die PPG-Signale (AC-Komponenten), die ohne jegliche venöse Blutvolumen-Modulation aufgezeichnet wurden. Die zur Erzielung des oberen Signalverlaufs und des unteren Signalverlaufs verwendeten Signalquellen waren infrarot bzw. rot.
Das Diagramm in 4 zeigt die Signalverläufe, die aufgezeichnet wurden, wenn das venöse Blutvolumen mit einer Frequenz, die höher als das PPG-Signal ist, und bei einem Druck, der unterhalb der Systole war, moduliert wurde.
Durch Ausführen einer schnellen Fourier-Transformation (FFT) an den modulierten Signalverläufen kann die Leistungsspektrum-Dichte der beiden Wellenlängen erhalten werden. 5 zeigt die Leistungsspektrum-Dichte bei den beiden Wellenlängen.
Man kann aus den Leistungsspektren erkennen, dass die Modulation des venösen Bluts bei 7 Hertz und einem Druck kleiner als dem systolischen Druck stattfand. Das modulierte venöse Blutvolumen kann ohne Weiteres durch ein Bandpass-Filterverfahren extrahiert werden, und das Verhältnis der Verhältnisse kann auf dieselbe Weise formuliert werden, wie dies in der Hintergrund-Diskussion des Puls-Oximeters beschrieben wurde. Dieses kann dann auf dieselbe Weise kalibriert werden, nämlich mit einer Messung der Sauerstoff-Sättigung von Blutproben mittels eines von der Lungenarterie gezogenen Co-Oximeters. Auf diese Weise wird eine nicht-invasive Misch-Oximetrie des venösen Bluts erzielt.
Eine Vorab-Kalibrierung von nicht-kalibriertem SaO₂ zu nicht-kalibriertem SvO₂ ist in 6 gezeigt. Das Schaubild zeigt deutlich eine Korrelation zwischen der arteriellen Sauerstoff-Sättigung und der venösen Sauerstoff-Sättigung.
Wie oben erwähnt, ist es wichtig, dass das auf der Modulation des venösen Bluts beruhende Signal von dem PPG-Signal getrennt werden kann. Eine Art und Weise, dies zu erreichen, besteht darin, dass man gewährleistet, dass die Frequenz, mit der die Pulsationen angelegt werden, so ausgewählt wird, dass sie sich von dem PPG-Signal unterscheidet.
Um die Modulationsfrequenz zu optimieren, sollten sowohl die Modulations-Grundfrequenz als auch der ggf. vorhandene multiplikative Term auf einen von der zweiten Oberschwingung des PPG-Signals entfernten Wert eingestellt werden. Die Frequenz des multiplikativen Terms hängt nicht nur von der Modulationsfrequenz ab, sondern auch von der PPG-Grundfrequenz, das heißt der Herzfrequenz. Da die normale Herzfrequenz im Ruhezustand schwanken kann, kann eine Optimierungsphase kurz vor irgendeiner tatsächlichen Messung während des Betriebs eingeleitet werden. Der Zweck der Optimierungsphase besteht darin, zuerst die Herzfrequenz des Subjektes aufzunehmen und anschließend die Modulationsfrequenz derart zu positionieren, dass sowohl die erste als auch die zweite Oberschwingung des PPG-Signals durch die Modulations-Grundfrequenz oder den multiplikativen Term nicht verdeckt wird.
Eine Optimierungsphase kann notwendig sein, da die Veränderlichkeit der Herzfrequenz und die wahrgenommene Modulationstiefe am Messort vom physiologischen Profil des Subjektes abhängen.
Die Obergrenze der Modulationsfrequenz ist eine Funktion der Frequenzantwort des Gefäßsystems. Daher führt eine zu hohe Modulationsfrequenz dazu, dass dem Modulationssignal keine vollständige Registrierung gelingt.
Während dieser Optimierungsphase kann die Modulationstiefe auf die Größe des multiplikativen Terms eingestellt werden, wie weiter unten ausführlicher beschrieben wird. Auf diese Weise konnten sowohl die Modulationsfrequenz als auch die Modulationstiefe vor einer tatsächlichen Messung während des Betriebs optimiert werden. Die Optimierungsphase kann auch während des Betriebs anpassbar gemacht werden, so dass Änderungen der Herzfrequenz in Echtzeit durch Anpassen der Modulationsfrequenz an die Änderungen kompensiert werden konnten.
