DE69432222T2

DE69432222T2 - Puls-oximeter mit virtuellem auslösesignal zum synchronisieren mit der herzfrequenz

Info

Publication number: DE69432222T2
Application number: DE69432222T
Authority: DE
Inventors: Clark R. Baker
Original assignee: Nellcor Puritan Bennett LLC
Current assignee: Nellcor Puritan Bennett LLC
Priority date: 1993-10-08
Filing date: 1994-09-28
Publication date: 2003-12-11
Anticipated expiration: 2014-09-29
Also published as: JP3559284B2; JPH10510440A; AU7845794A; US5485847A; DE69432222D1; EP0727960B1; CA2173596C; CA2173596A1; EP0727960A1; US5743263A; WO1995010222A1

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein nicht-invasives Pulsoximetrie-System und auf ein verbessertes Verfahren und eine verbesserte Vorrichtung für die Bestimmung von Blutbestandteilen unter Verwendung eines Herzfrequenz-Signals von einer entfernten Überwachungseinrichtung.
Pulsoximeter messen normalerweise verschiedene Blutkennwerte, einschließlich jedoch nicht darauf eingeschränkt, der Blutsauerstoffsättigung von Hämoglobin in arteriellem Blut, Volumen einer einzelnen dem Gewebe zugeführten Blutpulsation und Frequenz der Blutpulsationen entsprechend dem Herzschlag des Patienten und zeigen sie an. Das erfolgt normalerweise durch das Erfassen der Größe von Rot- und Infrarot-Signalen, die vom Sauerstoff im Blut absorbiert werden. Ein Problem bei nicht-invasiven Pulsoximetern ist, daß die Pulsfrequenz, die in dem Oximeter-Signal erscheint, irregulären Varianten unterliegt, welche die Erfassung der Blutstromkennwerte stören, einschließlich, jedoch nicht beschränkt darauf, den Bewegungsstörfaktor. Der Bewegungsstörfaktor kann durch Muskelbewegung des Patienten dicht an dem Oximetriesensor und/oder durch die Bewegung des Sensors wirksam werden. Bei Föten kann er auch Wehen, mütterliches Atmen und Bewegungen mütterlicherseits einschließen. Bei Erwachsenen kann eine Bewegung eines Fingers, eines Ohrs oder eines anderen Körperteils, an dem ein Oximetriesensor befestigt ist, scheinbare Pulse bewirken, die den Pulsen ähnlich sind, die durch arterielles Blut verursacht werden. Diese scheinbaren Pulse können wiederum bewirken, dass das Oximeter die Störfaktor-Wellenform verarbeitet und fehlerhafte Daten liefert. Dieses Problem ist besonders bei Kindern, Föten oder bei Patienten wichtig, die bei der Überwachung nicht stillhalten.
Ein zweites Problem ist dann vorhanden, wenn sich der Patient in einem schlechten Zustand befindet und der Puls sehr schwach ausgeprägt ist. Eine geringe Pulsstärke kann außer durch den schlechten Zustand des Patienten auch durch die Wahl des Sensorortes bedingt sein. Bei kontinuierlicher Verarbeitung der optischen Signaldaten kann es schwierig sein, die echte Pulskomponente von Störfaktor-Pulsen und Rauschen infolge eines geringen Signal-Rausch-Verhältnisses zu trennen. Die Unfähigkeit, die Pulskomponente in dem optischen Signalzuverlässig zu erkennen, kann zu einem Mangel an Informationen führen, die benötigt werden, um die Blutbestandteile korrekt zu berechnen.
US-A-4,911,167 und US-A-4,928,692 beschreiben beide ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Erhöhung der Genauigkeit von Pulsoximetrie-Messungen unter Verwendung einer Elektrokardiogramm- Wellenform ("ECG" oder "EKG"). Die in Fig. 1 dargestellte ECG- Wellenform 100 umfaßt eine komplexe Wellenform mit mehreren Komponenten, die der elektrischen Herzaktivität entsprechen. Der R-Zackenabschnitt 102 der Wellenform ist normalerweise die steilste Welle mit der größten Amplitude und Neigung, und sie kann verwendet werden, um den Zeitablauf der kardiovaskulären Aktivität anzuzeigen. Das in US-A-4,911,167 und US-A-4,928,692 beschriebene verbesserte Verfahren, das hierin nachfolgend als "C-Lock"-Prozeß bezeichnet wird, bezieht sich auf die Verwendung des ECG-Signals, um 1) Dateneingaben in einen Puffer durchzulassen, die einem Herzschlag entsprechen und 2) die Suche nach den maximalen und minimalen Werten der optischen Signale auszulösen. Der C-Lock-Prozeß verbessert die Oximeter-Genauigkeit unter Verwendung der ECG-R-Zacke als Trigger, um optische Pulse zu überdecken, um Rauschen aufzuheben.
Durch Synchronisieren des optischen Signals mit dem Erscheinen von aufeinanderfolgenden R-Zacken wird es möglich, die entsprechenden, aufeinanderfolgenden Abschnitte eines erfaßten optischen Signals zu addieren, so daß die periodischen Informationen (optische Pulse), die dem arteriellen Puls in jedem Abschnitt des erfaßten optischen Signals entsprechen, sich in der Phase addieren. Die optischen Informationen aus einer Anzahl von Perioden werden zusammengefügt, wobei der Beginn jeder Periode durch das Erfassen der R-Zacke in dieser Weise festgelegt ist und das Maximum und das Minimum des optischen Signals in jeder Periode miteinander abgeglichen und hinzugefügt werden sollte, um ein kumulatives Maximum und Minimum zu ergeben. Das ermöglicht das präzise Identifizieren des Maximums und des Minimums des Signals und erlaubt somit die Berechnung der Sauerstoffsättigung an diesem Punkt. Weil aperiodische Signale in jedem Abschnitt miterschiedliche Pulsformen, Pulsdauern, Pulshöhen und eine unterschiedliche Relativzeit des Auftretens aufweisen und nicht mit der Herzaktivität synchronisiert sind, addieren sie sich nicht in der Phase. Statt dessen addieren sie sich in einer aufhebenden Art und Weise, wodurch die gewichtete Summe sich über den Relativzeitrahmen des zusammengesetzten Abschnitts erstreckt. Das Aufheben der aperiodischen Signale hebt das Signalrauschen auf, was zu einer klareren optischen Wellenform führt. Das ermöglicht es dem Oximeter, die Pulse zuverlässiger zu verfolgen und einen genaueren Blutsauerstoffsättigungswert mit weniger Ausfällen zu berechnen.
Obwohl der C-Lock-Prozeß die Oximetergenauigkeit verbessert, steht ein ECG-Signal nicht immer zur Verfügung. Um zum Beispiel die fötale ECG-Herzaktivität zu überwachen, wird normalerweise eine Kopfhaut-Elektrode an dem Fötus befestigt. Ein großer Teil der Entbindungseinrichtungen in den Vereinigten Staaten und praktisch alle Entbindungseinrichtungen in Japan haben keinen Zugang zu einer fötalen Kopfhaut-Elektrodenausrüstung. Statt dessen wird die fötale Herzfrequenz durch externe nicht-invasive Mittel überwacht, wie zum Beispiel Doppler-Ultraschall-Einrichtungen. Obwohl die Doppler-Ultraschall-Ausrüstung Herzfrequenzinformationen liefert, gibt sie keine ECG-Wellenform aus. Weil keine ECG-Wellenform zur Verfügung steht, weist der C-Lock-Prozeß keinen periodischen R-Zacken-Trigger auf, um die optischen Pulse zu synchronisieren. Somit kann der C-Lock-Prozeß nicht verwendet werden, um die Genauigkeit der Blutsauerstoffsättigungsberechnung zu verbessern, wenn eine ECG-Wellenform (eine fötale Kopfhaut-Elektrode) nicht zur Verfügung steht.
