DE3786216T2

DE3786216T2 - Verfahren und Gerät zur Verarbeitung von Signalen angewendet in der Oximetrie.

Info

Publication number: DE3786216T2
Application number: DE87307254T
Authority: DE
Inventors: Robert Eugene Smith
Original assignee: Physio Control Inc
Current assignee: Physio Control Inc
Priority date: 1986-08-18
Filing date: 1987-08-17
Publication date: 1993-11-11
Anticipated expiration: 2007-08-18
Also published as: WO1988001128A2; ATE90537T1; AU7718487A; WO1988001128A3; US4800495A; CA1298483C; JPH01500647A; EP0262778B1; EP0262778A1; DE3786216D1; AU588768B2

Description

Die Erfindung befaßt sich mit der Oxymetrie, und insbesondere mit Signal-Verarbeitungstechniken, welche bei der Oxymetrie eingesetzt werden.
Die arterielle Sauerstoffsättigung und der Pulsschlag einer Einzelperson können aus einer Vielzahl von unterschiedlichen Gründen von Interesse sein. Beispielsweise können im Operationssaal aktualisierte Informationen betreffend die Sauerstoffsättigung genutzt werden, um die Veränderung von physiologischen Faktoren, die Fehlfunktion der Anästhesieanlage, oder von Arztfehlern zu signalisieren. In ähnlicher Weise können bei der Intensivbehandlungseinheit Informationen betreffend die Sauerstoffsättigung genutzt werden, um die Bereitstellung einer geeigneten Patientenventilation zu bestätigen, und um zu ermöglichen, daß der Patient von einer Ventilationseinrichtung mit einer optimalen Rate abgekoppelt werden kann.
Bei vielen Anwendungsfällen, insbesondere einschließlich jenen im Operationssaal und bei der Intensivbehandlung sind kontinuierliche Informationen betreffend den Pulsschlag und die Sauerstoffsättigung wesentlich, wenn das Vorhandensein von schädlichen physiologischen Verhältnissen festgestellt werden soll, bevor ein nennenswertes Risiko für den Patienten gegeben ist. Eine nichtinvasive Technik ist ebenfalls bei vielen Anwendungsfällen erwünscht, beispielsweise bei Pflegepersonal für die Hauspflege zur Durchführung einer Routineuntersuchung, da sich hierbei sowohl die Untersuchung für die Bedienungsperson zweckmäßiger gestaltet als auch der Patient einen besseren Komfort hat. Die Impulsübertragungsoxymetrie befaßt sich mit dieser Problematik und stellt nichtinvasiv und kontinuierlich Informationen über den Pulsschlag und die Sauerstoffsättigung bereit. Die hierbei erzeugten Informationen jedoch können nur dann genutzt werden, wenn die Bedienungsperson sich auf die Zuverlässigkeit und Genauigkeit verlassen kann. Das Verfahren und die Vorrichtung nach der Erfindung beziehen sich daher auf die Verbesserung der Genauigkeit dieser Informationen ohne übermäßige Kosten.
Wie nachstehend noch näher beschrieben wird, umfaßt die Impulsübertragungsoxymetrie hauptsächlich die Messung des Effekts des Arterienblutes im Gewebe auf die durch dasselbe gehende Lichtintensität. Insbesondere ist das Blutvolumen im Gewebe eine Funktion des Arterienpulses, wobei ein größeres Volumen an der Systole und ein geringeres Volumen an der Diastole vorhanden ist. Da Blut etwas von dem durch das Gewebe gehenden Licht absorbiert, ist die Intensität des von dem Gewebe abgehenden Lichtes umgekehrt proportional zum Blutvolumen im Gewebe. Daher variiert die Austrittslichtintensität mit dem Arterienpuls und es kann dazu genutzt werden, daß man einen Pulsschlag eines Patienten hierdurch angibt. Zusätzlich ist der Absorptionskoeffizient von Oxyhämoglobin (Hämoglobin kombiniert mit Sauerstoff, HbO&sub2;) unterschiedlich von jenem von deoxydiertem Hämoglobin (Hb) im Bereich der meisten Wellenlängen des Lichts. Aus diesem Grund lassen sich die Unterschiede hinsichtlich der Menge des durch das Blut absorbierten Lichts bei zwei unterschiedlichen Wellenlängen nutzen, um die Hämoglobinsauerstoffsättigung, % SaO&sub2; (05) anzugeben, welche gleich ([HbO&sub2;]/([Hb] + [HbO&sub2;])) · 100 % ist. Daher läßt sich beispielsweise die Messung der durch einen Finger gehenden Lichtmenge nutzen, um sowohl den Pulsschlag als auch die Hämoglobinsauerstoffsättigung eines Patienten zu bestimmen. Wie bereits angegeben ist, ist die durch einen Finger übertragene Lichtintensität eine Funktion des Absorptionskoeffizienten von "festen" Komponenten, wie Knochen, Gewebe, Haut und Haar, sowie von "variablen" Komponenten, wie das Blutvolumen im Gewebe. Die durch das Gewebe übertragene Lichtintensität ist häufig ausgedrückt als eine Funktion der Zeit eine solche, welche eine Gleichstromkomponente, welche den Effekt der festen Komponenten auf das Licht wiedergibt, und eine pulsierende Wechselstromkomponente umfaßt, welche den Effekt wiedergibt, welcher durch das sich ändernde Gewebeblutvolumen auf das Licht erzeugt wird. Da die durch die festen Gewebekomponenten erzeugten Dämpfungen keine Information über den Pulsschlag und die arterielle Sauerstoffsättigung enthalten, ist das pulsierende Signal von Hauptinteresse. Diesbezüglich eliminieren viele der üblichen Durchlässigkeitsoxymetrietechniken die Gleichstromkomponente aus dem analysierten Signal.
Beispielsweise werden in US-A-2,706,927 (Wood) Messungen der Lichtabsorption bei zwei Wellenlängen unter einem "blutlosen" Zustand und einem "normalen" Zustand durchgeführt. Im blutlosen Zustand wird soviel wie möglich Blut aus dem zu analysierenden Gewebe herausgedrückt. Dann wird Licht mit beiden Wellenlängen durch das Gewebe geleitet und es erfolgen die Absorptionsmessungen. Diese Messungen geben den Effekt an, die alle blutlosen Gewebekomponenten auf das Licht haben. Wenn der normale Blutdurchfluß wieder in dem Gewebe aufgenommen ist, wird ein zweiter Satz von Messungen durchgeführt, wodurch man den Einfluß sowohl von den Blutkomponenten als auch von den blutlosen Komponenten erhält. Die Differenz bei der Lichtabsorption zwischen den beiden Bedingungen wird dann genutzt, um die mittlere Sauerstoffsättigung des Gewebes zu bestimmen und zwar einschließlich der Effekte auf das Arterienblut und das Venenblut. Wie sich hieraus ersehen läßt, eliminiert diese Verfahrensweise hauptsächlich die blutlose Gleichstromkomponente aus dem Signal, so daß die Sauerstoffsättigung herausgezogen wird.
Aus einer Anzahl von Gründen jedoch hat das Verfahren nach Wood nicht die erforderliche Genauigkeit. Beispielsweise läßt sich in der Praxis ein wirklich blutloser Zustand nahezu nicht erreichen. Wenn man ferner den blutlosen Zustand erreichen will, indem man beispielsweise das Gewebe ausquetscht, so kann sich ein unterschiedlicher Lichtübertragungsweg für die beiden Bedingungen ergeben. Zusätzlich zu den Schwierigkeiten hinsichtlich der Genauigkeit ist der Vorschlag nach Wood sowohl unzweckmäßig als auch zeitraubend.
Eine feinere Methode zur Impulsübertragungsoxymetrie ist in US-A-4,086,915 (Kofsky et al.) angegeben. Das Kofsky et al. Dokument ist aus zwei Gründen von Interesse. Ferner eliminiert die eingesetzte Technik automatisch den Effekt der festen Komponentengewebe, welche diese auf die Lichtübertragung, welche hier durchgeht, haben, und es wird die Notwendigkeit vermieden, ein blutloses Gewebe bereitzustellen. Wie ferner in dem Dokument von Kofsky et al. insbesondere angegeben ist, wird hierbei auf das Beersche-Lambertsche Absorptionsgesetz Bezug genommen, wobei die Ableitungen der Intensität des durch das Gewebe mit zwei unterschiedlichen Wellenlängen gegangenen Lichts bestimmt wird und wenn diese mit vorbestimmten Pseudokoeffizienten multipliziert werden, können diese eingesetzt werden, um die Sauerstoffsättigung zu bestimmen. Die mathematischen Grundregeln geben an, daß diese Ableitungen im wesentlichen unabhängig von der Gleichstromkomponente der Intensität sind. Die Pseudokoeffizienten werden mittels Messungen bestimmt, die bei einer Eichprozedur durchgeführt werden, bei der ein Patient zuerst Luft mit einem normalen Sauerstoffgehalt einatmet und später Luft mit einem vermindertem Sauerstoffgehalt einatmet. Es ist jedoch festzustellen, daß dieser Eichprozeß äußerst umständlich ist.
Die zweite Einzelheit bei der Auslegung nach Kofsky et al., welche von Interesse ist, ist darin zu sehen, daß die Gleichstromkomponente des Signals entfernt wird, bevor es für die anschließende Verarbeitung verstärkt wird. Insbesondere wird das Signal verstärkt, um die Steigung (d. h. die Ableitung) auf genauere Weise zu bestimmen. Um eine Verstärkersättigung zu vermeiden, wird ein Teil der relativ großen Gleichstromkomponente des Signals vor der Verstärkung ausgefiltert. Um dieses Ausfiltern zu erreichen, wird das Signal von dem Lichtdetektor an zwei Eingänge eines Differentialverstärkers auf die nachstehend näher beschriebene Weise angelegt. Das Signal wird direkt an den positiven Anschluß des Verstärkers angelegt. Das Signal geht auch durch einen niedrigauflösenden A/D-Wandler und dann im Anschluß daran durch einen D/A-Wandler, bevor es an den Eingang des negativen Anschlusses des Verstärkers angelegt wird. Der A/D-Wandler hat eine Auflösung von etwa 1/10 des Eingangssignals. Wenn beispielsweise das Signal 6,3 Volt hat, wäre der Ausgang des A/D-Wandlers 6 Volt. Daher stellt der Ausgang des Wandlers ein beträchtliches Teil des Signals dar, welches in typischer Weise zur annähernden Bestimmung des Wertes des Gleichstromsignales genutzt werden kann. Die Kombination dieses Signales mit dem direkt an den Verstärker angelegten Detektorsignal erzeugt einen Ausgang, welcher zur näherungsweisen Bestimmung des Wechselstromsignales genutzt werden kann. Wie sich jedoch hieraus ersehen läßt, ist die Verarbeitungsweise relativ ungenau, da der Ausgang des A/D- Wandlers häufig nur eine unzufriedenstellende Wiedergabe des Gleichstromsignales gestattet.
Ein weiteres Dokument, welches sich mit der Impulsübertragungsoxymetrie befaßt, ist die US-A-4,407,290 (Wilber). Bei diesem Dokument werden Lichtimpulse, die von Leuchtdioden (LED) mit zwei unterschiedlichen Wellenlängen erzeugt werden, beispielsweise an ein Ohrläppchen angelegt. Ein Sensor spricht auf das durch das Ohrläppchen übertragene Licht an und erzeugt ein Signal für jede Wellenlänge, welches eine Gleichstrom- und eine Wechselstromkomponente hat, welche auf das Vorhandensein von konstanten und pulsierenden Absorptionskomponenten im Ohrläppchen zurückzuführen sind. Eine Normierungsschaltung nutzt eine Rückkopplung, um beide Signale derart zu normieren, daß die nichtpulsierenden Gleichstromkomponenten jeweils gleich sind und die Offsetspannungen entfernt sind. Dekodierer trennen die beiden Signale in einer derart gesteuerten Weise, daß sie zu Kanälen A und B gelangen, in denen Tiefpaßfilter die Gleichstromkomponente jeweils entfernen. Die verbleibenden Wechselstromkomponenten der Signale werden verstärkt und mittels eines Multiplexers vor der Analog-zu-Digital (A/D)-Wandlung verknüpft. Die Sauerstoffsättigung wird durch eine digitale Verarbeitungseinrichtung nach Maßgabe des folgenden Zusammenhangs bestimmt.
Die US-A-4,167,331 (Nielsen) beschreibt einen weiteren Impulsübertragungsoxymeter. Das angegebene Oxymeter basiert auf dem Prinzip, daß die Absorption des Lichts durch ein Material direkt proportional zum Logarithmus der Lichtintensität nach der Dämpfung durch den Absorber ist, wie es gemäß dem Beerschen- Lambertschen Gesetz abgeleitet ist. Das Oxymeter setzt Leuchtdioden (LED) ein, um Lichtwellenlängen im Rotbereich und im Infrarotbereich zur Übertragung bzw. zur Durchleitung durch das Gewebe zu erzeugen. Eine lichtempfindliche Einrichtung spricht auf das von dem LED erzeugten Licht und auf das durch das Gewebe gedämpfte Licht an, wodurch man einen Ausgangsstrom erhält. Der Ausgangsstrom wird mit Hilfe eines logarithmischen Verstärkers verstärkt, um ein Signal zu erhalten, welches Gleichstromkomponenten und Wechselstromkomponenten hat und welches die Informationen über die bei den beiden Wellenlängen übertragene Lichtintensität enthalten. Tast- und Halteschaltungen demodulieren die Signale im Rotwellenbereich und Infrarotwellenbereich. Die Gleichstromkomponenten jedes Signals werden mit Hilfe einer Reihe von Bandpaßverstärkern und Kondensatoren gesperrt, wodurch der Effekt der festen Absorptionskomponenten aus dem Signal eliminiert wird. Die erhaltenen Wechselstromsignalkomponenten sind durch die festen Absorptionskomponenten, wie Haare, Knochen, Gewebe, Haut unbeeinflußt. Ein Mittelwert jedes Wechselstromsignals wird dann erzeugt. Das Verhältnis der beiden Mittelwerte wird dann genutzt, um die Sauerstoffsättigung aus empirisch bestimmten Werten unter Zuordnung zu diesem Verhältnis zu bestimmen. Die Wechselstromkomponenten werden auch genutzt, um den Pulsschlag auf die folgende Weise zu bestimmen:
wobei die empirisch abgeleiteten Daten für die Konstanten X&sub1;, X&sub2;, X&sub3; und X&sub4; in der Verarbeitungseinrichtung gespeichert werden.
Die Entfernung der Gleichstromkomponente aus dem Signal, welche in typischer Weise bei den üblichen Einrichtungen eingesetzt wird, führt dazu, daß die pulsierende Wechselstromkomponente im wesentlichen um den Nullpunkt zentriert ist. Hierdurch wird es einfacher, die Spitzenwerte in der pulsierenden Wellenform unter Zuordnung zur Systole und Diastole zu identifizieren, da sie bei jedem Impuls im wesentlichen den gleichen Absolutwert haben. Wenn das zu analysierende Signal die sich langsam ändernde Gleichstromkomponente jedoch hat, kann die Veränderung bei dem Gleichstromwert zwischen den Impulsen bewirken, daß der Spannungswert, welcher in spezieller Weise der pulsierenden Wellenform zugeordnet ist, kontinuierlich größer oder kleiner wird. Daher kann die Extraktion von Informationen aus einem Signal komplizierter sein, welches sowohl Wechselstromkomponenten als auch Gleichstromkomponenten umfaßt.
Zusätzlich sollte noch erwähnt werden, daß unerwünschte und zur Verkomplizierung führende Einzelheiten bei der Signaldarstellung der Lichtintensität vorhanden sein können, welche durch das Gewebe gegangen ist. Beispielsweise kann der Blutstrom bei einigen Einzelpersonen eine zweite Druckwelle im Anschluß an die Systole aufweisen, was als sogenannter Dikroterzacken bekannt ist, wodurch bewirkt wird, daß das Signal ein Paar von Steigungsvorzeichenumkehrungen umfaßt, welche von den Spitzenwerten unterschieden werden müssen, die der Systole und der Diastole zugeordnet sind. Diese Erscheinung tritt nicht bei allen Einzelpersonen auf, und die Morphologie der Druckwelle kann sich sowohl zwischen den unterschiedlichen Einzelpersonen als auch im Laufe der Überwachung ein und derselben Einzelperson verändern. Eine weitere unerwünschte Einzelheit, welche zur Unbrauchbarkeit dieses Verfahrens führt, umfaßt jene, die durch die Bewegung des Sensors relativ zum Patienten erzeugt wird, sowie die 50Hz und 60Hz Energiequelleninterferenz, die 120Hz Fluoreszenzbeleuchtungsinterferenz und die elektrochirurgische Interferenz.
Die vorliegende Erfindung befaßt sich mit der genauen Ermittlung der Information aus diesen Signalen, welches sowohl die Wechselstromkomponenten als auch die Gleichstromkomponenten umfaßt, wobei diese Ermittlung auf eine Weise erfolgen soll, welche im wesentlichen durch die zu Verkomplizierungen führenden Faktoren der vorstehend genannten Art unbeeinflußt ist.

