DE69727776T2

DE69727776T2 - Verfahren zum bestimmen der fraktionellen sauerstoffsaturation

Info

Publication number: DE69727776T2
Application number: DE69727776T
Authority: DE
Inventors: Matti Huiku; Kurt Weckström
Original assignee: Instrumentarium Oyj
Current assignee: Instrumentarium Oyj
Priority date: 1996-06-12
Filing date: 1997-06-12
Publication date: 2004-12-09
Anticipated expiration: 2017-06-13
Also published as: FI962448A0; WO1997047233A1; US6104938A; EP0850013B1; JPH11510722A; DE69727776D1; FI962448A; EP0850013A1; EP1346683A2; EP1346683A3

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren gemäß der Definition des Oberbegriffs von Anspruch 1 für eine nicht-invasive Bestimmung der fraktionellen Sauerstoffsättigung im Blut. Darüber hinaus wird ein Sensor offenbart, der zur gemeinsamen Verwendung mit der erfindungsgemäßen Messvorrichtung zum Sammeln von Messdaten über den Patienten ausgelegt ist.
Die vorliegende Erfindung betrifft insbesondere die Überwachung der Sauerstoffmenge des Körpers in Patienten-Überwachungssystemen. Das Messen der Sauerstoffsättigung von arteriellem Blut bei der peripheren Zirkulation reicht gewöhnlich aus, um die Situation der Sauerstoffanreicherung und die Hinlänglichkeit der Sauerstoffzufuhr im gesamten Körper zu bestimmen. Das Ausmaß der Sauerstoffanreicherung des menschlichen Körpers kann über eine Sauerstoffsättigungsmessung von arteriellem Blut entweder auf nicht-invasive Weise mittels Pulsoximeter oder transkutanen Oximetern bzw. Blutgasanalysatoren oder auf invasive Weise entweder durch Entnahme einer Probe aus arteriellem Blut und Analyse der Blutgase in vitro (In-vitro-Blutgas- bzw. pH-Wert-Analysatoren) oder eine optische Messung der Blutprobe mit sogenannten CO-Oximetern oder Hämoximetern (In-vitro-Multi-Wellenlänge-Oximeter) geschätzt werden.
Partialdruckmessungen von Gas in arteriellen Blutproben und optische Verfahren auf der Basis der Absorption von Licht durch Blutproben sind Teil einer langjährigen Tradition, jedoch wurde die klinische Verwendung von Pulsoximetern erst in den späten 80er Jahren üblich, und das Messprinzip selbst ist relativ neu. Es gibt viele Patente und Patentanmeldungen auf Pulsoximeter. Die wichtigsten davon, sowie die umfassendsten allgemeinen Beschreibungen des Standes der Technik befinden sich in den Patentbeschreibungen US 4 653 498 , US 4 819 752 , US 4 407 290 und US 4 832 484 .
Die in den vorstehend genannten Patentbeschreibungen beschriebenen Verfahren des Standes der Technik, die die Basis der derzeit verwendeten Ausrüstung ist, ist unvollständig und unangemessen für eine kontinuierliche und nicht-invasive Überwachung von Änderungen des tatsächlichen Ausmaßes der Sauerstoffanreicherung oder des Grades der fraktionellen Sauerstoffsättigung in Patientenblut. In-vitro-Oximeter können zwar im Prinzip eine fraktionelle Sauerstoffsättigung aus einer normalen Blutprobe messen, jedoch ist die Messung weder nicht-invasiv noch kontinuierlich. Pulsoximeter messen dagegen kontinuierlich und nicht-invasiv, aber sie können den tatsächlichen Grad der fraktionellen Sauerstoffsättigung von Blut nicht messen und sind daher für Situationen, wo nur ein Teil der Gesamtmenge von Hämoglobin in einem Patient funktionell ist, nicht angemessen. Pulsoximeter messen die fraktionelle Sauerstoffsättigung unter der Annahme, dass die Zusammensetzung des Patientenbluts gleich derjenigen eines gesunden Nichtrauchers ist. Eine hohe Dyshämoglobinmenge, d. h. eine hohe relative Menge Hämoglobin, die nicht am Sauerstofftransport teilnimmt, beinhaltet immer eine Gefahr für den Patienten, weil die gängigen Pulsoximeter eine ungenaue Abschätzung des Ausmaßes der Sauerstoffanreicherung des Bluts liefern.
Der Grund für eine ungenaue Messung liegt im Messprinzip: Da Pulsoximeter nur zwei verschiedene Wellenlängen des Lichts zur Abschätzung der Sauerstoffsättigung nutzen, können nur zwei verschiedene Arten Blut-Hämoglobin, nämlich Oxyhämoglobin (HbO2) und Desoxyhämoglobin (Hb), durch dieses Verfahren genau gemessen werden. Sämtliche anderen farbigen Blutkomponenten (gewöhnlich Dyshämoglobine oder Farbstoffe, die in klinischen Tests verwendet werden) haben eine störende Wirkung auf die Messung und können nur als Durchschnittsmengen in Betracht gezogen werden. Diese Art von Durchschnittskorrektur wird gewöhnlich an der Zusammensetzung von gesundem Blut durchgeführt. Die Zusammensetzung von normalem Blut kann sich jedoch auf unvorhersehbare Weise und ohne leicht zu identifizierbarem Grund ändern. Die Blutzusammensetzung eines Patienten mit einer lebensgefährlichen Erkrankung kann sich von der Blutzusammensetzung einer gesunden Person unterscheiden, und zwar aufgrund einer Medikation, der Art der Erkrankung oder einer medizinischen Behandlung oder Messung. Eine neue und signifikante Behandlung dieses Typs ist die sogenannte Behandlung mit Stickoxid (NO), die einen erheblichen Anstieg des Methämoglobin-(Methb)-Spiegels verursachen kann. Ein weiterer üblicher Fall für ungenaue Messung ist eine Kohlenmonoxid-Vergiftung, die einen hohen Carboxyhämoglobin-(HbCO)-Spiegel im Patienten beinhaltet. Eine kontinuierliche nicht-invasive Überwachung des tatsächlichen Grades der Sauerstoffsättigung ist besonders wichtig bei der NO-Behandlung, weil die Dyshämoglobin-Spiegel relativ rasch ansteigen können, was bedeutet, dass eine Analyse auf der Basis einer Blutprobe nicht ausreicht. Die Messung der fraktionellen Sauerstoffsättigung ist ebenfalls sehr wichtig bei Notfalloperationen und bei der Follow-Up-Überwachung nach Carboxyhämoglobin-Vergiftung.
Die genaue kontinuierliche und nicht-invasive Messung der fraktionellen Sauerstoffsättigung erfordert einen Sensor mit mehreren Wellenlängen, die zur Erstellung einer Analyse einer Blut-Zusammensetzung verwendet werden. Nachstehend wird der Stand der Technik erörtert, indem eine Technik erwogen wird, die das Prinzip der nicht-invasiven Messung nutzt, wobei ein Oximeter mit mehreren Wellenlängen verwendet wird.
Ein vorher bekanntes Oximeter auf der Basis der nicht-invasiven Messung nutzt 8 verschiedene Wellenlänge zur Bestimmung des durchschnittlichen Ausmaßes der Sauerstoffanreicherung des Blutes über eine Messung am Ohr (Girsh und Girsh, Ann. Allergy, 42, S. 14 bis 18, 1979). Die Messung nutzt nicht das Pulsoximeter-Prinzip, wobei die Messung nur bei arteriellem Blut erfolgt, indem von der Lichttransmission eine Komponente unterschieden wird, die synchron mit dem Herzschlag schlägt, und die Komponente gegen die Gesamt-Licht-Transmission normalisiert wird. Stattdessen wird die mittlere Sauerstoffsättigung direkt von der gesamten Lichttransmission bei den verwendeten Wellenlängen gemessen. Die Gesamt-Transmission hängt von der Sauerstoffsättigung und der Zusammensetzung von arteriellem und venösem Blut ab, aber auch von der Absorption und der Streuung, die durch andere Gewebe verursacht werden. Gewöhnlich macht das Blut nur etwa 1 bis 2% der Menge an Gewebe aus, so dass das Signal sehr zweideutig ist. Ein solches Verfahren hat viele Nachteile: Zuerst ändert sich die Gesichtsfarbe der Person, die Struktur des Gewebe selbst und insbesondere die Streu- und Absorptionseigenschaften des Gewebes sowie seine anderen Eigenschaften und dominieren sogar die Gesamt-Transmission. Tatsächlich erfordert das Verfahren mehrere Wellenlängen zur Kompensation dieser Eigenschaften, und es kann keine verlässlichen Analysen der Zusammensetzung von arteriellem Blut liefern. Zudem ist die Analyse der Blutzusammensetzung in Bezug auf Prozentangaben schwierig, da die relativen Mengen von arteriellem Blut und venösem Blut und ihre unterschiedlichen Grade der Sauerstoffsättigung die Absorption beeinflussen. Die Menge der Dyshämoglobine ist in Arterien und Venen gleich, aber die Sauerstoffsättigung variiert mit dem Gewebemetabolismus und mit der Temperatur oder mit den Regulationsmechanismen des Körpers.
In den Patenten EP 335357 und US 5 421 329 wird vorgeschlagen, dass man durch Zufügen einer dritten Wellenlänge zu einem Pulsoximeter mit 2 Wellenlängen die Genauigkeit der funktionellen Sättigungsmessung mit einem Pulsoximeter verbessern kann oder die Artefakte, die bspw. durch Bewegung hervorgerufen werden, zu eliminieren oder zu reduzieren. Im ersteren Patent wird die dritte Wellenlänge verwendet, um das unregelmäßige Artefaktsignal aus dem oberen Teil der durch den Herzschlag verursachten Pulsierung zu eliminieren. Die Wellenlänge wird nicht zur Bestimmung oder Identifizierung des Dyshämoglobin-Spiegels verwendet. Im letzteren Patent wird die dritte Wellenlänge verwendet, um die Messung eines niedrigen Grades der Sauerstoffsättigung einzustellen, jedoch wird sie nicht im Zusammenhang mit der Messung des normalen Sättigungsbereichs oder zur Messung der Dyshämoglobin-Mengen oder des Ausmaßes der fraktionellen Sauerstoffsättigung verwendet. Letzteres Patent betrifft ebenfalls das Reflektionsprinzip und insbesondere die Messung der Sauerstoffsättigung in einem Baby während der Geburt. In dieser Situation wird eine dritte Wellenlänge natürlicherweise verwendet, um eine verlässlichere Messung zu erzielen. Entsprechend schlägt die Patentanmeldung WO 94/03102 die Verwendung einer dritten Wellenlänge zur Eliminierung von Artefakten vor, die durch Bewegung verursacht werden. Die Patentanmeldung US 471434 (Minolta Camera) verwendet ebenfalls eine dritte Wellenlänge für eine genauere Messung der funktionellen Sättigung. Wie die anderen betrifft diese Anmeldung nicht die Messung der fraktionellen Sättigung oder im allgemeinen Dyshämoglobin-Spiegel.