Selbst wenn ein ECG zur Verfügung steht, kann das Oximetrie- System aus Hochpegel-ECG-R-Zacken-Triggerri, die von ihm empfangen werden, unkorrekte Herzfrequenzen berechnen. Darüber hinaus können einige ECG-Trigger durch das Oximeter zurückgewiesen werden, wenn ein gewisser Störfaktor in dem ECG vorhanden ist, und das kann zu Ausfällen in dem angezeigten Sättigungssignal führen.
Ein Oximetrie-Verfahren, welches kein äußeres Herzsignal verwendet und die Herzfrequenz unter Verwendung einer Autokorrelation aus dem Oximetrie-Signal selbst bestimmt, wird in EP-A- 0442011 behandelt. EP-A-0442011 offenbart einen Sensor für eine nicht-invasive Messung der Sauerstoffsättigung unter Verwendung des Reflexionsverfahrens. Der Sensor umfaßt einen Rot-Sender und einen Infrarot-Sender zusammen mit einem geeigneten Empfänger. Die Entfernungen zwischen den Sendern und dem Empfänger sind so gewählt, daß die Länge des Lichtweges zwischen dem Rot-Sender und dem Empfänger im Wesentlichen gleich der Länge des Lichtweges zwischen dem Infrarot-Sender und dem Empfänger ist. Das von dem Blut zu dem Empfänger reflektierte Licht wird erfaßt und in entsprechende elektrische Signale (das optische Signal) umgewandelt, die dann verarbeitet werden, um den Sauerstoffsättigungsgehalt des Blutes zu bestimmen. Die Autokorrelation des optischen Signals wird durch Erfassen der Frequenz des optischen Signals und Wählen eines Standardsignals mit derselben Frequenz durchgeführt. Die Kreuzkorrelation zwischen den beiden verstärkt Spitzen in dem optischen Signal, die durch arterielle Pulse verursacht sind. Das Verfahren hängt jedoch von der Erfassung der Frequenz des optischen Signals ab und ist, wenn das Signal schwach und stark korrelationsbedürftig und, sich daraus ergebend, verstärkungsbedürftig ist, nicht immer durchführbar.
Es wird ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Verbesserung der Genauigkeit der Blutsauerstoffsättigungsberechnung in einem Oximetrie-System, zumindest in Situationen, in denen ein Direktkontakt-ECG-Wellenform-Signal nicht zur Verfügung steht und das eine verringerte Empfindlichkeit gegenüber dem Bewegungsstörfaktor aufweist, insbesondere wenn die Stärke des optischen Signals schwach ist, benötigt.
Die vorliegende Erfindung stellt demgemäß eine Pulsoximeter- Signalverarbeitungsvorrichtung gemäß Anspruch 1 der beigefügten Ansprüche zur Verfügung.
In einem anderen Aspekt stellt die vorliegende Erfindung ein Verfahren zum Verarbeiten eines Pulsoximeter-Signals gemäß Anspruch 6 der beigefügten Ansprüche zur Verfügung.
Vorzugsweise umfaßt die Vorrichtung weiterhin:
eine Abtastschaltung, die für eine Anzahl von Perioden digitale Abtastwerte des Pulsoximeter-Signals erzeugt; und
eine Verarbeitungsschaltung zum Erzeugen eines virtuellen Triggers, wobei die Verarbeitungsschaltung umfaßt:
erste Mittel zur Mittelung von Abtastwerten in der Anzahl von Perioden;
zweite Mittel zum Unterbinden der Erzeugung des virtuellen Triggers basierend auf Herzfrequenz-Periodendauern, die größere als eine erste vorbestimmte Periodendauer und geringer als eine zweite vorbestimmte Periodendauer sind;
dritte Mittel zum Unterbinden der Erzeugung des virtuellen Triggers basierend auf einer Herzfrequenz-Periodendauer, die über ein vorbestimmtes Maß hinaus variiert; und
vierte Mittel zum Bestimmen eines maximalen und eines minimalen Wertes des Pulsoximeter-Signals in den Perioden, einschließlich des Überprüfens aller Abtastwerte in jeder Periode.
In der vorliegenden Erfindung wird die ECG-R-Zacke nicht als Trigger verwendet, um die optischen Pulse zu überlagern, sondern es wird ein virtueller Trigger erzeugt und als Trigger verwendet, um die optischen Pulsdaten zu überlagern, die über eine vorher definierte Pulsperiode gesammelt wurden, die dem virtuellen Trigger folgt. Die Vorrichtung und das Verfahren der vorliegenden Erfindung können auf jede periodische physikalische Aktivität angewendet werden, die gemessen wird und die mit einem anderen Signal mit derselben Frequenz für die Verarbeitung der Daten zu synchronisieren ist.
Die Anmelder haben gefunden, daß solange das Vorliegen des virtuellen Triggers der Herzfrequenz entspricht, dieser beliebig irgendwo innerhalb der Herzfrequenzperiode angeordnet werden kann. Somit ist die zeitliche Steuerung des virtuellen Triggers beliebig gewählt, und dann wird seine Frequenz gemäß einer Herzfrequenz eingestellt, die durch eine Herzfrequenz-Überwachungseinrichtung gemessen wird.
Die Herzfrequenz-Überwachungseinrichtung braucht nur die Frequenz des Herzschlags zur Verfügung zu stellen, und sie kann aus einer druckempfindlichen Puls-Überwachungseinrichtung oder aus einer schallempfindlichen Überwachungseinrichtung bestehen, welche den Herzschlag des Fötus erfaßt, zum Beispiel von außerhalb des Körpers der Mutter. Das schließt die Notwendigkeit aus, durch eine EKG-Überwachungseinrichtung eine bestimmte Wellenform der elektrischen Signale zu erzeugen.
Die Verwendung eines virtuellen Triggers irgendwo in der Herzfrequenzperiode funktioniert, weil die Kombination von Oximeter- Signalen aus mehreren Perioden tatsächlich ein frequenzabhängiger Filtervorgang ist. Somit funktioniert ein beliebiger virtueller Trigger, weil es die Frequenz ist, welche kritisch ist und nicht die Anordnung des Triggers innerhalb der Periode. Die Software eines Oximetrie-Systems berechnet normalerweise den Blutsauerstoffsättigungspegel basierend auf den maximalen und minimalen Werten des optischen Signals, die während eines einzelnen Pulses gesammelt werden. Die vorliegende Erfindung erkennt, daß, wenn der Herzschlag regelmäßig ist, die Pulsperiode, während der die optischen Signaldaten gesammelt werden, gleich sechzig Sekunden, dividiert durch die Herzfrequenz (Zeitperiode für einen einzelnen Puls) beträgt.
Weil während der Pulsperiode ein maximaler und minimaler optischer Signalwert auftritt, kann ein beliebiger (virtueller) Trigger erzeugt, und während der Pulsperiode, welche dem virtuellen Trigger folgt, können die maximalen und minimalen optischen Signalwerte ermittelt werden.
