DE4011065A1

DE4011065A1 - Vorrichtung zur atmungsueberwachung

Info

Publication number: DE4011065A1
Application number: DE19904011065
Authority: DE
Inventors: Harald Dr Kronberg; Helmut Dipl Ing Leist
Original assignee: Hellige GmbH
Current assignee: GE Medical Systems Information Technologies GmbH
Priority date: 1990-04-05
Filing date: 1990-04-05
Publication date: 1991-10-10
Also published as: EP0451560A3; EP0451560A2

Description

Die Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Atmungsüberwa chung durch periphere Erfassung von atmungsrelevanten Vi talmeßgrößen.

Die meßtechnische Erfassung der Atmung gehört zu den Grund anforderungen intensivmedizinischer Überwachung und Diagno stik. Während sehr befriedigende Meßmethoden existieren für den intubierten oder eine Atemmaske tragenden Patienten, sind die Probleme bei nichtinvasiver Atemüberwachung hin sichtlich klinischer Handhabung, Zuverlässigkeit, Genauig keit und Reproduzierbarkeit der Meßergebnisse bis heute nicht befriedigend gelöst. Atemsensoren auf Thermistorbasis im Atemstrom vor Mund und/oder Nase sind schwierig zu ap plizieren und werden häufig vom Patienten nicht toleriert. Atemgürtel um Brust und Bauch zur mechanischen Lungenple thysmographie sind pflegeintensiv und erfordern zusätzliche Patientenleitungen und -überwachungsgeräte (vgl. UK-B 21 16 725).

Es ist bekannt, daß während der Atmung synchrone periodi sche Schwankungen der Blutfülle in allen Körperkompartimen ten auftreten, teilweise als Folge einer oxygenationssyn chronen Blutdruckmodulation, vor allem aber durch mechani sche Stau- und Pumpwirkung. So steigt beispielsweise der Hirndruck während der Expiration wegen venösen Blutrück staus (vgl. Lit. 1). Ausgeprägter ist die Verdrängung des Bluts auf der Thoraxoberfläche während der Inspiration. Aus diesem Grund hat sich zur Zeit die Impedanzpneumographie zur Atemüberwachung durchgesetzt, bei der über EKG-Brust elektroden eine atemabhängige Modulation der Thoraximpedanz um etwa 1% gemessen wird (vgl. Lit. 2). Leider wird die ses schwache Atemsignal leicht gestört durch Artefakte, ei ne körperlageabhängige Basisliniendrift sowie bei der übli chen Zweileitermeßtechnik durch lokale Elektroden-Haut- Übergangsimpedanzen. Zwar erfordert die Impedanzpneumogra phie bei Zweileitermeßtechnik neben der EKG-Registrierung kaum erhöhten Handhabungsaufwand, doch ist meist eine be friedigende Atemüberwachung nur bei höherem Pflegeaufwand mit zusätzlich geklebten Elektroden in Vierleitermeßtechnik zu erreichen. Ein grundsätzlicher Nachteil dieser Meßmetho de liegt darin, daß eine meßbare Atembewegung keineswegs ein Zeichen effektiver Atmung sein muß, so nur beispiels halber bei Atemwegsobstruktion oder unkoordinierter phasen verschobener Brust- und Bauchatmung bei Säuglingen mit un reifem Atmungssystem.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, die nichtinvasive Atmungsüberwachung hinsichtlich klinischer Handhabbarkeit, Zuverlässigkeit und Reproduzierbarkeit des Meßergebnisses zu verbessern.