Zusammenfassung der Erfindung

Die Erfindung gemäß dem unabhängigen Anspruch 1 gibt eine Vorrichtung zum Verarbeiten von Signalen an, welche Informationen über den Pulsschlag und die Sauerstoffsättigung des im Gewebe strömenden Arterienbluts enthalten. Diese Signale haben eine relativ periodisch pulsierende Komponente, welche einer variierenden Impulsbodenkomponente überlagert ist. Die Vorrichtung umfaßt eine Identifizierungseinrichtung zum Identifizieren eines ersten Teils des Signals, währenddem das Vorzeichen der Steigung des Signals sich von positiv nach negativ ändert. Eine positive Spitzenwertlageermittlungseinrichtung sucht dann nach dem ersten Teil des Signals, um den Punkt zu ermitteln, welcher die größte Amplitude hat. Dieser Punkt wird als der positive Spitzenwert des Signals definiert. In ähnlicher Weise ist eine Identifizierungseinrichtung für ein zweites Teil vorgesehen, mittels welcher ein zweites Teil des Signales identifiziert wird, währenddem das Vorzeichen der Steigung des Signales sich von negativ zu positiv ändert. Eine Lagenermittlungseinrichtung für den negativen Spitzenwert untersucht den zweiten Teil des Signales, um den Punkt zu ermitteln, welcher die kleinste Amplitude hat. Dieser Punkt wird als negativer Spitzenwert des Signals definiert. Die Differenz der Signalamplitude zwischen den positiven und negativen Spitzenwerten wird als eine Impulsamplitude definiert.
Gemäß einem wesentlichen Gesichtspunkt nach der Erfindung umfassen die Identifizierungseinrichtungen für das erste Teil und das zweite Teil eine Ableitungsidentifizierungseinrichtung zum Erzeugen eines die erste Ableitung des Signales bezüglich der Zeit wiedergebenden Ausgangs. Ein erster Merker identifiziert einen Anfangspunkt bei dem Signal, zu dem der Absolutwert dieses Ausganges bis unter einen vorbestimmten Schwellwert durchgeht. Ein zweiter Merker identifiziert den Punkt bei dem Signal, zu dem der Absolutwert des Ausganges zum ersten Mal wieder zurück bis über den vorbestimmten Schwellwert geht. Vorzugsweise ist der von der Ableitungsverarbeitungseinrichtung erzeugte Ausgang die automatisch normierte Faltungsableitung des Signals, welche nach Maßgabe des folgenden Zusammenhangs bestimmt ist:
wobei gilt: V(n) ist die Amplitude des Signals bei einer Abtastzeit n; und
k eine ganze Zahl ist, welche eingesetzt wird, um den Bereich zu bestimmen, über den die Abtastungen aufsummiert werden.
Vorzugsweise wird S(n) für k gleich drei bestimmt.
Nach Maßgabe eines zusätzlichen Gesichtspunktes bei der Erfindung ist ein Detektor für eine positive Steigung enthalten, um zu bestimmen, ob die Steigung des Signals während einer gewissen vorbestimmten Zeit positiv gewesen ist, bevor ein erstes Teil des Signales identifiziert wird. Die Auslegung kann eingesetzt werden, um im Zusammenwirken eine Mehrzahl von Paaren von positiven und negativen Spitzenwerten zu erzeugen. Eine Periodenanalysierungseinrichtung kann enthalten sein, um das Zeitintervall zu bestimmen, welches zwischen den positiven und negativen Werten der Abtastung liegt, und eine zusätzliche Analysiereinrichtung kann vorgesehen sein, um einen Ausgang für den Pulsschlag und die Sauerstoffsättigung aus den positiven und negativen Spitzenwerten und deren Information zu erzeugen.
Nach Maßgabe eines weiteren Gedankens nach der Erfindung ist eine Rückweisungseinrichtung enthalten, welche die positiven und negativen Spitzenwerte zurückweist, wenn diese Spitzenwerte nicht ein Auswahlkriterium erfüllen. Beispielsweise kann das Kriterium eine Impulsamplitudenleitkurve umfassen, welche einen zulässigen Impulsamplitudenbereich definiert. Wenn daher die Impulsamplitude, welche für das Signal ermittelt wird, außerhalb dieses zulässigen Bereiches liegt, werden die positiven und negativen Spitzenwerte, welche diese Impulsamplitude erzeugen, zurückgewiesen. Der zulässige Impulsamplitudenbereich kann veränderbar sein und er kann auf einen vorbestimmten Wert initialisiert werden. Vorzugsweise wird der Bereich proportional zur Impulsamplitude größer, wenn die Impulsamplitude außerhalb des Bereiches liegt, und er wird proportional zur Impulsamplitude kleiner, wenn die Impulsamplitude innerhalb des zulässigen Bereiches liegt. Ein Komparator kann ebenfalls enthalten sein, welcher den Mittelwert der Impulsamplituden bestimmt bei einem ersten und einem dritten Impuls mit einem Mittelwert vergleicht, welcher bei einem zweiten und einem vierten Impuls bestimmt wurde.
Das Rückweisungskriterium kann auch eine Systolenintervallleitkurve umfassen. Diese Leitkurve definiert einen zulässigen Systolenintervallbereich zum Vergleich mit dem Zeitintervall zwischen den positiven und negativen Spitzenwerten. Wenn dieses Systolenintervall außerhalb des zulässigen Systolenintervallbereiches liegt, werden die positiven und negativen Spitzenwerte, aus denen das Systolenintervall bestimmt ist, zurückgewiesen. Vorzugsweise ist der zulässige Systolenintervallbereich veränderbar und mit einem vorbestimmten Wert initialisierbar. Der zulässige Bereich kann im Verhältnis zu dem Systolenintervall größer werden, wenn das Systolenintervall außerhalb des zulässigen Bereiches liegt, und er kann im Verhältnis zum Systolenintervall kleiner werden, wenn das Systolenintervall innerhalb des zulässigen Bereiches liegt.
Wie ferner noch zu ersehen ist, gibt die Erfindung gemäß dem unabhängigen Anspruch 18 ebenfalls auch Verfahrensweisen an, bei denen die vorstehend beschriebene Vorrichtung zum Einsatz kommt, und in der allgemeinsten Form umfassen diese Verfahrensweisen die Schritte, gemäß denen ein erster Teil des Signals identifiziert wird, währenddem das Vorzeichen der Steigung des Signales sich von positiv nach negativ ändert, und der Punkt im ersten Teil des Signales ermittelt wird, welcher die größte Amplitude hat. Dann wird ein zweiter Teil des Signales identifiziert, währenddem das Vorzeichen der Steigung des Signales sich von negativ nach positiv ändert, und es wird der Punkt bei dem zweiten Teil des Signales ermittelt, welcher die kleinste Amplitude hat. Auf diese Weise werden positive und negative Spitzenwerte definiert, welche eine Impulsamplitude in definierter Weise dazwischen haben.

Kurzbeschreibung der Zeichnungen

Die Erfindung wird nachstehend an Hand von bevorzugten Ausführungsformen unter Bezugnahme auf die beigefügte Zeichnung näher erläutert. In welcher gilt:
Fig. 1 ist ein Blockdiagramm eines Oxymeters, welches einen Sensor, eine Eingangs/Ausgangs (I/O) Schaltung, einen Microcomputer, eine Alarmeinrichtung, Anzeigeeinrichtungen, eine Energieversorgung und eine Tastatur umfaßt;
Fig. 2 ist ein Blockdiagramm zur Verdeutlichung der Lichtübertragung durch ein absorbierendes Medium;
Fig. 3 ist ein Blockdiagramm zur Verdeutlichung der Lichtübertragung durch ein absorbierendes Medium nach Fig. 2, wobei das Medium in Elementenkomponenten untergliedert ist;
Fig. 4 ist ein Diagramm zum Vergleichen der Einfallslichtintensität und der Ausfallslichtintensität bei dem Modell gemäß Fig. 2;
Fig. 5 ist ein graphischer Vergleich der spezifischen Absorptionskoeffizienten für oxydiertes Hämoglobin und desoxydiertes Hämoglobin als Funktion der Wellenlänge des übertragenen Lichts;
Fig. 6 ist ein Blockdiagramm zur Verdeutlichung der Lichtübertragung durch ein Blockmodell der Komponenten eines Fingers;
Fig. 7 ist ein graphischer Vergleich von empirisch abgeleiteten Sauerstoffsättigungsmessungen, bezogen auf eine Variable, welche mit Hilfe des Oxymeters gemessen werden kann;
Fig. 8 ist eine schematische Ansicht zur Verdeutlichung der Lichtübertragung bei zwei Wellenlängen durch einen Finger nach der Erfindung;
Fig. 9 ist ein Diagramm als eine Funktion der Zeit der Übertragung des Lichts im Rotwellenlängenbereich durch den Finger;
Fig. 10 ist ein Diagramm einer Funktion der Zeit der Übertragung des Lichts im Infrarotbereich durch den Finger;
Fig. 11 ist ein detaillierteres Schema der I/D-Schaltung, welche bei dem System in Fig. 1 angegeben ist;
Fig. 12 ist ein schematisches Diagramm einer üblichen Strom-zu-Spannungs-Verstärkerschaltung;
Fig. 13 ist ein schematisches Diagramm einer differentiellen Strom-zu-Spannungs-Vorverstärkerschaltung, welche in der I/D-Schaltung nach Fig. 1 enthalten ist;
Fig. 14 ist eine graphische Darstellung der möglichen Bereiche des I/O-Schaltungsausganges zur Verdeutlichung des gewünschten Ansprechverhaltens der I/O-Schaltung und des Microcomputers bei den jeweils unterschiedlichen möglichen Bereichen;
Fig. 15 ist ein Blockdiagramm eines Teils der Softwaresignalverarbeitung, wobei der Microcomputer nach Fig. 1 miteingeschlossen ist, wobei die Bandbegrenzung, der Datenpuffer, die Verarbeitungseinrichtung für die automatisch normierte Faltungsableitung (ANDC), die Spitzenwertverarbeitungseinrichtung, der Wellenformleitkurvenvergleichseinrichtung, der Leitkurvenanpaßeinrichtung und der Leitkurvenbeschreibungsblöcke gezeigt sind;
Fig. 16 ist ein detailliertes Blockdiagramm des Bandbegrenzungsblockes, welcher in Fig. 15 gezeigt ist;
Fig. 17 ist eine graphische Darstellung des Signales, welches von dem ANCD-Verarbeitungsblock nach Fig. 15 als eine seitliche Funktion empfangen wird;
Fig. 18 ist eine Tabelle zur Verdeutlichung des Ausgangs S(n) des ANCD-Verarbeitungsblocks bei einer Mehrzahl von Abtastzeiten;
Fig. 19 ist eine graphische Darstellung des Ausgangs des ANCD-Verarbeitungsblockes über ein Intervall gesehen, welches einem Impuls entspricht;
Fig. 20 ist ein detailliertes Blockdiagramm des ANCD- Verarbeitungsblockes, welcher in Fig. 15 gezeigt ist;
Fig. 21 und 25 sind detaillierte Blockdiagramme des Spitzenwertverarbeitungsblockes, welcher in Fig. 15 gezeigt ist;
Fig. 26 ist eine graphische Darstellung der Wellenform, welche durch den Bandbegrenzungsblock erzeugt wird, um den Zusammenhang einer Mehrzahl von die Wellenformleitkurven beschreibenden Angaben zu der Wellenform aufzuzeigen;
Fig. 27 ist ein detailliertes Blockdiagramm des Wellenformleitkurvenkomparators und der Wellenformleitkurvenanpaßblöcke; und
Fig. 28 ist ein noch vollständigeres Blockdiagramm des Microcomputers, welcher in Fig. 1 gezeigt ist.