Das Ersetzen des R-Zacken-Triggers durch einen virtuellen Trigger für eine C-Lock-Anwendung ist möglich, weil der C-Lock-Prozeß tatsächlich nur von der Frequenz des optischen Signals abhängig ist und nicht von dem bestimmten Phasenverhältnis zwischen dem ECG-R-Zacken-Trigger und dem optischen Signal. Somit kann, wenn die Herzfrequenz von Schlag zu Schlag regelmäßig ist und die zeitliche Steuerung eines virtuellen Triggers zusammen mit der Herzfrequenz bekannt sind, die exakte zeitliche Steuerung der nächsten mehreren Trigger, um die optischen Signale zu überlagern, mit einem hohen Wahrscheinlichkeitsgrad vorhergesagt werden.
Das Ersetzen des R-Zacken-Triggers durch einen virtuellen Trigger, wie es durch die vorliegende Erfindung gefordert wird, macht eine ECG-Überwachungseinrichtung überflüssig. Weiterhin entfällt, weil die ECG-R-Zacke nicht verwendet wird, um die Zeitperiode für das Überlagern der optischen Pulse zu bestimmen, die Berechnung der Ableitung des ECG-Signals, um die R-Zacke zu erfassen, wodurch die Berechnungszeit, die für die Bestimmung der Blutsauerstoffsättigung erforderlich ist, verringert wird. Die vorliegende Erfindung funktioniert am besten bei Patienten, bei denen die Herzfrequenz sich nicht schnell verändert. Somit wäre die Erfindung für die fötale Überwachung sehr nützlich, würde jedoch für Patienten mit Herzrhythmusstörungen nicht so genau sein, bei denen sich die Herzfrequenz innerhalb einer kurzen Zeit wesentlich verändert.
Ein weitergehendes Verständnis des Wesens und der Vorteile der Erfindung kann durch Bezugnahme auf die restlichen Abschnitte der Beschreibung und die Zeichnungen erreicht werden, die zeigen in
Fig. 1 eine diagnostische ECG-Wellenform;
Fig. 2A und 2B Blockdiagramme der Vorrichtung zum Realisieren des C-Lock-Prozesses gemäß der vorliegenden Erfindung, wenn keine ECG-Wellenform zur Verfügung steht;
Fig. 3A, 3B, 3C, 3D und 3E Flußdiagramme, welche die Softwareausführung gemäß der vorliegenden Erfindung darstellen;
Fig. 4A, 4B und 4C graphische Darstellungen von Blutstromkennwerten, wenn kein Herzfrequenz-Signal und kein ECG-Signal zur Verfügung steht, um den C-Lock-Prozeß zu realisieren;
Fig. 5A, 5B und 5C graphische Darstellungen von Blutstromkennwerten, wenn ein ECG-Signal zur Verfügung steht, um den C-Lock- Prozeß zu realisieren; und
Fig. 6A, 6B und 6C graphische Darstellungen von Blutstromkennwerten, wenn ein Herzfrequenz-Signal gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet wird, um die Datensammlung zu triggern.
Die vorliegende Erfindung stellt ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Ausführen eines C-Lock-Prozesses zur Verfügung, um wichtige Informationen, wie zum Beispiel die Sauerstoffsättigung genauer zu berechnen und zu messen, wenn kein ECG-Signal zur Verfügung steht. Der traditionelle C-Lock-Prozeß, wie er in US- A-4,911,167 und US-A-4,928,692 beschrieben ist, bezieht sich auf die Verwendung des ECG-Signals, um 1) Dateneingaben, die einem Herzschlag entsprechen, in einen die Gesamtheit mittelnden Puffer durchzulassen, und 2) die Suche nach den maximalen und minimalen Werten der optischen Signale (in der vorliegenden Ausführung Rot und Infrarot) auszulösen. Daher kann der R-Zacken-Abschnitt des ECG-Signals nicht als ein Trigger zum Synchronisieren des optischen Signals verwendet werden.
Statt dessen verwendet die vorliegende Erfindung einen durch Software erzeugten virtuellen Trigger als einen Trigger, um die optischen Pulsdaten zu überlagern. In einer Ausführung basieren die Blutsauerstoffsättigungsdaten auf den maximalen und minimalen optischen Signalwerten, die während eines einzigen Pulses gesammelt wurden. Somit beträgt wenn der Herzschlag regelmäßig ist, die Pulsperiode, während welcher die optischen Signaldaten gesammelt werden, gleich sechzig Sekunden, dividiert durch die Herzfrequenz (Zeitperiode für einen einzelnen Puls). Weil ein maximaler und minimaler optischer Signalwert während des Pulses auftritt, kann ein beliebiger (virtueller) Trigger erzeugt und die maximalen und minimalen optischen Signalwerte während der Pulsperiode ermittelt werden, welche dem virtuellen Trigger folgt. Alternativ könnte anstatt des Maximums und des Minimums jeder Abschnitt oder die gesamte optische Signalwellenform für die Analyse verwendet werden.
Der virtuelle Trigger wird verwendet, um das optische Signal zu synchronisieren, so daß es möglich wird, entsprechende, aufeinanderfolgende Abschnitte des erfaßten optischen Signals zu addieren, so daß die periodischen Informationen in dem optischen Signal, die dem Puls entsprechen, sich in der Phase addieren. Alle aperiodischen Informationen, die in den Abschnitten der erfaßten optischen Signale vorhanden sein können, unterscheiden sich normalerweise in der Pulsform, Pulsdauer, Pulshöhe und in der Relativzeit des Auftretens in jedem Abschnitt, sind nicht mit der Herzaktivität synchron und addieren sich daher nicht in der Phase. Statt dessen addieren sie sich in einer aufhebenden Art und Weise, wodurch die gewichtete Summe sich über den Relativzeitrahmen des zusammengesetzten Signals erstreckt.
Fig. 2A und 2B sind Blockdiagramme der Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung, welche den C-Lock-Prozeß unter Verwendung eines externen Herzfrequenz-Signals ausführt. Das Pulsoximetrie-System 200 umfaßt normalerweise einen Analog-zu-Digital- Umwandlungsbereich 210 und einen Digitalsignal-Verarbeitungsbereich ("DSP") 212, einschließlich der Software für den Betrieb des Mikroprozessors 214, welcher die digitalisierten optischen Signale und das Herzfrequenz-Signal verarbeitet, um die Sauerstoffsättigung des Hämoglobins im arteriellen Blut zu bestimmen. Das Pulsoximetrie-System 200 umfaßt ferner einen Plethysmografie-Sensor 216 für das Erfassen der optischen Signale einschließlich der periodischen optischen Pulse, einen Patienten- Modul 218 zum Zusammenschalten des Sensors 216 mit der analogen Sättigungs-Eingangsschaltung 218 und einer analogen Sättigungsschaltung 218 für das Verarbeiten der erfaßten optischen Signale in getrennten Rot- und Infrarotkanälen, die digitalisiert werden können. Weiterhin weist das Pulsoximetrie-System 200 eine LED- Ansteuerungsschaltung 220 für das Auftasten der Rot- und Infrarot-LEDs und des Sensors 216 bei der korrekten Intensität, um ein erfaßtes optisches Signal zu erhalten, das für die Verarbeitung akzeptabel ist, und verschiedene geregelte Stromversorgungen (nicht dargestellt) für das Treiben oder Vorspannen der zugehörigen Schaltungen, sowie des Analog-Digital-Wandlers (ADC) 210 und der digitalen Signalverarbeitung (DSP) 212 vom Netz oder von Speicherbatterien auf. Die zugehörigen Elemente sind einfache Schaltungen, die bestimmte Funktionen erfüllen, die mit den Fertigkeiten eines Ingenieurs mit gewöhnlicher Qualifikation leicht zu konstruieren und herzustellen sind.