Mit der Erfindung wird eine Vorrichtung zur Atmungsüberwa chung durch periphere Erfassung von atmungsrelevanten Vi talmeßgrößen bereitgestellt, die erfindungsgemäß gekenn zeichnet ist durch

- einen auf die Oberfläche eines von Blutgefäßen durchsetz ten Organs, vorzugsweise im Bereich des Oberkörpers eines Probanden zu applizierenden Sensor, der
- - einen Strahlungssender, der elektromagnetische Strahlung in das Organgewebe emittiert und
- - einen Strahlungsempfänger enthält, der nach Wechselwirkung der Strahlung mit dem Organgewebe einen Strahlungsanteil aufnimmt,
- eine Ansteuereinrichtung, die den Strahlungssender mit einer gewünschten Ansteuerleistung, Tastsignalfolge und Tastsignalfolgefrequenz erregt und durch
- eine Signalverarbeitungseinheit, welche das Ausgangssi gnal des Strahlungsempfängers aufnimmt und mindestens ein dem zeitlichen Verlauf der Atemexkursionen entsprechendes Ausgangssignal bereitstellt und/oder Atemfrequenz und/ oder Atemtiefe bestimmt.

Gegenüber der bekannten impedanzpneumographischen Atmungs überwachung hat die erfindungsgemäße Vorrichtung zur At mungsüberwachung bereits in der einfachsten, nur die Atem frequenz ermittelnden Ausführung, den großen Vorzug eines wesentlich stabileren und störfesteren Meßsignals.

Eine wesentliche Verbesserung der Atmungsüberwachung ins besondere bei obstruktiver oder unkoordinierter Atmung er gibt sich, wenn die oben definierte Atmungsüberwachungsvor richtung zusätzlich mit einem bekannten Pulsoxymonitor (vgl. US-A-44 07 290) kombiniert wird. Neben der üblichen pulsoxymetrischen Erfassung von arterieller Sauerstoffsät tigung und Pulsfrequenz wird dann die Atmung ohne zusätzli chen Handhabungsaufwand überwacht, so daß frustrane Atemex kursionen über den Abfall der Sauerstoffsättigung des Hämo globins erkannt und alarmiert werden. In dieser Kombination wird der im Sensor enthaltene Strahlungssender auf bekannte Weise sequentiell bei mindestens zwei meist im sichtbaren und nahen Infrarotbereich liegenden Wellenlängen, z. B. 660 nm und 940 nm, erregt und sein Ausgangssignal wird zur Be stimmung der Sauerstoffsättigung und Pulsfrequenz in an sich bekannter Weise in der Signalverarbeitungseinheit aus gewertet. Verfahren zur photoplethysmographischen Erfassung der peripheren lokalen Durchblutung sind an sich in ver schiedenen Ausführungsformen bekannt. Je nach Meßart werden hierfür Transmissions- oder Reflexionssensoren verwendet (vgl. beispielshalber US-A-31 52 587 und UK-B 9 87 504). Wenn zur Photoplethysmographie eine infrarote Strahlungs quelle mit für Hämoglobin und Oxyhämoglobin isosbestischer Wellenlänge von 805 nm verwendet wird, ist das Meßsignal unabhängig von der Sauerstoffsättigung des Bluts. Bislang wurden solche Aufnehmer jedoch nur zur Überwachung der Pulsfrequenz eingesetzt, während andere Signalkomponenten lediglich als Störung unterdrückt wurden.

Im Rahmen der Zweiwellenlängen-Pulsoxymetrie wurden aber auch Verfahren zur Quantifizierung der körperoberflächenna hen Blutperfusion entwickelt, die nicht mehr auf die Ver wendung einer isosbestischen Wellenlänge angewiesen sind (vgl. EP-A-02 93 504). Damit läßt sich allerdings nur eine allmähliche Perfusionsänderung erfassen, wie z. B. im Ver lauf von Operationen.

Bekannt ist es auch, ähnliche Perfusionsgrößen kalorime trisch zu erfassen. Dazu sind auf der Haut fixierte trans cutane Blutgassensoren geeignet, die mit einer Heizung zur Hyperämisierung des arteriellen Kapillarbetts ausgerüstet sind. Aus der für eine konstante hypertherme Hauttemperatur erforderlichen Heizleistung kann dann auf die Perfusionsef fizienz und den Perfusionsdruck geschlossen werden (vgl. DE-A-22 55 879 bzw. DE-B-24 23 441).