Detaillierte Beschreibung

Unter Bezugnahme auf das Blockdiagramm des Gesamtsystems nach Fig. 1 umfaßt ein Impulsübertragungsoxymeter 10 nach der Erfindung einen Sensor 12, eine Eingangs/Ausgangs (I/O)- Schaltung 14, einen Microcomputer 16, eine Energiequelle 18, eine Anzeige 20, eine Tastatur 22 und eine Alarmeinrichtung 24. Vor der näheren Erläuterung dieser Teile jedoch soll die theoretische Grundlage der Impulsübertragungsoxymetrie durch das Oxymeter nach Fig. 1 näher umrissen werden.
Das Verständnis der zugeordneten Theorie beginnt mit einer Erörterung des Beerschen-Lambertschen Gesetzes. Dieses Gesetz befaßt sich mit der Absorption der optischen Strahlen durch homogene absorbierende Medien und es läßt sich am einfachsten unter Bezugnahme auf die Fig. 2 und 3 gemäß den nachstehenden Ausführungen erläutern.
Wie in Fig. 2 gezeigt ist, trifft ein einfallendes Licht mit einer Intensität I&sub0; auf ein absorbierendes Medium 26. Das Medium 26 hat einen charakteristischen Absorptionsfaktor A, welcher die Dämpfungsauswirkung des Mediums 26 angibt, welches einen entsprechenden Einfluß auf das einfallende Licht hat. In ähnlicher Weise wird ein Übertragungsfaktor T für das Medium als Kehrwert des Absorptionsfaktors mit I/A definiert. Die Intensität des Lichts I&sub1;, welches von dem Medium 26 ausgeht, ist kleiner als I&sub0; und läßt sich funktionell als das Produkt TI&sub0; ausdrücken. Wenn man das Medium 26 in eine Anzahl von identischen Komponenten unterteilt, welche jeweils eine Dickeneinheit (in Richtung der Lichtübertragung) und den gleichen Übertragungsfaktor T haben, erhält man den Effekt des Mediums 26 auf das einfallende Licht I&sub0; auf die in Fig. 3 gezeigte Weise.
Hierbei ist das Medium 26 in der Weise dargestellt, daß es drei Komponenten 28, 30 und 32 umfaßt. Wie sich hieraus ersehen läßt, ist die Intensität I&sub1; des von der Komponente 28 austretenden Lichtes gleich der Einfallslichtintensität I&sub0; multipliziert mit dem Übertragungsfaktor T. Die Komponente 30 hat einen ähnlichen Effekt auf das durchgehende Licht. Da somit das auf die Komponente 30 fallende Licht gleich dem Produkt TI&sub0; ist, ist die austretende Lichtintensität I&sub2; gleich dem Produkt TI&sub1; oder T²I&sub0;. Die Komponente 32 hat den gleichen Effekt auf das Licht, wie dies in Fig. 3 gezeigt ist, und die Intensität des austretenden Lichtes I&sub3; für das gesamte Medium 26 gemäß dieser Modellvorstellung ist gleich dem Produkt TI&sub2; oder T³I&sub0;. Wenn die Dicke d des Mediums 26 eine Längeneinheit n hat, kann man als Modellvorstellung in der Weise vorgehen, daß man n identische Komponenten mit einer Dickeneinheit bzw. Einheitsdicke hat. Es ist dann zu erkennen, daß die Intensität des von dem Medium 26 abgehenden Lichtes sich mit In bezeichnen läßt, und das Produkt gleich TnI&sub0; ist. Als eine Funktion der Absorptionskonstanten A ausgedrückt kann man also In umschreiben als das Produkt (1/An)I&sub0;.
Aus der voranstehenden Erörterung läßt sich somit ersehen, daß der Absorptionseffekt des Mediums 26 auf die Intensität des einfallenden Lichtes I&sub0; eine exponentielle Lichtabschwächung bewirkt. Da A eine unzweckmäßige Basis für das Arbeiten hierbei ist, läßt sich In umschreiben als eine Funktion, welche als Basis zweckmäßiger ist, welche mit b bezeichnet wird, indem festgestellt wird, daß 0n gleich bαn ist, wobei α das Absorptionsvermögen des Mediums 26 pro Längeneinheit ist. Das Glied α wird häufig als der relative Extinktionskoeffizient bezeichnet und ist gleich logbA.
Aus der vorstehenden Erörterung läßt sich somit ersehen, daß die Intensität des Lichts In, welches von dem Medium abgeht, sich im Grunde genommen gemäß der Basis 10 ausdrücken läßt (wobei α = α&sub1; mit I&sub0;10-α n oder auf der Basis e (wobei α = α&sub2;) mit I&sub0;e-α n. Der Effekt, den die Dicke des Mediums auf die abgehende Lichtintensität In hat ist graphisch in Fig. 4 verdeutlicht. Wenn das auf das Medium 6 einfallende Licht mit einer Einheitsintensität angenommen wird, stellt Fig. 4 den Übertragungsfaktor T des gesamten Mediums als eine Funktion der Dicke dar.
Die vorstehenden Erörterungen lassen sich allgemein auf das Medium 26 nach Fig. 2 zur Erzeugung von folgendem anwenden:
I&sub1; = I&sub0;e-αd (1)
wobei I&sub1; die abgehende Lichtintensität, I&sub0; die einfallende Lichtintensität, α der Absorptionskoeffizient des Mediums pro Längeneinheit, d die Dicke des Mediums pro Längeneinheit und den exponentiellen Zusammenhang der Beziehung in angenommener Weise, bezogen auf die Bezugsgröße e ausgedrückt ist.
Die Gleichung (1) wird im allgemeinen als das Beersche-Lambertsche Gesetz der exponentiellen Lichtdämpfung durch ein homogenes, absorbierendes Medium bezeichnet.
Mit diesen Grundzügen über das Beersche-Lambertsche Gesetz wird nunmehr auf die Anwendung desselben hinsichtlich der Problemstellungen beim Messen des Pulsschlags und der Hämoglobinsauerstoffsättigung näher eingegangen. Wie in Fig. 5 gezeigt ist, sind die Absorptionskoeffizienten für oxydiertes und desoxydiertes Hämoglobin bei jeder Wellenlänge abgesehen von einer isobestischen Wellenlänge unterschiedlich. Dies bedeutet, daß, wenn der Finger einer Person dem auftreffenden Licht ausgesetzt wird und die aus tretende Lichtintensität gemessen wird, die Differenz der Intensität zwischen den beiden, welche die absorbierte Lichtmenge wiedergibt, Informationen bezüglich des oxydierten Hämoglobingehalts des Blutes im Finger enthalten. Die Art und Weise, auf welche diese Informationen aus dem Beerschen-Lambertschen Gesetz abgeleitet werden, wird nachstehend näher beschrieben. Ferner ist noch zu erwähnen, daß das in einem Finger einer Einzelperson enthaltene Blutvolumen sich mit dem Puls dieser Einzelperson ändert. Somit ändert sich auch die Dicke des Fingers geringfügig mit jedem Puls, wodurch eine Änderung der Weglänge des durch den Finger übertragenen Lichts hervorgerufen wird. Da ein längerer Lichtweg gestattet, daß zusätzlich Licht absorbiert wird, lassen sich die zeitabhängigen Informationen betreffend die Differenz zwischen den einfallenden und den abgehenden Lichtintensitäten nutzen, um den Puls der Einzelperson zu bestimmen. Die Art und Weise, mit der diese Information aus dem Berrschen-Lambertschen Gesetz abgeleitet wird, wird nachstehend ebenfalls näher erörtert.
Wie in dem voranstehenden Abschnitt angegeben ist, lassen sich die Informationen über die einfallenden und abgehenden Lichtintensitäten, wobei das Licht durch-einen Finger gegangen ist, nutzen, um die Sauerstoffsättigung und den Pulsschlag zu bestimmen. Die theoretische Grundlage für die Ableitung dieser erforderlichen Informationen wird jedoch durch einige Problemstellungen verkompliziert. Beispielsweise läßt sich die genaue Intensität des einfallenden Lichts in Anwendung auf einen Finger nicht auf einfache Weise bestimmen. Daher kann es erforderlich sein, die notwendige Information unabhängig von der Intensität des einfallenden Lichtes zu ermitteln. Da ferner das Volumen des Blutes im Finger sich ändert und somit die Dicke des Lichtweges durch denselben sich ändert, und diese Größen nicht ausschließlich von dem Puls der Einzelperson abhängig sind, ist es erwünscht, die Änderung der Weglänge als eine Variable bei den Ermittlungen zu eliminieren.
Die Art und Weise, auf die das Beersche-Lambertsche Gesetz verfeinert wird, um die einfallende Intensität und die Weglänge als Variable zu eliminieren wird nachstehend erörtert. Unter Bezugnahme auf Fig. 6 wird ein menschlicher Finger in einem Modell durch zwei Komponenten 34 und 36 auf eine ähnliche Art und Weise zu dem in Fig. 3 gezeigten Modell dargestellt. Die Impulsbodenkomponente 34 stellt die im Modell unveränderlichen absorbierenden Elemente des Fingers dar. Diese Komponente umfaßt beispielsweise Knochen, Gewebe, Haut, Haare und die Impulsbodenkomponente des Venenblutes und des Arterienblutes und hat eine Dicke, welche mit d bezeichnet ist, und ein Absorptionsvermögen, welches mit α bezeichnet ist.
Die pulsierende Komponente 36 gibt den sich ändernden Absorptionsteil des Fingers, das Arterienblutvolumen, wieder. Wie dargestellt ist, ist die Dicke dieser Komponente mit Δd bezeichnet, welches die variable Eigenschaft dieser Dicke wiedergibt und das Absorptionsvermögen der Arterienblutkomponente ist mit αA bezeichnet, wodurch die Arterienblutabsorptionsfähigkeit wiedergegeben wird.
Wie sich aus der früheren Analyse bezüglich Fig. 3 herleiten läßt, läßt sich das Licht I&sub1;, welches von der Komponente 34 abgeht, als eine Funktion der einfallenden Lichtintensität I&sub0; auf die folgende Weise ausdrücken:
I&sub2; = I&sub1;e-αd (2)
In ähnlicher Weise läßt sich die Intensität des Lichts I&sub2;, welches von der Komponente 36 abgeht, als eine Funktion der einfallenden Lichtintensität I&sub1; wie folgt ausdrücken:
Durch Substitution des Ausdrucks für I&sub1; nach Gleichung (2) für den entsprechenden Ausdruck in Gleichung (3) und unter Annahme einer Vereinfachung erhält man den folgenden Zusammenhang für die Intensität I&sub2; des von dem Finger abgehenden Lichtes als eine Funktion der Lichtintensität I&sub0;, welche auf den Finger trifft:
Da das vorliegende Interesse auf der Wirkung beruht, welche das Arterienblutvolumen auf das Licht hat, ist der Zusammenhang zwischen I&sub2; und I&sub1; von speziellem Interesse. Zur Definition der Übertragungsänderung, verursacht durch die Arterienkomponente 36 mit TΔA, ergibt sich folgendes:
TΔA = I&sub2;/I&sub1; (5)
Durch Substitution der Ausdrücke für I&sub1; und I&sub2; nach den Gleichungen (2) und (3) sowie jeweils der Gleichung (5) erhält man folgendes:
Es ist noch anzumerken, daß das Glied I&sub0; sowohl im Zähler als auch im Nenner der Gleichung (6) gekürzt werden kann, wodurch man die Eingangslichtintensität als eine Variable in der Gleichung eliminiert. In vollständig vereinfachter Form erhält man aus der Gleichung (6) die Änderung der Arterienübertragung wie folgt:
Eine Vorrichtung, bei welcher dieses Betriebsgrundprinzip genutzt wird, kann in effektiver Weise und selbst-kalibrierend arbeiten und ist unabhängig von der einfallenden Lichtintensität I&sub0;.
An dieser Stelle ergibt sich bei einer näheren Betrachtung der Gleichung (7), daß die sich ändernde Dicke des Fingers Δd, erzeugt durch das sich ändernde Arterienblutvolumen, nach wie vor als eine Variable erhalten bleibt. Die Δd Variable wird auf die folgende Weise eliminiert. Aus Zweckmäßigkeitsgründen werden bei den Gleichungen der Logarithmus der Glieder in der Gleichung (7) bezüglich der gleichen Basis genommen, welche ursprünglich bei der Gleichung (1) angenommen wurde. Somit erhält man aus der Gleichung (7) folgendes:
Eine bevorzugte Technik zum Eliminieren der Δd Variablen nutzt die Informationen, die man aus der Änderung der Arterienübertragung erhält, die man bei zwei Wellenlängen festgestellt hat.
Die spezifischen Wellenlängen, welche hierfür gewählt werden, werden einerseits durch eine nähere Betrachtung des vollständigen Ausdrucks der Arterienabsorptionsfähigkeit αA bestimmt:
αA = (αOA)(OS)-(αDA)(1-OS) (9)
wobei αOA die oxidierte Arterienabsorptionsfähigkeit ist, αDA die desoxydierte Arterienabsorptionsfähigkeit ist, und OS die Hämoglobinsauerstoffsättigung des arteriellen Blutvolumens ist. Wie sich aus Fig. 5 entnehmen läßt, sind αOA und αDA im wesentlichen bei allen Wellenlängen im Rotwellenlängenbereich und im nahen Infrarotwellenlängenbereich, abgesehen von einer isobestischen Wellenlänge ungleich, welche etwa bei 805 Nanometer auftritt. Bei einer Arteriensauerstoffsättigung OS von etwa 90 Prozent ergibt sich aus der Gleichung (9), daß die Arterienabsorptionsfähigkeit αA 90 Prozent ist, welche zu dem oxydierten Arterienabsorptionsvermögen αOA beiträgt und sie beläuft sich auf 10 Prozent, welche zu der desoxydierten Arterienabsorptionsfähigkeit αOA beiträgt. Bei der isobestischen Wellenlänge ist der relative Beitrag dieser beiden Koeffizienten zu der Arterienabsorptionsfähigkeit αA nur von minimaler Bedeutung dahingehend, daß beide αOA und gleich sind. Daher ist eine Wellenlänge, welche grob der isobestischen Wellenlänge der Kurvenzüge nach Fig. 5 angenähert ist, eine zweckmäßige Art und Weise, um die Änderung bezüglich der Fingerdicke Δd zu eliminieren, welche auf den Arterienblutstrom zurückzuführen ist.
Eine zweite Wellenlänge in einem Abstand von der angenäherten isobestischen Wellenlänge wird gewählt, wobei der Abstand derart ausreichend ist, daß ermöglicht wird, daß die beiden Signale sich einfach unterscheiden lassen. Zusätzlich wird die relative Differenz der oxydierten und desoxydierten Arterienabsorptionsfähigkeit bei dieser Wellenlänge stärker hervorgehoben. Unter Berücksichtigung der vorstehenden Ausführungen wird es im allgemeinen bevorzugt, daß die beiden Wellenlängen derart gewählt werden, daß sie in die Rotbereiche und Infrarotbereiche des elektromagnetischen Spektrums fallen.
Die vorstehenden Informationen werden mit der Gleichung (8) verknüpft, um das folgende Verhältnis zu erhalten:
wobei TΔAR gleich der Änderung der Arterienübertragung des Lichts bei der Rotwellenlänge λR und TΔAIR die Änderung der Arterienübertragung bei der Infrarotwellenlänge λIR ist. Es ist noch zu erwähnen, daß, wenn zwei Quellen im wesentlichen an derselben Stelle am Finger vorgesehen sind, die Länge des Lichtweges durch den Finger im wesentlichen gleich für das jeweils abgegebene Licht ist. Somit ist die Änderung des Lichtweges, resultierend aus dem Arterienblutstrom, Δd, im wesentlichen gleich für die Rotwellenlängenquelle und die Infrarotwellenlängenquelle. Aus diesem Grunde hebt sich das Glied Δd im Zähler und Nenner der rechten Seite der Gleichung (10) auf und man erhält folgendes:
Wie sich aus der Gleichung (11) ergibt, ist diese sowohl von der einfallenden Lichtintensität I&sub0; und der Änderung der Fingerdicke Δd abhängig, welche auf den Arterienblutstrom zurückzuführen ist. Die vorstehend angegebenen Ableitungen bilden die theoretische Basis der Impulsoxymetriemessung. Auf Grund der Komplexität des physiologischen Ablaufs jedoch gibt das in der Gleichung (11) wiedergegebene Verhältnis nicht direkt eine genaue Messung der Sauerstoffsättigung wieder. Der Zusammenhang zwischen dem Verhältnis der Gleichung (11) und der tatsächlichen Arterienblutgasmessungen wird daher noch auf geschlüsselt um eine zuverlässige Angabe der Sauerstoffsättigung zu erhalten. Wenn daher das Verhältnis des Arterienabsorptionsvermögens bei den Rotwellenlängenbereichen und den Infrarotlängenbereichen sich bestimmen läßt, läßt sich die Sauerstoffsättigung des Arterienblutstroms aus unabhängig abgeleiteten empirisch entwickelten Eichkurven herleiten, welche unabhängig von I&sub0; und Δd sind.
Aus Vereinfachungsgründen wird ein gemessenes Verhältnis R0S nach der Gleichung (11) wie folgt definiert.
Wenn dieser gemessene Wert für R0S, der auf der x-Achse der unabhängig abgeleiteten Sauerstoffsättigungskurven aufgetragen wird, wie dies in Fig. 7 gezeigt wird und wie dies nachstehend noch näher beschrieben wird, läßt sich die Hämoglobinsauerstoffsättigung auf der y-Achse ablesen.