Bezug auf Fig. 2B nehmend, steuert die Digitalsignal-Verarbeitungseinheit 212 alle Aspekte des Signalverarbeitungsvorgangs, einschließlich der Signaleingabe und der Signalausgabe und der Zwischenverarbeitung. Die Vorrichtung weist einen Mikroprozessor 214 und seine zugehörige Hilfsschaltung auf, umfassend einen Datenbus 222, einen Schreib-Lese-Speicher (RAM) 224, einen Nur- Lese-Speicher (ROM) 226, eine herkömmliche LED-Anzeigevorrichtung 228 (nicht detailliert dargestellt) und eine System-Taktgebungsschaltung 230 zum Bereitstellen der erforderlichen C-Lock- Synchronisierungssignale und der Sperrfilterfrequenzsignale. In der bevorzugten Ausführung sind die den erfaßten optischen Signalen entsprechenden Werte in dem RAM 224 gespeichert.
Fig. 3A, 3B, 3C, 3D und 3E zeigen Flußdiagramme für die Software-Ausführung des bevorzugten Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung. Die Anwendungssoftware, die auf dem Mikroprozessor 214 abläuft, wird verwendet, um die erfaßten optischen Signale zu verarbeiten, den virtuellen Trigger zu erzeugen und die Pulsperiode und die Blutstromkennwerte zu bestimmen. In der bevorzugten Ausführung ist der Mikroprozessor 214 ein Mikroprozessor Modell 80386, hergestellt von der Intel Corporation, Santa Clara, Kalifornien.
Das Pulsoximetrie-System zum Implementieren des C-Lock-Prozesses, wenn keine ECG-Wellenform zur Verfügung steht, weist eine Herzfrequenz-Überwachungseinrichtung auf, die genau sein muß. Die Herzfrequenz kann von einer digitalen Schnittstelle erhalten werden. Eine digitale Schnittstelle erfordert eine digitale Verbindung mit der externen Überwachungseinrichtung (RS232) und die Unterstützung von Kommunikationsprotokollen für mehrere Arten von Herzfrequenz-Überwachungseinrichtungen. Die gegenwärtig verfügbaren fötalen Herzfrequenz-Überwachungseinrichtungen schließen die Typen HP8040A, derzeit von der Hewlett Packard Corporation, Palo Alto, Kalifornien erhältlich, und 115, gegenwärtig von der Corometrics Corporation erhältlich, ein. Wenn die Herzfrequenz von analogen Ausgängen erhalten wird, ist es wichtig, daß das Oximetersystem den analogen Wert genau abliest und die richtige Skalierung festlegt. Die Skalierung variiert normalerweise mit der verwendeten Herzfrequenz-Überwachungseinrichtung.
Normalerweise ist das Pulsoximetrie-System 200 mit einer externen Herzfrequenzschaltung 232 ausgestattet. Das Hauptbetriebssystem, das den Betrieb des Oximeters steuert, empfängt einen Interrupt, wenn die externe Herzfrequenzüberwachungsschaltung 232 ein Herzfrequenz-Signal empfängt. Nach dem Empfangen des Interrupts wird über den isolierten Übertragungsweg für die optischen Daten 234-236 eine Nachricht an den Mikroprozessor 214 gesendet. Der Mikroprozessor 214 zeigt dann den Herzfrequenzverarbeitungs-Unterprogrammen an, daß ein extern erfaßtes Herzfrequenz-Signal aufgetreten ist, und das Signal wird dem Herzfrequenz-Prüf-Unterprogramm zugeführt.
Bezug auf Fig. 3A bis 3E nehmend, steuern die Interrupt-Programme das Sammeln und die Digitalisierung der ankommenden optischen und Herzfrequenzdaten. Wenn verschiedene Ereignisse auftreten, werden verschiedene Software-Flagbits gesetzt, welche den Betrieb auf verschiedene Unterprogramme übertragen, die von dem Hauptregelkreis-Verarbeitungs-Unterprogramm aufgerufen werden, das in Fig. 3A dargestellt ist. So ruft zum Beispiel in Schritt 352 das Hauptregelkreis-Verarbeitungs-Unterprogramm das Herzfrequenzverarbeitungs-Unterprogramm auf, das in Fig. 3B dargestellt ist, in Schritt 354 ruft es ein Unterprogramm zum Prüfen der LED-Pegel auf, um sicherzustellen, daß der korrekte Lichtpegel übertragen wird, überprüft in Schritt 356 das Vorliegen neuer Daten und ruft in Schritt 357 ein die Gesamtheit mittelndes Unterprogramm und in Schritt 358 ein Standard- Pulserfassungs-Unterprogramm auf, wenn neue Daten vorhanden sind. Das Hauptregelkreis-Verarbeitungs-Unterprogramm sucht in Schritt 360 nach Pulsdaten und leitet solche Daten zu dem Puls- Eignungs-Unterprogramm (Fig. 3E) weiter, welches in Schritt 362 die Blutsauerstoffsättigung berechnet. Weiterhin aktiviert das Hauptregelkreis-Verarbeitungs-Unterprogramm verschiedene Wartungs-Unterprogramme, die sich auf Oximeterfunktionen beziehen, die keine Bedeutung für die vorliegende Erfindung haben (und die nicht erläutert werden).
Bezug auf Fig. 3D nehmend, verarbeitet das die Gesamtheit mittelnde Unterprogramm in Schritt 357 von Fig. 3A jede neu digitalisierte Abtastung des erfaßten optischen Signals, das den optischen Puls enthält, um, synchronisiert mit dem Auftreten des virtuellen Triggers, die verstärkten, zusammengesetzten Rot- und Infrarot-Wellenformen zu erzeugen und zu erhalten. Das die Gesamtheit mittelnde Unterprogramm fragt in Schritt 300 zuerst ab, ob ein Herzfrequenz-Signal vorhanden ist. Wenn dies nicht der Fall ist, bricht das Unterprogramm im Schritt 302 am Programmende ab und geht zum Hauptregelkreisbetrieb über. Wenn ein Herzfrequenz-Signal vorhanden ist, setzt das die Gesamtheit mittelnde Unterprogramm in Schritt 304 die Prüfung der Gültigkeit des optischen Signals fort. Wenn der digitalisierte Abtastwert für entweder die Rot- oder die Infrarotkanäle einen ungültigen Datenpunkt enthält, werden die Inhalte des die Gesamtheit mittelnden Puffers in Schritt 306 gelöscht, und das Unterprogramm wird in Schritt 302 beendet.
Der die Gesamtheit mittelnde Puffer wird verwendet, um rote und infrarote optische Pulsdaten zu speichern. Wenn der Mikroprozessor 214 über eine vorher festgelegte Periode, die normalerweise größer als fünf Sekunden ist, keinen virtuellen Trigger empfängt oder erkennt, wird der Zeiger des die Gesamtheit mittelnden Puffers eingestellt, um die letzte Stelle zu zeigen und wird nicht über diese Stelle hinaus erhöht. Eine Zeitsperrung erfolgt, wenn über einen vorbestimmten Zeitraum, normalerweise fünf Sekunden, keine virtuellen Trigger erscheinen. Nach dem Auftreten der Zeitsperre wird, das Pulserfassungs-Unterprogramm benachrichtigt, daß die Herzfrequenzsynchronisierung verlorengegangen ist, so daß die Blutsauerstoffsättigungsberechnungen lediglich auf den optischen Signalen in dem Datenpuffer basieren, ohne daß der C-Lock-Prozeß implementiert wurde.