Es gibt zwei Bedingungen, die während der Modulationsfrequenz-Optimierung erfüllt werden müssen. Um diese beiden Bedingungen zu veranschaulichen, ist es hilfreich, ein mathematisches Modell zu verwenden, um das PPG-Signal bzw. das Modulationssignal darzustellen.
Das PPG-Signal kann durch die folgende Gleichung dargestellt werden:
Hierbei ist f_n der Koeffizient und ω_HR ist die PPG-Grundfrequenz, und ein n stellt die Oberschwingungen dar (n = 1 ist die Grundfrequenz), und ϕ_HR ist die betreffende Phase.
Das Modulationssignal kann durch die folgende Gleichung dargestellt werden: fm(t) = g0sin(ωmt + ϕm) (2)
Hierbei ist g₀ der Koeffizient, ω_m ist die Modulationsfrequenz, und ϕ_m ist die Phase in dem Modell.
Um die Veränderlichkeit der Herzfrequenz zu veranschaulichen, kann die Gleichung (1) umgeschrieben werden als:
Die beiden Bedingungen, die zur Optimierung der Messung erfüllt werden müssen, sind: ωm ≠ n(ωHR ± ΔωHR) (4)und ωm ± (ωHR ± ΔωHR) ≠ n(ωHR ± ΔωHR) (5)wobei n > 1.
Auf diese Weise kann eine Tabelle konstruiert werden, um die verbotenen Frequenzen zu identifizieren. Es wird angenommen, dass die Herzfrequenz 70 ist und die Veränderlichkeit ± 10 beträgt.

Verbotene Frequenzbänder

ω_m für Bedingung bei (4) ω_m für Bedingung bei (5)

2 Hz bis 2.7 Hz 1 Hz bis 4 Hz

3 Hz bis 4.05 Hz 2 Hz bis 2.7 Hz
Deshalb sollte ω_m mindestens größer als 4 Hz sein, jedoch kleiner als die obere Grenzfrequenz des Filters für die Signalerfassung (typischerweise 3 Hz bis 6 Hz). Die meisten kommerziellen SpO₂-Vorrichtungen verwenden niedrige Grenzfrequenzen. Daher muss ω_m auf einen schmalen Bereich des optimierten Bandes eingestellt werden.
Die in 7a bis 7e gezeigten Diagramme sind die Leistungsspektren des PPG-Signals mit venöser Modulation bei verschiedenen Frequenzen. Eine relativ hohe Modulationstiefe von 160 mmHg wurde so gewählt, dass der multiplikative Term signifikant registriert werden konnte.
In dem in 7a gezeigten ersten Diagramm überlagerte sich die erste Oberschwingung (n = 2) des PPG-Signals mit dem multiplikativen Term, und die Modulations-Grundschwingung überlappte mit der zweiten Oberschwingung. Daher konnte die Modu lationsfrequenz von 4 Hz beide Bedingungen nicht erfüllen. Dies würde ein Problem darstellen, wenn es darauf ankäme, die beiden Signale spektral zu trennen. Darüber hinaus ist beim Optimieren der Modulationstiefe die Größe des multiplikativen Terms wichtig beim Bestimmen des Kopplungsgrades zwischen den beiden Signalen, wobei das Überlappen des multiplikativen Terms mit den PPG-Oberschwingungen eine fehlerhafte Messung der Größe bewirken würde.
In dem zweiten Diagramm (7b) begann bei 4,5 Hz der multiplikative Term sich von der ersten Oberschwingung wegzubewegen, doch die Modulationsfrequenz blieb gefährlich nahe an der zweiten Oberschwingung.
Das dritte Diagramm veranschaulicht die Situation, bei der die Herzfrequenz erhöht wurde. Obwohl die Modulationsfrequenz auf 5 Hz zunahm, überlappen der multiplikative Term und die Modulations-Grundschwingung immer noch mit der ersten bzw. der zweiten Oberschwingung. Dies zeigt, dass die Optimierung auch von der Herzfrequenz-Veränderlichkeit abhängt.
Das vierte Diagramm (7d) veranschaulicht die Situation, bei der die Modulationsfrequenz auf 5,5 Hz eingestellt wurde. Der multiplikative Term überlappte mit der zweiten Oberschwingung.