Die Messung der Arterienabsorptionsfähigkeit der beiden Wellenlängen erfolgt auf die folgende Weise. Wie in Fig. 8 gezeigt ist, wird ein Detektor 38 auf die Seite eines Fingers gelegt, welche den Lichtquellen 40 und 42 für das Rotlicht und das Infrarotlicht gegenüberliegt, und er empfängt Licht mit beiden Wellenlängen, welches durch den Finger gegangen ist. Wie in Fig. 9 gezeigt ist, ändert sich die empfangene Rotwellenlichtintensität, welche als eine zeitliche Funktion aufgetragen ist, mit jedem Puls und hat hohe und niedrige Werte RH und RL jeweils. RL tritt im wesentlichen bei der Systole auf, wenn das Arterienblutbolumen den größten Wert einnimmt. RH tritt im wesentlichen an der Diastole auf, wenn das Arterienblutvolumen am kleinsten ist. Aus den voranstehenden Erläuterungen des exponentiellen Lichtdämpfung durch homogene Medien ergibt sich somit folgendes:
In ähnlicher Weise ergibt sich dann:
Wenn man die Verhältnisse nach den Gleichungen (13) und (14) berücksichtigt und eine Vereinfachung vornimmt, so ergibt sich folgendes:
Wenn man den Logarithmus von beiden Seiten der Gleichung (15) nimmt, so erhält man folgendes:
Wie sich hieraus ersehen läßt, erhält man ähnliche Ausdrücke für die Signale, welche das Infrarotwellenlängenlicht wiedergeben, welches mittels des Detektors 38 empfangen wird Somit läßt sich die minimale Lichtintensität, welche durch den Finger beim Infrarotwellenlängenlicht durchgeht, wie folgt ausdrücken:
In ähnlicher Weise läßt sich die maximale Lichtintensität, welche von dem Finger im Infrarotwellenlängenbereich ausgeht, wie folgt ausdrücken:
Das Verhältnis der Therme in den Gleichungen (17) und (18) läßt sich wie folgt ausdrücken:
Die Einführung des Logarithmus vereinfacht die Gleichung (19) zu folgendem:
Die verhältnismäßige Verknüpfung der Gleichungen (16) und (20) führt zu folgendem:
Da der Term d den Zähler und Nenner der rechten Seite der Gleichung (21) sich aufhebt, sowie auch die negativen Vorzeichen für den jeweiligen Term, so erhält man bei einer Verknüpfung der Gleichung (21) mit der Gleichung (12) folgendes: Verhältnis
Somit läßt sich durch die Messung der minimalen und maximalen abgehenden Lichtintensitäten bei den Rotwellenlängen und den Infrarotwellenlängen (RL, RH, IRL, IRH) ein Wert für den Ausdruck R0S ermitteln. Hieraus sowie aus den empirisch abgeleiteten Eichkurven ähnlich jenen, welche in Fig. 7 gezeigt sind, läßt sich die Sauerstoffsättigung bestimmen, wie dies näher noch in Verbindung mit der Erläuterung der verschiedenen Komponenten des Oxymeters 10 ergibt, welche sich hieran anschließen. Es ist noch darauf hinzuweisen, daß die Bestimmung der Sauerstoffsättigung auf diese Weise sich von den üblichen Techniken unterscheidet, welche beispielsweise von Wilber beschrieben sind, indem Messungen, basierend sowohl auf der Impulsbodenkomponente als auch auf der pulsierenden Komponente der Signale durchgeführt werden.
Die erste Komponente des Oxymeters 10, welches nunmehr zu erläutern ist, ist der Sensor 12. Die Funktion des Sensors 12 besteht im wesentlichen darin, die gewünschte Orientierung der Lichtquellen 40 und 20, beispielsweise der lichtemittierenden Dioden oder Leuchtdioden (LED) und des Lichtdetektors 38 bezüglich eines geeigneten Teils des Körpers des Patienten vorzunehmen. Beispielsweise muß der Sensor die LED 40 und 42 mit dem Detektor 38 derart ausrichten, daß der Lichtweg von jeder LED zum Detektor 38 im wesentlichen gleichgroß ist. Zusätzlich muß der Weg durch einen Teil des Körpers des Patienten gehen, durch den eine nutzbare Lichtmenge durchgehen kann, beispielsweise einen Finger, einen Zehn, ein Ohrläppchen oder die Nasenscheidewand. Da die Änderungen des Lichtweges in beträchtlicher Weise die erhaltenen Ergebnisse beeinflussen, wie dies vorstehend angegeben ist, muß der Sensor die Position der LED 40 und 42 und des Detektors 38 bezüglich des Übertragungsweges durch die Haut des Patienten immer konstant halten. Ansonsten könnten Signalschwankungen erzeugt werden, welche als Bewegungsartifakt bekannt sind. Zusätzlich sollte der Sensor nur einen nichtbeachtenswerten Druck auf die Haut des Patienten und des darunterliegenden Gewebes ausüben. Ansonsten würde der normale Arterienblutstrom, auf welchen sich die Impulsoxymetrie bezieht, hinsichtlich eines genauen Betriebs gestört werden. Schließlich sollte der Sensor schnell am Patienten angebracht werden können und er sollte keine unangenehmen Empfindungen verursachen.
Die LED 40 und 42 werden mit Strom über Transistortreiber 44 versorgt, welche in der I/O-Schaltung 14 vorhanden sind, wie dies in Fig. 11 gezeigt ist. Die Treiber 44 werden durch den Microcomputer 16 gesteuert, um Stromimpulse mit einer 960Hz Wiederholungsrate zu erzeugen. Die Dauer jedes Impulses ist 70 Microsekunden und ein Impuls für die Rotwellenlänge von LED 40 wird zuerst ausgegeben und dann ein solcher für die Infrarotwellenlänge für die LED 42. Der Spannungsabfall an den Einstellwiderständen beim Treiber 44 ermöglicht, daß sich die Größe der Stromimpulse bestimmen läßt und daß sich somit eine Betriebsweise einhalten läßt, welche nachstehend noch näher beschrieben wird. Die LED 40 und 42 sprechen auf die Stromimpulse dadurch an, daß entsprechende Lichtimpulse durch den Finger zum Detektor 38 abgegeben werden. Der Detektor 38 seinerseits erzeugt ein Signal, welches Informationen über das pulsierende Ansprechen des Fingers auf die Rotwellenlänge und die Infrarotwellenlänge und des Lichts in diesen Bereichen enthält, wobei eine Impulswiederholungsrate von 960Hz der LED mitenthalten ist.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform nach der Erfindung unterbricht ein optisches Rotfilter 45 den Lichtweg zwischen dem LED 40 und 42 und dem Detektor 38, wie dies in Fig. 8 gezeigt ist. Vorzugsweise ist das Filter 45 ein Kodak No. 29 Wrattengelfilter. Die Funktion des Filters ist es, den Einfluß des Flackerns des fluoreszierenden Lichtes bei der durchzuführenden Bestimmung für die Sauerstoffsättigung zu eliminieren. Obgleich der Körper des Sensors 12 aus einem opaken Material hergestellt sein kann, wodurch ein beträchtlicher Teil des Umgebungslichtes abgeschirmt wird, kann nach wie vor noch etwas Umgebungslicht den Detektor 38 erreichen. Licht von der Sonne und anderen Beleuchtungslampen sind im wesentlichen kontinuierlich. Fluoreszierendes Licht andererseits umfaßt alternierende erregte und entregte Intervalle, wodurch man visuell den Eindruck eines Blinkens erhält. Die Frequenz des Blinkens des fluoreszierenden Lichts ist derart, daß sie das Signal beeinflussen könnte, welches von dem Detektor 38 im Ansprechen auf das Licht erzeugt wird, welches von der LED 40 im Rotwellenlängenbereich empfangen wird. Somit wird das optische Rotfilter 45 für den Detektor 38 gelegt und es wird alles vorhandene fluoreszierende Licht ausgefiltert, so daß die Effekte des Flackerns eliminiert werden, welche einen Einfluß auf die Bestimmung der Sauerstoffsättigung haben könnten.
An der I/O-Schaltung 14 wird das Signal vom Detektor 38 über einen Vorverstärker 46 empfangen. Bei einer bevorzugten Ausführungsform umfaßt der Vorverstärker 46 einen differentiellen Strom-zu-Spannungs-Verstärker 48 und einen Ausgangsverstärker 50 mit einem einzigen Anschluß. Um die Vorteile des Einsatzes des Differentialverstärkers 48 zu verstehen, sollte zuerst die Arbeitsweise des üblichen Strom-zu-Spannungs-Verstärkers näher betrachtet werden, welcher in Fig. 12 gezeigt ist. Wie dort gezeigt ist, weist ein Strom-zu-Spannungs-Verstärker 52 im wesentlichen einen Operationsverstärker 54 und einen Verstärkungsfaktorbestimmungswiderstand RF auf. Wenn der Detektor 38 mit den Eingängen des Verstärkers verbunden ist, wie dies dargestellt ist, wird ein Strom ID in den Verstärker bei der Detektion des Lichts der geeigneten Wellenlänge eingegeben. Der Ausgang des Verstärkers 52 ist mit V&sub0; bezeichnet und es ist zu ersehen, daß dieser gleich dem Produkt aus dem Detektorstrom ID und dem den Verstärkungsfaktor bestimmenden Widerstand RF ist. Das Hauptproblem bei einer derartigen Auslegung ist darin zu sehen, daß auch das externe Interferenzrauschen, welches hierbei auftritt, verstärkt wird, wodurch das hieraus abgeleitete Signal weniger genau wird.
Wenn man jedoch den differentialen Strom-zu-Spannungs-Verstärker 48 wählt und diesen mit dem Ausgangsverstärker 50 mit einem Anschluß verknüpft, wie dies in Fig. 13 gezeigt ist, läßt sich jedoch diese Schwierigkeit überwinden. Wie gezeigt, erzeugt der Differentialverstärker 48 positive und negative Versionen des Ausgangs, wobei der Absolutwert jeder Version gleich dem Produkt des die Verstärkung bestimmenden Widerstands RF und des Detektorsstroms ID ist. Die Ausgänge werden dann an den Ausgangsverstärker 50 mit einem einzigen Anschluß angelegt, welcher eine einheitliche Verstärkung hat, so daß man ein Ausgangssignal erhält, welches eine Größe hat, die doppelt so groß wie jene der Eingänge ist. Ein Vorteil dieser Auslegung ist darin zu sehen, daß die externen Interferenzstörungen bei dem Ausgangsverstärker 50 mit dem einzigen Anschluß durch die gegensätzlichen Vorzeichen der beiden Ausgänge des Verstärkers mit der Übergangsimpedanz aufgehoben werden. Zusätzlich wird das doppelte Signal mit dem Stromrauschen lediglich durch einen Anstieg um eine Größe von 1,414 erzeugt. Daher erhält man ein verbessertes Signalrauschverhältnis.
An dieser Stelle ist das Mischsignal, welches die Ansprechformen des Detektors 38 auf das Rotwellenlicht und das Infrarotwellenlicht wiedergibt, verstärkt worden und dieses wird an einen Demodulator 56 angelegt, um die pulsierenden Rotwellenformen und die pulsierenden Infrarotwellenformen zu extrahieren, wie dies in den Fig. 9 und 10 gezeigt ist. Bei einer bevorzugten Auslegungsform hat der Demodulator 56 eine Tast-und-Halte (S/H)-Schaltung 60, welche auf das Detektorsignal anspricht, welches in Abhängigkeit von dem Rotwellenlicht erzeugt wird, und eine Abtast-und-Halte (S/H)-Schaltung 58, welche auf die Infrarotwellenlänge des Ansprechsignals des Detektors 38 anspricht. Die zeitliche Steuerung der Schaltungen 58 und 60 wird derart gesteuert, daß jede Schaltung des Signaleingangs am Demodulator 56 während des Teils des Signales abtastet, welches der Wellenlänge entspricht, auf welches es anspricht. Auf diese Weise werden zwei Signale aus dem einzigen Eingang am Demodulator 56 rekonstruiert. Wie vorstehend angegeben ist, entsprechen diese Signale dem pulsierenden Rotsignal und dem pulsierenden Infrarotsignal, welche in den Figuren 9 und 10 gezeigt sind.
Die Ausgänge der Schaltungen 58 und 60 werden dann an die Tiefpaßfilter 62 und 64 angelegt. Wenn wie gezeigt die Signale genau durch die Abtastung rekonstruiert worden sind, muß die Abtastrate die Nyquist-Rate des Zweifachen der maximalen Frequenzkomponente in den Signalen überschreiten. Durch die Entfernung der Hochfrequenzkomponenten der Signale gestatten die Tiefpaßfilter 62 und 64 somit, daß man Signale mit genauer Abtastung bei einer geringeren Abtastrate erhält. Bei einer bevorzugten Ausführungsform umfassen das "Rot"-Tiefpaßfilter 62 und das "Infrarot"-Tiefpaßfilter 64 jeweils zwei Stufen. Die erste Stufe jedes Filters nutzt eine monolithische integrierte Schaltung fünfter Ordnung als schaltbares Kondensatorfilter, da dieses mit geringen Kosten verbunden ist und relativ wenig Platz in Anspruch nimmt. Da sowohl das "Rot"- als auch das "Infrarot"-Signal durch die übereinstimmende erste Stufe der Filter geht, werden ihre Verstärkung und die Phasenfrequenz hinsichtlich des Ansprechverhaltens abgestimmt. Die zweite Stufe jedes Filters ist ein Bessel-Filter zweiter Ordnung mit einer geringfügig höheren Überschlagfrequenz bei der ersten Stufe. Hierdurch wird sichergestellt, daß das Filter der ersten Stufe das dominierende Filter der Zweistufenkombination ist, so daß man die gewünschte Filtergenauigkeit erhält. Die zweite Stufe filtert dann das Schaltrauschen aus dem Ausgang der ersten Stufe aus.
Die gefilterten roten und infraroten pulsierenden Signale werden für die Konversion und die Übertragung zum Microcomputer 16 aufbereitet. Wie nachstehend noch näher beschrieben werden wird, umfaßt diese Verarbeitungsweise den Einsatz eines programmierbaren Gleichstromsubtraktors oder einen Offset 66 und einen anschließenden Verstärker 68 mit programmierbarer Verstärkung, welcher einen Verstärkungsbereich von etwa eins bis 256 hat. Die in geeigneter Weise verarbeiteten Signale werden an dem Multiplexer 70 verknüpft, abgetastet und bei 71 bereitgehalten, und dann in eine digitale Form mittels des A/D-Wandlers 72 zur Übertragung zum Microcomputer 16 umgewandelt.
Bevor eine nähere Erläuterung der Arbeitsweise des programmierbaren Subtraktors 66, des Verstärkers 68 mit programmierbarer Verstärkung, des Multiplexers 70, des S/H 71 und des A/D-Wandlers 72 erfolgt, sollen noch einige Einzelheiten bezüglich der Signale erläutert werden, welche zum Microcomputer 16 zu übertragen sind. Wie beispielsweise in den Fig. 9 und 10 gezeigt ist, umfaßt das Signal, welches vom Detektor 30 in Abhängigkeit von dem Licht vom Detektor 30 in Abhängigkeit von dem Licht der jeweiligen Wellenlänge erzeugt wird, Komponenten, die aus Zweckmäßigkeitsgründen als Impulsbodenkomponenten und pulsierende Komponenten bezeichnet werden. Die Impulsbodenkomponente ist der Intensität des vom Detektor 38 empfangenen Lichts angenähert, wenn nur die "feste" nichtpulsierende Absorptionskomponente im Finger vorhanden ist. Diese Komponente des Signals ist relativ konstant über kurze Intervalle hinweg gesehen, sie ändert sich aber mit einer nichtpulsierenden, physiologischen Änderung oder einer Systemänderung, wie beispielsweise der Bewegung des Sensors auf dem Finger. Über ein relatives großes Zeitintervall hinweg kann sich die Impulsbodenkomponente beträchtlich ändern. Natürlich ist die Größe der Impulsbodenkomponente zu einem gegebenen Zeitpunkt im wesentlichen gleich dem Wert, welcher in Fig. 9 mit RH angegeben ist. Aus Zweckmäßigkeitsgründen jedoch wird die Impulsbodenkomponente mit dem Wert angenommen, der mit RL bezeichnet ist, wenn die pulsierende Komponente sich zwischen den Werten für RH und RL bei einem gegebenen Impuls ändert. Diese pulsierende Komponente ist auf die Lichtübertragungsänderungen durch den Finger zurückzuführen, welche ihre Ursache in den Blutvolumenänderungen im Finger während eines Herzschlages haben. In typischer Weise kann die pulsierende Komponente relativ klein im Vergleich zu der Impulsbodenkomponente sein, was als außerhalb des Verhältnisses liegend in den Fig. 9 und 10 verdeutlicht ist.