Der Erfindung liegt unter anderem die Idee zugrunde, die bekannten Meßmethoden oder einzelne dadurch bekannt gewor dene Meßsysteme auch zur Erfassung atemsynchroner Perfu sionsänderungen heranzuziehen. Bislang wurden weder die photoplethysmographischen noch die kalorimetrischen Verfah ren zur Atemüberwachung eingesetzt.

Die erfindungsgemäße Vorrichtung könnte auch als photople thysmographisches Überwachungssystem bezeichnet werden, das vorteilhaft mit zusätzlichen Meßsonden oder -sensoren aus gerüstet sein kann zur gleichzeitigen Überwachung weiterer, häufig erforderlicher Vitalmeßgrößen, wie Blutgaspartial druck des arteriellen Bluts, peripherer Blutperfusion und/ oder Körpertiefentemperatur.

Die Erfindung und vorteilhafte Einzelheiten werden nachfol gend unter Bezug auf die Zeichnungen in beispielsweiser Ausführungsform näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 und 2 photoplethysmographische Reflexsensoren, wie sie in Verbindung mit der Erfindung vorteilhaft eingesetzt werden können;

Fig. 3 ein Diagramm für ein typisches Meßsignal eines Sensors gemäß den Fig. 1 oder 2 am Ausgang eines Vorverstärkers;

Fig. 4 ein interessierendes Meßsignal, das drei Signalan teile enthält, nämlich Atemfrequenz, Atemtiefe und Pulsfrequenz;

Fig. 5 das herausgefilterte Pulssignal;

Fig. 6 das herausgefilterte Atmungssignal; und

Fig. 7 das Prinzipblockschaltbild einer vollständigen At mungsüberwachungsvorrichtung, bei der vorteilhaf terweise noch zusätzliche Vitalmeßgrößen gewonnen und angezeigt werden können.

Die Fig. 1 und 2 verdeutlichen beispielhaft zwei verschie dene Ausführungsformen photoplethysmographischer Reflexsen soren 1, die z. B. mit EKG-Elektrodenkleberingen 7 direkt auf eine Organoberfläche 3 geklebt werden können, vorteil hafterweise auf die Haut des Oberkörpers im Bereich des Brustbeins, der Brustmuskeln, zwischen oder auf den Schul terblättern. Leuchtdioden 5 (LEDs) dienen als Strahlungs quelle, wobei zwei oder mehr solcher LEDs zur zusätzlichen Erfassung vorbestimmter Blutbestandteile vorgesehen sein können. Der aus dem Gewebe empfangene modifizierte Strah lungsanteil wird durch Photodioden 6 (PHDs) als Empfänger aufgenommen, die mit bestgeeignetem, gegenseitigem Abstand von etwa 3 mm bis 15 mm innerhalb eines Heizkörpers 4 ange ordnet sind, umgeben von einem Fixierring 2, der gleichzei tig zur Störstrahlungsabsorbierung dient. Der Heizkörper 4 ist z. B., wie angedeutet, über eine umlaufende Wider standsdrahtwicklung 4a oder eingekittete Heizwiderstände beheizt.

Die Fig. 3 zeigt ein typisches infrarotes Meßsignal am Aus gang eines Vorverstärkers. Der Meßwert von ca. -1000 mV ist mit pulssynchronen (z. B. 72 Pulse/min) und atemsynchronen (z. B. 11 Atemzüge/min) Signalschwankungen moduliert. Die Amplitude des überlagerten Wechselspannungsanteils ist pro portional zum Signalmittelwert, so daß für die weitere Si gnalverarbeitung nur auf diesen Mittelwert bezogene relati ve Wechselspannungen (Quotient aus Wechselspannungs- und Gleichspannungsanteil) interessieren. Die Amplitudenwerte liegen in der Größenordnung von 1%, bezogen auf den Si gnalmittelwert der Fig. 3; sie sind damit wesentlich stör sicherer als das Signal bei einer Thoraximpedanzmessung.