Die Patentanmeldung EP 0 524 083 schlägt ebenfalls die Verwendung einer dritten Wellenlänge zur simultanen Messung der Carboxyhämoglobin-Spiegel und Sauerstoff-Sättigung vor. Bei der Messung werden drei verschiedene Laserdioden mit Wellenlängen von 660 nm, 750 nm und 960 nm verwendet. Diese drei Wellenlängen werden zur Messung der Modulationsverhältnisse verwendet, und die Konzentrationen der drei unbekannten Arten von Hämoglobin, HbO2, Hb und HbCO werden durch Lösen eines linearen Gleichungssystems berechnet. Das in der Patentanmeldung EP 0 524 083 vorgestellte Verfahren hat jedoch zwei signifikante Nachteile. Zuerst ist das Verfahren nicht zur Messung von MetHb anwendbar; mit anderen Worten kann die fraktionelle Sättigung nur bestimmt werden für die drei oben genannten Hb-Arten. Zweitens reicht das Lösen des vorstehend genannten linearen Gleichungssystems zur Bestimmung der Konzentrationen der vorstehend genannten drei Arten von Hb nicht aus, wie es später in der Beschreibung einer bevorzugten Ausführungsform des erfindungsgemäßen Berechnungsverfahren hervorgeht. Der Haupt-Nachteil ist, dass das Gleichungssystem nicht linear ist, weil die darin verwendeten Koeffizienten selbst Funktionen der Konzentrationen sind. Aus diesem Grund ist die Verwendung dieses Verfahrens auf einen sehr engen Bereich der Sauerstoffsättigung beschränkt, und das Verfahren ist in dem Arbeitsbetrieb, der gewöhnlich für Pulsoximeter erforderlich ist, nicht arbeitsfähig. Neben den vorstehend genannten Nachteilen beinhaltet das Verfahren die Verwendung von Laserdioden und einen Lichtleiteranschluss zum Messpunkt, was das Messsystem für praktische Messungen und viel zu teuer schwierig für den Verbraucher macht. Darüber hinaus haben Laserdioden eine enge Auswahl von Wellenlängen. Aufgrund der Verwendung des Lichtleiters wird das Licht besonders an den Verbindungspunkten abgeschwächt, und das Signal-Rauschen-Verhältnis ist schlechter als bei der herkömmlichen Lösung, die lichtemittierende Dioden einsetzt. Die offiziellen Regelungen, die die kohärente Strahlung und die Gefahr betreffen, die von der Strahlung ausgeht, bspw. für das Auge, kann ebenfalls eine Einschränkung der Anwendung des Verfahrens in praktischen Situationen ausmachen.
Zudem stellt die Patentanmeldung von Aoyagi et al., EP 0679 890 A1 , welche den Stand der Technik ausmacht, eine Vorrichtung bereit, die für die Messung von Lichtabsorbierenden Blutkomponenten ausgelegt ist. Gemäß der Anmeldung können das Verfahren und die Vorrichtung zur Bestimmung des Ausmaßes der funktionellen Sauerstoffsättigung von Blut, der Konzentrationen verschiedener Arten von Hämoglobin und anderer Farbstoffkomponenten aus Blut, wie Bilirubin und Farbstoffe in der Vene, verwendet werden. Das vorgeschlagene Verfahren und die Vorrichtung beruhen auf einem ziemlich unüblichen optischen Modell der Lichttransmission durch Gewebe und Bildung eines pulsierenden Signals. Da das Verfahren offensichtlich eine der Lösungen des Standes der Technik ist, die mit der vorliegenden Erfindung verwandt sind, ist es notwendig, die in die Irre führenden Annahmen hervorzuheben, die hinter dem Verfahren und der Vorrichtung liegen. Die nachstehend aufgeführten Nachteile dienen als Beispiele, und die Nachteile sind nicht in vollem Maße beschrieben. Für eine eingehendere Erklärung der Nachteile wird auf die Dissertation von Reindert Graaf "Tissue Optics Applied to Reflectance Pulse Oximetry", Groningen University, 1. 12. 1993 Bezug genommen, welche eine ausgezeichnete Beschreibung der Gewebeoptiken und ihrer modernen Darstellung gibt. Demjenigen, der sich mit der Pulsoximetrie oder der nicht-invasiven Messung der Bluteigenschaften beschäftigt, sind die nachstehend aufgeführten Nachteile selbstverständlich und können über empirische Messungen erkannt werden. Folglich beruht die Patentanmeldung EP 0679 890 auf den folgenden irreführenden Annahmen. Zuerst kann die Diffusionsannäherung und ihre parameterisierten Flussmodelle (in der Anmeldung als die sogenannte Arthur-Schuster-Theorie) angewendet werden, um die Gesamttransmission durch das Gewebe zu beschreiben, aber sie können nicht im Zusammenhang mit pulsierenden Gewebekomponenten und dem Betrieb der Pulsoximeter bei kurzen Wellenlängen (600–700 nm) verwendet werden, und sie können gewöhnlich nicht bei einer niedrigen Sättigung oder für stark absorbierende Blutfarbstoffkomponenten verwendet werden. Die simultane Verwendung des Diffusionsmodells (gilt für Situationen, wo der Streuzielbereich erheblich größer als der Absorptionszielbereich ist) zusammen mit dem Lambert-Beer-Pulsoximetermodell (gilt für Situationen, wo der Absorptions-Zielbereich erheblich größer als der Streuzielbereich ist) führt gewöhnlich nicht zu realistischen Ergebnissen. Zweitens wird in der Patentanmeldung behauptet, dass der Streubegriff bekannt ist und von der Wellenlänge unabhängig ist. Tatsächlich ist der Streubegriff einer der einstellbaren Parameter in dem Modell und ebenfalls abhängig von der Wellenlänge und dem Gewebetyp. Der pulsierende Teil der Streuung hängt ebenfalls von der Größe, der Form und der Anzahl der Blutzellen, d. h. vom Hämatokrit, ab. Drittens spielt der Gewebebegriff (in der Patentanmeldung diejenige Komponente, die kein Blut ist) überhaupt keine signifikante Rolle bei der Signalbildung und kann daher nicht so verwendet werden, wie er in den Formeln als Faktor erscheint, der einen theoretischen Extinktionskoeffizienten des Bluts und empirisch gemessene Modulationsverhältnisse veranschaulicht. Es wird zudem in der Patentanmeldung behauptet, dass der Gewebefaktor überwiegend Wasser ist, das tatsächlich in Bezug auf die überwiegenden pulsierenden Faktoren in dem verwendeten Wellenlängenbereich überhaupt nicht absorbiert. Tatsächlich wird der überwiegende Effekt vom pulsierenden Gewebetyp vom venösen Blut erzeugt, dessen Absorption von solchen Dingen abhängt, die die Patentanmeldung EP 0 679 890 als zu messende Mengen, wie Sauerstoffsättigung, verschiedene Hämoglobin-Typen und ihre Mengen und Farbstoffe, angibt; somit gibt es keine lineare Korrelation zwischen den verschiedenen Gewebefaktoren, die vorher definiert werden können, obwohl die Anmeldung das Gegenteil behauptet, was bedeutet, dass das Ausmaß der Nicht-Linearität des Problems erheblich steigt. Fünftens übersteigt die Anzahl der unbekannten Mengen in dem Verfahren und in der Vorrichtung der fraglichen Patentanmeldung klar die Anzahl der verfügbaren Gleichungen. Die Patentanmeldung enthält zahlreiche andere Ungenauigkeiten, so dass die Anmeldung oder das darin vorgestellte Verfahren oder die Vorrichtung zumindest in Bezug auf ihre Grundvoraussetzungen nicht die Qualitätskriterien erfüllt, die man bei klinischen Patientenüberwachungsmessungen zu beobachten erwartet.
Im Vorstehenden hat sich der gängige Stand der Technik vom Standpunkt der Systeme beschäftigt, wobei mehr als zwei verschiedene Lichtquellen verwendet werden, die jeweils unterschiedliche Spektralemission aufweisen, so dass die Spektralemission in der gleichen Lichtquelle immer gleich ist. Insbesondere die Verwendung von mehr als zwei Lichtquellen ist noch mit den Problemen behaftet, die das Aufrechterhalten der Genauigkeit der Vorrichtung bei Gebrauch betreffen, und zwar sogar in Situationen, wo sich die Spektralemission der Lichtquellen aufgrund der technischen Aspekte der Herstellung der Lichtquelle ändert, und die Aufrechterhaltung der Genauigkeit erfordert eine Korrektur, damit diese Änderung kompensiert wird. Ein Verfahren für eine solche Korrektur oder eher ein billiges Verfahren zur Aufrechterhaltung der Sensorgenauigkeit ist in den US-Patenten 4 621 643 (11/1986), 4 700 708 (10/1987) und 4 770 179 (9/1988) vorgestellt. Diese Patente schlagen jeweils Lösungen vor, in denen Information über die Wellenlängen der Lichtquellen zur Messvorrichtung übertragen wird, indem die Korrektur, die für die Änderungen der Wellenlänge in ein Impedanzelement erforderlich ist oder in der Praxis in den Widerstandswert eines Widerstands, codiert wird. Aus dem Widerstandswert oder durch ein anderes ähnliches Codierungsverfahren erhält die Messvorrichtung Information, die die zur Kalibrierung der Vorrichtung erforderlichen Änderungen anzeigt. Dies kann mit einem einzelnen Widerstandswert oder einer anderen einfachen 'Codierung' erfolgen, wenn die Eindeutigkeit des Messsignals über andere Techniken garantiert ist. Bei Zweiwellenlängen-Pulsoximetern beruht die Eindeutigkeit auf der Vorrichtung, die im Wesentlichen nur ein Signal erzeugt, d. h. ein Modulationsverhältnis zwischen den beiden Wellenlängen, ein sogenannter R-Wert, der über eine eindeutige Kalibrierungskurve direkt mit der funktionellen Sauerstoffsättigung oder dem SpO2-Wert assoziiert werden kann. Keine solche eindeutige Korrelation existiert, wenn es mehrere Lichtquellen und mehr als zwei Hämoglobin-Varianten oder andere Blutfarbstoffkomponenten zu messen gilt. Die vorliegende Erfindung schlägt ein anderes Kalibrierungsverfahren vor, das eindeutig ist, und das im Gegensatz zur Technologie des Standes der Technik auf der Übertragung der Emissionseigenschaften der Lichtquellen zu einer Messvorrichtung beruht, sondern stattdessen auf der lichtquellenspezifischen Verwendung der Absorptionseigenschaften jeder Hämoglobinkomponente oder eines Farbstoffs, d. h. auf den sogenannten Extinktionskoeffizienten von Blut. Dies ermöglicht bspw. Situationen, bei denen die Wellenlängen der Lichtquellen oder der Lichtquellentyp selbst geändert werden können oder der Sensor für verschiedene Arten Hb- oder Farbstoffmessungen ausgerichtet werden kann, während gleichzeitig die Kompatibilität und die Genauigkeit des Sensors mit der vollständigen Vorrichtung bewahrt bleibt. Damit versteht sich im Rahmen der Erfindung die "Wellenlänge" der Lichtquelle in erster Linie als Stromzahl oder eine andere Identifizierung der Lichtquelle, die mit den Hämoglobinkomponenten oder Farbstoffen assoziiert ist, welche mit dem fraglichen Sensor gemessen werden. Das neue Verfahren lässt sich für Sensoren und Vorrichtungen mit zwei Lichtquellen und für solche mit mehr als zwei Lichtquellen anwenden.
Als Zusammenfassung des Standes der Technik kann behauptet werden, dass es soweit kein Verfahren oder keine Vorrichtung gibt, die zu einer verlässlichen Messung der fraktionellen Sauerstoffsättigung von arteriellem Blut und einer quantitativen Bestimmung der Dyshämoglobin-Spiegel fähig ist.
Die Aufgabe der Erfindung ist die Eliminierung der vorstehend genannten Probleme und Ungenauigkeiten. Eine besondere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist die Erzeugung eines effizienten und genauen Messverfahrens zur Bestimmung der relativen Konzentrationen oder Zusammensetzungen der Hämoglobinderivate oder Farbstoffkomponenten, die im Blut des Patienten vorhanden sind. Es wird ebenfalls eine Messvorrichtung und ein Sensor offenbart, der sich zur effizienten Anwendung des erfindungsgemäßen Berechnungsverfahrens zur Bestimmung des Ausmaßes der Sauerstoffsättigung im Patientenblut anwenden lässt.