Die Bestimmung von ROS nach Maßgabe der Gleichung (22) macht erforderlich, daß man genau gemessene Werte sowohl für die Komponenten der Impulsbodenkomponente als auch der pulsierenden Komponente des Signales hat. Da die pulsierenden Komponenten jedoch kleiner sind, müssen diese bei der Messung der jeweiligen Komponenten sorgfältiger berücksichtigt werden. Wenn wie angegeben das gesamte Signal nach den Fig. 9 und 10 einschließlich den Impulsbodenkomponenten und der pulsierenden Komponenten verstärkt wurde und in ein digitales Format unter Einsatz des Microcomputers 16 umgewandelt wurde, geht in großem Maße die Genauigkeit bei der Umwandlung verloren, da ein beträchtlicher Teil der Auflösung genutzt wird, um die Impulsbodenkomponente zu messen. Wenn man beispielsweise einen A/D-Wandler mit einem Eingangsbereich von zwischen +10 und 10 Volt einsetzt, läßt sich ein Signal mit einer Impulsbodenkomponente, bezogen auf -10 Volt, verstärken, welches viermal so groß wie die pulsierende Komponente ist, bis die Pulsbodenkomponente durch eine 16 Volt Differenz wiedergegeben wird und das pulsierende Signal durch eine 4 Volt Differenz wiedergegeben wird. Mit einem 12-Bit A/D-Wandler 72 läßt sich das gesamte Signal in 4096 Komponenten auflösen. Daher ist die Anzahl der Inkremente zur Darstellung des pulsierenden Signales etwa 819. Wenn man andererseits die Impulsbodenkomponente vor der Umwandlung entfernt, könnte das verstärkte, pulsierende Signal in 4096 Intervalle aufgelöst werden, wodurch sich die Genauigkeit beträchtlich vergrößern läßt.
Die beschriebene Erfindung nutzt diese Technik als eine erste Hälfte bei einem Aufbau-Wiederaufbau-Verfahren, welches schematisch an Hand von Fig. 14 umrissen wird. Wie dort gezeigt, wird ein Eingangssignal V&sub1; (entsprechend den Signalen, die in den Fig. 9 und 10 gezeigt sind) von dem jeweiligen Filter 62 und 64 erhalten. V&sub1; umfaßt sowohl die Impulsbodenkomponenten als auch die pulsierenden Komponenten, welche vorstehend erörtert wurden. Wie noch beschrieben werden wird, entziehen die anschließenden Bearbeitungen von V&sub1; eine beträchtliche "Offset-Spannung" als Teil der Impulsbodenkomponente, und dann wird der verbleibende Rest des im wesentlichen pulsierenden Signales verstärkt und gewandelt durch den A/D-Wandler 72. Eine digitale Aufbereitung des Ausgangssignales wird dann dadurch erzeugt, daß die Verfahrensweise umgekehrt wird, wobei ermöglicht wird, daß digital vorliegende Informationen eine Entfernung der Verstärkung ermöglichen und die Offet-Spannung wiederum hinzugefügt wird. Dieser Schritt ist erforderlich, da das gesamte Signal einschließlich der Impulsbodenkomponenten und der pulsierenden Komponenten bei dem Verfahren zur Messung der Sauerstoffsättigung genutzt wird.
Die Rückführung vom Microcomputer 16 zu der I/O-Schaltung 14 ist ebenfalls erforderlich, um die Werte für die Offset-Spannung und die Treiberströme auf Werten konstant zu halten, welche geeignet sind, um die optimale Auflösung des A/D-Wandlers 72 zu ermöglichen. Eine geeignete Steuerung ist erforderlich, damit der Microcomputer kontinuierlich eine Analyse durchführt und auch die Offset-Spannung, alle Treiberströme und den Ausgang des A/D-Wandlers auf die nachstehend noch näher beschriebene Weise anspricht.
Unter Bezugnahme auf Fig. 14 werden die Schwellwerte L1 und L2, welche geringfügig unterhalb und oberhalb der maximalen positiven und negativen Ausschläge L3 und L4 liegen, welche für den A/D-Wandler 72 als Eingänge zugelassen sind, vorgegeben und mit Hilfe des Microcomputers 16 an dem A/D-Wandlerausgang überwacht. Wenn die Größe des Signaleinganges zu dem A/D-Wandler 72 und dem Ausgang von demselben einen der Schwellwerte L1 oder L2 überschreitet, werden die Treiberströme ID nachjustiert, um die Intensität des auf den Detektor 38 auftreffenden Lichtes kleiner zu machen. Auf diese Weise wird der A/D-Wandler 72 nicht überlastet und die Grenze zwischen L1 und L3 und zwischen L2 und L4 dient zur Sicherstellung desselben selbst bei sich sehr schnell ändernden Signalen. Eine Betriebsspannungsgrenze für den A/D-Wandler 72 ist außerhalb den Schwellwerten vorhanden, um zu ermöglichen, daß der A/D-Wandler 72 kontinuierlich weiterarbeiten kann, währenddem geeignete Kopplungsnachabstimmungen auf A und VOS vorgenommen werden.
Wenn das Signal von dem A/D-Wandler 72 die positiven und negativen Schwellwerte L5 oder L6 überschreitet, spricht der Microcomputer 16 hierauf an, indem dem programmierbaren Subtraktor 66 signalisiert wird, daß die Offset-Spannung vergrößert wird, welche abzuziehen ist. Dies erfolgt durch die Bildung und Übertragung eines Offset-Codes, dessen Größe von dem Wert des von dem Wandler 72 empfangenen Signals abhängig ist.
Die Art und Weise, mit der die unterschiedlichen Schwellwerte vorgegeben werden und der Zusammenhang zu den Offset-Codes zu dem empfangenen Signal läßt sich verändern, so daß man im wesentlichen jede gewünschte Form einer Steuerung bereitstellen kann. Somit ist die Anordnung nach Fig. 14 bildlich als Beispiel zu verstehen und stellt eine derzeit bevorzugte Ausführungsform hierfür dar. Die Anweisungen für die Software, welche den Signalaufbau-Wiederaufbau steuert, wie dies voranstehend beschrieben ist, ist in EPROM 78 des Microcomputers 16 gespeichert. In ähnlicher Weise sind die Werte für RH, RL, IRH, IRL und die Signalperiode von dem Ausgang des A/D-Wandlers 72 abgeleitet und diese werden gemäß einer Software bestimmt, welche in EPROM 78 gespeichert ist. Ein Gesamtblockdiagramm des Software ist in Fig. 15 gezeigt und wird nachstehend näher erläutert.
Kurz gesagt umfaßt die Anordnung nach Fig. 15 einen Bandbegrenzungsblock 80, welches die demultiplexen Signale konditioniert, die von dem A/D-Wandler 72 empfangen werden. Die erhaltenen bandbegrenzten Signale, welche dem durch das Gewebe bei den beiden Wellenlängen durchgegangenen Licht entsprechen, werden an einen Datenpuffer 82 angelegt. Der Puffer 82 speichert die Signale für die zukünftige Analyse, was nachstehend noch näher beschrieben wird.
Ein Verarbeitungsblock 84 für die automatisch normierte Faltungsableitung (ANCD) ermittelt kontinuierlich die ANCD eines der beiden Signale, bezogen auf die Zeit. Die ANCD ist im Grund genommen die Summe der Vorzeichen der Signaländerung über eine Mehrzahl von Intervallen hinweg gesehen, bezogen auf die Zeit, zu der die ANCD bestimmt wird. Wie nachstehend noch näher beschrieben wird, stellt die ANCD eine Angabe mit verminderter Information über die erste Ableitung des Signals bezüglich der Zeit bereit. Die ANCD wird dann mit Hilfe eines Spitzenwertverarbeitungsblockes 86 untersucht, in welchem zuerst nach einem Bereich des Signales gesucht wird, welcher eine konstante positive Steigung hat. Wenn ein derartiger Bereich festgestellt wird, beginnt der Block 86 dann nach der Suche eines positiven Spitzenwerts. Um diesen zu erreichen, bestimmt der Block 86, wenn der Absolutwert von der ANCD unterhalb einen gewissen vorbestimmten Schwellwert fällt. Der Block 86 markiert dann diese Stelle an der Wellenform, welche im Puffer 82 gespeichert ist, und welcher dem Punkt zugeordnet ist, an dem der Schwellwert durch die ANCD durchquert wird.
Der Spitzenwertverarbeitungsblock 86 setzt die Suche nach einem anschließenden Durchgang des Schwellwerts durch die ANCD fort, und ein zweiter Punkt an der Wellenform wird markiert, wenn dieser auftritt. Der Teil der Wellenform zwischen diesen beiden Punkten, welcher im Puffer 82 gespeichert ist, wird dann analysiert, um zu bestimmen, ob ein positiver Spitzenwert enthalten ist. Wenn ein Spitzenwert festgestellt wird, wird in ähnlicher Weise ein geringfügig erweitertes Teil der Wellenform, welche im Puffer 82 gespeichert ist, unter Zuordnung zu einer weiteren Wellenlänge des Lichts in ähnlicher Weise untersucht, um die Lage des Spitzenwerts zu identifizieren. Dann kehrt der Verarbeitungsblock 86 zu der Analyse der ANCD des ersten Signals zurück. Nachdem ein Bereich des Signals mit einer negativen Steigung festgestellt wurde, erfolgt eine Suche nach negativen Spitzenwerten auf ähnliche Weise, wie dies vorstehend im Zusammenhang mit den oben angegebenen positiven Spitzenwerten der Fall ist. Auch wird ein Test mit Hilfe des Blocks 86 beim Anlaufen durchgeführt, um Signalstörungen zurückzuweisen, welche durch die dikrote Zacke hervorgerufen wird, welche sonst als ein positiver oder negativer Spitzenwert identifiziert würde.
Wenn zulässige Spitzenwerte identifiziert sind, wird der programmatische Ablauf von dem Spitzenwertverarbeitungsblock 86 mit einem Wellenformleitkurven-Komparatorblock 88 fortgesetzt, welcher den Teil der Wellenform, welcher im Datenpuffer 82 gespeichert ist, den Spitzenwerten zuordnet, um beschreibende Leitkurven anzugeben, welche über den Leitkurvenbeschreibungsblock 90 bereitgestellt werden. Diese beschreibenden Leitkurven definieren hauptsächlich die Grenzwerte bei der Impulsamplitude und der Systolendauer. Wenn eine positive Feststellung erfolgt, werden die vorstehend identifizierten Einzelheiten akzeptziert in der Weise, daß sie für einen Impuls repräsentativ sind. Ansonsten werden die zuvor identifizierten Einzelheiten, welche von Interesse sind, zurückgewiesen bzw. abgewiesen und die Steuerung des Programms kehrt zu dem Spitzenwertverarbeitungsblock 86 zurück, in welchem die Suche nach den interessierenden Einzelheiten wiederum aufgenommen wird.
Wenn der Spitzenwertverarbeitungsblock 86 und der Wellenformleitkurvenkomparatorblock 88 im Zusammenwirken einen Impuls identifiziert haben, wird die Wellenforminformation unter Zuordnung zu den Spitzenwerten durch einen Wellenformleitkurven- Anpaßblock 92 analysiert. Der Block 92 modifiziert die Leitkurvenbeschreibungen, welche mittels des Blockes 90 erzeugt werden, nach Maßgabe der neu identifizierten Impulseinzelheiten. Die Punkte auf der im Datenpuffer 82 gespeicherten Wellenform, welche diesen Einzelheiten zugeordnet sind, werden im Datenpuffer 82 mit Hilfe einer Pufferorganisationseinrichtung 100 zur weiteren Verarbeitung gespeichert, wobei beispielsweise eine Leitkurvenmodifikation vorgenommen wird und/oder die Sauerstoffsättigung ermittelt wird.
Nunmehr sollen die verschiedenen in den Fig. 15 und 16 gezeigten Blöcke näher erläutert werden, welche den Bandbegrenzungsblock 80 verdeutlichen. Wie zuvor angegeben ist, erhält der Bandbegrenzungsblock 80 die demultiplexen Signale von dem A/D-Wandler 72, welche die Intensität des Lichts wiedergeben, welches von dem Detektor 38 bei den Rotwellenlängen und den Infrarotwellenlängen empfangen wurde. Jedes Signal wird mittels eines digitalen, nichtnachlaufenden, finiten Impulsansprech (FIR)-Filter 94 empfangen. Die Filterbandgrenzen des abgetasteten Signals nimmt eine derartige Beschränkung vor, daß darin befindliche Rohfrequenzkomponenten entfernt werden. Auf diese Weise können die Signale anschließend abwärts getastet werden und man erreicht eine niedrigere Abtastrate.
Wie angegeben, wird das gefilterte digitale Signal mit einer niedrigeren Abtastrate (beispielsweise 48Hz) im Block 96 abgetastet. Hierdurch wird die Tiefpaßfilterung durchgeführt mit Hilfe eines digitalen FIR-Filters im Block 98 vereinfacht. Die Arbeitsweise des Blocks 98 begrenzt in genauer Weise das Durchgangsband des Signales, wobei nur die Grundfrequenz des Signales sowie einige der harmonischen Glieder durchgehen können. Das Ergebnis ist dann, daß der Block 98 einen beträchtlichen Teil des unerwünschten 50-, 60-, und 120Hz Rauschens gemäß der voranstehenden Beschreibung entfernt, sowie die elektrochirurgischen Interferenzen.
Eine zweite und ebenfalls von Bedeutung sich ergebende Funktion des Filters 98 ist darin zu sehen, daß die Kompliziertheit des Verarbeitungsblockes 84 vermindert wird, welcher erforderlich ist, um die ANCD des Signales zu bestimmen. Wie angegeben, reduziert das Eliminieren der Hochfrequenzkomponenten die Abruptheit, mit der sich das Signal ändert, so daß man allmählichere Änderungen bei der Ableitung oder der Scheidung des Signals erhält. Diese allmählichen Änderungen bei der ersten Ableitung lassen sich einfacher durch den ANCD-Verarbeitungsblock 84 identifizieren.
Die Signale unter Zuordnung zu der jeweiligen Wellenlänge, welche mit Hilfe des Bandbegrenzungsblockes 18 in geeigneter Weise aufbereitet sind, werden in den Datenpuffer 82 unter der Steuerung der Pufferorganisationseinrichtung 100 eingegeben. Die Pufferorganisationseinrichtung 100 steuert die bidirektionale Kommunikationsverknüpfung zwischen den gepufferten Wellenformen und den verschiedenen Verarbeitungsblöcken oder den Betriebsunterprogrammen bei den Wellenformverarbeitungen. Dadurch daß die Rohwellenformen im Datenpuffer 82 gespeichert werden, lassen sich die Wellenformen unter Berücksichtigung der anschließend erhaltenen Informationen nochmals bearbeiten. Beispielsweise lassen sich die Werte, welche den anschließend zu bestimmenden Einzelheiten von Interesse zugeordnet sind, extrahieren und schließlich erhält man die zur Bestimmung von ROS erforderlichen Informationen.
Zusätzlich zu der Speicherung im Datenpuffer 82 wird das Signal oder die Wellenform unter Zuordnung zu einer der Wellenlängen des Lichts in den ANCD Verarbeitungsblock 84 eingegeben. Die Funktion des Blocks 84 ist wie zuvor angegeben darin zu sehen, daß man Angaben über die erste Ableitung oder die Steigung des empfangenen Signals erhält. Wie sich hieraus ersehen läßt, kann die Steigung genutzt werden, um eine Anzahl von Signalcharakteristika zu identifizieren. Wenn beispielsweise die Steigung des Signals Null ist, so ergibt sich hieraus, daß man einen Wendepunkt oder einen Spitzenwert des Signales hat. Da das Auftreten eines positiven oder eines negativen Spitzenwertes auch zu einer Steigungsumkehr führt, lassen sich Spitzenwerte von den Wendepunkten dadurch unterscheiden, daß man die Signalsteigung sowohl vor als auch nach der Detektion einer Steigung von Null überwacht. Somit stellt die erste Ableitung eine zweckmäßige Weise zur Identifizierung der Einzelheiten der Wellenform bereit.
Während das für die Analyse durch den Spitzenwertverarbeitungsblock 86 erzeugte Signal ein direktes Maß der Signalsteigung sein kann, ist noch zu erwähnen, daß nicht alle Informationen, welche in der ersten Ableitung enthalten sind, erforderlich sind, um die Steigungsumkehrstellen zu bestimmen. Bei einer bevorzugten Auslegungsform nutzt der ANCD Verarbeitungsblock 84 Informationen über das Vorzeichen der Ableitung, um einen normierten Ausgang, die ANCD, zu erzeugen, welche einen verminderten Informationsgehalt hat, welcher aber zur Unterscheidung der Spitzenwerte ausreicht.
Insbesondere bei einem abgetasteten Signal mit einer Spannung V(n) bei einer Abtastung n, erhalten von dem Block 80, läßt sich eine Annäherung an die Ableitung von V(n) auf die folgende Weise ausdrücken:
dV(n)/dt V(n) - V(n-1) (23)
Wenn das Signal in ausreichender Weise hinsichtlich des Bandes begrenzt ist und die Abtastrate das Nyquist-Kriterium erfüllt, vermindert die Normierung der Ableitung unter Verwendung des Vorzeichens Schwierigkeiten, die ansonsten auftreten können, wenn man eine näherungsweise Bestimmung der Ableitung nutzt. Daher wird die Gleichung (23) in die automatisch normierte Form wie folgt umgeschrieben.
sign [dV(n)/dt] = sign [V(n)-V(n-1)] (24)
Diese automatisch normierte Näherungsbestimmung der Ableitung gestattet eine ausreichende Verarbeitung des Signals V(t), um Spitzenwerte von Wendepunkten im Signal zu unterscheiden, vorausgesetzt, daß das Signal eine sich (wie üblich verhaltende) Funktion ist. In der Praxis sind physiologische Signale, wie der Spannungsausgang eines Photoplethysmographen nicht derartige Funktionen und sie werden mit Artifakt infolge des Rauschens, der Interferenz und der Bewegung des Patienten moduliert. Um eine zuverlässige Detektion der Spitzenwerte bei Vorhandensein dieser Modulation sicherzustellen, ist eine zusätzliche Verarbeitung erforderlich. Dies kann dadurch erzielt werden, daß man die Faltung der Gleichung (24) nutzt, welche sich auf die folgende Weise ausdrücken läßt