Das letzte Diagramm (7e) zeigt eine optimierte Modulationsfrequenz. Sowohl der multiplikative Term als auch die Modulations-Grundschwingung waren jenseits des Bereichs der dritten Oberschwingung. Man tat dies, um die Veränderlichkeit der Herzfrequenz zu berücksichtigen.
Aufgrund der Nähe des multiplikativen Terms zu den Oberschwingungen und der Veränderlichkeit der Herzfrequenz würde die Optimierung zu einem ziemlich schmalen Frequenzband führen.
Wie zuvor weiter oben erwähnt, kann der Modulationsdruck gemäß der Größe des multiplikativen Terms eingestellt werden. Der Modulationsdruck muss hoch genug sein, um künstliche Pulsationen in dem venösen Blutsystem zu bewirken, aber dennoch nicht so stark, dass das arterielle System beeinflusst wird. Der Indikator eines zu großen Drucks ist das Auftreten des multiplikativen Terms in dem Frequenzspektrum des ersten Signals. Da der multiplikative Term ein Anzeichen für das Ausmaß ist, mit dem das zugrunde liegende arterielle System gestört wird, ist es wichtig, dass der Term minimiert wird.
Das in 8 gezeigte Diagramm veranschaulicht die Auswirkung des Modulationsdrucks und des Manschette/Oximeter-Abstands auf den Pegel des erfassten Signals. Jede der Kurven plottet dem gemessenen Signalpegel gegen den Modulationsdruck, und der schwarze Fleck kennzeichnet den Punkt, bei dem der multiplikative Term signifikant wird. Durch Bewegen des Modulationsortes näher zu dem Messort kann der multiplikative Term klein gehalten werden und das erfasste Signal auf einem messbaren Pegel selbst bei einer relativ niedrigen Druckmodulation. Typischerweise wird der Modulationsdruck so eingestellt, dass er zu einer näherungsweise 0,1%-igen Schwankung in dem DC-Pegel des erfassten Signals führt. Das ideale Gleichgewicht zwischen dem Modulationsdruck und dem Abstand von Modulation/Mess-Ort wird durch den als "ideales Auslegungsfenster" bezeichneten Bereich dargestellt. Typischerweise ist ein Abstand von 30 bis 50 mm geeignet, und zwar je nach dem über die Manschette angelegten Druck. Wenn der Abstand zu klein ist, werden die Pulsationen von dem Messwandler zu der Oximeter-Sonde gekoppelt und bewirken einen Bewegungs-Artefakt in dem empfangenen Signal.
Selbstverständlich sind zusätzlich zu der Manschette-Luftpumpe-Anordnung andere Arten der Druckmodulation zum Erzeugen eines venösen pulsativen Signals denkbar. Dies könnte z.B. durch direkte mechanische Mittel oder durch Anlegen elektrischer oder thermischer Impulse an dem Modulationsort erzielt werden. Die beschriebene Ausführungsform legt zwar einen positiven Druck an das Subjekt an, doch könnte auch ein ähnlicher Effekt durch Anlegen eines negativen Drucks erzielt werden, indem man z.B. eine Vakuumpumpe zum Erzeugen der Störungen des Systems verwendet.
Die Oximeter-Sonde und der Druck-Wandler sind zwar im Allgemeinen gesonderte Vorrichtungen, doch können sie auch als einstückige Vorrichtung ausgebildet werden, wobei vorausgesetzt wird, dass eine mechanische Kopplung zwischen dem Wandler und der Sonde vermieden wird.
Die beschriebene spezielle Ausführung verwendete die Pulsoximeter-Sonde in einem Transmissions-Modus (mit anderen Worten tritt das Licht durch den Finger hindurch, und die Lichtquelle sowie der Sensor liegen an gegenüberliegenden Seiten des Fingers, doch könnte auch eine im Reflexions-Modus arbeitende Sonde verwendet werden. Da die Venen nahe an der Oberfläche der Haut liegen, kann bei Verwendung einer Reflexionsmodus-Sonde die Position der Sonde an einem großen Bereich von Orten am Körper verwendet werden, und sie ist nicht auf diejenigen Bereiche beschränkt, bei denen das Körpergewebe lichtdurchlässig ist (Finger, Ohrläppchen, etc).