Bezüglich der Eigenschaften, die für die vorliegende Erfindung charakteristisch sind, wird auf die Ansprüche Bezug genommen.
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren zur Bestimmung der relativen Konzentration oder der Zusammensetzung verschiedener im Blut enthaltener Hämoglobinarten, wie Oxyhämoglobin, Desoxyhämoglobin und Dyshämoglobinen, und/oder Farbstoffkomponenten, wie verschiedenen Farbstoffen in der Vene oder dergleichen, auf eine nicht-invasive Weise mittels Lichtabsorption, die durch verschiedene Hämoglobin-Varianten und/oder Farbstoffkomponenten verursacht wird, werden Lichtsignale bei mindestens 2 vorbestimmten Wellenlängen auf ein Gewebe übertragen, das im Kreislauf des Patienten enthalten ist, ein Lichtsignal, das durch das gemessene Ziel transmittiert wird und/oder davon reflektiert wird, wird empfangen, und das Ausmaß der Intensität des pulsierenden Lichtsignals, das bei jeder Wellenlänge erhalten wird, wird in Relation zur Gesamtintensität des Lichts, das durch das Gewebe durchgelassen wird oder aus dem Gewebe reflektiert wird, bestimmt. Die Schwingung des Lichtsignals wird durch die Herzschlagfrequenz bestimmt, die eine direkte Wirkung auf die Menge Blut hat, die in dem Gewebe fließ und daher auch auf die Menge der Hämoglobinderivate und/oder Farbstoffkomponenten.
Erfindungsgemäß werden die effizienten Extinktionskoeffizienten der Hämoglobinderivate und/oder Farbstoffkomponenten in dem Gewebe für jedes Lichtsignal und/oder Lichtsignalpaar über eine mathematische Transformation aus den Extinktionskoeffizienten der Blutfarbstoffkomponenten gemäß der Lambert-Beer'schen Theorie bestimmt, und der Anteil an spezifischen Bluthämoglobin-Derivaten und Farbstoffkomponenten in Relation zur Gesamtmenge an Hämoglobin im Blut wird bestimmt durch die Intensität der Signale, die bei verschiedenen Wellenlängen erhalten werden. Somit beruht das erfindungsgemäße Verfahren auf einem sogenannten Modulationssignal für jede Wellenlänge und auf einem Vergleich dieser Signale zwischen den beiden verschiedenen Wellenlängen. Das Ergebnis des letzteren Vergleichs wird ausgedrückt als Modulationsverhältnis. Diese Menge beschreibt den mittleren Blutfarbunterschied zwischen diesen beiden Wellenlängen. Wird dieser relative Farbunterschied mit verschiedenen Wellenlängenpaaren gemessen, werden die Konzentrationen der verschiedenen Hämoglobinderivate erhalten, indem ein nicht-lineares System von Gleichungen (1), das aus den Wellenlängenpaaren und den Extinktionskoeffizienten gebildet wird, gelöst wird.
wobei:
%mod i der Prozentanteil der Modulation für die Lichttransmission ist, die bei der Wellenlänge i gemessen wird, d. h. der Anteil der Lichttransmission, der bei Herzfrequenz variiert, als Prozentanteil der gesamten Lichttransmission;
C eine Konstante ist;
das ij-Element der ε-Matrix ein empirischer Extinktionskoeffizient der Blut-Hämoglobinvariante und/oder der Farbstoffkomponente HbX_j ist, welcher mathematisch vom bekannten Extinktionskoeffizient für die Wellenlänge i abgeleitet wurde, und
die unbekannten Arten des Blut-Hämoglobins und/oder von Farbstoff-Komponenten in Prozentangaben in dem vertikalen Vektor (HbX₁, HbX₂, ..., HbX_j) eingesetzt werden. Die Nicht-Linearität des Gleichungssystems beruht auf den Abweichungen zwischen Theorie und Praxis. Die tatsächlichen Extinktionskoeffizienten ε' hängen auch von der vom Gewebe verursachten Lichtstreuung und von der vereinigten Wirkung von Absorption und Streuung ab. Die bei den Extinktionskoeffizienten benötigten Korrekturen sind umso größer je größer der Anteil der von der Absorption und Streuung verursachten Abschwächung ist. In der Lambert-Beer'schen Theorie werden Streuung und die Wirkung des Gewebes nicht berücksichtigt.
Das vorstehend gezeigte Gleichungssystem kann auf verschiedene vorteilhafte Weisen erfindungsgemäß gelöst werden. Bei einer Ausführungsform wird das Gleichungssystem für alle Blutfarbstoffkomponenten gelöst, wobei die Summe von deren Anteile 100% beträgt, und die Anzahl der unabhängigen Lichtsignale ist so ausgewählt, dass sie mindestens der Gesamtzahl der Hämoglobinderivate und/oder Farbstoffkomponenten entspricht, die als Unbekannte gesetzt sind. Darüber hinaus muss gesagt werden, dass das Blut ebenfalls Hämoglobinderivate oder Farbstoffkomponenten enthalten kann, deren Konzentration und/oder Zusammensetzung bekannt ist. In diesem Fall müssen die bekannten Konzentrationen bei der Berechnung der Gesamtzahl sämtlicher Hämoglobinvarianten und/oder Farbstoffkomponenten berücksichtigt werden.
Bei einer erfindungsgemäßen Ausführungsform sind die als unbekannt gesetzten Hämoglobinvarianten Oxyhämoglobin und Desoxyhämoglobin, und mindestens eine Farbstoffkomponente ist eine Blut-Dyshämoglobin-Variante, wie HbCO, MetHb oder HbNO.
Bei einer erfindungsgemäßen Ausführungsform wird das nicht-lineare Gleichungssystem durch Verwendung von Modulationsverhältnissen gelöst, wobei die Transformation zwischen den bekannten Extinktionskoeffizienten gemäß der Lambert-Beer'schen Theorie und dem effektiven Extinktionskoeffizient des bluthaltigen Gewebes eine Transformationsfunktion zwischen dem gemessenen Modulationsverhältnis von zwei unabhängigen Lichtsignalen und dem Modulationsverhältnis, das aus entsprechenden bekannten Extinktionskoeffizienten gebildet wird, ist.
Bei einer erfindungsgemäßen Ausführungsform wird das nicht-lineare Gleichungssystem gelöst, durch Teilen des nicht-linearen Gleichungssystems in lineare Teile auf der Basis der Blutzusammensetzung und um eine gegebene Zusammensetzung herum und Lösen des so erhaltenen linearen Gleichungssystems durch Verwendung von experimentell bestimmten Extinktionskoeffizienten, die von der fraglichen Blutzusammensetzung abgeleitet werden. Die Extinktionskoeffizienten werden vorzugsweise vorher für verschiedene Blut-Sauerstoffanreicherungsspiegel bestimmt. Das nicht-lineare Gleichungssystem kehrt sich somit in ein lineares Gleichungssystem um, und es lässt sich leicht durch bekannte mathematische Verfahren lösen.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird das nicht-lineare Gleichungssystem über ein iteratives Verfahren gelöst, wobei ein Teil des Verfahrens im Identifizieren der Zusammensetzung und/oder Existenz des Dyshämoglobins und/oder Farbstoffs besteht, der zum besten iterativen Ergebnis führt. Die Iteration ist ein bekanntes mathematisches Verfahren und wird daher hier nicht im Einzelnen erläutert.
Bei der Bestimmung der Konzentrationen der Hämoglobin-Varianten und/oder Farbstoffkomponenten werden zudem unterschiedliche Modulationsverhältnisse auf der Basis der Blutzusammensetzung des Patienten gewichtet, wobei das nicht-lineare Gleichungssystem (1) durch Verwendung gewichteter Modulationsverhältnisse iterativ gelöst wird.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung wird ein Lichtsignal über den gleichen oder fast den gleichen optischen Weg zum Gewebe geleitet, wobei mindestens zwei vorbestimmte Wellenlängen verwendet werden. Wenn das Lichtsignal durch das Gewebe an im wesentlichen der gleichen Stelle gelangt, werden Fehler aufgrund von Divergenzen im Gewebe vermieden.
Die Auswahl der Wellenlängenbereiche ist nachstehend eingehender anhand von 1 erläutert, jedoch sind in einer bevorzugten Ausführungsform die zu verwendenden Wellenlängen ausgewählt aus vier verschiedenen Wellenlängenbereichen, von denen zumindest ein Wellenlängenbereich unter 660 nm liegt, und zwar vorzugsweise so, dass die Wellenlängenbereiche 620 bis 650 nm, 655 bis 665 nm, 680 bis 750 nm und 790 bis 1000 nm sind. Die Auswahl der Wellenlängenbereiche wird weiterhin durch die Zusammensetzung des menschlichen Blutes beeinflusst, so dass für eine normale Blutzusammensetzung, bei der die Gesamtmenge an Dyshämoglobin unter einem angemessenen Niveau liegt, bspw. unter 3%, Lichtsignale, die bei mittleren Wellenlängen von 660 nm, 690 nm und 900 nm erzeugt werden und/oder daraus gebildete Modulationsverhältnisse in Relation zu einem Lichtsignal im Wellenlängenbereich von 620 bis 650 nm und seinen Modulationsverhältnissen gewichtet werden. Für das Messen eines hohen Methämoglobinniveaus wird der Wellenlängenbereich von 620 bis 650 nm und seine Modulationsverhältnisse verwendet, die im Wesentlichen mit dem gleichen Anteil wie die anderen verwendeten Lichtsignale und ihre Modulationsverhältnisse gewichtet werden. Für eine normale Zusammensetzung von menschlichem Blut kann die Messung zudem bei vier mittleren Wellenlängen von 900 ± 10 nm, 690 ± 5 nm, 658 ± 5 nm und 632 ± 5 nm oder 900 ± 10 nm, 690 ± 5 nm, 658 ± 5 nm und 645 ± 5 nm durchgeführt werden.
Bei einer bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform wird aus den Wellenlängenkorrelationen bekannter Extinktionskurven für Blut-Hämoglobin-Varianten und/oder Farbstoffkomponenten für jedes unabhängige Lichtsignal ein effektiver Extinktionskoeffizient im betroffenen Lichtsignal- Emissionsbereich berechnet. Zudem wird ein effektiver Extinktionskoeffizient in dem Gewebe über die gleiche mathematische Transformation für sämtliche kleine spektralen Veränderungen in einem gegebenen Lichtsignal bestimmt.
Bei einer bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform werden Änderungen der spektralen Emission einer Lichtquelle, die um eine gegebene mittlere Wellenlänge herum arbeitet, d. h. die Änderungen der Wellenlänge der Lichtquelle, berücksichtigt, durch Verwendung der Änderungen des effektiven Extinktionskoeffizienten gemäß der Lambert-Beer'schen Theorie, indem das Modulationsverhältnis zwischen beiden Lichtsignalen für das im Gewebe gemessene effektive Modulationsverhältnis, und das effektive Modulationsverhältnis gemäß der Lambert-Beer'schen Theorie bestimmt werden und die Konzentrationen der Hämoglobin-Varianten mit Hilfe der korrigierten effektiven Extinktionskoeffizienten und dem effektiven Modulationsverhältnis bestimmt werden.
Bei einer bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform wird die Messung für jeden Sensor gesondert kalibriert, indem die bestimmten effektiven Extinktionskoeffizienten, die mit der Lambert-Beer'schen Theorie übereinstimmen und/oder so korrigiert wurden, dass sie dem Gewebe gesondert für jede Lichtquelle entsprechen, vorzugsweise für jedes Lichtelement, in einer in dem Sensor bereitgestellten Speichervorrichtung gespeichert, so dass sie bei der Bestimmung von Hämoglobin-Varianten und/oder Farbstoffkomponenten verwendet werden können. Zudem werden die Transformationsfunktionen für jedes Lichtsignalpaar und/oder die mittleren Wellenlängen in einer Speichervorrichtung in dem Sensor gespeichert, damit sie bei der Bestimmung von Hämoglobinvarietäten und/oder Farbkomponenten verwendet werden können.