Wenn ermittelt wurde, daß die optischen Signaldaten gültig sind (Schritt 304), fragt das die Gesamtheit mittelnde Unterprogramm in Schritt 308 an, ob die Daten übersprungen werden sollen oder nicht. Wenn die Daten übersprungen werden sollen, wird das die Gesamtheit mittelnde Unterprogramm in Schritt 302 beendet. Wenn nicht, werden die Inhalte des die Gesamtheit mittelnden Puffers in Abhängigkeit von dem Zeitintervall, in dem die Daten in dem Puffer gespeichert wurden, gewichtet. Vor dem Hinzufügen eines Wichtungsfaktors zu den Daten überprüft das die Gesamtheit mittelnde Unterprogramm in Schritt 310 den die Gesamtheit mittelnden Puffer, um zu ermitteln, ob Daten vorhanden sind. Wenn Daten vorhanden sind, berechnet das die Gesamtheit mittelnde Unterprogramm den neuen Wert für das zusammengesetzte optische Signal. Wenn jedoch der die Gesamtheit mittelnde Puffer leer ist, wird der gewichtete Wert, der bei der die Gesamtheit mittelnden Berechnung verwendet wird, in Schritt 312 einem numerischen Wert 1 zugeordnet, und die nachfolgenden neuen Datenpunkte werden mit 100% gewichtet. Das die Gesamtheit mittelnde Unterprogramm setzt in Schritt 314 die Berechnung eines neuen Wertes für das zusammengesetzte optische Signal bis zum Auftreten des virtuellen Triggers, der dem nachfolgenden Herzschlag entspricht, fort.
Um den C-Lock-Prozeß gemäß der Beschreibung in US-A-4,911,167 zu implementieren, wenn ein ECG-Signal verwendet wird, um das Sammeln der Daten auszulösen, bringt das Oximeter-System die R- Zacke des ECG-Signals mit den optischen Rot- und Infrarot-Pulsen in Beziehung. Der R-Zacken-Abschnitt des ECG-Signals ist normalerweise die steilste Welle mit der größten Amplitude und der größten Neigung. Somit kann die R-Zacke bestimmt werden, indem man die Ableitung des Signals verwendet. Da die R-Zacke einmal pro Herzschlag auftritt, können die maximalen und minimalen optischen Signale für den Herzschlag zwischen dem Auftreten von zwei aufeinanderfolgenden R-Zacken-Ereignissen gefunden werden. Das R-Zacken-Ereignis wird verwendet, um den Eintritt von Rot- und Infrarotdaten in den die Gesamtheit mittelnden Puffer für einen einzelnen Herzschlag auszulösen.
Fig. 3B zeigt das Flußdiagramm für das Auslösen des Sammelns von Daten, basierend auf einem Herzfrequenz-Signal anstelle eines ECG-Signals. In der vorliegenden Erfindung wird ein Herzfrequenz-Signal verwendet, um die Periode auszulösen, während welcher die optischen Signaldaten gesammelt werden. Weil das R- Zacken-Ereignis nicht mehr als Trigger verwendet wird, ist die Ableitungs-Berechnung zur Bestimmung des R-Zacken-Ereignisses, die in Fig. 9B von US-A-4,911,167 erläutert ist, nicht erforderlich. Statt dessen wird ein virtueller Trigger verwendet, um das Sammeln der Daten gemäß dem in Fig. 3B dargestellten Flußdiagramm auszulösen.
Bezug auf Fig. 3B nehmend überprüft das Herzfrequenz-Unterprogramm in Schritt 316 zuerst, ob die Herzfrequenz aktualisiert wurde, indem die Zeit geprüft wird, zu welcher der letzte Herzfrequenzwert eingegeben wurde. Wenn die Herzfrequenz nicht innerhalb eines vorher festgelegten Zeitraums aktualisiert wurde, wird in Schritt 318 der Zeitbegrenzungs-Taktgeber geprüft, um zu ermitteln, ob er auf Null heruntergezählt ist. Der Zeitbegrenzungs-Taktgeber wird verwendet, um zu verhindern, daß ein alter Herzfrequenzwert verwendet wird, um einen neuen virtuellen Trigger zu erzeugen. Wenn der Zeitbegrenzungs-Taktgeber einen Wert von Null hat (heruntergezählt ist), ist der Herzfrequenzwert ein alter Wert, und der Taktgeber des virtuellen Triggers wird in Schritt 320 auf einen Zählerwert von Null gezwungen. Nachdem der Taktgeberwert des virtuellen Triggers auf Null gezwungen wurde, wird in Schritt 322 das Herzfrequenz-Unterprogramm beendet. Das Zwingen des Taktgeberwertes des virtuellen Triggers auf Null sichert, daß nach der Wiedereingabe in das Herzfrequenz-Unterprogramm ein neuer virtueller Trigger ausgegeben wird.
Wenn die Herzfrequenz aktualisiert wurde, wird sie in Schritt 324 geprüft, um zu bestimmen, ob sie zwischen den 30 und 250 Schlägen pro Minute liegt. Wenn die Herzfrequenz zwischen 30 und 250 Schlägen pro Minute liegt, wird der Zeitbegrenzungs-Taktgeber in Schritt 326 auf eine Periode von fünf Sekunden eingestellt. Nachdem der Zeitbegrenzungs-Taktgeber in Schritt 326 eingestellt ist, wird in Schritt 328 die Pulsperiode bestimmt. Die Berechnung des Blutsauerstoffsättigungspegels hängt von den maximalen und minimalen Werten der optischen Signale während eines einzigen Pulses ab. Somit ist die Pulsperiode die Periode für einen einzigen Puls und somit die Periode, während welcher die Daten für eine einzige Sauerstoffsättigungsberechnung gesammelt werden. Die vorliegende Erfindung erkennt, daß, wenn der Herzschlag regelmäßig ist, die Pulsperiode, während welcher die optischen Daten für eine einzige Sauerstoffsättigungsberechnung gesammelt werden, gleich sechzig Sekunden, dividiert durch die Herzfrequenz ist.
Nachdem die Pulsperiode berechnet ist, wird in Schritt 330 der Taktgeber des virtuellen Triggers überprüft, ob er in Betrieb ist. Weil während der Pulsperiode ein maximaler und ein minimaler optischer Signalwert auftritt, können ein beliebiger (virtueller) Trigger erzeugt und die maximalen und minimalen optischen Signalwerte während der Pulsperiode ermittelt werden, welche dem virtuellen Trigger folgt. Wenn die Herzfrequenz bekannt und von Schlag zu Schlag regelmäßig ist, werden in der Software aufeinanderfolgende, virtuelle Trigger erzeugt, wobei jeder virtuelle Trigger durch eine Pulsperiode getrennt ist. Somit kann der zeitliche Ablauf bis zum nächsten virtuellen Trigger zum Überlagern der optischen Signale mit einem hohen Wahrscheinlichkeitsgrad vorhergesagt werden.
Der Taktgeber des virtuellen Triggers wird in Schritt 330 überprüft, um zu erkennen, ob er auf einen Wert ungleich Null (Betrieb) eingestellt ist. Die Funktion des Taktgebers des virtuellen Triggers ist, sicherzustellen, daß zu der vorgeschlagenen Zeit ein virtueller Trigger erscheint. Die Zeitsteuerung des virtuellen Triggers ist von der Pulsperiode abhängig. Wenn zum Beispiel die Herzfrequenz 120 Schläge/Minute beträgt, sollte der virtuelle Trigger alle 500 Millisekunden (60 Sekunden dividiert durch 120 Schläge/Minute) erscheinen. Wenn jedoch die Herzfrequenz 180 Schläge pro Minute beträgt, sollte der virtuelle Trigger öfter erscheinen, nämlich alle 333 Millisekunden (60 Sekunden dividiert durch 180 Schläge/Minute).