wobei S(n) die abgetastete Annäherung an die kontinuierliche ANCD ist und k die Anzahl der Abtastungen ist, über welche hinweg das abgetastete Signal V(n) gefaltet wird. Es ist diese Funktion S(n), welche mit Hilfe des ANCD Prozessorblocks 84 erzeugt wird.
Der Einsatz von S(n) erzeugt viele interessante Seiteneffekte, wie die Ausmittelung der Wellenformmodulationen von größerer Frequenz als das Signal, welches von Interesse ist, und daß man eine statistische Abschätzung der Wellenform bei einer gegebenen Abtastung erhält. Wenn man diese statistische Abschätzung in Verbindung mit geeigneten Grenzwerten und analogischen Verarbeitung einsetzt, ergibt sich eine einfache Methode zur Unterscheidung der Spitzenwerte in der Wellenform. Die Anzahl von Abtastungen, über welche hinweg das Signal für die jeweilige abzuschätzende Abtastung gefaltet wird, muß in geeigneter Weise auf die Art der Einzelheiten abgestimmt werden, welche zu unterscheiden sind. Wenn k zu groß ist, wird die Verarbeitungsweise nicht auf die gewünschte Einzelheit des Signals ansprechen. Wenn k zu klein ist, wird die Verarbeitung viele falsche Feststellungen für unerwünschte Einzelheiten der Wellenform ergeben. Daher muß k auf die für die Digitalisierung des Signals V(t) sowie für den Frequenzhauptinhalt der zu unterscheidenden und gewünschten Einzelheiten im Signal V(t) abgestimmt werden. Ein Wert für k=3 hat sich als äußerst zweckmäßig für den Anwendungsfall erwiesen, wenn man hierbei in diesem Zusammenhang die Abtastrate gemäß der voranstehenden Definition nutzt.
Um genauer zu erläutern, auf welche Weise S(n) ermittelt und eingesetzt wird, ist ein Einzelimpuls einer beispielhaften Wellenform in Fig. 17 gezeigt. Eine Mehrzahl von Abtastzeiten t ist auf der x-Achse mit dem Signalwert angegeben, welcher auf der y-Achse aufgetragen ist. Wie sich hieraus ersehen läßt, sind die vorgesehenen relativen Skalierungen auf den Achsen in der Fig. 17 lediglich zum Zwecke der Darstellung gewählt. Der Wert von S(n), welcher den verschiedenen Abtastungen zugeordnet ist, ist in Fig. 18 gezeigt. Wenn man in beliebiger Weise k mit drei annimmt, umfaßt die Aufsummierung nach Maßgabe der Gleichung (23) die vorangehenden drei und die folgenden drei Abtastintervalle. Somit kann ein Wert für S(n) zum Zeitpunkt drei nicht ermittelt werden, bis der Zeitpunkt sechs aufgetreten ist. Die Bestimmungszeit drei als erste Abtastung der interessierenden Zeit n wird für S(n) nach Maßgabe der Gleichung (23) für einen Bereich der Zeit ermittelt, welcher zwischen 0 und +6 liegt. Die einzelnen Vorzeichenänderungen werden durch die Signalpegeländerung zwischen den benachbarten Abtastungen in diesem Bereich bestimmt. Wie deutlich aus Fig. 17 zu ersehen ist, ist jede dieser Vorzeichenänderungen positiv und die Summe der Vorzeichenänderungen ist mit einer positiven Zahl sechs angegeben. Wenn die Abtastung von Interesse dem Signalwert entspricht, der zu dem Zeitpunkt vier auftritt, umfaßt die nach Maßgabe der Gleichung (23) ermittelte Summe fünf positive Vorzeichenänderungen und eine negative Vorzeichenänderung. Somit wird S(n) mit einer positiven vier dargestellt. Die restlichen Werte in Fig. 18 werden auf ähnliche Weise ermittelt.
Wie sich aus der voranstehenden Erörterung ergibt, wird ein interessierender Punkt auf der abgetasteten Wellenform angegeben, wenn der Absolutwert der Größe von S(n) sich Null annähert. Die Wiedergabe der ersten Ableitung als eine Funktion der Zeit über den Impuls ähnlich jenem, der in Fig. 17 gezeigt ist, wird an Hand von Fig. 19 verdeutlicht.
Die Organisation der Software-Anweisungen, welche an dieser Stelle durchgeführt werden, ist in Blockform in Fig. 20 verdeutlicht. Hier beginnt die Verarbeitung mit dem Startblock 102. Im Block 104 wird ein Test durchgeführt, um zu bestimmen, ob eine neue Datenabtastung in den Puffer 82 eingebracht wurde. Wie gezeigt wird das Programm nicht fortgesetzt, bis diese Bedingung erfüllt ist. Wenn neue Daten in den Puffer 82 jedoch eingebracht sind, wird ein zweiter Test im Block 106 während des Anlaufens durchgeführt, um zu bestimmen, ob die Anzahl der im Puffer 82 gespeicherten Abtastung größer als k ist. Dieser Test stellt sicher, daß ausreichend Abtastungen vorhanden sind, um eine Ermittlung von S(n) vorzunehmen. Wenn dieser Test oder diese Abfrage nicht erfüllt ist, erfolgt ein Rücksprung, bis mehr als k Abtastungen der Wellenform vorhanden sind. Zu diesem Zeitpunkt wird ein Wert für S(n) im Block 108 ermittelt. Der Ausgang des Blocks 108 stellt die ANCD des Signal am Abtastpunkt dar und diese wird an den Spitzenwertverarbeitungsblock 86 angelegt, welcher nunmehr näher erläutert wird.
Der Spitzenwertverarbeitungsblock 86 spricht auf drei gesonderte Aspekte hinsichtlich der Bestimmung von Einzelheiten an. Zuerst ermittelt der Block 86 die Lagen und die Markierungspunkte, welche der Ableitungsvorzeichenänderung oder den Wendepunkten zugeordnet sind. Zum zweiten bestimmt der Spitzenwertverarbeitungsblock 86 die Maximum- und die Minimu-Spitzenwerte zwischen den markierten Punkten. Zum dritten spricht der Spitzenwertverarbeitungsblock 86 darauf an, daß positive und negative Spitzenwerte für die Übertragung zu dem Wellenformleitkurven-Komparatorblock 88 paarweise bereitgestellt werden, mittels welchem eine Impulsdetektion erfolgt.
Wie detailliert in den Fig. 21 bis 25 gezeigt ist, umfaßt der Verarbeitungsblock 86 sieben Betriebszustände, welche mit Null bis sechs bezeichnet sind. Wie in Fig. 21 gezeigt ist, beginnt die Spitzenwertverarbeitung mit einem Test in einem Block 110, um zu bestimmen, auf welchen Zustand man Zugriff hat. Zu Beginn ist das Programm auf den Zustand Null eingestellt, bei welchem die Summe S(n) für die interessierende Abtastung geprüft wird, um zu bestimmen, ob eine gleichbleibende positive Steigung vorhanden ist. Daher wird im Block 112 ein Test vorgenommen, um zu bestimmen, ob S(n) größer oder gleich 2k-1 ist. Wenn man wiederum sich die Darstellung nach den Fig. 17 und 18 vor Augen führt, so ist diese Bedingung zum Zeitpunkt drei erfüllt (S(n) ist größer als plus fünf) sowie bei vier und vierzehn bis achtzehn. Diese Punkte entsprechen in eindeutiger Weise den Bereichen mit gleichbleibender Steigung beim Signal.
Der im Block 112 durchgeführte Test wird genutzt, um den Suchablauf einzuleiten, da eine konstante positive Steigung den zweckmäßigen Bezugspunkt darstellt, von dem aus sich anschließende positive Spitzenwerte suchen lassen. Wenn eine konstante positive Steigung im Block 112 nicht aufgefunden wurde, kehrt das Programm zu dem Block 102 zurück, so daß die nächste Abtastung durchgeführt werden kann. Die Verfahrensweise wird fortgesetzt, bis der Test im Block 112 angibt, daß eine gleichbleibende positive Steigung aufgefunden wurde. Zu diesem Zeitpunkt schreitet das Programm zu dem Block 114 fort, in welchem der Spitzenwertverarbeitungszustand zu dem Zustand eins weitergeschaltet wird. Dann kehrt das Programm zu dem Beginn am Block 102 zurück, um die nächsten Datenabtastungen vorzunehmen.
Wenn der Zustand auf eins gesetzt ist, bewirkt die Impulszustandsanfrage im Block 110, daß das Spitzenwertverarbeitungsprogramm 86 zu dem Zustand eines Blocks 118 bei der nächsten Ausführung fortgeschaltet wird. Der Zustand eines Blocks oder eines Unterprogramms 118 ist detaillierter in Fig. 22 verdeutlicht. Diese Funktion ist dazu vorgesehen, daß der Beginn einer möglichen Einzelheit von Interesse im Anschluß an den Teil mit gleichbleibender positiver Steigung der Wellenlängenform markiert wird, welche im Datenpuffer 82 gespeichert ist. Somit erfolgt im Block 120 ein Test, um zu bestimmen, ob der Absolutwert von S(n) kleiner als eine gewisse vorbestimmte Konstante ist, welche sich auf die zu detektierende Einzelheit bezieht. Wenn sich, wie aus Fig. 19 zu ersehen ist, der Test beim Block 120 erfüllt ist, wird ein dementsprechender interessierender Punkt auf der Wellenform angegeben, welcher im Datenpuffer 82 gespeichert ist. Wenn das Ergebnis des Blockes 120 falsch ist, wird der programmatische Ablauf zum Block 102 zurückgeführt und man kann eine weitere Abtastung erhalten. Der Spitzenwertverarbeitungszustand wird nicht weitergeschaltet und zum nächsten Zeitpunkt ist der Spitzenwertverarbeitungsblock 86 zugänglich, wobei der Block 110 bewirkt, daß der Zustand eines Unterprogramms 118 nochmals ausgeführt wird.
Wenn das Ergebnis beim Block 120 zu einer gewissen Zeit n1 zutreffend ist, wird ein entsprechend zugeordneter Punkt von Interesse angegeben und das Unterprogramm schreitet mit der Verarbeitung bei dem Block 122 fort. Hierbei wird ein Zeitgeber auf Null gesetzt und gestartet, welcher zur Bestimmung genutzt wird, ob die mögliche Einzelheit von Interesse betreffend die Änderung der Steigung zu langsam ist, um akzeptabel zu sein. Wenn beispielsweise der Absolutwert von S(n) unterhalb des Schwellwerts eine Zeit lang bleibt, welche eine vorbestimmte zeitliche Grenze überschreitet, kann die Wellenform im Puffer 82 nicht in genauer Weise die Übertragungscharakteristika des Gewebes und des zu analysierenden Blutes wiedergeben. In ähnlicher Weise kann es vorkommen, daß ein sich langsam änderndes Teil der Wellenform detektiert worden ist, wodurch es schwierig ist, einen Spitzenwert genau zu identifizieren.
Wenn der Zeitgeber im Block 122 gestartet wird, schreitet das Programm mit dem Block 124 fort, in welchem die ANCD S(n1) zum Zeitpunkt n1 aufgezeichnet wird und der zugeordnete Punkt auf der im Datenpuffer 82 gespeicherten Wellenform markiert wild. Der Spitzenwertverarbeitungszustand wird dann zu dem Zustand zwei des Blocks 126 fortgeschaltet, bevor er wiederum zu dem Beginn am Block 102 zurückkehrt.
Wenn zu diesem Zeitpunkt der Spitzenwertverarbeitungszustand auf den Zustand zwei eingestellt ist, wurde eine gleichbleibende positive Steigung festgestellt, an welche sich möglicherweise ein Wendepunkt oder ein Spitzenwert anschließt. Die Art und Weise, mit der der Zustand bei dem Unterprogramm 128 fortgesetzt wird, um die Information von dem ANCD-Verarbeitungsblock 84 zu verarbeiten, wird nunmehr unter Bezugnahme auf Fig. 23 erläutert. Die Funktion des Zustandes zwei im Unterprogramm ist im wesentlichen darin zu sehen, zu bestimmen, wenn der Absolutwert der ANCD S(n) wiederum auf einen Wert oberhalb des vorbestimmten Wertes zurückkehrt, welcher im Zustand eins getestet wurde. Auch wird hierdurch sichergestellt, daß diese Änderung nicht länger als eine gewisse vorbestimmte Zeit dauert und zusätzlich werden Wendepunkte zurückgewiesen, und mögliche negative Spitzenwerte aus einer Suchabfolge nach einer maximalen positiven Amplitude.
Wie beim Block 130 des Zustandes zwei des Unterprogramms 128 verdeutlicht ist, erfolgt wie vorstehend angegeben ein Test, um zu bestimmen, ob dieser Zeitraum länger als ein gewisses vorbestimmtes Zeitintervall für den Absolutwert von S(n) ist, welches erforderlich ist, damit dieser auf einen Wert zurückkehrt, welcher oberhalb des zuvor eingesetzten Schwellwerts liegt. Diese Aufgabe erfolgt über den Zeitgeber, welcher im Block 122 gestartet wird. Wenn das Zeitintervall überschritten wurde, schreitet das Programm mit dem Block 132 fort, in welchem der Zustand auf Null zurückgesetzt wird und nunmehr nach einem neuen Bereich der Wellenform mit gleichbleibender positiver Steigung gesucht wird. Wenn andererseits S(n) über den Schwellwert vor dem Ablauf des Zeitgeberintervalls ansteigt, wird das Programm mit dem Block 136 hinsichtlich der Verarbeitun- fortgesetzt. Hier wird ein zweiter Punkt n2 auf der im Datenpuffer 82 gespeicherten Wellenform markiert und die Angabe der ANCD der Wellenform an diesem Punkt S(n2) wird gesichert.
Zu diesem Zeitpunkt hat der Spitzenwertverarbeitungsblock 86 einen Bereich identifiziert, innerhalb welchem ein möglicher positiver Spitzenwert vorhanden sein kann. Um Wendepunkte von der anschließenden Analyse auszuschließen, erfolgt im Block 138 ein Test, um zu bestimmen, ob das Vorzeichen von S(n) zu dem Zeitpunkt n1 und n2 gleich ist. Wenn dies zutrifft, wird ein Wendepunkt durch das positive Ansteigen der Wellenform angegeben, und der Zustand wird auf den Zustand eins im Block 140 zurückgesetzt, bevor eine weitere Abtastung vorgenommen wird.
Wenn der im Block 138 durchgeführte Test angibt, daß ein Wendepunkt zwischen den Abtastungen n1 und n2 nicht existiert, wird jedoch ein Test im Block 142 ausgeführt, um zu bestimmen, ob ein positiver Spitzenwert zwischen diesen beiden Punkten liegt. Somit wird das Vorzeichen der ANCD am ersten Punkt mit Null verglichen. Wenn dieser Vergleich größer als Null ist, wird hierdurch angegeben, daß ein positiver Spitzenwert zwischen n1 und n2 liegt. Wenn der Beginn der Steigung jedoch negativ ist, gibt der Block 142 an, daß ein negativer Spitzenwert zwischen den Abtastungen n1 und n2 liegt, und der Zustand wird in einem Schritt 140 auf eins zurückgesetzt.
Wenn ein positiver Spitzenwert angegeben wird, führt der Block 144 eine Suche nach einer positiven Amplitude auf den Wellenformabtastungen, gespeichert im Datenpuffer 82, zwischen den Abtastzeiten n1 und n2 aus. Die größte Amplitude der Wellenform zwischen diesen Punkten wird dann als Spitzenwert identifiziert und diese Stelle wird im Block 146 aufgezeichnet, bei welchem nunmehr der Zustand auf drei fortgeschaltet wird. Wie bereits erwähnt ist, ermöglicht diese Verarbeitung die Identifikation eines positiven Spitzenwerts selbst dann, wenn die Vergleichsamplitude der vorangehenden oder der anschließenden Spitzenwerte nicht bekannt ist.
Obgleich die insoweit beschriebene Verarbeitung hinsichtlich der Wellenform entsprechend der weiteren Wellenlänge des Lichts dupliziert werden kann, wird bei einer bevorzugten Auslegung nach der Erfindung nach der Ausführung der voranstehend genannten Schritte bei dem ersten Signal eine ähnliche positive Amplitudensuche bei der weiteren Wellenform durchgeführt, welche im Puffer 82 gespeichert ist. Dies ist auf Grund einer im wesentlichen Ähnlichkeit der Wellenformen für die beiden Wellenlängen des Lichts möglich. Die Suche erfolgt jedoch über einen geringfügig größeren Teil der Wellenform, welche durch die Abtastzeiten n3 und n4 definiert ist. Diese Abtastzeiten werden in zweckmäßiger Weise als vorbestimmte Funktionen von n1 und n2 angegeben.
Wenn ein positiver Spitzenwert im Anschluß an einen Bereich mit einer gleichmäßigen positiven Steigung der Wellenform identifiziert worden ist, wird dann das Spitzenwertverarbeitungsprogramm 86 ausgeführt, und hierbei wird der Zustand drei des Unterprogramms 148 eingenommen, auf welchen nunmehr zurückgegriffen wird. Der Zustand drei des Unterprogramms, welcher in Fig. 21 gezeigt ist, beginnt mit einer Suche nach einem Teil der Wellenform mit negativer Steigung im Anschluß an den positiven Spitzenwert, welcher im Zustand zwei festgestellt wurde. Somit erfolgt im Block 150 ein Test, um zu bestimmen, ob das Signal S(n), welches die ANCD der Wellenform zur Abtastzeit n wiedergibt kleiner als Null ist. Wenn dies zutrifft, wird ein Teil der Wellenform mit negativer Steigung angegeben, und der Zustand wird zu dem Zustand vier im Block 152 fortgeschaltet. Ansonsten erfolgt ein Rücksprung im Block 102 zu dem vorangehenden Zustand, so daß die nächste Abtastung vorgenommen werden kann. Unter dieser Bedingung bleibt der Zustand bei drei aufrechterhalten und die Steigung wird wiederum bei der nächsten Abtastung untersucht.