Bei einer bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform wird zur Bestimmung einer gegebenen Dyshämoglobinvariante der Anteil anderer Dyshämoglobinvarianten als Konstante festgesetzt, und die zu messende Varietät wird als Unbekannte festgesetzt. Der Anteil der anderen Varianten wird auf einen Wert eingestellt, der einem invasiv gemessenen Anteil entspricht.
Der Sensor zum Sammeln der Messdaten durch Gewebe im Blutkreislauf eines Patienten in einer nicht-invasiven Messung umfasst Vorrichtungen zum Anschließen des Sensors an eine Messvorrichtung, eine Lichtquelle, die ein Lichtsignal bei mindestens zwei vorbestimmten mittleren Wellenlängen überträgt, und einen Empfänger, der so angeordnet ist, dass er ein Lichtsignal empfängt, das durch das zu messende Ziel transmittiert wird und/oder von diesem reflektiert wird. Der Sensor umfasst eine Speichervorrichtung zur Speicherung der vorbestimmten sensorspezifischen Daten, wobei die sensorspezifischen Daten einen effektiven Extinktionskoeffizienten für jede gewünschte Hämoglobin-Variante und/oder Farbstoffkomponente umfassen, wobei der effektive Extinktionskoeffizient für jede verwendete Lichtquelle charakteristisch ist. Die Speichervorrichtung kann ein programmierbarer Lesespeicher sein, dessen Inhalt elektrisch gelöscht oder verändert werden kann, oder ein ähnlicher Speicherkreis.
Es ist zudem bevorzugt, dass bei der Speichervorrichtung die Transformationsfunktionen und/oder mittleren Wellenlängen für jedes Lichtsignalpaar und/oder ein Identifikator gespeichert werden, der diese und/oder andere entsprechende Information repräsentiert, die den Zusammenhang zwischen Extinktion gemäß der Lambert-Beer'schen Theorie und die in dem Gewebe gemessene Extinktion anzeigt, zur Verwendung bei der Bestimmung der Hämoglobin-Varietäten und/oder Farbkomponenten. Die Lichtquelle des Sensors kann einen Satz von Lichtelementen umfassen, bei dem die zu verwendenden Wellenlängen, von denen zumindest eine unter 660 nm ist, aus folgenden vier Wellenlängenbereichen ausgewählt werden: 620 bis 650 nm, 655 bis 665 nm, 680 bis 750 nm und 790 bis 1000 nm. Zudem werden die Lichtelemente thermisch auf dem Sensorrahmen verankert, so dass die Temperatur der Lichtelemente unter einer bestimmten Grenze gehalten wird. Damit außerdem die Temperatur des Sensorteils, der an den Patienten angeschlossen werden soll, unter einer bestimmten Grenze gehalten wird, umfasst der Sensor eine erste Lichtleiterfaser zum Hindurchleiten des emittierten Lichts zu dem zu messenden Ziel und eine zweite Lichtleiterfaser zum Durchleiten des erhaltenen Lichts zum Empfänger. Auf diese Weise können die Elemente, die aufgewärmt werden können, in einer bestimmten Entfernung vom Patienten gehalten werden.
Der Sensor kann einen ersten Satz von Lichtelementen umfassen, die so angeordnet sind, dass sie Licht zu einem ersten Ziel emittieren, und einen zweiten Satz von Lichtelementen, die so angeordnet sind, dass sie Licht zu einem zweiten Ziel emittieren. Der erste und der zweite Satz von Lichtelementen haben zudem einen gemeinsamen Wellenlängenbereich, der zur Kompensation der Variationen aufgrund des Messpunktes verwendet wird. Bei einem bevorzugten Fall werden die in dem allgemeinen Wellenlängenbereich erhaltenen Messsignale miteinander verglichen, und auf der Basis dieses Vergleichs werden Divergenzen, die durch das Gewebe zwischen den Messpunkten verursacht werden, eingestellt.
Der Sensor kann ebenfalls vorzugsweise einen Satz Lichtfilter umfassen, die zusammen mit dem Empfänger angeordnet sind, so dass das erhaltene Licht in verschiedene Wellenlängenbereiche unterteilt wird. Auf diese Weise kann das Licht in einem weiten Bereich von Wellenlängen übertragen werden, vorzugsweise im Bereich von 600 bis 1000 nm, und das erhaltene Signal kann in die gewünschten Wellenlängenbanden gefiltert werden.
Der Sensor kann zudem Befestigungsvorrichtungen zum Befestigen des Sensors am Patienten umfassen, vorzugsweise am Ohr oder am Finger des Patienten. Man kann den Sensor auch an anderen Gliedmaßen oder Organen des Patienten befestigen.
Die Messvorrichtung zur Bestimmung der relativen Konzentrationen oder Zusammensetzungen verschiedener Arten von im Blut enthaltenem Hämoglobin, wie Oxyhämoglobin, Desoxyhämoglobin und Dyshämoglobinen, und/oder Farbstoff-Komponenten, auf eine nicht-invasive Weise, mittels Lichtabsorption, die durch verschiedene Arten Hämoglobin und/oder Farbstoffkomponenten verursacht wird, umfasst einen Sensor, wie er vorstehend beschriebenen wird, und eine Signalverarbeitungsvorrichtung zum Verarbeiten der empfangenen Signale. Die Signalverarbeitungsvorrichtung kann ein Computer, ein Mikroprozessor oder ein anwendungsspezifischer integrierter Schaltkreis (ASIC) oder dergleichen sein. Die Vorrichtung umfasst eine Rechnervorrichtung und eine Lesevorrichtung, die an die Rechnervorrichtung angeschlossen ist, und einen Sensor zum Ablesen der im Sensor gespeicherten Daten und Übertragen der Daten zur Rechnervorrichtung. Die Lese- und Rechnervorrichtung kann eine elektrisch gesteuerte Komponente oder eine an sich bekannte Anwendung sein, und sie kann vorzugsweise in die Signalverarbeitungsausrüstung oder im gleichen Bauteil mit der Ausrüstung eingebaut sein.
Die Vorrichtung ist vorzugsweise so angeordnet, dass sie bei verschiednen Wellenlängen gemäß einem vorbestimmten Zeitteilungs-Prinzp derart misst, dass die Messung der Anteile bestimmter Farbkomponenten oder Hämoglobin-Varianten in Bezug auf die Zeit gewichtet werden, so dass in einem bestimmten Zeitraum die Vorrichtung nur in einem bestimmten Teil des gesamten verwendeten Wellenlängenbereichs misst. Die Zeitteilung kann bspw. erfolgen, indem eine geeignete Kanalanordnung und Kanalbildungsvorrichtung verwendet wird, indem eine gegebener Kanal bei der Messzeit ausgewählt wird.
Bei der Messvorrichtung beinhalten die in dem Sensor gespeicherten Daten bestimmte Wellenlängenwerte für spezielle Blutzusammensetzungen der Patienten, insbesondere spektrale Emissionsinformation über die Lichtquellen, die in dem Sensor verwendet werden, vorzugsweise Lichtelementen, in Bezug auf verschiedene Farbkomponenten und/oder Hämoglobulin-Varianten und/oder Information über die Extinktionskoeffizienten gemäß der Lambert-Beer'schen Theorie und über die mathematische Transformation zwischen diesen und den Extinktionskoeffizienten für das Gewebe. Die in dem Sensor gespeicherten Daten beinhalten die Information, die den Sensortyp beschreibt. Darüber hinaus kann die Messvorrichtung eine Identifikationsvorrichtung zur Identifikation des Sensortyps umfassen. Die Identifikationsvorrichtung kann ebenfalls in der Lesevorrichtung integriert sein.
Verglichen mit dem Stand der Technik hat die vorliegende Erfindung den Vorteil, dass man mit dem erfindungsgemäßen Verfahren die vorstehend beschriebenen Probleme eliminieren kann, die die Ausrüstung des Standes der Technik betreffen, und vor allem ermöglicht die Erfindung die Eliminierung der Nachteile und die Ungenauigkeiten der Verfahren und der Vorrichtung des Standes der Technik.
Die Erfindung bietet darüber hinaus einen neuen Typ eines Berechnungsverfahrens, das die Ungenauigkeiten berücksichtigt, welche von der durch das Gewebe verursachten Streuung und Absorption herrühren. Zudem ermöglicht das Verfahren die Kompensation kleiner Abweichungen der LED-Wellenlängen.
Im Folgenden wird die Erfindung mit Hilfe einiger Beispiels-Ausführungsformen anhand der beigefügten Zeichnungen beschrieben. Es zeigt:
1 die Extinktionskoeffizienten verschiedener Hämoglobin-Varianten als Funktionen der Wellenlänge;
2a–2c eine bevorzugte erfindungsgemäße Wellenlängenauswahl;
3 ein Diagramm, das einen erfindungsgemäßen Sensor darstellt;
4 ein Diagramm, das eine bevorzugte Anordnung für die Befestigung eines erfindungsgemäßen Lichtelementes darstellt;
5 ein Diagramm, das einen erfindungsgemäßen Sensor darstellt;
6 ein Diagramm, das eine erfindungsgemäße Messvorrichtung darstellt;
7 die Korrelation der theoretischen und empirischen Sauerstoffsättigung als Funktionen des Verhältnisses (R/IR) der Prozentanteile der Modulationen, die bei Wellenlängen von 660 nm (R) und 940 nm (IR) bestimmt werden.
1 zeigt die Extinktionskoeffizienten verschiedener Hämoglobinvarianten als Funktionen der Wellenlänge. In 1 werden nun bestimmte Gründe, die hinter der Wahl der erfindungsgemäßen Wellenlänge liegen, erklärt. Bevorzugte Wellenlängen werden vorwiegend mittels zwei Kriterien ausgewählt: Eine der Wellenlängen, bspw. λ₂, die in dem Modulationsverhältnis (%modλ₁/%modλ₂) enthalten ist, wird ausgewählt aus einem Bereich nahe dem isosbestischem Punkt der dominierenden Hb-Variante oder Oxyhämoglobin (HbO2) und der Hb-Variante, deren Menge primär mit dem fraglichen Verhältnis gemessen wird, oder allgemein aus einem Bereich, in dem eine Änderung der relativen Menge von Hämoglobin nur einen geringfügigen Effekt auf das Signal hat. Die andere Wellenlänge in dem Modulationsverhältnis, in diesem Fall λ₁, ist so ausgewählt, dass die fraglichen Hb-Varianten einen großen Unterschied zwischen ihren Extinktionskoeffizienten bei dieser Wellenlänge aufweisen. Wenn der isosbestische Punkt nicht verwendet werden kann, wird die Wellenlänge vorzugsweise so ausgewählt, dass der Unterschied zwischen den Extinktionskoeffizienten der beiden primären Hb-Varianten bei den beiden verwendeten Wellenlängen entgegengesetzte Vorzeichen hat. Die Auswahl des primären Modulationsverhältnisses, das bei der Berechnung mit vier Wellenlängen aus sämtlichen möglichen Verhältnissen oder sämtlichen sechs möglichen Paaren von zwei Wellenlängen verwendet wird, beruht ebenfalls auf zwei Gründen: Das Modulationsverhältnis muss eine hohe oder zumindest eine hinreichende Empfindlichkeit gegenüber einer Änderung der Konzentration der Hb-Variante (Hbxx unten) haben, die vorwiegend mit diesem Modulationsverhältnis gemessen werden soll; d. h.
ist groß genug.