Zur photometrisch-technischen Optimierung der Signalverar beitung kann der Wechselspannungsanteil auf die Signalspit zenwerte normiert werden, die sich aber, wie angegeben, normalerweise nur um etwa 1% vom Mittelwert unterscheiden. Zur Unterdrückung von Artefakten ist es dabei sinnvoll, den Mittelwert des Meßsignals oder gemittelte Spitzenwerte über gleitende Zeitfenster zu bestimmen.

Im Rahmen der zur Erfindung gehörenden Untersuchungen wurde festgestellt, daß die relative Wechselspannung mit Erhöhung der Heiztemperatur zwischen 37°C und 44°C wächst, ebenso mit dem Abstand zwischen den Leuchtdioden 5 und den Photo dioden 6.

Der Reflexsensor gemäß Fig. 2 läßt gegenüber der Ausfüh rungsform nach Fig. 1 einen vergrößerten LED-PHD-Abstand erkennen bei asymmetrischer Anordnung der Sender- bzw. Emp fängerelemente, jedoch unveränderter Gesamtgröße. Zur Si gnaloptimierung können außerdem die LEDs 5 und die PHDs 6 in einem gewissen Anstellwinkel zur Oberfläche des Gewebes 3 angeordnet sein, was sich aus der Schnittdarstellung im linken Teil der Fig. 2 erkennen läßt.

Die Fig. 7 zeigt beispielhaft das Funktionsschema bzw. das Blockschaltbild einer erfindungsgemäßen Überwachungsvor richtung 20, an die der Sensor 1 angeschlossen wird. Nach Vorverstärkung und Impedanzwandlung im Vorverstärker 9 so wie Eliminierung einer langsamen Signaldrift in einem Hoch paß 10 wird am Punkt A das Signal gemäß Fig. 3 beobachtet, das noch alle Spektralkomponenten oberhalb von zehn Peri oden/min enthält. Bei dem Meßsignal der Fig. 3 war ein Re flexsensor gemäß Fig. 2 auf das Brustbein eines selbständig atmenden Probanden aufgeklebt und das unterliegende Kapil larbett im Gewebe 3 war 10 Minuten lang bei 44°C hyperämi siert worden. Das Diagramm der Fig. 4 zeigt als interes sierendes Meßsignal die am Punkt A der Schaltung nach Fig. 7 gewonnene relative, auf den Gleichspannungsanteil nor mierte Wechselspannung.

Zur Ermittlung aller aus dem arteriellen Puls ableitbaren Vitalmeßwerte (z. B. Pulsperfusion bei 805 nm-Einwellenlän genphotometrie, Pulsfrequenz, zusätzlich Sauerstoffsätti gung des Hämoglobins bei mindestens Zweiwellenlängenphoto metrie mittels eines Pulyoxymonitors 14 werden atembedingte tieffrequente Signaländerungen in einem weiteren Hochpaß 11 eliminiert.

Die Fig. 5 zeigt die relative Wechselspannung am Punkt B der Schaltungsanordnung nach Fig. 7, wenn alle Spektralkom ponenten unterhalb von 36 Perioden/min des Signals am Punkt A (Fig. 4) ausgefiltert werden.

Am Punkt C, nämlich nach Verknüpfung der Signale an den Punkten A bzw. B über einen Differenzverstärker 12, er scheint am Eingang eines Respirationsmonitors 13 ein als Differenz der Spannungen in den Punkten A und B leicht aus zuwertendes Atemsignal mit einer relativen Wechselspannung gemäß Fig. 6, aus dem die Atemfrequenz und Atemtiefe auf bekannte Weise, ähnlich wie bei der Impedanzpneumographie, gewonnen werden.

Das Funktionsschema der Fig. 7 zeigt zwei Sensor-Ansteuer anschlüsse, und zwar einerseits für den Betrieb der LEDs 5 über eine dem Pulsoxymonitor 14 zugeordnete LED-Ansteue rungseinheit 8 und andererseits für die Sensorheizung über eine umschaltbare Heizungseinheit 16, 17. Wird der Sensor 1 zur Hyperämie über den Pulsoxymonitor 14 auf konstante Tem peratur T_c geheizt, so ist es möglich, daß der im darge stellten Ausführungsbeispiel ebenfalls angeschlossene Per fusionsextraktor 15 die lokale Organperfusion sowohl kalo rimetrisch über die Heizungsregelung als auch photometrisch über den Meßsignalzweig 9-10-11-14 ermittelt, gegebenen falls durch Vergleich sogar kontrollieren kann.