Wenn die Zeit des virtuellen Triggers läuft, wird der Taktgeber des virtuellen Triggers in Block 332 auf die neue aktualisierte Pulsperiode eingestellt. Als nächstes wird in Schritt 318 der Zeitbegrenzungs-Taktgeber überprüft, um zu erkennen, ob er heruntergezählt ist (er einen Wert von Null erreicht hat). Alternativ wird, wenn der Taktgeber des virtuellen Triggers nicht in Betrieb ist, der Taktgeber des virtuellen Triggers nicht aktualisiert, und der Zeitbegrenzungs-Taktgeber wird in Schritt 318 überprüft, ob er heruntergezählt ist (er einen Wert von Null erreicht hat). In der bevorzugten Ausführung wird der C-Lock- Prozeß so implementiert, daß die Zeitsteuerung des virtuellen Triggers sobald wie möglich aktualisiert wird, nachdem die fötale Herzfrequenz aktualisiert ist. Somit wird, wenn sich die Herzfrequenz ändert, die Zeitsteuerung des nächsten virtuellen Triggers eingestellt, anstatt das Zeitintervall einzustellen, nachdem der Trigger erzeugt ist.
In Schritt 318 wird der Zeitbegrenzungs-Taktgeber überprüft, um zu erkennen, ob er heruntergezählt ist (er einen Wert von Null erreicht hat). Wenn der Zeitbegrenzungs-Taktgeber heruntergezählt ist, zwingt er in Schritt 320 den virtuellen Trigger zu einer Zählung auf Null, und das Herzfrequenz-Unterprogramm wird beendet. Wenn der Zeitbegrenzungs-Taktgeber nicht vollständig auf Null heruntergezählt ist, wird in Schritt 334 der Taktgeber des virtuellen Triggers überprüft. Wenn der Taktgeber des virtuellen Triggers nicht auf Null heruntergezählt ist, wird das Herzfrequenz-Unterprogramm in Schritt 322 beendet. Alternativ wird, wenn der Taktgeber des virtuellen Triggers auf Null heruntergezählt ist, der Taktgeber des virtuellen Triggers in Schritt 332 auf die Pulsperiode eingestellt. Nachdem Zurückstellen des Taktgebers auf die Pulsperiode in Schritt 336, wird der virtuelle Trigger in Schritt 338 an das Herzfrequenz-Prüf- Unterprogramm weitergeleitet. Das Herzfrequenz-Prüf-Unterprogramm ist in dem in Fig. 3C dargestellten Flußdiagramm erläutert.
Auf Fig. 3C Bezug nehmend überprüft das Herzfrequenz-Prüf-Unterprogramm in Schritt 342 das Auftreten des virtuellen Triggers. Wenn ein virtueller Trigger aufgetreten ist, überprüft in Schritt 344 das Herzfrequenz-Unterprogramm die Zeit, welche seit dem letzten Auftreten des virtuellen Triggers vergangen ist. Wenn die vergangene Zeit geringer ist, als das minimale innere Zeitlimit, normalerweise etwa 200 Millisekunden, wird der virtuelle Trigger in Schritt 346 als ein falscher virtueller Trigger markiert. Wenn die vergangene Zeit größer ist, als das minimale innere Zeitlimit, ruft das Unterprogramm in Schritt 348 das Herzfrequenz-Eignungs-Unterprogramm auf. Nach dem Aufrufen des Herzfrequenz-Eignungs-Unterprogramms wird das Herzfrequenz-Prüf- Unterprogramm in Schritt 350 beendet.
Die erfaßte Wellenform des optischen Signals wird normalerweise mit einer Rate von 57 Abtastungen pro Sekunde abgetastet. Wenn die digitalisierten Rot- und Infrarot-Signale für einen vorgegebenen Bereich von erfaßten optischen Signalen erhalten sind, werden sie in einem Puffer gespeichert, der mit DATBUF bezeichnet ist, und in Schritt 356 wird ein Software-Flag gesetzt, welcher das Vorliegen von Daten anzeigt. Dieses gesetzte Flag ruft in Schritt 358 ein Pulserfassungs-Unterprogramm auf. Das Pulserfassungs-Unterprogramm verarbeitet jede neue Abtastung einer Wellenform eines digitalisierten optischen Signals und wird einmal pro Datenpunkt aufgerufen. Das Pulserfassungs-Unterprogramm bestimmt Paare von maximalen und minimalen Amplituden für die erfaßten Signaldaten und bietet in Schritt 362 die Paare einem Puls-Eignungs-Unterprogramm zur Verarbeitung an. Das Herzfrequenz-Pegel 3-Unterprogramm bewertet ein Paar von maximalen und minimalen Amplituden für die erfaßten Signaldaten. Es verwendet herkömmliche Techniken zum Bewerten, ob ein erfaßter Puls für die Verarbeitung zulässig ist und führt an den akzeptierten Pulsen die Blutsauerstoffsättigungsberechnung aus.
Das Herzfrequenz-Eignungs-Unterprogramm bewertet vor dem Aktivieren des C-Lock-Prozesses die Herzfrequenzperioden gegenüber vorherigen Herzfrequenzperioden. Weiterhin hält in Schritt 358 das Herzfrequenz-Eignungs-Unterprogramm die Gesamtheit mittelnden Pufferpunkte aufrecht und stellt sie, wenn erforderlich, zurück, zeigt die Herzfrequenz an, aktualisiert die Pufferentwicklung und stellt die Trigger für das Pulserfassungs-Unterprogramm ein, um die Pulsoximetriedaten für die Bestimmung der Sauerstoffsättigung, basierend auf dem aktualisierten, die Gesamtheit mittelnden Pufferdaten, zu berechnen. Bezug auf Fig. 3E nehmend, prüft in Schritt 360 das Herzfrequenz-Pulseignungs- Unterprogramm, ob ein neuer virtueller Trigger aufgetreten ist. Wenn kein neuer virtueller Trigger aufgetreten ist, endet das Unterprogramm im Schritt 362, Wenn ein virtueller Trigger erfaßt wird, prüft das Unterprogramm in Schritt 364, ob es sich um einen falschen virtuellen Trigger handelt. Wenn der virtuelle Trigger korrekt ist, wird in Schritt 366, eine Entwicklung der virtuellen Triggerperiode berechnet.
Nach der Berechnung der Entwicklung prüft das Herzfrequenz-Eignungs-Unterprogramm in Schritt 368, ob das Herzfrequenz-Signal synchronisiert ist. Das Herzfrequenz-Signal ist nach dem Empfangen einer vorbestimmten Anzahl von virtuellen Triggern, normalerweise fünf, synchronisiert. Das Pulseignungs-Unterprogramm prüft in Schritt 368 den Herzfrequenz-Synchronisationszähler. Wenn der Herzfrequenz-Synchronisationszähler größer als Null ist, wird das Herzfrequenz-Signal als nicht synchronisiert bestimmt und der Herzfrequenz-Synchronisationszähler wird in Schritt 370 um einen Schritt zurückgestellt. Somit ist bestimmt, daß eine Herzfrequenzsynchronisierung vorhanden ist, wenn sich der Herzfrequenz-Synchronisationszähler in Schritt 368 bei Null befindet, anzeigend, daß die erforderliche Anzahl von synchronisierten Herzfrequenz-Signalen aufgetreten ist.