Für den Fall, dass sowohl die arterielle als auch die venöse Sauerstoff-Sättigung gemessen werden, kann dies gleichzeitig erreicht werden, wie oben beschrieben. Sollten jedoch die externen Druckmodulationen die Kalibrierung der arteriellen Sauerstoffversorgungs-Messung stören, kann alternativ die Messung dieser beiden Größen entweder körperlich (durch Messen der arteriellen und venösen Sättigung an unterschiedlichen Orten) oder zeitlich (z.B. durch Multiplexieren der arteriellen und venösen Messungen über die Zeit) getrennt werden. Wenn die Messorte körperlich getrennt sind, kann die Sonde entweder einstückig ausgebildet sein, z.B. zusammen mit einem arteriellen Oximeter, einem venösen Oximeter und einer Manschette, die zum Messen von zwei benachbarten Fingern angeordnet werden, oder sie kann aus gesonderten arteriellen und venösen Überwachungsvorrichtungen gebildet sein.
Es wurde ein nicht-invasives Verfahren zum Bestimmen des venösen Sauerstoffgehalts beschrieben, das eine genaue Echtzeit-Überwachung mit geringerem Risiko für den Patienten ermöglicht. Dies ist besonders relevant während der Erholung von einer Operation und beim Therapie-Management. Eine Anzahl von Gebieten, bei denen die Erfindung angewendet werden kann, wird weiter unten dargelegt.
Wenn die Patienten an einer ernsthaften Krankheit des Herz-Kreislauf-Systems oder der Lungen leiden, hängt ihr Überleben von der Fähigkeit ab, die Zufuhr von Sauerstoff zu ihren Geweben zu optimieren. Das Maßschneidern der Sauerstoffzufuhr, um den Anforderungen eines Patienten gerecht zu werden, ist selbst in einer Intensivstation sehr schwierig. Es beruht auf einer Kombination von klinischer Einschätzung, Labor-Bluttests, hämodynamischen Daten und Oximetrie. Diese Daten werden durch Einführen von Kathetern in die Speichen/Oberschenkelknochen-Arterien (arteria radialis, arteria femoralis) und die Lungenarterie (arteria pulmonaris) gewonnen, wofür ein bis zwei Stunden benötigt werden. Das Einführen dieser Leitungen bringt eine signifikante Morbidität und Mortalität mit sich. Die Integration der Daten, die zum Maßschneidern der Sauerstoff-Zufuhr des Patienten benötigt werden, kann mehrere Stunden benötigen. Insofern ist sie für sich rasch ändernde physiologische Situationen nicht geeignet. Eine schnell anwendbare, nicht-invasive Messung der Gewebe-Sauerstoffzufuhr würde allen kritisch kranken Patienten auf Intensivstationen zugute kommen. Sie wäre auch nützlich für Stationen mit stark abhängigen Patienten (High Dependency Units) und gewöhnlichen Krankenhaus-Abteilungen. Ihre nützlichste potentielle Anwendung wäre jedoch vielleicht bei der Wiederbelebung von Patienten. Eine nicht-invasive venöse Oximetrie würde eine gezieltere Wiederbelebung ermöglichen. Da das Überleben von Patienten, die außerhalb eines Krankenhauses einen Herzstillstand erleiden, kleiner als 5% ist, wäre dies ein großer Durchbruch. Außerdem würde die nicht-invasive venöse Oximetrie sich als unschätzbare Hilfe für die sichere Überführung kritisch kranker Patienten zwischen Intensivstationen erweisen. In der Tat haben von den Erfindern durchgeführte Studien gezeigt, dass es eine enge Korrelation zwischen SvO₂ und der Herzleistung (CO) gibt, weshalb das Verfahren auch als nicht-invasiver Indikator für die Herzleistung (Cardiac Output) aufgrund der Messung von SvO₂ dienen kann.