Die Empfindlichkeit des Modulationsverhältnisses gegenüber einer temporären Wellenlängenvariation zwischen den LED-Komponenten muss dagegen in Bezug auf die Empfindlichkeit gering sein, d. h.
ist klein genug.
Selbst für nur 4 Hämoglobinvarianten oder Farbstoffkomponenten ist eine gleichzeitige Erfüllung sämtlicher Kriterien unmöglich. Die Auswahl der Wellenlänge nahe dem Minimum oder Maximum der Absorptionskurve reduziert die Berechnungsfehler, die durch die Abweichung bei den Wellenlängen der LEDs verursacht wird. Aus diesem Grund sind die Minima und Maxima der Absorptionskurven und im Allgemeinen ihre flachen Abschnitte besonders gute Wahlen. Liegt eine solcher flacher Abschnitt nahe dem isosbestischem Punkt, ist die fragliche Wellenlänge ein guter Referenzwert, gegen den die Farbunterschiede gebildet werden. In 2 gibt es zwei solcher Bereiche: Im Bereich von 790 bis 1000 nm sind die Absorptionskurven für sämtliche Hb-Varianten hinreichend unempfindlich gegenüber Änderungen der Wellenlänge, wohingegen im Bereich von 680 bis 750 nm nur die Absorptionskurve von Desoxyhämoglobin gegenüber Wellenlängenänderungen empfindlich ist. Es ist gewöhnlich ratsam, die Wellenlängen so auszuwählen, dass zwei der vier oder mehr möglichen Wellenlängen bei den gegenwärtig verwendeten Pulsoximetern gleich sind. Ist dies der Fall, werden sämtliche empirische Informationen, die im Fall von Pulsoximetern verfügbar sind, ebenfalls verfügbar, wenn eine fraktionelle Sauerstoffsättigung mit Hilfe der Modulationsverhältnisse gemessen werden. Der dritte Wellenlängenbereich ist daher 655 bis 665 nm. Die Auswahl der Wellenlängen in diesen drei Bereichen verbessert die Genauigkeit der fraktionellen Sauerstoffsättigungsmessung bei normalem menschlichen Blut. Die genannten Wellenlängenbereiche eignen sich ebenfalls zur Bestimmung von HbCO.
Da es nicht möglich ist, eine Auswahl der 4 Wellenlängenbereiche ohne Konflikte zu machen, wird MetHb als Spezialfall behandelt. Für die MetHb-Messung ist ein bevorzugter Wellenlängen-Bereich 625 bis 650 nm. Die Auswahl der vier verschiedenen erfindungsgemäßen Wellenlängen ist 625 bis 650 nm, 655 bis 665 nm, 680 bis 750 nm und 790 bis 1000 nm. Das Berechnungsverfahren wird dann so eingestellt, dass in sämtlichen Situationen eine maximale Genauigkeit der Bestimmung der fraktionellen Sauerstoffsättigung für diese Wellenlängenbereiche erzielt wird.
In 2a–2c wird eine bevorzugte optimale Wellenlängenauswahl mit dem Lambert-Beer-Modell in Erwägung gezogen. Pulsoximeter-Modulations-Signale werden für drei verschiedene Spezialsituationen geboten: 1. Hypoxämie oder hoher Hb-Spiegel mit normalen DysHb-Spiegeln (2a), 2. Carboxy-Hämoglobinämie oder hoher HbCO, wohingegen andere Hb-Konzentrationen normal sind (2b) und 3. Methämoglobinämie oder hohe MetHb-Spiegel mit normaler Blut- Zusammensetzung in anderer Hinsicht (2c). In dem in 2 vorgestellten Fall ist die bevorzugte optimale erfindungsgemäße Wellenlängenauswahl 900 ± 10 nm, 690 ± 5 nm, 658 ± 5 nm und 630 ± 5 nm. Da der isosbestische Punkt zwischen Oxyhämoglobin und Carboxyhämoglobin nahe 645 nm liegt, ist dies auch eine bevorzugte Wellenlänge zur Berechnung des Modulationsverhältnisses. Bei dieser Wellenlänge kann MetHb mit hinreichender Genauigkeit bestimmt werden. Eine weitere erfindungsgemäße optimale Wellenlängenauswahl ist somit 900 ± 10 nm, 690 ± 5 nm 658 ± 5 nm und 645 ± 5 nm. Die Tabelle 1 weiter unten veranschaulicht die widersprüchliche Natur der Wellenlängenauswahl, wenn eine maximale Genauigkeit der Bestimmung gleichzeitig für alle verschiedenen Situationen erforderlich ist. Die Tabelle 1 zeigt diese Wellenlängen, die an erster Stelle verwendet werden sollten, sowie solche, die nicht verwendet werden sollten, für jede der verschiedenen Beschreibungen der Patientenbedingungen, die eine Oxygenierung betreffen.
Tabelle 1
Erfindungsgemäß lassen sich die Widersprüche bei der Auswahl der Wellenlängen reduzieren, und eine bessere Auswahlsgenauigkeit kann erzielt werden, indem die korrekten Modulationsverhältnisse auf verschiedenen Wegen in jeder Sauerstoffanreicherungssituation im Blut gewichtet werden. Bei der Hypoxämie werden bspw. die Wellenlängen 900 nm, 690 und 658 nm und Modulationsverhältnisse aus diesen immer verwendet, und die fraktionelle Sauerstoffsättigung wird stärker gewichtet als die Mengen für die Wellenlängen 630 nm oder 645 nm. In diesem Fall wird die Wellenlänge 630/645 nm vorwiegend verwendet, um das Vorhandensein von MetHb zu erfassen, jedoch erfolgt die Messung der Menge von DysHb mit anderen Wellenlängen. Ein bevorzugtes Wellenlängenpaar ist 690 nm und 900 nm, da sowohl HbCo als auch MetHb dieses Modulationsverhältnis gleichermaßen beeinflussen. Stellt sich heraus, dass der MetHb-Spiegel steigt, werden die Wichtungskoeffizienten so verändert, dass die Wichtung der Wellenlänge 658 verringert und die der Wellenlänge 630/645 nm erhöht wird. Bei Carboxyhämoglobin können sämtliche Wellenlängen gleichermaßen gewichtet werden. Da jedoch die Absorptionskoeffizienten für das Carboxyhämoglobin im gesamten Bereich außergewöhnlich klein sind, ist die HbCo-Konzentration vorwiegend durch die Tatsache ersichtlich, dass Carboxyhämoglobin Oxyhämoglobin ersetzt. Die beste Wellenlänge, die einen solchen Nachweis ermöglicht, ist 900 nm, so dass die Modulationsverhältnisse für diese Wellenlänge über dem Durchschnitt gewichtet werden müssen. Ein bevorzugtes erfindungsgemäßes Berechnungsverfahren ist eine gewichtete Berechnung, wie sie nachstehend beschrieben ist, die für die verwendeten Wellenlängen und auf den Krankheitszustand des Patienten optimiert ist. Die vorliegende Erfindung verwendet ebenfalls ein Sensor-Kalibrierungsverfahren, das nachstehend weiter beschrieben werden soll, welches ermöglicht, dass eine gute Analysegenauigkeit bei allen Wellenlängen aufrechtgehalten wird.
3 stellt einen bevorzugten Sensor dar, der in dem erfindungsgemäßen Verfahren zum Sammeln von Messdaten in einer nicht-invasiven Messung über Gewebe im Blutkreislauf des Patienten verwendet wird. Der Sensor umfasst Vorrichtungen 1 zum Anschließen des Sensors an eine Messvorrichtung. Bei dieser Ausführungsform wird der Sensor an die Messvorrichtung über ein Kabel angeschlossen, das an sich bekannt ist und zur Übertragung von Signalen ausgelegt ist. Darüber hinaus umfasst der Sensor eine Lichtquelle 2, die einen wesentlichen Teil davon bildet, der ein Lichtsignal bei mindestens 2, in dieser Ausführungsform 4 vorbestimmten mittleren Wellenlängen emittiert. Die Lichtquelle umfasst eine Anzahl Lichtelemente 2¹ , ..., 2⁴ , die jeweils Licht bei einer ausgewählten Wellenlänge emittieren, die sich von den anderen unterscheidet. Der Sensor umfasst auch einen Empfänger 3, der gewöhnlich eine lichtemittierende Diode oder eine sogenannte PIN-Diode ist, und der so angeordnet ist, dass er während der Messung ein Lichtsignal empfängt, das durch das Ziel transmittiert wird und/oder davon reflektiert wird. Der Sensor umfasst zudem eine Speichervorrichtung 4 zur Speicherung vorbestimmter sensorspezifischer Daten, wobei die sensorspezifischen Daten einen Extinktionskoeffizienten umfassen, der gesondert für jede Lichtquelle und jede Blut-Hb-Variante und/oder Farbstoffkomponente bestimmt wird, die sich messen lässt. Der in 3 veranschaulichte Sensor umfasst ein Sensorterminal 14, in dem die Speichervorrichtung befestigt ist, und an die die Lichtelemente 2¹ , ..., 2⁴ und der Empfänger 3 angeschlossen sind. Über das Sensorterminal 14 ist es möglich, bspw. den Sensor mittels Messvorrichtung zu steuern und die Daten, die in der Speichervorrichtung 4 enthalten sind, zu lesen.
Die Lichtelemente 2¹ , ..., 2⁴ in 3 sind in einem bipolaren Schaltkreis angeschlossen, der nur drei Leiter statt 5 verwendet und daher einfacher und vorteilhafter in Bezug auf die Kabelstruktur ist. Die Lichtelemente 2¹ , ..., 2² und andererseits die Lichtelemente 2³ , ..., 2⁴ sind in umgekehrten Richtungen zueinander angeschlossen und sie werden durch den Betriebsstrom mit umgekehrtem Vorzeichen betrieben. Ein solcher bipolarer Kontrollschaltkreis selbst ist dem Fachmann bekannt, und muss daher nicht eingehend beschrieben werden. Die Lichtelemente 2¹ , ..., 2⁴ sind kleine LED-Chips von etwa 0,3*0,3 mm² Größe, die auf einem Hybrid oder einer Leiterplatte oder einer entsprechenden Befestigung angebracht sind. Es lassen sich auch oberflächenbefestigte Vorrichtungen verwenden, aber zur Erzeugung einer Lichtquelleneinheit so klein wie möglich, sind Chips die bessere Wahl. Zudem kann ein Lichtelement 2ⁿ aus zwei identischen Lichtquellen (nicht gezeigt) bestehen, die in Reihe angeschlossen sind. Ein solcher Anschluss ist bevorzugt, wenn die LED eine unzureichende Helligkeit hat, wenn sie allein verwendet wird, oder wenn die Abschwächung, die durch das Gewebe verursacht wird, bei dieser Wellenlänge so groß ist, dass das dadurch transmittierte Licht unzureichende Intensität hat.
Die 4 stellt eine besonders vorteilhafte Lösung dar, als sie ermöglicht, dass die Oberflächentemperatur des Sensors in Bezug auf die herkömmliche Struktur reduziert werden kann. Bei dieser erfindungsgemäßen Ausführungsform wird ein Lichtquellenhybrid 2¹ thermisch auf dem Sensorrahmen 5 verankert und seine thermische Verbindung an der Hautoberfläche wird minimiert. Eine solche Struktur ermöglicht, dass eine niedrige Sensoroberflächentemperatur beibehalten wird, selbst wenn mehrere Lichtelemente verwendet werden. Darüber hinaus befindet sich in der in 4 veranschaulichten Struktur zwischen der Sensoroberfläche und dem Lichtquellenhybrid ein Hohlraum 15, der eine diffuse Reflexion bewirkt, wodurch das emittierte Licht zerstreut und geglättet wird. Daher wird die Lichtemission, die die Hautoberfläche erreicht, glatt über einen großen Bereich verteilt, was ein Vorteil bspw. in Bezug auf die Eliminierung von Bewegungsartefakten aus dem Lichtdetektorsignal ist. Der Rahmen der vorliegenden Erfindung umfasst ebenfalls Sensoren, die verschiedene Wellenlängenbereiche verwenden, und die für andere Messzwecke vorgesehen sind. Ein solcher Sensor kann bspw. zur Messung von Blut-Bilirubin oder einen gegebenen Farbstoff in den Venen vorgesehen sein.