Die Sättigungsberechnung basiert erst dann auf den die Gesamtheit mittelnden Pufferdaten, wenn fünf virtuelle Trigger in Synchronisation durchgelaufen sind und das Synchronisierungs- Flag gesetzt ist. Ein Verlust der Synchronisierung setzt den Herzfrequenz-Synchronisationszähler auf fünf zurück. Gleich ob eine Herzfrequenz-Synchronisation vorhanden ist oder nicht, wird der virtuelle Trigger in Schritt 372 gegenüber der Pulsentwicklung geprüft. Wenn ein Fehler vorhanden ist, wird das Herzfrequenz-Eignungs-Unterprogramm beendet. Wenn kein Fehler vorhanden ist, startet das Unterprogramm in Schritt 374 einen Phasenverzögerungs-Taktgeber/Zähler. Die Zwecke des Phasenverzögerungs- Zählers liegen in der Sicherung, daß die optischen Signaldaten so in den Anfang des die Gesamtheit mittelnden Puffers zu einem Zeitpunkt eingesetzt sind, daß sie sich in der Phase mit dem zusammengesetzten Puls addieren, der vorher in dem die Gesamtheit mittelnden Puffer gespeichert wurde.
Der C-Lock-Prozeß, der in US-A-4,911,167 und in US-A-4,928,692 beschrieben ist, basiert auf bestimmten zeitlichen Ereignissen (Auftreten der R-Zacke der ECG-Wellenform), um Störfaktoren herauszufiltern, die in Bezug auf den optischen Puls asynchron sind. Tatsächlich ist die Effektivität des C-Lock nicht von einem bestimmten Phasenverhältnis zwischen den ECG-Triggern und den optischen Pulsen abhängig. Wenn die Herzfrequenzen regelmäßig sind, ist der C-Lock-Prozeß der Anwendung eines analogen Kammfilters auf den optischen Puls ähnlich. Der analoge Kammfilter ist gegenüber dem optischen Signal nicht ereignisabhängig, sondern frequenzabhängig.
Fig. 4A, 4B und 4C zeigen grafische Darstellungen der Blutstromkennwerte in einer Ausführung, in welcher kein Herzfrequenz- Signal und kein ECG-Signal zur Verfügung steht, um den C-Lock- Prozeß zu implementieren. Speziell Fig. 4A zeigt die die Gesamtheit mittelnde Wellenform, welche optische Signaldaten in dem die Gesamtheit mittelnden Puffer über die festgelegte Zeitperiode darstellt. Die Y-Achse stellt die Spannung des optischen Signals dar. Weil kein ECG- oder Herzfrequenz-Signal zur Verfügung steht, ist der C-Lock-Prozeß nicht implementiert, und daher ist die Empfindlichkeit der die Gesamtheit mittelnden Wellenform gegenüber dem Bewegungsstörfaktor erhöht. Weil keine C-Lock-Prozeß-Implementierung erfolgt, ist die Signalqualität schlecht, wie aus Fig. 4B ersichtlich ist.
Bezug auf Fig. 4B nehmend, stellt die Y-Achse die Signalqualität auf einer Skala von 0 bis 100 dar. Weil die Signalqualität schlecht ist, kann, wie aus Fig. 4C ersichtlich ist, kein Sättigungssignal angezeigt werden. Die Y-Achse von Fig. 4C stellt die Sättigung auf einer Skala von 0 bis 100 über die festgelegte Zeitperiode dar.
Fig. 5A bis 5C entsprechen den in den Fig. 4A bis 4C dargestellten Signaldaten, mit der Ausnahme, daß ein ECG-Signal für das Implementieren des C-Lock-Prozesses zur Verfügung steht. Fig. 5B zeigt sowohl eine ECG-Wellenform 510 als auch ein Signalqualitätssignal 520. Die ECG-Wellenform ist in Mikrovolt dargestellt und reicht von 1800 Mikrovolt bis 2100 Mikrovolt. Die Signalqualität 520 reicht in ihren Werten von 0 bis 100. Der Signalqualitätswert 520 ist viel größer, als der in der entsprechenden Fig. 4B dargestellt, bei dem kein ECG-Signal zur Verfügung steht, um C-Lock zu implementieren. Weil die Signalqualität hoch ist, kann der Sättigungswert berechnet werden wie er in Fig. 5C dargestellt ist.
Fig. 6A bis 6C entsprechen den in den Fig. 4A bis 4C und 5A bis 5C dargestellten Signaldaten, mit der Ausnahme, daß ein Herzfrequenz-Signal verwendet wird, um den C-Lock-Prozeß zu implementieren. Fig. 6B zeigt sowohl ein Herzfrequenz-Signal 610 als auch ein Signalqualitätssignal 620. Weil die Verwendung des Herzfrequenz-Signals zum Implementieren von C-Lock zu einer hohen Signalqualität führt (Fig. 6B), kann der Sättigungswert, wie er in Fig. 6C dargestellt ist, berechnet werden.
Es gibt Zeiten, in denen das Pulsoximetrie-System eine unkorrekte Herzfrequenz aus den ECG-R-Zacken-Triggern mit hohem Pegel, die es empfängt, errechnet, während die Überwachungseinrichtung noch eine korrekte Herzfrequenz berichtet. Zu diesen Zeiten berechnet das Pulsoximetrie-System eine schlechte Signalqualität und zeigt die Sauerstoffsättigung nicht an. Das Implementieren des C-Lock-Prozesses unter Verwendung der Herzfrequenz zum Bestimmen eines virtuellen Triggers sollte diesen Störfaktor eliminieren und es erlauben, eine höhere Signalqualität zu berechnen, die zu weniger Ausfällen des angezeigten Sättigungssignals führt. Wenn auch das Pulsoximetrie-System einige ECG-Trigger zurückweisen kann, wenn ein bestimmter Störfaktor in dem ECG vorhanden ist, und somit keinen Trigger für den C-Lock-Prozeß ausgeben kann, sollte die Verwendung einer Herzfrequenz zum Erzeugen eines virtuellen Triggers es erlauben, mehrere korrekt getaktete Trigger in dem Fall auszugeben, daß die Herzfrequenz nicht bei jedem Schlag korrekt aktualisiert ist. Diese Implementierung von C-Lock wurde unter Verwendung eines Personalcomputers für über hundert Fälle simuliert, für die nur eine externe, fötale Herzfrequenz zur Verfügung stand und es wurde beobachtet, daß das Pulsoximetrie-System die doppelte Zeit einer Sättigung mit hoher Signalqualität anzeigte, verglichen mit einem Pulsoximetrie-System, dem keine externe Herzfrequenz zur Verfügung steht.
Fachleute werden verstehen, daß die vorliegende Erfindung in anderen spezifischen Formen verkörpert werden kann, ohne von ihrer Wesensart oder von ihren wesentlichen Merkmalen abzuweichen. Das Herzfrequenz-Signal könnte eine Darstellung der Frequenz der Herzfrequenz sein oder das Rohsignal selbst sein, das zu verarbeiten ist, um die Frequenz zu bestimmen. Das Herzfrequenz-Signal kann von einer Doppler-Ultraschall-Technik, von einer Blutdrucküberwachungseinrichtung, von einer Impedanz-Bildgebungs-Einrichtung, akustisch von einem Stethoskop oder von einem anderen Mechanismus stammen. Die Herzfrequenz kann von demselben Ort an dem Patienten abgenommen werden, wie dem Ort der Oximetersonde oder von einem völlig verschiedenen Ort. Die Verarbeitung unter Verwendung des virtuellen Triggers kann entweder in Echtzeit erfolgen oder nachdem die aufgezeichneten Daten auf einer Platte gespeichert wurden, und sie könnte in Hardware- oder Software realisiert werden.
Die Daten von dem Oximeter könnten verarbeitet werden, sobald sie in dem RAM 224 von Fig. 2B gespeichert sind. Alternativ könnte eine große Datenmenge auf eine separate Platte heruntergeladen werden, und die Verarbeitung könnte die Daten in einem Nicht-Echtzeit-Vorgang wiederauffinden. Das Oximetrie-Signal an sich könnte von jedem Typ eines Oximetriesensors erzeugt werden, und es könnte sich um einen Sensor handeln, der zum Beispiel zwei oder drei Wellenlängen verwendet.