Wenn man annimmt, daß der Zustand zu dem Zustand vier weitergeschaltet wurde, erfolgt ein Weiterbearbeiten mit dem Block 110 zu dem Programm mit dem Unterprogramm 154 im Zustand vier bei der nächsten Verarbeitung des Spitzenwertverarbeitungsblocks 86. Die Einzelheiten des Zustandes vier des Unterprogramms 154 sind in Fig. 24 verdeutlicht. Im wesentlichen beginnt der Zustand mit der Suche nach einem negativen Spitzenwert. Daher wird im Block 156 ein Test durchgeführt, um zu bestimmen, ob der Absolutwert von S(n) wiederum unterhalb eines vorbestimmten Schwellenwerts abgefallen ist. Wenn wie angegeben dieser Schwellwert durchlaufen worden ist, nähert man sich einem interessierenden Punkt auf der Wellenform, welche im Datenpuffer 82 gespeichert ist, und das Programm wird mit dem Block 158 fortgesetzt. Wenn diese Abfrage nicht zutreffend ist, wird das Programm mit dem Startblock 102 fortgesetzt, wobei die Durchführung einer weiteren Abtastung eingeleitet wird.
Im Block 158 wird der Zeitgeber auf Null gesetzt und gestartet, um anschließend bei der Bestimmung genutzt zu werden, ob eine nutzbare Einzelheit vorhanden ist. Am Block 160 wird die Abtastzeit des Durchlaufs des Schwellwerts zu Beginn bei n1 markiert und die ANCD an diesem Punkt wird als S(n1) gespeichert. Dieser Zustand wird auf den Zustand fünf am Block 162 fortgeschaltet, bevor das Programm zu dem Startpunkt 102 zurückkehrt.
Zu diesem Zeitpunkt hat das Programm eine gleichbleibende positive Steigung und einen hieran anschließenden positiven Spitzenwert festgestellt, sowie eine negative Steigung und einen potentiellen Punkt von Interesse. Der Zustand fünf des Unterprogramms 164 bestimmt dann, ob der Schwellwert wiederum an einem zweiten zu markierenden Punkt durchlaufen wurde, bevor ein vorbestimmtes Ablaufzeitintervall verstrichen ist. Somit wird im Block 166 ein Test durchgeführt, um zu bestimmen, ob das vorbestimmte Zeitgeberintervall abgelaufen ist. Wenn dies der Fall ist und der Absolutwert des Signals, welches die ANCD darstellt, nicht auf einen Wert über den vorbestimmten Schwellwert wiederum zurückgekehrt ist oder nicht größer als Null ist, wird das Programm mit dem Schritt 168 fortgesetzt, in welchem der Zustand auf Null zurückgesetzt wird und eine neue Abtastung über den Beginn am Block 102 vorgenommen wird. Wenn andererseits der Absolutwert von S(n) den Schwellwert überschritten hat oder das Vorzeichen von S(n) positiv ist, liegt ein negativer Spitzenwert zwischen den Abtastzeiten n1 und n2. In diesem Fall wird der Test mit einem Schritt 170 bei dem Programm mit dem Block 172 fortgesetzt, in welchem der Punkt n2 auf der im Datenpuffer 82 gespeicherten Wellenform markiert wird und die ANCD an diesem Punkt S(n2) gespeichert wird. Im Block 174 erfolgt eine Suche nach einer negativen Amplitude an der im Datenpuffer 82 gespeicherten Wellenform zwischen den Abtastzeiten n1 und n2, wobei die Lage mit der größten negativen Amplitude aufgezeichnet wird und der Zustand zu einem Zustand sechs weitergeschaltet wird.
Wie in Fig. 25 gezeigt ist, wird in dem Zustand sechs des Unterprogramms 178 ein Impuls gesetzt, welcher die Detektion mittels eines Merkers angibt, daß ein potentieller Impuls mit positiven und negativen Spitzenwerten identifiziert und festgestellt wurde. Dieser Merker wird dann an den Wellenformleitkurvenkomparator 88 zur Weiterverarbeitung auf die nachstehend beschriebene Weise ausgegeben.
Bevor jedoch eine nähere Beschreibung des Wellenformleitkurvenkomparatorblocks 88 vorgenommen wird, soll kurz die Beschreibung der Leitkurve, erzeugt im Block 90, für den Eingang des Komparators näher erläutert werden. Die Beschreibung der Leitkurve bildet keinen Teil der ausführbaren Software, sondern einen Satz von Variablen, welche genutzt werden, um die charakteristischen Einzelheiten der Wellenformen zu beschreiben, welche im Datenpuffer 82 gespeichert sind. Die Gruppe von Beschreibungen definieren als Kollektiv eine Leitkurve, welche gegenüber verschiedenen Teilen einer ankommenden Wellenform einen Vergleich gestatten, um die Existenz und die Lage eines Arterienimpulses zu bestimmen und hierbei beispielsweise den Artifakt, das Rauschen und die dikroten Zacken auszuschalten. Wie nachstehend noch erläutert wird, sind die eingesetzten Leitkurven und deren Beschreibung nicht konstant. Vielmehr werden sie mit großen Grenzwerten initialisiert, wodurch die allgemeinste Form des zu detektierenden Impulses definiert wird. Sie werden dann durch den Wellenformleitkurvenanpaßblock 92 modifiziert, um die spezielle Wellenform besser beschreiben zu können, nachdem eine ausreichende Anzahl von stabilen Zyklen der Wellenform aufgetreten ist.
Fig. 26 stellt mehrere Perioden einer exemplarischen Wellenform dar, welche im Puffer 82 gespeichert ist. Hierbei wird Bezug auf eine momentane systolische Periode genommen, deren Leitkurven eine maximale Impulsamplitude (PAmax), eine minimale Impulsamplitude (PAmin), eine maximale Systolendauer (Smax) und eine minimale Systolendauer (Smin) umfassen. Zusätzlich werden die gezeigten Einzelheiten, die Impulsmittelamplitude (PAavg) gemittelt über N-Impulsen und ein Nichtimpulszähler beibehalten.
Wie in den Fig. 15 und 27 gezeigt ist, erfolgt der programmatische Ablauf, ausgehend von dem Spitzenwertverarbeitungsblock 86 zu einer Weiterbearbeitung im Wellenformleitkurvenkomparator 88. Hierin werden die Impulse, welche mittels des Spitzenwertverarbeitungsblockes 86 identifiziert wurden, gegenüber den Beschreibenden der Leitkurven verglichen, welche von dem Block 90 erhalten wurden. Hauptsächlich nimmt der Komparator einen Bewertungstest im Block 180 vor, wobei erforderlich ist, daß die Impulsamplitude des durch den Spitzenwertverarbeitungsblock 86 identifizierten Impulses kleiner als PAmax und größer als PAmin ist. Zusätzlich muß die Systolenperiode des Impulses kleiner als Smax und größer als Smin sein. Werte für die Beschreibung der Leitkurve, welche bei der Validationsprüfung im Schritt 180 genutzt werden, werden zu Beginn wie nachstehend angegeben initialisiert. PAmax wird auf einen vorbestimmten konstanten Faktor CH0 gesetzt. PAmin wird auf einen konstanten Faktor CL0 gesetzt. In ähnlicher Weise wird Smax auf einen konstanten Faktor PH0 gesetzt, während Smin auf PL0 gesetzt wird. Somit ist der Komparatorblock 88 für die erste Zeitleitkurve zugänglich und es sind hierdurch die Grenzwerte vorgegeben, gegenüber denen der mittels des Spitzenwertverarbeitungsblockes 86 festgestellten Impulses verglichen wird.
Wenn man annimmt, daß ein Erkennungsimpuls im Block 180 angegeben ist, werden die Beschreibungen der Wellenformtoleranzen im Block 182 aktualisiert. Die bewertete Impulsamplitude (welche die Differenz zwischen den positiven und negativen detektierten Spitzenwerten ist) wird zu einem laufenden Mittelwert der Amplituden von den letzten N-1 Impulsen addiert, welche detektiert wurden. Dieser aktualisierte Impulsmittelwert wird mit PAavg bezeichnet und wird bei der Aktualisierung der Amplitudengrenzwerte auf folgende Weise genutzt: Bei einem bewerteten detektierten Impuls beinhaltet die Aktualisierung die Eingrenzung der Toleranzen derart, daß die Beschreibungen konvergierend zu einem sich in üblicher Weise verhaltenden ,Arterienimpuls sind. In diesem Fall wird PAmax auf das Produkt von PAavg und einem konstanten Grenzfaktor CH1 zurückgesetzt. In ähnlicher Weise wird PAmin auf das Produkt aus PAavg und einem konstanten Grenzfaktor CL1 zurückgesetzt.
Die Dauer der Systole für den zuletzt detektierten Arterienimpuls wird dann genutzt, um die Systolenperiodengrenzwerte auf die folgende Weise zu aktualisieren. Smax wird auf die momentane Arterienimpulssystolenperiode plus dem Produkt der Momentansystolenperiode und einem konstanten Grenzfaktor PH1 zurückgesetzt. In ähnlicher Weise wird Smin auf die momentane Arterienimpulssystolenperiode minus dem Produkt dieser Periode und einem konstanten Faktor PL1 zurückgesetzt. Da die Änderungen beim Systolenintervall relativ klein im Vergleich zu den Amplitudenänderungen über den detektierten Impuls hinweg sind, sind, die relativen Änderungen der Amplitudenbeschreibungsgrenzen wesentlich größer als jene der Beschreibungsgrenzen für die Systolenperiode.
Wenn die Wellenformbeschreibungstoleranzen im Block 182 aktualisiert sind, wird der mit dem Merker detektierte Arterienimpuls im Block 184 gesetzt, bevor die Positionen im Datenpuffer 82 der positiven und negativen Spannung des detektierten Impulses im Block 186 aufgezeichnet werden. Ein Lichtimpulszähler, welcher nachstehend noch näher beschrieben wird, wird auf Null mit dem Setzen des Merkers für den detektierten Arterienimpuls gesetzt.
Im Block 188 wird ein Test durchgeführt, welcher nur dann einen positiven Ausgang erzeugt, wenn die Anzahl der detektierten Arterienimpulse größer als vier, aber kleiner als eine gewisse vorbestimmte Zahl X ist. In diesem Fall sind die Wellenformbeschreibungstoleranzen nicht in ausreichender Weise abgestimmt, um die dikroten Zacken aus den detektierten Impulsen auszusondern. Daher ist eine zusätzliche Verarbeitung erforderlich, um diese Zacken aus den Impulsen zu eliminieren, welche im Datenpuffer 82 bereitgehalten werden. Wie in Fig. 27 gezeigt ist, wird die Impulsamplitude des zuletzt detektierten Impulses PAP0 aus dem Datenpuffer 82 zusammen mit der Impulsamplitude der vorangehenden detektierten Impulse PAPP-1, PAP-2 und PAP-3 abgerufen. Dann wird im Block 192 ein erster Mittelwert a aus den Impulsamplituden PAP-3 und PAP-1 ermittelt. In ähnlicher Weise wird ein zweiter Mittelwert b aus den Impulsamplituden PAP-2 und PAP-0 ermittelt. Im Schritt 194 wird ein Test bei diesem Mittelwert durchgeführt, um zu bestimmen, ob b kleiner als die Hälfte des Wertes von a ist. Wenn dies zutrifft, sind die zur Ermittlung des Mittelwerts b genutzten Impulsamplituden wahrscheinlich solche, welche von dikroten Zacken herstammen und die Spitzen hierbei werden von der Pufferorganisationseinrichtung 100 im Block 196 entfernt.
Wenn das Ergebnis dieses Tests, welcher im Block 194 durchgeführt wurde, jedoch unzutreffend ist, wird ein zweiter Test im Block 198 durchgeführt, um zu bestimmen, ob a kleiner als die Hälfte von b ist. Wenn dies der Fall ist, sind die zur Ermittlung des Mittelwerts a genutzten Impulsamplituden wahrscheinlich solche, welche auf dikrote Zacken zurückzuführen sind, und die Angaben dieser Einzelheiten werden mit Hilfe der Pufferorganisationseinrichtung 100 im Schritt 200 gestrichen. Die Blöcke 196 und 200 werden zusätzlich durch den Arterienimpulszähler um zwei vermindert. Wenn der Test im Schritt 198 angibt, daß keine dikroten Zacken bei den detektierten Impulsen gezählt wurden, kehrt das Programm zum Block 102 zurück. Wenn in ähnlicher Weise der Test zu Beginn des Blockes 188 einen negativen Ausgang ergeben hat, kehrt das Programm über den Block 102 ebenfalls hierzu zurück.
Nunmehr soll auf den Validationstest zurückgekommen werden, welcher ein Block 180 durch den Wellenformleitkurvenkomparator 88 durchgeführt wird, wenn der durch den Spitzenwertverarbeitungsblock 86 detektierte Impuls nicht innerhalb der beschreibenden Leitkurven liegt, welche durch den Block 90 erzeugt werden. Die Beschreibungstoleranzen werden im Block 202 freigegeben. Die Freigabe erfolgt auf ähnliche Weise wie bei dem Engerziehen, welches im Block 182 erfolgt. Insbesondere wird PAmax auf PAmax plus dem Produkt aus PAmax und einem konstanten Amplitudengrenzfaktor CH2 zurückgesetzt. Andererseits wird PAmin auf PAmin minus dem Produkt aus PAmin und einem konstanten Amplitudengrenzfaktor CL2 zurückgesetzt. Die Anpassung der Grenzwerte der Systolenperiodenbeschreibung erfolgt auf dieselbe Weise wie dies vorstehend im Zusammenhang mit der Toleranzabstimmung im Block 182 vorgenommen wurde. Da ein wesentlicher Impuls dieser Schleife durch die Software nicht festgestellt wurde, wird ein Lichtimpulszähler im Block 204 aktualisiert. Ein Ablauftest erfolgt im Block 206, um zu bestimmen, ob ein vorbestimmtes Intervall bei der Suche nach einem auszuwertenden Impuls abgelaufen ist. Falls dies der Fall ist, werden die Wellenform beschreibenden Einrichtungen wiederum auf ihre Anfangswerte, welche vorstehend angegeben sind, am Block 208 initialisiert, bevor die Software wiederum über den Startblock 102 hinsichtlich der Verarbeitungsdurchführung gestartet wird. Ansonsten schreitet der programmatische Ablauf direkt mit dem Block 102 fort.
Mit den Werten bestimmt für RH, RL, IRH, IRL und der Signalperiode bewirkt die Ermittlungssoftware in EPROM 78, daß die CPU 210, welche in Fig. 28 gezeigt ist, den gegenwärtigen Wert für ROS bestimmt, indem die gemessenen Werte für RH, RL, IRH und IRL in der Gleichung (22) wie folgt eingesetzt werden:
Dann gibt die Verarbeitungssoftware der CPU 210 den Befehl, die Sauerstoffsättigung aus ROS unter Nutzung einer Eichkurve zu bestimmen, wie z. B. jener, die in Fig. 7 gezeigt ist, und daß dieser Wert in einem Speicher 212 mit wahlfreiem Zugriff gespeichert wird. Die Eichkurve ist als Diagramm in Form eines Zusammenhangs zwischen unabhängig bestimmter Sauerstoffsättigung unter Zuordnung zu den Werten ROS aufgestellt, welche man mit Hilfe des Oxymeters 10 nach Maßgabe der vorstehend beschriebenen Verarbeitungsweise erhält.
Wenn man ausreichend Speicherplatz in EPROM 78 zur Verfügung hat, können ausreichend Punkte zusammen mit der Eichkurve in einer Nachschlagtabelle gespeichert werden, um zu ermöglichen, daß die CPU 210 eine genaue Angabe der Sauerstoffsättigung aus dem Wert von ROS ableiten kann, welcher in den EPROM 78 eingegeben wird. Die Speicherung einer ausreichenden Anzahl von Eichkurvendatenpunkten kann es jedoch erforderlich machen, daß man einen EPROM 78 mit großer Speicherkapazität in unerwünschter Weise einsetzen muß. Daher wird eine zweite Verfahrensweise zum Speichern der Eichkurveninformation bevorzugt.
Gemäß diesem Verfahren läßt sich aus den einmal unabhängig abgeleiteten und ROS zugeordneten Daten im Zusammenhang mit der Sauerstoffsättigung ein mathematischer Zusammenhang zwischen den beiden durch ein Auftragen einer Kurve herstellen. Die Grundformel und die Koeffizienten der Variablen der Formel werden dann in EPROM 78 gespeichert. Wenn ein Wert für ROS gemessen wird, leitet die CPU 210 die Koeffizienten aus dem EPROM 78 ab und ermittelt einen Wert für die Sauerstoffsättigung. Diese Vorgehensweise ermöglicht, daß die Informationen vollständig die gesamte Eichkurve identifizieren oder eine Familie von derartigen Kurven identifiziert, welche sich mit einer relativ kleinen Speicherkapazität bei dem EPROM 78 speichern lassen.
Die Ermittlungssoftware EPROM 78 gibt der CPU 210 auch den Befehl, den Pulsschlag aus der Signalperiode zu bestimmen. Die Anzeigen 20 erfolgen dann in sichtbarer und hörbarer Weise als Ausgänge für die Sauerstoffsättigung und die Pulsdauer, so daß diese Angaben in zweckmäßiger Weise durch die Bedienungsperson des Oxymeters 10 genutzt werden können.