Die 4 veranschaulicht auch eine bevorzugte erfindungsgemäße Ausführungsform, wobei sich der Empfänger 3 auf der gleichen Seite relativ zum Gewebe befindet, wie das Lichtelement 2¹ , so dass der Empfänger ein Signal erhält, das von dem Gewebe reflektiert wird. Der in 4 gezeigte Sensor ist besonders vorteilhaft in Fällen, in denen die Abschwächung, die durch das Gewebe verursacht wird, so stark ist, dass die Lichttransmission bei allen Wellenlängen zur Messung der fraktionellen Sauerstoffsättigung in der Transmissionsgeometrie nicht ausreicht. In solchen Fällen kann ein Reflexionssensor, wie er in 4 veranschaulicht ist, anstelle eines seriellen Anschlusses einer Reihe von LEDs verwendet werden. Da die Lichttransmission besonders im Fall kurzer Wellenlängen sinkt, die Streuung bei diesen Wellenlängen hingegen steigt, werden die Vorteile der Reflexionsgeometrie über beide Mechanismen manifest. Somit steigt das durch den Reflexionssensor erzeugte Signal in Relation zu den anderen Sensorlösungen.
Die 5 bietet eine typische Finger-Sensor-Struktur, die eine erste Lichtleiterfaser 6 zum Hindurchleiten eines Lichtsignals umfasst, das von einer Lichtquelle (nicht gezeigt) zu dem zu messenden Ziel emittiert wird, sowie eine zweite Lichtleiterfaser 7, die ein durch das Gewebe transmittiertes Lichtsignal zum Empfänger (nicht gezeigt) sendet. Mit dieser Sensorstruktur werden ebenfalls übermäßige Temperaturen an der Haut des Patienten vermieden. Bei dem Fingersensor ist die Befestigungsvorrichtung 9, die zur Befestigung der Sensorkomponenten nahe dem zu messenden Ziel verwendet wird, eine Klammer vom Kleiderhakentyp. Es sei weiterhin erwähnt, dass die von 5 dargestellte Lösung bspw. als Ohrsensor ausgeführt werden kann, oder die Ohrsensorkomponente kann mit einem Klebeband oder irgendeiner anderen Art der gesonderten Befestigungsvorrichtung befestigt werden.
Wird ein Lichtleiter-Schaltkreis wie er in 5 gezeigt ist, verwendet, können die LEDs sowie der Detektor im Inneren eines Patienten-Monitors oder einer entsprechenden Messvorrichtung untergebracht werden, wobei in dem Fall das Licht durch den ersten Lichtleiter 6 zum Sensor und über den zweiten Lichtleiter 7 zurück zur Messvorrichtung geleitet wird. In dieser in 5 gezeigten Lösung wird der Sensortemperaturanstieg gänzlich vermieden.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform (nicht gezeigt) werden zwei gesonderte Sensoren bei verschiedenen Messpunkten verwendet. Einer dieser Sensoren ist vorzugsweise ein herkömmlicher Pulsoximetersensor. Für den anderen Sensor wird eine gewöhnliche Wellenlänge ausgewählt und zur Korrektur der Skalierung der Modulationsverhältnisse zwischen den Sensoren verwendet, die kreuzweise berechnet werden. Daher müssen in zwei gesonderten Sensoren mindestens 5 LEDs statt 4 verwendet werden. Diese Struktur ist sogar dann bevorzugt, wenn einer der Sensoren nur für kurze Perioden verwendet wird, um den Dyshämoglobinspiegel zu messen, wohingegen der andere Sensor kontinuierlich verwendet wird, bspw. für die Messung der funktionellen Sauerstoffsättigung.
In 3 kann der Lichtdetektor 3 oder der Empfänger in 4 gesonderte Wellenlängenkanäle unterteilt werden, indem Lichtfilter verwendet werden. Die 3 zeigt Lichtfilter 8¹ , ..., 8⁴ , die zwischen dem Gewebe und dem Empfänger 3 angeordnet ist. Jeder Filter hat seinen eigenen Wellenlängendurchlassbereich gemäß den Wellenlängen, die in jeder Messung verwendet werden. Bei einer bevorzugten Ausführungsform können die Lichtfilter elektrisch gesteuert werden, so dass die Wellenlänge des Durchlassbereichs mit der Messvorrichtung verändert wird. Werden Lichtfilter verwendet, wird vorzugsweise eine gewöhnliche Breitband-Lichtquelle verwendet. Im Prinzip kann eine solche Lichtquelle mit einer hinreichenden Bandbreite aus einer oder mehreren LEDs mit einer mittleren Wellenlänge von etwa 680 nm und einer Bandbreite von etwa 60 bis 80 nm bestehen. In diesem Fall kann die LED für den nahen Infrarotbereich eine Wellenlänge von bspw. 910 nm haben. Eine weitere Lösung ist die Verwendung einer Breitband-Halogen- oder einer anderen Lichtquelle und das Leiten des Lichts durch eine Faser zum Sauerstoff-Sättigungssensor.
6 bietet eine bevorzugte Ausführungsform der Messvorrichtung. Die Messvorrichtung in 6 umfasst einen Sensor, wie er vorstehend anhand von 3 beschrieben ist, zusammen mit einem Sensorterminal 14. Die Messvorrichtung umfasst vorzugsweise mindestens eine Signalverarbeitungsvorrichtung 10, die ein Mikroprozessor oder eine entsprechend programmierbare an sich bekannte Komponente sein kann. In dieser Ausführungsform werden die Lichtelemente 2¹ , ..., 2⁴ zudem durch zwei bipolare Treiberschaltkreise (nicht gezeigt) gesteuert, die durch einen Mikroprozessor gesteuert werden. Die von den Lichtelementen 2¹ , ..., 2⁴ ausgesendete Strahlung wird durch das Gewebe geleitet oder von diesem zum Lichtdetektor 3 des Sensors reflektiert, von wo das Signal über das Sensorterminal 14 zum Strom-Spannungs-Wandler (nicht gezeigt) des Vorverstärkers der Vorrichtung geleitet wird. Danach wird das Signal auf eine vom Mikroprozessor 10 gesteuerte Weise amplifiziert. Es sei weiterhin erwähnt, dass die Messvorrichtung und der Sensor in einer stark reduzierten Form dargestellt sind, weil ein Großteil der verwendeten Technologie in der Messvorrichtung aus Elektronik besteht, die der Fachmann kennt. Die Verbraucher-Interface- und Anzeige-Funktionen sowie allgemeine Eigenschaften der Messvorrichtung werden über den Mikroprozessor 10 definiert. Die in 6 gezeigte Messvorrichtung umfasst eine Rechnervorrichtung 11, die so programmiert ist, dass das erfindungsgemäße Messverfahren mit Hilfe des Sensors durchgeführt werden kann. Andere wesentliche Komponenten in der Messvorrichtung sind eine Lesevorrichtung 12 und eine Identifiziervorrichtung 13, mit deren Hilfe die im Speicherelement 4 des Sensors gespeicherte Information gelesen und der Sensortyp identifiziert wird. In diesem Zusammenhang sollte man beachten, dass mit moderner Technik sogar eine Hardware-Implementierung möglich ist, worin sämtliche vorstehend genannten Komponenten, d. h. die Signalverarbeitungsvorrichtung 10, die Rechnervorrichtung 11, die Lesevorrichtung 12 und Identifiziervorrichtung 13, in einen einzelnen anwendungsspezifischen integrierten Schaltkreis (ASIC) programmiert werden.
Bei einer bevorzugten erfindungsgemäßen Ausführungsform wird die Messzeit in der in 6 gezeigten Ausführungsform flexibel zwischen den Kanälen geteilt. In diesem Fall wird bspw. das Meiste der Zeit beim Messen der fraktionellen Sauerstoffsättigung verbraucht, wohingegen eine eindeutig kürzere Zeit für die Dyshämoglobinmessung reserviert ist, oder der Dyshämoglobin-Spiegel wird nur bestimmt, wenn es nötig ist. Die bei der Messung verwendete Zeitteilung kann eine feste Teilung sein, oder sie kann je nach Situation flexibel geändert werden.
Die Theorie der Pulsoximetrie beruht gewöhnlich auf dem Lambert-Beer'schen Gesetz. Der Theorie zufolge ist die Lichttransmission durch das Gewebe bei jeder Wellenlänge exponentiell abhängig von der Extinktion des Gewebes. Diese Theorie ist auf dem Gebiet der Pulsoximetrie gewöhnlich anerkannt und etabliert. Unter Weglassen von Details ist die Theorie für 4 verschiedene Wellenlängen in dem vorstehend beschriebenen Matrixformat wie folgt:
wobei
%mod i der Prozentanteil der Modulation der Lichttransmission ist, die bei der Wellenlänge i gemessen wird, d. h. der Anteil der Lichttransmission, der mit Herzfrequenz variiert, als Prozentanteil der Gesamtlichttransmission, das ij-Element der ε-Matrix der Extinktionskoeffizient der Hämoglobinkomponente j von arteriellem Blut für Wellenlänge i ist, und die Hämoglobinkomponenten in Prozent werden in dem vertikalen Vektor (HbX₁, HbX₂, ..., HbX_j) in dieser Reihenfolge j untergebracht. Somit sind die horizontalen Linien der ε-Matrix die Extinktionskoeffizienten einer gegebenen Wellenlänge für verschiedene Hb-Varianten. Die Konstante C bestimmt die Einheiten auf der linken Seite der Gleichung. In dem vorstehenden Gleichungssystem wurde angenommen, dass der Modulationsprozentsatz klein ist (< 10%). Trifft dies nicht zu, wird anstelle von %mod i die genaue theoretische Form verwendet: %mod i ← ln (1 ± %mod i/100%)*100%
Die Prozentanteile der Modulation sind die grundlegenden Signale des Pulsoximeters, so dass es in der Lambert-Beer'schen Theorie möglich sein sollte, die Konzentrationen verschiedener Hb-Varianten direkt durch Verwendung einer Matrix umgekehrt zur ε-Matrix zu verwenden. In der Praxis ist dieses Gleichungssystem jedoch nicht linear. Wie vorher bereits erwähnt, beruhen die Divergenzen zwischen Theorie und Praxis auf der Tatsache, dass die tatsächlichen Extinktionskoeffizienten ε' ebenfalls auf der Streuung von Licht beruhen, die durch das Gewebe und Blut verursacht wird, und auf der kombinierten Wirkung von Absorption und Streuung. Die Korrekturen sind umso größer, je größer der Anteil der Abschwächung ist, die durch die Absorption und die Streuung verursacht wird. Das Lambert-Beer'sche Gesetz lässt erwarten, dass die Lichtstreuung und die Inhomogenität des Gewebes nicht berücksichtigt werden. In der Praxis unterscheiden sich daher bei der nicht-invasiven Messung die Elemente ε_ij der ε-Matrix von den Extinktionskoeffizienten ε'_ij von tatsächlichem Blut. Diese Korrelation zwischen der tatsächlichen und der theoretischen Extinktionsmatrix kann durch eine Transformation T dargestellt werden, die von der Gesamtabsorption und der Streuung bei den bei der Messung verwendeten Wellenlängen abhängt. Dieses Verhältnis kann in der folgenden Form gezeigt werden:
Das * Zeichen am oberen Rand der Matrix bedeutet, dass die Elemente der Matrix ε'_ij sind.