Ein Herz-Lungen-Bypass (CPB) und eine außerkörperliche Membran-Sauerstoffoxygenierung (ECMO) erfordern einen vorübergehenden Ersatz der Herz/Kreislauf- und Lungenfunktion unter Verwendung eines Pumpen-Oxigenators. Ein CPB wird im Operationssaal verwendet, während eine ECMO auf der Intensivstation verwendet wird, um Patienten abzusichern, die an einem potenziell reversiblen Herz-Lungen-Versagen leiden. Die Blutströmung von der Pumpe ist nicht-pulsatil, was bedeutet, dass herkömmliche Oximetrie wirkungslos ist. Die Fähigkeit, die Sauerstoffzufuhr nicht-invasiv mit einer Vorrichtung verfolgen zu können, die nicht auf einer natürlich pulsatilen Strömung beruht, hätte eine weitreichende Anwendung. Da Koronar arterien-Bypass-Operationen (CABG) die zur Zeit am üblichsten durchgeführten Operationen in den Vereinigten Staaten sind, stellt dies eine signifikante potenzielle Anwendung dar.
Die Diagnose und das Überwachen von Gefäßkrankheiten und Kreislauffunktionen wird durch die Verfügbarkeit der SvO₂-Messung verbessert. Gesteigerte SvO₂-Messungen im Ruhezustand können eine verringerte Gewebe-Durchblutung aufgrund einer beeinträchtigten Blutströmung aufzeigen. Die Überwachung der venösen Sauerstoff-Sättigung ermöglicht daher eine einfachere Untersuchung der Ernsthaftigkeit einer Verletzung und der funktionellen Beeinträchtigung aufgrund eines Traumas. Tiefe SvO₂-Messwerte können auf eine Gewebe-Fehlfunktion hinweisen, und die Überwachung ermöglicht Beurteilungen der Lebensfähigkeit von Gewebe während eines Traumas oder einer Krankheit.
Wenn der PaO₂ unterhalb von etwa 5,33 kPa (40 Torr) abfällt, führen selbst kleine Änderungen des Partialdrucks des eingeatmeten Sauerstoffs zu einer großen Abnahme der SaO₂. Die SvO₂-Messung verbessert die Überwachung von Hypoxie über einen Bereich von Zuständen hinweg. Körperliches Training ruft periphere Anpassungen hervor, um eine wirkungsvolle Nutzung der Zunahme der O₂-Zufuhr infolge einer höheren O₂-Diffusions-Leitfähigkeit im Muskel zu gestatten. Die Wirkung von Ausdauer-Training kann als größere Kapillar-Dichte beobachtet werden, wodurch eine längere Transitzeit bei einer gegebenen Blutströmung und auch eine höhere Differenz a-vO₂ ermöglicht werden. Die Erfindung wäre ein wertvolles Mittel beim Durchführen von Training-Stress-Tests und beim Untersuchen der Auswirkungen von Hitze und Kälte, Mikro-Schwerkraft und Dehydratation. Sie würde auch zahlreiche andere medizinische und physiologische Forschungsthemen unterstützen.

Claims

Verfahren zum nicht-invasiven Messen der venösen Sauerstoff-Sättigung, welches die folgenden Schritte aufweist: – Anbringen eines Druckwandlers an einem ersten Ort eines Körpers, der ein venöses und ein arterielles System hat; – Anlegen eines Ansteuerungssignals an den Druckwandler mit einer vorbestimmten Frequenz, um eine Serie von Pulsationen einer vorbestimmten Größe in dem venösen Blutvolumen in der Umgebung des ersten Ortes zu bewirken, wobei die Größe der Pulsationen derart gesteuert wird, dass das arterielle System minimal gestört wird; – Anbringen einer Oximeter-Vorrichtung an einem zweiten Ort an dem Körper; – Messen von Ausgangssignalen, die von der Oximeter-Vorrichtung empfangen werden, wobei die Ausgangssignale eine Komponente enthalten, welche für die auf die Pulsationen zurückzuführende Modulation des venösen Blutes repräsentativ ist; und – Herleiten eines Maßes der venösen Sauerstoff-Sättigung aus der Frequenzantwort der Ausgangssignale.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Beziehung zwischen dem Abstand zwischen dem ersten und dem zweiten Ort einerseits und der Größe der Pulsationen andererseits so gewählt wird, dass ein multiplikativer Term in dem Frequenzspektrum der gemessenen Signale minimiert wird, der für eine Störung des arteriellen Systems kennzeichnend ist.
Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass das Ansteuerungssignal an dem externen Druckwandler angelegt wird, um eine Serie von Pulsationen mit einer Frequenz zu bewirken, die sich von der Herzfrequenz des Subjektes unterscheidet.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Beziehung zwischen der Frequenz ω_m der durch das Ansteuerungssignal bewirkten Pulsationen und der Herzfrequenz ω_HR so ausgewählt wird, dass sie die folgenden Bedingungen erfüllt: ωm ≠ n(ωHR ± ΔωHR)und ωm ± (ωHR ± ΔωHR) ≠ n(ωHR ± ΔωHR)wobei n > 1.
Verfahren nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Frequenz des Ansteuerungssignals iterativ auf der Grundlage einer Echtzeit-Messung der Herzfrequenz bestimmt wird.
Verfahren nach einem der vorherigen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Größe der Pulsationen derart gesteuert wird, dass eine Schwankung von weniger als 1% in dem Gleichspannungs-Pegel des empfangenen Signals bewirkt wird.
Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass die Größe der Pulsationen derart ist, dass sie eine Schwankung von näherungsweise 0,1% in dem Gleichspannungs-Pegel des empfangenen Signals bewirken.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Oximeter an einem Finger platziert wird und ein weiterer Druckwandler von einem distalen Ende eines Gliedes weg platziert wird und so angeordnet wird, dass der Blutstrom zu und von dem Glied verschlossen wird, wobei die Messung während der Verschlussdauer durchgeführt wird.
Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Größe der Pulsationen bestimmt wird, indem man nach und nach die Pulsationsgröße erhöht und eine Frequenzantwort der Ausgangssignale beobachtet, wobei das Auftreten eines multiplikativen Terms in dem Frequenzspektrum ein Hinweis dafür ist, dass die maximal mögliche Größe erreicht worden ist.
Verfahren nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass beim Erreichen des Punktes, bei dem der multiplikative Term auftritt, die Pulsationsgröße anschließend bis zu einem Punkt verringert wird, bei dem der multiplikative Term bedeutungslos wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass es einen Kalibrierungsschritt enthält, während dem der Abstand zwischen dem ersten Ort und dem zweiten Ort verändert wird, während die Pulsationsgröße konstant gehalten wird, um einen optimalen Abstand herzuleiten.
Verfahren nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass der Kalibrierungsschritt einen weiteren Schritt enthält zum Verändern der Pulsationsgröße, während der Abstand zwischen dem ersten Ort und dem zweiten Ort konstant gehalten wird.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Maß der arteriellen Sauerstoff-Sättigung von der Frequenzantwort der Ausgangssignale hergeleitet wird, wobei der Unterschied der Pegel der arteriellen und der venösen Sauerstoff-Sättigung für den Sauerstoffverbrauch des Gewebes repräsentativ ist.
Gerät zum nicht-invasiven Messen der venösen Sauerstoff-Sättigung, welches aufweist: – einen Druckwandler, der betätigbar ist, um eine Serie von Pulsationen an einem ersten Ort an einem Körper anzulegen, der ein venöses und ein arterielles System hat; – ein Puls-Oximeter; – ein Steuerungsmittel, das betätigbar ist, um die Frequenz und die Größe der Pulsationen derart zu steuern, dass das venöse Blutvolumen moduliert wird, wobei das Steuerungsmittel betätigbar ist, um die Größe der Pulsationen derart zu steuern, dass das arterielle System minimal gestört wird; – ein Signal-Verarbeitungsmittel, das betätigbar ist, um einen Wert für die venöse Sauerstoff-Sättigung aus Signalen zu extrahieren, die von dem Oximeter empfangen werden, wobei die Signale eine Komponente enthalten, welche für auf den Pulsationen beruhende Modulation des venösen Blutvolumens repräsentativ ist.
Gerät nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass das Steuerungsmittel betätigt wird, um die Beziehung zwischen der Frequenz ω_m der durch das Ansteuerungssignal bewirkten Pulsationen und der Herzfrequenz ω_HR gemäß der folgenden Bedingungen zu steuern: ωm ≠ n(ωHR ± ΔωHR)und ωm ± (ωHR ± ΔωHR) ≠ n(ωHR ± ΔωHR)wobei n > 1.
Gerät nach Anspruch 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, dass der Druckwandler eine aufblasbare Finger-Manschette aufweist, der von einer Luftpumpe Luft zugeführt wird.
Gerät nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass der Druckwandler und das Puls-Oximeter als einstückige Vorrichtung ausgebildet sind.