Claims

1. Vorrichtung zum Verarbeiten eines Signals, welches Informationen über den Pulsschlag und die Sauerstoffsättigung des im Gewebe strömenden Arterienblutes enthält, wobei das Signal eine relativ periodisch pulsierende Komponente hat, welche einer variierenden Impulsbodenkomponente überlagert ist, und wobei die Vorrichtung eine Analysiereinrichtung (16) aufweist, welche derart ausgelegt ist, daß sie einen Ausgang erzeugt, welcher diese Informationen über das Arterienblut wiedergibt, gekennzeichnet durch folgendes:

die Analysiereinrichtung (16) spricht auf die variierende Impulsbodenkomponente sowie auf die periodische pulsierende Komponente an, und

eine Identifizierungseinrichtung (16) für einen ersten Teil zur Identifizierung eines ersten Teils des Signales, während dem das Vorzeichen der Steigung sich von positiv nach negativ (86, 118, 120) ändert;

eine Spitzenwertlageermittlungseinrichtung (16) zum Ermitteln der Lage des Punktes im ersten Teil des Signals, der die größte Amplitude (86, 144) hat, wobei der Punkt mit der größten Amplitude einen Spitzenwert des Signals definiert;

eine Identifikationseinrichtung (16) für einen zweiten Teil zur Identifizierung eines zweiten Teils des Signals, während dem das Vorzeichen der Steigung des Signales sich von positiv nach negativ (86, 154, 164) ändert; und

eine Minimumbereichslagenermittlungseinrichtung (16) zum Ermitteln der Lage des Punktes im zweiten Teil des Signales, welcher die kleinste Amplitude (86, 74) hat, wobei der Punkt mit der kleinsten Amplitude einen Minimumbereich des Signals definiert und die Differenz der Signalamplitude zwischen dem Spitzenwert und dem Minimumbereich eine Impulsamplitude definiert;

die Analysiereinrichtung auf die Spitzenwert- und Minimumbereichs-Lagenermittlungseinrichtung zur Erzeugung des Ausgangs anspricht.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, welche eine Periodenbestimmungseinrichtung (16, 210) aufweist, welche derart ausgelegt ist, daß sie das Zeitintervall zwischen den Signalspitzenwerten und den Signalminimumbereichen bestimmt.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder Anspruch 2, welche eine Wellenformverarbeitungseinrichtung (88, 90, 92) aufweist, die auf die Spitzenwerte und Minimumbereiche in zwei derartigen Signalen anspricht, welche die Durchlichtintensität durch das Arterienblut bei zugeordneten, unterschiedlichen Wellenlängen wiedergeben, wodurch Daten für die Ermittlungseinrichtung (16, 210) bereitgestellt werden, welche derart ausgelegt ist, daß sie hiervon die Sauerstoffsättigung des Arterienblutes ableitet.

4. Vorrichtung nach Anspruch 3, bei der die Wellenformverarbeitungseinrichtung (88, 90, 92) derart ausgelegt ist, daß Maxima und Minima (RH, RL, IRH, IRL) der Signale bestimmt werden, welche die Durchlichtintensität durch das Arterienblut bei unterschiedlichen Wellenlängen wiedergeben, und bei der die Ermittlungseinrichtung (16, 210) derart ausgelegt ist, daß aus diesen Maxima und Minima ein Parameter (ROS) abgeleitet wird, welcher eine Funktion der Sauerstoffsättigung des Arterienblutes darstellt und somit die Sauerstoffsättigung des Arterienblutes mit Hilfe von betreffend diesen Parameter für die Sauerstoffsättigung gespeicherten Daten abgeleitet wird.

5. Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, welche ferner eine Detektionseinrichtung (112) für die positive Steigung aufweist, welche derart ausgelegt ist, daß bestimmt wird, wenn die Steigung eine vorbestimmte Periode lang positiv ist, wobei die Detektionseinrichtung (16) für den ersten Teil daran gehindert wird, das erste Signalteil zu identifizieren, bis die vorbestimmte Periode überschritten ist.

6. Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, bei der die Identifikationseinrichtung für den ersten Teil und die Identifikationseinrichtung für den zweiten Teil ferner aufweisen:

eine Ableitungsermittlungseinrichtung (16) zum Erzeugen eines Ausganges, welcher die erste Ableitung des Signales nach der Zeit (84) wiedergibt;

eine erste Merkereinrichtung (16) zur Identifizierung eines Anfangspunktes bei dem Signal, bei dem der Absolutwert des Ausganges bis unterhalb eines vorbestimmten Schwellwerts (124) durchgeht; und

eine zweite Merkereinrichtung (16) zur Identifizierung des Punkts an dem Signal, an dem der Absolutwert des Ausgangs zuerst wieder zurück bis über den vorbestimmten Schwellwert (136) geht.

7. Vorrichtung nach Anspruch 6, bei der der durch die Ableitungsermittlungseinrichtung (16) erzeugte Ausgang eine automatisch normierte Faltungsableitung des Signals ableitet, welche nach Maßgabe des folgenden Zusammenhangs bestimmt ist:

wobei gilt: V(n) die Amplitude des Signals bei einer Abtastzeit; und k eine ganze Zahl ist, welche eingesetzt wird, um den Bereich zu bestimmen, über den die Abtastungen aufsummiert werden.

8. Vorrichtung nach Anspruch 7, bei der S(n) für k gleich drei bestimmt wird.

9. Vorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, welche ferner eine Rückweisungseinrichtung (16) aufweist, welche derart ausgelegt ist, daß die Spitzenwerte und Minimumbereiche zurückgewiesen werden, wenn sie nicht ein Auswahlkriterium (88) erfüllen.

10. Vorrichtung nach Anspruch 9, bei der das Kriterium eine Impulsamplitudenleitkurve (90) aufweist, welche einen zulässigen Impulsamplitudenbereich definiert, wobei die Rückweisungseinrichtung (16) derart ausgelegt ist, daß die Spitzenwerte und Minimumbereiche zurückgewiesen werden, wenn die Impulsamplitude außerhalb des zulässigen Impulsamplitudenbereiches ist.

11. Vorrichtung nach Anspruch 10, bei der der zulässige Impulsamplitudenbereich veränderbar ist.

12. Vorrichtung nach Anspruch 11, bei der der zulässige Impulsamplitudenbereich automatisch im Verhältnis zu der Impulsamplitude größer wird, wenn die Impulsamplitude außerhalb des zulässigen Bereiches ist, und im Verhältnis zur Impulsamplitude kleiner wird, wenn die Impulsamplitude innerhalb des zulässigen Bereiches ist.

13. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 12, bei der das Kriterium eine systolische Intervalleitkurve (90) aufweist, wobei die Zeit zwischen einem Spitzenwert und einem Minimumbereich ein Systolenintervall definiert, die Systolenintervall-Leitkurve (90) einen zulässigen Systolenintervallbereich definiert, und die Rückweisungseinrichtung (16) die Spitzenwerte und Minimumbereiche zurückweist, wenn das Systolenintervall außerhalb des zulässigen Systolenintervallbereichs ist.

14. Vorrichtung nach Anspruch 13, bei der der zulässige Systolenintervallbereich veränderbar ist.

15. Vorrichtung nach Anspruch 14, bei der der zulässige Systolenintervallbereich im Verhältnis zum Systolenintervall größer wird, wenn das Systolenintervall außerhalb des zulässigen Systolenintervallbereichs ist, und im Verhältnis zum Systolenintervall kleiner wird, wenn das Systolenintervall innerhalb des zulässigen Bereiches ist.

16. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 9 bis 15, welche ferner eine Einrichtung (16) aufweist, welche einen Mittelwert aus den Impulsamplituden bestimmt bei einem ersten und einem dritten Impuls mit einem Mittelwert vergleicht, welcher bei einem zweiten und einem vierten Impuls (194, 198) bestimmt wird, wobei die ersten, zweiten, dritten und vierten Impulse aufeinanderfolgende Impulse des im Gewebe strömenden Arterienblutes sind.

17. Sensoranordnung, welche einen optischen Sensor (12) aufweist, der derart ausgelegt ist, daß Signale erzeugt werden, welche Informationen über den Pulsbereich und die Sauerstoffsättigung des im Gewebe strömenden Arterienblutes enthält, wobei die Signale eine relativ periodisch pulsierende Komponente enthalten, die einer variierenden Impulsbodenkomponente überlagert ist, und die eine Signalverarbeitungsvorrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche aufweist, wobei die Signalverarbeitungsvorrichtung auf die Signale zur Erzeugung eines diese Informationen wiedergebenden Ausganges anspricht.

18. Verfahren zum Verarbeiten eines Signals, welches Informationen über den Pulsschlag und die Sauerstoffsättigung des im Gewebe strömenden Arterienblutes enthält, wobei das Signal eine relativ periodisch pulsierende Komponente hat, die einer variierenden Impulsbodenkomponente überlagert ist, und wobei das Verfahren die Schritte aufweist, gemäß denen aus den Signalspitzenwerten ein Ausgang abgeleitet wird, welcher diese Informationen über das Arterienblut wiedergibt, welches Verfahren sich dadurch auszeichnet, daß ein Signal analysiert wird, welches die variierende Impulsbodenkomponente sowie die periodisch pulsierende Komponente aufweist, indem folgendes vorgenommen wird:

Identifizieren eines ersten Teils des Signals, während dem das Vorzeichen der Steigung des Signales sich von positiv nach negativ ändert;

Lagenermittlung des Punkts im ersten Teil des Signales, welcher die größte Amplitude hat, wobei der Punkt mit der größten Amplitude ein Spitzenwert des Signals definiert;

Identifizieren eines zweiten Teils des Signals, während dem das Vorzeichen der Steigung des Signales sich von negativ nach positiv ändert;

Lagebestimmung des Punkts im zweiten Teil des Signales, welcher die kleinste Amplitude hat, wobei der Punkt mit der kleinsten Amplitude einen Minimumbereich des Signals definiert und die Differenz der Signalamplitude zwischen dem Spitzenwert und dem Minimumbereich eine Impulsamplitude definiert; und

Ableiten aus den Spitzenwerten und Minimumbereichen eines Ausgangs, welcher diese Informationen über das Arterienblut wiedergibt.

19. Verfahren nach Anspruch 18, bei dem das Zeitintervall zwischen den Signalspitzenwerten und Signalminimumbereichen bestimmt wird.

20. Verfahren nach Anspruch 18 oder Anspruch 19, bei dem die Wellenformen der Spitzenwerte und Minimumbereiche in zwei derartigen Signalen verarbeitet werden, die Signale die Durchlichtintensität durch das Arterienblut bei zugeordneten, unterschiedlichen Wellenlängen darstellen und die Sauerstoffsättigung des Arterienblutes aus der Verarbeitung dieser Wellenformen abgeleitet wird.

21. Verfahren nach Anspruch 20, bei dem die Maxima und Minima (RH, RL, IRH, IRL) der Signale und somit ein Parameter (ROS) abgeleitet werden, welcher eine Funktion der Sauerstoffsättigung des Arterienblutes ist, wobei die Sauerstoffsättigung des Arterienblutes von diesem Parameter abgeleitet wird.

22. Verfahren nach einem der Ansprüche 18 bis 21, bei dem die Signalteile durch folgendes identifiziert werden:

Erzeugen eines Ausganges, welcher die erste Ableitung des Signales nach der Zeit (84) wiedergibt;

Identifizieren eines Anfangspunkts bei diesem Signal, bei dem der Absolutwert des Ausganges bis unter einen vorbestimmten Schwellwert (124) geht; und

Identifizieren des Punkts in dem Signal, bei dem der Absolutwert des Ausganges zum erstenmal zurück bis über den vorbestimmten Schwellwert (136) geht.

23. Verfahren nach Anspruch 22, bei dem eine automatisch normierte Faltungsableitung nach Anspruch 7 als der Ausgang erzeugt wird, welcher die erste Ableitung wiedergibt.

24. Verfahren nach einem der Ansprüche 18 bis 23, welches den Schritt aufweist, gemäß dem die Spitzenwerte und Minimumbereiche zurückgewiesen werden, wenn sie nicht ein Auswahlkriterium erfüllen.

25. Verfahren nach Anspruch 24, bei dem das Kriterium eine Systolen-Intervalleitkurve (90) aufweist, wobei die Zeit zwischen einem Spitzenwert und einem Minimumbereich ein Systolenintervall definiert, und die Systolenintervall- Leitkurve einen zulässigen Systolenintervallbereich definiert, und wobei die Spitzenwerte und Minimumbereiche zurückgewiesen werden, wenn das Systolenintervall außerhalb des zulässigen Systolenintervallbereichs ist.

26. Verfahren nach Anspruch 25, bei dem der zulässigen Systolenintervallbereich veränderbar wird.

27. Verfahren nach Anspruch 26, bei dem zulässige Systolenintervallbereich im Verhältnis zu dem Systolenintervall größer wird, wenn das Systolenintervall außerhalb des zulässigen Systolenintervallbereichs ist, und im Verhältnis zum Systolenintervall kleiner wird, wenn das Systolenintervall innerhalb des zulässigen Bereiches ist.

28. Verfahren nach einem der Ansprüche 24 bis 27, bei dem der Mittelwert der Amplituden eines ersten und eines dritten Impulses mit dem Mittelwert der Amplituden eines zweiten und vierten Impulses verglichen wird, wobei die ersten, zweiten, dritten und vierten Impulse von aufeinanderfolgenden Impulsen des im Gewebe strömenden Arterienblutes abgeleitet werden.

29. Verfahren zum Ableiten von Informationen über den Pulsschlag und die Sauerstoffkonzentration des im Gewebe strömenden Arterienblutes, welches aufweist, daß die Lichtübertragung durch das im Gewebe strömenden Blutes mit Hilfe eines optischen Sensors (12) überwacht wird, der optische Sensor Signale erzeugt, welche eine relativ periodisch pulsierende Komponente haben, die einer variierenden Impulsbodenkomponente überlagert ist und bei dem die Signale gemäß einem Verfahren nach einem der Ansprüche 18 bis 28 verarbeitet werden.

30. Verfahren nach Anspruch 29, bei dem der Sensor (12) gesondert die Lichtübertragung bei Wellenlängen im Rotbereich und im Infrarotbereich überwacht.