Da die Gesamtabsorption die Summe der Extinktionskoeffizienten ist, die von den Hämoglobinanteilen gewichtet werden, hängt die Transformation T von den Hämoglobin-Konzentrationen selbst ab, oder (T) = (T)(HbX1, HbX2, HbX3, ..., HbXj)
Bei der Mehrkomponenten-Analyse der Blutzusammensetzung, hat die Abweichung zwischen Theorie und praktischer Messung signifikante Konsequenzen, die bspw. in der Patentanmeldung EP 0 524 083 A1 ignoriert werden. Zuerst ist das Gleichungssystem (1) nicht linear, d. h. es kann nicht durch Verwendung einer reversen Matrix gelöst werden. Zweitens beeinflusst jegliche Hb-Variante und die Änderung ihrer Konzentration ebenfalls die tatsächlichen Extinktionskoeffizienten anderer Hb-Varianten. Aus diesem Grund muss das Gleichungssystem (1) für sämtliche im Blut vorhandenen Hb-Varianten gelöst werden, und die ziemlich stark absorbierende MetHb-Variante kann nicht aus der Analyse ausgeschlossen werden.
Im Folgenden wird in 7, die die Korrelation der theoretischen und empirischen Sauerstoffsättigung als Funktionen des Verhältnisses (R/IR) der Prozentanteile der Modulation, bestimmt bei Wellenlängen von 660 nm (R) und 940 (IR), zeigt, veranschaulicht, wie das Gleichungssystem (1) mit Hilfe der Prozentanteile der Modulation für verschiedene Hb-Varianten, d. h. HbO2, Hb, HbCO, MetHb und HbX, wobei Hbx eine Hämoglobinkomponente ist, gelöst wird, die im Patientenblut in einer besonderen Situation erscheinen, bspw. Nitrosylhämoglobin HbNO oder Sulphohämoglobin HbS. Im Prinzip kann HbX eine beliebige Blutfarbstoffkomponente, wie einen künstlichen Farbstoff, umfassen.
In 7 ist die Bedeutung der Matrixtransformation (2) derart, dass die Transformation der Übertragung der theoretischen Lambert-Beer'schen Kurve auf die empirische Kurve dient (in der Figur, Wukitsch et al.). Dies erfolgt über eine Umwandlungsfunktion, die die numerischen Werte auf der R/IR-Achse in der gewünschten (nicht-linearen) Weise ändert. Bei verschiedenen Wellenlängen wird eine entsprechende Korrelation zwischen den theoretischen und empirischen Modulationsverhältnissen und dem Sauerstoffsättigungsniveau für jede der sechs verschiedenen Wellenlängenpaare erhalten. Die Transformation T enthält die Information, die für die Übertragung sämtlicher dieser Kurvenpaare benötigt wird, und umgekehrt bestimmt die Übertragung der Kurvenpaare die Transformation T. Es folgt eine Beschreibung, wie diese Art der Transformation in einer Mehrkomponenten-Analyse der Hb-Varianten mit einer Vielzahl verschiedener Wellenlängen und einer Vielzahl verschiedener Hämoglobinkomponenten arbeitet.
Die Beschreibung ist auf die Verwendung von vier verschiedenen Wellenlängen beschränkt. Unter bestimmten Annahmen kann das Verfahren zur Analyse von mehr als vier Hb-Varianten mit ausreichender Genauigkeit verwendet werden.
Bei dem erfindungsgemäßen Analyseverfahren wird der Gesamtextinktionskoeffizient der Dyshämoglobine bei Wellenlänge i geschrieben als:
wobei DysHb = MetHb + HbCO + HbX (4)und HbX eine dritte Dyshämoglobin-Variante ist. In der allgemeinen Darstellung kann HbX auch als künstliche Farbstoffkonzentration im Blut interpretiert werden.
Bei vier verschiedenen Wellenlängen kann das unbekannte Gleichungssystem geschrieben werden in der Form:
wobei die ε-Matrix der Lambert-Beer'schen Theorie entspricht und die in der Literatur dokumentierten Extinktionskoeffizienten enthält. Die von der Theorie vorausgesagten Prozentanteile der Modulation befinden sich somit im vertikalen %mod i-Vektor. C stellt wiederum die Transformation der Einheiten dar. Die Konzentrationen der verschiedenen Hb-Varianten sind als proportionale Anteile dargestellt.
Die experimentell gemessenen Modulationsprozentsätze sind:
Es ist an dieser Stelle ersichtlich, dass die Transformation T weder linear noch bspw. eine Matrixmultiplikation ist, es hat jedoch eine eindeutige inverse Transformation. Nachstehend wird ein Beispiel für diese Transformation berechnet.
Die Gleichung (5) wird folgendermaßen in Modulationsverhältnisse unterteilt:
wobei k,1 = 1, 2, 3, 4 und k # 1 ist. Bei vier Wellenlängen kann diese Unterteilung auf sechs verschiedenen Wegen erfolgen, d. h. es gibt sechs Formeln (8).
Man setzt [(%mod k)/(%mod l)] = Z ein und löst jede Gleichung (8) nach HbO2:
Das theoretische Modulationsverhältnis Z kann ausgedrückt werden mit einem experimentell gemessenen Modulationsverhältnis Z', so dass: Z = fki(Z') (10)das die Transformation inv(T) bestimmt: Z' → Z. Die experimentell korrekte fraktionelle Sauerstoffsättigung wird aus der Gleichung (9) durch Einsetzen von Z in Formel (10) erhalten. Sind folglich die Wellenlängen 660 nm und 940 nm, überträgt die Funktion f (660, 940) die experimentell gemessene Kurve in 7 auf die Lambert-Beer'sche Kurve durch Ändern der numerischen Werte auf der vertikalen Achse auf eine Weise, die von Funktion f(660, 940) bestimmt wird. Die Funktion f hängt von der Gesamtabsorption und der Streuung ab, die bei den Wellenlängen k und 1 erscheint, aber nicht länger von verschiedenen Hb-Varianten. Somit kann die Funktion f bspw. über Hypoxämie-Tests mit normalen HbCO- und MetHb-Konzentrationen gefunden werden. Dies erleichtert die Kalibrierung der fraktionellen Sättigungsmessung erheblich. Die Funktion f ist aufgrund der Kalibrierungsdaten für herkömmliche Pulsoximetermessung bei Wellenlängen R = 660 nm und IR = 900 nm (oder 940 nm) bekannt. Werden die Darstellungen der Transformation inv(T) folgendermaßen bspw. bei Wellenlängen von 630 nm, 660 nm und 900 nm bezeichnet:
dann lassen sich sämtliche Funktionen f durch Ändern der Konzentration von einer Hb-Variante und daher der Gesamtabsorption für die fragliche Wellenlänge bestimmen. Die Darstellungen R'-R, Q'-Q, P'-P, S'-S, T'-T und U'-U sind bekannt, die Gleichungen (3) und (4) werden gelöst und das fraktionelle Sättigungsniveau wird für die 3–6-Modulationsverhältnisse iterativ aus dem Gleichungssystem (9) gelöst, so dass der fraktionelle Sauerstoffsättigungswert HbO2, die Gesamtkonzentration von Dyshämoglobin DysHb und die Zusammensetzung der Dyshämoglobinvarianten auf kompatible Weise bestimmt werden kann. Die Berechnung kann eine Verifikation des Ergebnisses beinhalten, indem es auf die Bedingung überprüft, die in die Gleichung eingebaut ist, dass die Summe sämtlicher Hb-Varianten 100% beträgt. Das Iterationsverfahren kann mit der klinischen Information über den Zustand des Patienten beschleunigt werden. Gewöhnlich hat nur eine DysHb-Variante im Blut des Patienten einen erhöhten Wert. Darüber hinaus ändert sich die Menge an Dyshämoglobin langsam mit der Zeit, so dass die Gleichungen (3) und (4) nicht notwendigerweise in einer Echtzeitberechnung des fraktionellen Sauerstoffsättigungswertes verwendet werden müssen. Diese Gleichungen haben somit eine größere Bedeutung bei der Identifizierung der Dyshämoglobinvarianten.
Der Weg, auf dem die Mehrkomponentenanalyse der Hämoglobin-Zusammensetzung von Blut durchgeführt werden kann, ist oben beschrieben. Anschließend wird die Frage erörtert, wie die Konzentration von Dyshämoglobin identifiziert werden kann. Anschließend erfolgt eine Diskussion, wie die Sensorkalibrierungsdaten gespeichert werden.
Bei der klinischen Messung der fraktionellen Sauerstoffsättigung ist die zu überwachende Dyshämoglobinvariante gewöhnlich vorher bekannt. Es ist gewöhnlich ebenfalls bekannt, dass die Konzentrationen der anderen Dyshämoglobinvarianten normal sind und bei der geplanten Behandlung unverändert bleiben. In einer solchen Situation kann der Verbraucher die vorwiegend interessierende Dyshämoglobinvariante in die Vorrichtung eingeben. In diesem Fall werden die nicht-interessierenden Dyshämoglobinkonzentrationen als normale Parameter in die Gleichungen (3) und (4) eingegeben, wohingegen die vorwiegend interessierende Dyshämoglobinvariante als unbekannter Parameter gesetzt wird. Im Prinzip kann der Verbraucher ebenfalls Hämoglobinwerte, die in einer Blutprobe gemessen wurden, in der Vorrichtung verfügbar machen. Die Vorrichtung bewerkstelligt die Berechnung mit Oxyhämoglobin (HbO2), Desoxyhämoglobin (Hb) und der vorwiegend interessierenden Dyshämoglobinvariante als unbekannte Variablen, wohingegen die Menge der anderen Dyshämoglobinvarianten als Konstante angenommen werden.
Aus Gründen der Verbraucherfreundlichkeit wird gewöhnlich gefordert, dass es möglich sein sollte, die Dyshämoglobinvariante auf die gleiche Weise zu "messen", wie die Oxyhämoglobinmenge. In diesem Fall ist die Zusammensetzung vorher nicht bekannt, und die Wirkungen der an den Patienten verabreichten Behandlung sind auch nicht bekannt. Im Prinzip kann die normale Zusammensetzung des menschlichen Bluts, das vier Hämoglobinvarianten enthält, mit 4 verschiedenen Wellenlängen analysiert werden. Im Blut einer Person, die lebensgefährlich erkrankt ist, können andere HbX-Varianten oder andere Farbstoffe vorhanden sein, und zwar als Folge der Behandlung oder Medikation. Das Vorhandensein von diesen kann identifiziert werden, indem festgesetzt wird, dass der HbO2-Wert, der über die Iteration von 5 verschiedenen Modulationsverhältnissen berechnet wird, innerhalb bestimmter festgelegter Variationsgrenzen liegen sollte. Eine zusätzliche Festsetzung, die sich anwenden lässt, ist die Annahme, die in den Gleichungen enthalten ist, dass die Summe der Hämoglobinvarianten 100% sein sollte. Die Identifizierung einer divergenten HbX-Variante oder eines Farbstoffs erfolgt, wenn das Iterationsergebnis nicht konsistent ist. Zeigt das Ergebnis der iterativen Berechnung einen erhöhten MetHb-Wert und erhält der Patient eine NO-Behandlung, kann die HbX-Variante als Nitrosylhämoglobin HbNO angenommen werden. Der Extinktionskoeffizient davon wird zu den Gleichungen (3) und (4) gefügt. Das HbCO in den Gleichungen wird auf normale Mengen oder etwa 1% eingestellt. Ergibt die iterative Berechnung eine erheblich bessere Übereinstimmung, wird HbNO identifiziert. Werden bei der normalen iterativen Berechnung keine erhöhten MetHb- oder HbCO-Werte beobachtet, aber ist die Genauigkeit der Iteration gering, dann erfolgt eine Überprüfung, damit verifiziert wird, ob andere programmierte Hb-Varianten oder Farbstoffe vorhanden sind. Ergibt die iterative Berechnung ein erheblich besseres Ergebnis, dann wird die fragliche Hämoglobin-Variante oder der Farbstoff identifiziert.