Claims

1. Pulsoximeter-Signalverarbeitungsvorrichtung mit:

Mitteln zum Erzeugen eines Pulsoximeter-Signals von einer optischen Überwachungseinrichtung, wobei das Signal eine bestimmte Periodendauer aufweist, und

Mitteln zum Empfangen eines Herzfrequenz-Signals von einer Herzfrequenz-Überwachungseinrichtung, wobei das Herzfrequenz-Signal dieselbe bestimmte Periodendauer aufweist,

dadurch gekennzeichnet, daß sie ferner

Mittel, um aus dem Herzfrequenz-Signal einen virtuellen Trigger zu erzeugen, und

Mittel zum Verarbeiten des Pulsoximetet-Signals durch Mittelung des Signals über eine Anzahl durch den virtuellen Trigger definierter Perioden umfaßt, wobei

die Phasenbeziehung zwischen dem virtuellen Trigger und dem Herzfrequenz-Signal beliebig ist, und wobei

der virtuelle Trigger erzeugt wird, während das Herzfrequenz-Signal empfangen wird, und für mindestens mehrere Perioden für den Fall, daß die Herzfrequenz nicht mit jedem Schlag fehlerfrei aktualisiert wird.

2. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei das Herzfrequenz-Signal ein periodisches Signal ist und die Vorrichtung ferner Mittel zum Umwandeln des periodischen Signals in eine numerische Darstellung der Periodendauer umfaßt.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Herzfrequenz-Überwachungseinrichtung eine Doppler-Ultraschall-, Blutdruck-, Impedanz-Bildgebungs- oder akustische Meßeinrichtung ist.

4. Vorrichtung nach Anspruch 1, welche ferner aufweist:

eine Abtastschaltung (210), die für eine Anzahl von Perioden digitale Abtastwerte des Pulsoximeter-Signals erzeugt, und

eine Verarbeitungsschaltung (214) zum Erzeugen des virtuellen Triggers, wobei die Verarbeitungsschaltung umfaßt:

erste Mittel zur Mittelung von Abtastwerten in der Anzahl von Perioden,

zweite Mittel zum Unterbinden der Erzeugung des virtuellen Triggers basierend auf Herzfrequenz-Periodendauern, die größer als eine erste vorbestimmte Periodendauer und geringer als eine zweite vorbestimmte Periodendauer sind,

dritte Mittel zum Unterbinden der Erzeugung des virtuellen Triggers basierend auf einer Herzfrequenz- Periodendauer, die über ein vorbestimmtes Maß hinaus variiert, und

vierte Mittel zum Bestimmen eines maximalen und eines minimalen Wertes des Pulsoximeter-Signals in den Perioden, einschließlich des Überprüfens aller Abtastwerte in jeder Periode.

5. Vorrichtung nach Anspruch 4, wobei die dritten Mittel Mittel zum Unterbinden der Erzeugung des virtuellen Triggers basierend auf einer Herzfrequenz umfassen, die in der Periodendauer häufiger als alle 5 Perioden der Herzfrequenz variiert.

6. Verfahren zum Verarbeiten eines Pulsoximeter-Signals, wobei das Verfahren umfaßt:

Erzeugen eines Pulsoximeter-Signals von einer optischen Überwachungseinrichtung, wobei das Signal eine bestimmte Periodendauer aufweist, und

Empfangen eines Herzfrequenz-Signals von einer Herzfrequenz-Überwachungseinrichtung, wobei das Herzfrequenz- Signal dieselbe bestimmte Periodendauer aufweist,

dadurch gekennzeichnet, daß das Verfahren ferner

das Erzeugen eines virtuellen Triggers aus dem Herzfrequenz-Signal, und

das Verarbeiten des Pulsoximeter-Signals durch Mittelung des Signals über eine Anzahl durch den virtuellen Trigger definierter Perioden umfaßt, wobei

der virtuelle Trigger mit einer Phasenbeziehung zu dem Herzfrequenz-Signal erzeugt wird, die beliebig ist, und wobei

7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei das Herzfrequenz-Signal durch Doppler-Ultraschall-, Blutdruck-, Impedanz-Bildgebungs- oder akustische Messung erzeugt wird.