Möglich ist auch die Umschaltung auf eine alternative Sen sorheizung 16, um zusätzlich die Körpertiefentemperatur zu erfassen nach einer Meßmethode, die als Zero-Heat-Flow-Ver fahren vorgeschlagen worden ist (vgl. EP-Patentanmeldung Nr. 8 91 09 162.1).

Zur Pulsoxymetrie bei der Messung mit mindestens zwei Wel lenlängen ist das Funktionsschema der Fig. 7 - für den Fachmann ersichtlich - im Meßzweig 9-10-11-14 mehrkanalig ausgeführt. Ist weiterhin der Reflexsensor (Fig. 2) mit zu sätzlichen Sensorkomponenten kombiniert, z. B. mit Elektro den zur transcutanen Blutgasüberwachung, so enthält das Überwachungsgerät zusätzlich eine entsprechende Kombination von Funktionsschaltkreisen.

Die Angaben in Fig. 7 zu den Filtergrenzfrequenzen sind nicht starr aufzufassen. Zwar lassen sich Pulsfrequenz und Atemfrequenz fast immer einfach trennen, da sie meist im Verhältnis von 4 : 1 stehen. In vorteilhafter Ergänzung des Erfindungsgedankens ist es jedoch sinnvoll, die Grenzfre quenzen dem Alter des Probanden anzupassen, da z. B. bei Neugeborenen Puls- und Atemfrequenz etwa dreimal höher als bei Erwachsenen liegen.

Eine zusätzliche Möglichkeit, die Atmung aus der bekannten respiratorischen Pulsfrequenz-Arrhythmie zu ermitteln (bei Inspiration steigt die Pulsfrequenz) ist im Schema der er findungsgemäßen Überwachungsvorrichtung nach Fig. 7 nicht ausgeführt. Dies wäre vorzugsweise mittels digitaler Si gnalauswertung und Mustererkennung zu realisieren.

Literaturreferenzen

Lit 1: Allen, R., Intercranial pressure; a review of clinical problems, measurement techniques and monitoring methods. J. Med. Engng. + Techn. 10, 299-320 (1986)
Lit 2: Anderson Jr. F. A.: Impedance Plethysmography, in: Webster, J. G. (ed.): Encyclopedia of Medical Devices and Instrumentation, Vol. 3, 1641-1643, John Wiley + Sons, 1988

Claims

1. Vorrichtung zur Atmungsüberwachung durch periphere Erfassung von atmungsrelevanten Vitalmeßgrößen, gekenn zeichnet durch

- einen auf die Oberfläche eines von Blutgefäßen durchsetz ten Organs (3) vorzugsweise im Bereich des Oberkörpers eines Probanden zu applizierenden Sensor (1), der
- - einen Strahlungssender (5), der elektromagnetische Strahlung in das Organgewebe emittiert und
- - einen Strahlungsempfänger (6) enthält, der nach Wechselwirkung der elektromagnetischen Strahlung mit dem Organgewebe einen Strahlungsanteil aufnimmt,
- eine Ansteuereinrichtung (8, 16, 17), die den Strahlungs sender (5) mit einer gewünschten Ansteuerleistung und/ oder Tastsignalfolge erregt und durch
- eine Signalverarbeitungseinheit (9 bis 15), welche das Ausgangssignal des Strahlungsempfängers (6) aufnimmt und Meßwerte für die Atemaktivität des Probanden bestimmt.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß

- der Strahlungssender (5) durch die Ansteuereinrichtung (8, 16, 17) zu elektromagnetischer Strahlung bei minde stens zwei unterschiedlichen Frequenzen (Wellenlängen) erregt wird,
- der Strahlungsempfänger (6) Ausgangssignale für die nach Wechselwirkung mit dem Organgewebe empfangenen mindestens zwei Strahlungsanteile liefert und
- eine Signalverarbeitungseinheit (9 bis 15) aus den Aus gangssignalen Meßwerte für die mechanische Atemaktivität, für vorbestimmte Blutbestanteile und/oder Blutkreislauf größen bestimmt.

3. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß das Signalverarbeitungsmittel (14) ein Pulsoxymonitor zur Bestimmung von mindestens der Sauerstoffsättigung des peripheren arteriellen Bluts im Organgewebe ist.

4. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß als Blutkreislaufgröße mindestens die Pulsfrequenz be stimmt wird.

5. Vorrichtung nach Anspruch 1 und 2, dadurch gekenn zeichnet, daß die Signalverarbeitungsmittel (10 bis 13) den zeitlichen Verlauf der Atemexkursionen und/oder die Atem frequenz und/oder die Atemtiefe bestimmen.

6. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekenn zeichnet, daß die Signalverarbeitungsmittel (10 bis 13) ei nen Bandpaß (10, 11) mit festen, einstellbaren oder automa tisch adaptierenden Grenzfrequenzen enthalten.

7. Vorrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Grenzfrequenzen des Bandpasses im Bereich von 8 Pe rioden/min ≦f_G≦50 Perioden/min und etwa im Verhältnis 4 : 1 gewählt sind.

8. Vorrichtung nach Anspruch 1 bis 5, dadurch gekenn zeichnet, daß die Signalverarbeitungseinheit (9 bis 15) mittels Hochpaß (10) eine allmähliche Signaldrift elimi niert.

9. Vorrichtung nach Anspruch 1 bis 5, dadurch gekenn zeichnet, daß die Ausgangssignale des Vorverstärkers (9) auf deren Mittelwerte oder Spitzenwerte normiert sind.

10. Vorrichtung nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittelwerte oder Spitzenwerte über begrenzte Zeit abschnitte zeitgleitend ermittelt werden.

11. Vorrichtung nach Anspruch 1 und 2, dadurch gekenn zeichnet, daß die Strahlungssender (5) Leuchtdioden vorbe stimmter Strahlungsfrequenz (Strahlungswellenlänge) im sichtbaren und nahen Infrarotbereich sind.

12. Vorrichtung nach Anspruch 1 und 2, dadurch gekenn zeichnet, daß eine Leuchtdiode als Strahlungssender (5) mit einer Strahlungsfrequenz im nahen Infrarotbereich, insbe sondere bei 805 nm, vorgesehen ist.

13. Vorrichtung nach Anspruch 1, 2 bzw. 11 oder 12, da durch gekennzeichnet, daß die Strahlungsempfänger (6) Pho todioden mit auf die Strahlungsfrequenz(en) (Strahlungswel lenlänge(n)) der (des) Strahlungssender(s) (5) angepaß te(r)n spektralte(r)n Empfindlichkeit(en) ist (sind).

14. Vorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß der Sensor (1) mit einer Ein richtung (4, 4a) zur Beheizung und die Signalverarbeitungs einheit (20) mit einer Einrichtung zur Thermostatisierung (17) des Sensors auf Hyperämisierungstemperatur des angren zenden Körpergewebes (3) ausgerüstet ist.

15. Vorrichtung nach Anspruch 14, dadurch gekennzeich net, daß das Signalverarbeitungsgerät (20) mit einer Ein richtung (15) zur Anzeige eines von der Heizleistung abge leiteten Maßes für die Blutperfusion ausgerüstet ist.

16. Vorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, daß der Sensor (1) mit ei ner Einrichtung (4, 4a) zur Beheizung und die Signalverar beitungseinheit (20) mit einer Temperaturregelung (16) aus gerüstet ist, welche die Organoberfläche an der Applika tionsstelle des Sensors (1) auf eine der Körpertiefentempe ratur entsprechende Temperatur beheizt und daß eine Anzeige für die Körpertiefentemperatur vorhanden ist.