Ein weiterer Vorteil, der von dem vorstehend beschriebenen Berechnungsverfahren ausgeht, ist, dass die Änderungen bei den Sensor-LED-Wellenlängen leicht und einfach bei der Berechnung der fraktionellen Sättigung berücksichtigt werden können. Das Sensorkalibrierungsverfahren umfasst die folgenden Schritte:

1. Die Wellenlängen und Spektralemission der Sensor-LEDs werden gemessen.
2. Für die Absorptionskurven der Hb-Varianten, die in der Lambert-Beer'schen Theorie oder in der Literatur dokumentiert sind, wird ein Extinktionskoeffizient für die Wellenlänge jeder LED berechnet, wobei die mittlere Wellenlänge und die Spektrallinienbreite der LED berücksichtigt wird. Die Empfindlichkeitskurve des Empfängers kann ebenfalls in diesem Verfahren aufgenommen werden.
3. Die Extinktionskoeffizienten ε_ij werden gesondert in Matrixformat für alle Lichtelemente gespeichert.
4. Die Matrix der Extinktionskoeffizienten wird in einer Speichervorrichtung gespeichert, wie einem EEPROM, der im Sensor zur Verfügung gestellt wird.
5. Transformationen der theoretischen Extinktionsmatrix und von einer empirischen Matrix werden in der gleichen EEPROM als Funktionen R, Q, P, S, T und U gespeichert. Diese Funktionen werden in dem Verfahren auf die vorstehend beschriebene Weise verwendet.
6. Der Sensortyp, d. h. gegebenenfalls der MetHb-Sensor, CO-Sensor usw. ist im EEPROM gespeichert.
7. Daten, die die Herstellung und Garantie des Sensors sowie andere entsprechende Daten betreffen, werden im EEPROM gespeichert.

Der Sensor bietet daher einen großen Vorteil, da die Messvorrichtung den Inhalt der EEPROM ablesen kann und die Kalibrierungsdaten bei der Berechnung der fraktionellen Sättigung verwenden kann.
Die Erfindung ist nicht auf die Beispiele der vorstehend beschriebenen Ausführungsformen eingeschränkt, stattdessen sind aber viele Varianten innerhalb der erfindungsgemäßen Idee möglich, die von den Ansprüchen definiert wird.

Claims

Verfahren zur Bestimmung der relativen Konzentration von verschiedenen Arten von Hämoglobin und/oder Farbstoff-Komponenten, welche im Blut enthalten sind, oder zum Identifizieren ihrer Zusammensetzung auf eine nicht-invasive Weise, durch Verwendung von Lichtabsorption, welche von den verschiedenen Hämoglobinvarianten und/oder Farbstoff-Komponenten verursacht wird, wobei das Verfahren die folgenden Schritte aufweist: Leiten von Lichtsignalen bei mindestens zwei vorherbestimmten Wellenlängen zu einem Gewebe, welches in die Blutzirkulation eines Patienten einbezogen ist; Empfangen eines durch das zu messende Ziel geleiteten Lichtsignals und/oder eines davon reflektierten Lichtsignals; und Bestimmen des Anteils der Intensität des pulsierenden Lichtsignals, welches bei jeder Wellenlänge empfangen wird, in Bezug auf die Gesamtintensität des durch das Gewebe hindurch geleiteten oder von dem Gewebe reflektierten Licht, wobei erste Extinktionskoeffizienten für die Blut-Hämoglobinderivate und/oder Farbstoff-Komponenten für die verschiedenen Arten von Hämoglobin und/oder Farbstoffkomponenten bei den mindestens zwei festgelegten Wellenlängen in Übereinstimmung mit der Lambert-Bee'schen Theorie erhalten werden, dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren ferner die folgenden Schritte aufweist: Bestimmen der effektiven Extinktionskoeffizienten der Blut-Hämoglobinderivate und/oder Farbstoff-Komponenten in dem Gewebe für die mindestens zwei vorherbestimmten Wellenlängen über eine mathematische Transformation der ersten Extinktionskoeffizienten; und Bestimmen des Anteils spezifischer Blut-Hämoglobinderivate und/oder Farbstoff-Komponenten in Relation zur Gesamtmenge von Hämoglobin, welches im Blut enthalten ist, durch die Intensität der in verschiedenen Wellenlängenbereichen erhaltenen Signale und unter Verwendung der effektiven Extinktionskoeffizienten.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Verfahren den Schritt des Bestimmens des Anteils von Blut-Hämoglobinderivaten und/oder Farbstoff-Komponenten in Relation zur Gesamtmenge an Hämoglobin und/oder Farbstoff-Komponenten, welche im Blut enthalten sind, mit Hilfe eines nicht-linearen Systems von Gleichungen aufweist.
Verfahren gemäß Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die nicht-lineare Gleichung
ist, wobei %mod i der Prozentanteil der Modulation der Licht-Transmission ist, die bei der Wellenlänge i gemessen wird, d. h. der Anteil der Licht-Transmission, der mit Herzfrequenz variiert als Prozentanteil der gesamten Licht-Transmission; wobei C eine Konstante ist; wobei das ij-Element der (T) ε-Matrix ein empirischer Extinktionskoeftizient einer Blut-Hämoglobinvariante und/oder Farbstoff-Komponente HbX_j ist, welcher mathematisch vom bekannten Extinktionskoeffizienten für die Wellenlänge i abgeleitet wurde; und wobei die unbekannten Arten des Blut-Hämoglobins und/oder von Farbstoff-Komponenten in dem vertikalen Vektor (HbX₁, HbX₂, ..., HbX_j) sind.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass das nicht-lineare System der Gleichungen für alle Blut-Farbkomponenten gelöst wird, deren Summe an proportionalen Anteilen 100% ist; und dass die Anzahl an unabhängigen Lichtsignalen so gewählt ist, dass sie mindestens mit der Gesamtzahl von Hämoglobinderivaten und/oder Farbstoff-Komponenten korrespondiert, die als Unbekannte eingesetzt werden.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zwei unbekannte Hämoglobinvarianten Oxyhämoglobin und Deoxyhämoglobin sind; und dass zumindest eine Farbstoff-Komponente ein Blut-Dyshämoglobin ist, wie z. B. HbCO, MetHb oder HbNO.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das nicht-lineare System von Gleichungen durch Verwendung von Modulationsverhältnissen gelöst wird, wobei die Transformation zwischen den bekannten Extinktionskoeffizienten gemäß der Lambert-Beer'schen Theorieund dem effektiven Extinktionskoeffizienten des Bluts enthaltenden Gewebes eine Transformationsfunktion zwischen dem gemessenen Modulationsverhältnis von zwei unabhängigen Lichtsignalen und dem Modulationsverhältnis ist, welches von den korrespondierenden bekannten Extinktionskoeffizienten gebildet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass das nicht-lineare System von Gleichungen gelöst wird durch Teilen des nicht-linearen Systems von Gleichungen in lineare Teile auf Basis der Blutzusammensetzung und um eine gegebene Zusammensetzung herum und Lösen des so erhaltenen Systems von linearen Gleichungen durch Verwendung von experimentell erhaltenen Extinktionskoeffizienten, welche sich von der besagten Blutzusammensetzung ableiten.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass das nicht-lineare System von Gleichungen über ein iteratives Verfahren gelöst wird, wobei ein Teil dieses Verfahrens im Identifizieren der Zusammensetzung und/oder Existenz des Dyshämoglobins und/oder Farbstoffs besteht, welche zum besten iterativen Ergebnis führt.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Bestimmung von Konzentrationen von Hämoglobinvarianten und/oder Farbstoff-Komponenten unterschiedliche Modulationsverhältnisse gewichtet werden auf Basis der Blutzusammensetzung des Patienten, in welchem Fall das nicht-lineare System von Gleichungen (1) iterativ durch Verwendung gewichteter Modulationsverhältnisse gelöst wird.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Lichtsignal über die gleiche oder fast die gleiche optische Route bei mindestens zwei vorherbestimmten Wellenlängen zu dem Gewebe geleitet wird.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Wellenlängen, die verwendet werden sollen, aus vier verschiedenen Wellenlängenbereichen gewählt sind, von welchen zumindest ein Wellenlängenbereich unterhalb 660 nm ist, vorzugsweise so, dass die Wellenlängenbereiche 620 bis 650 nm, 655 bis 665 nm, 680 bis 750 nm und 790 bis 1000 nm sind.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass für eine normale Zusammensetzung von menschlichem Blut, bei welcher die Gesamtmenge an Dyshämoglobin unterhalb eines angemessenen Niveaus ist, z. B. unterhalb 3%, Lichtsignale, welche bei mittleren Wellenlängen von 660 nm, 690 nm und 900 nm erzeugt werden und/oder Modulationsverhältnisse, welche daraus gebildet werden, in Relation zu einem Lichtsignal im Wellenlängenbereich von 620 bis 650 nm und seinen Modulationsverhältnissen gewichtet werden.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass für das Messen eines hohen Methämoglobinniveaus ein Wellenlängenbereich von 620 bis 650 nm und seine Modulationsverhältnisse verwendet werden, welche im wesentlichen mit dem gleichen Anteil wie die anderen verwendeten Lichtsignale und ihre Modulationsverhältnisse gewichtet werden.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass für eine normale Zusammensetzung menschlichen Bluts die Messung durchgeführt wird unter Verwendung von vier mittleren Wellenlängen von 900 ± 10 nm, 690 ± 5 nm, 658 ± 5 nm und 632 ± 5 nm oder 900 ± 10 nm, 690 ± 5 nm, 658 ± 5 nm und 645 ± 5nm.
Verfahren gemäß einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass aus den Wellenlängenkorrelationen aus bekannten Extinktionskurven für Blut-Hämoglobinvarianten und/oder Farbstoff-Komponenten ein effektiver Extinktionskoeffizient für jedes unabhängige Lichtsignal im betroffenen Lichtsignal-Emissionsbereich berechnet wird; und dass ein effektiver Extinktionskoeffizient im Gewebe über die gleiche mathematische Transformation für alle kleinen spektralen Veränderungen in einem gegebenen Lichtsignal bestimmt wird.
Verfahren nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass Änderungen in der spektralen Emission einer Lichtquelle, die um eine gegebene mittlere Wellenlänge herum arbeitet, berücksichtigt werden durch Verwendung der Änderungen im effektiven Extinktionskoeffizienten gemäß der Lambert-Beer'schen Theorie.
Verfahren nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Messung für jede Lichtquelle separat kalibriert wird durch Speichern in einer Speichervorrichtung, die im Sensor vorgesehen ist, der effektiven Extinktionskoeffizienten gemäß der Lambert-Beer'schen Theorie und/oder korrigiert, um mit dem Gewebe zu entsprechen, um bei der Bestimmung der Hämoglobinvarianten und/oder Farbstoff-Komponenten verwendet zu werden.
Verfahren gemäß Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass die Funktions-Transformationen und/oder mittleren Wellenlängen jedes Lichtsignalpaars in einer Speichervorrichtung in dem Sensor gespeichert werden, um bei der Bestimmung der Hämoglobinvarianten und/oder Farbstoff-Komponenten verwendet zu werden.
Verfahren gemäß einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zur Bestimmung einer gegebenen Dyshämoglobinvariante der Anteil anderer Dyshämoglobinvarianten als eine Konstante festgesetzt wird und die zu messende Variante als Unbekannte festgesetzt wird; und dass der Anteil der anderen Varianten auf einen Wert festgesetzt wird, der einem invasiv gemessenen Anteil entspricht.