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EP2967374A1 - Verfahren und vorrichtung zur überwachung von vitalfunktionen - Google Patents

Verfahren und vorrichtung zur überwachung von vitalfunktionen

Info

Publication number
EP2967374A1
EP2967374A1 EP14707772.1A EP14707772A EP2967374A1 EP 2967374 A1 EP2967374 A1 EP 2967374A1 EP 14707772 A EP14707772 A EP 14707772A EP 2967374 A1 EP2967374 A1 EP 2967374A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
parameter
light
spectral range
range
evaluation
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP14707772.1A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Axel Kulcke
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Sentec GmbH
Original Assignee
Senspec GmbH
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Senspec GmbH filed Critical Senspec GmbH
Priority to EP14707772.1A priority Critical patent/EP2967374A1/de
Publication of EP2967374A1 publication Critical patent/EP2967374A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
    • A61B5/0075—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence by spectroscopy, i.e. measuring spectra, e.g. Raman spectroscopy, infrared absorption spectroscopy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording for evaluating the cardiovascular system, e.g. pulse, heart rate, blood pressure or blood flow
    • A61B5/024—Measuring pulse rate or heart rate
    • A61B5/02438—Measuring pulse rate or heart rate with portable devices, e.g. worn by the patient
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
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    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6814—Head
    • A61B5/6815—Ear
    • A61B5/6816—Ear lobe
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    • A61B5/6825—Hand
    • A61B5/6826—Finger
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    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7203—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal
    • A61B5/7207—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts
    • A61B5/7214—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes for noise prevention, reduction or removal of noise induced by motion artifacts using signal cancellation, e.g. based on input of two identical physiological sensors spaced apart, or based on two signals derived from the same sensor, for different optical wavelengths
    • A—HUMAN NECESSITIES
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    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6814—Head

Definitions

  • the present invention relates to a method and a
  • Devices are known to record and / or monitor the vital signs of patients. Especially in emergencies, during first aid, in surgery or for a
  • Long-term monitoring or sleep monitoring are preferably used non-invasive devices and methods. Such devices and methods should provide fast and accurate results in order to be informed as quickly as possible about the health status of a patient or to make decisions about further measures.
  • pulse oximeters which measure the oxygen saturation of blood.
  • Absorbtion measured For example, an earlobe or a finger is received in a holder of such a device. The measurements will be in both the red and the near
  • infrared region of the light is performed, typically one measurement is carried out at a wavelength of 660nm and 940nm.
  • pulse spectrometers are known which are suitable for carrying out an amplitude-based evaluation of the pulse by means of spectroscopy, such as e.g. disclosed in WO 2011/161102 Al.
  • Motion artifacts If a patient moves, for example, the blood can be accelerated or decelerated, or a sensor attached to the body can slip. There is also the risk of external influences, especially of electrical
  • NIR near infrared light
  • Red light is applied and the optical density is measured.
  • measured values are included
  • Comparison values are compared and the oxygen saturation of the blood determined by the maximum rashes. This
  • Procedure is complicated and complicated and requires a high computing power.
  • the inventive method is for monitoring of
  • Vital parameters of a living being provided are in particular the pulse rate or the oxygen saturation of the blood. But it is also conceivable, the process for
  • the method comprises the following steps.
  • Broadband light preferably pulsed light
  • the light preferably comprises wavelengths in a spectral range from 400 nm to 850 nm.
  • a spectrum of the light returned from the tissue becomes
  • the light in the tissue may either have been reflected or transmitted.
  • Evaluation of the absorption will be at least a first parameter on the basis of a first spectral range within the
  • the second spectral range is greater than the first spectral range and contains the first spectral range at least partially.
  • the first parameter is compared with the second parameter and at least one
  • Hemoglobin has several in this waveband
  • isosbestic points on Especially in the wave range of 500nm to 600nm are such points. In this Range, the absorption coefficients of hemoglobin are higher and the relative proportion between absorption of hemoglobin and scattering of light in the tissue is increased.
  • the pulse increases and / or continuously alters the proportion of arterial blood in the tissue as well as the oxygen saturation in the tissue.
  • the spectra typically show the absorption of the
  • the parameter which is determined from the first, smaller spectral range, experiences significant fluctuations as a function of the pulse, or the oxygen saturation in the blood, especially if the range of wavelengths with increased absorption of oxygenated
  • Hemoglobin Hb02 between two isosbestic points.
  • the second parameter derived from a broader spectral range, provides a basis that undergoes little and / or slow change. By comparing these two parameters, a value can be determined
  • Amplitude-based measurement in a partial region of the spectrum normalized by a measurement over a broader range refers to wavelengths in which the absorption changes in a similar manner depending on the oxygen saturation, typically increasing at higher saturation.
  • the second area includes sections where absorption increases at higher oxygen saturation and sections where the Absorbtion at higher saturation decreases. Therefore, the measured parameter of the second region reflects more the scattering in the tissue or the absorption in the non-oxygenated blood than the measurement in the first region.
  • the measurement over the larger range is therefore to a much lesser extent dependent on the oxygen saturation than the measurement over the first, narrower range. By comparing these values, an oxygen-based rather than an amplitude-based measurement can be achieved.
  • the first region is selected so that the absorption increases with prolonged oxygen saturation, that is, that the absorption coefficient Hb02 is greater than that
  • the first spectral range substantially corresponds to one
  • Oxygen saturation behaves the same, for example, increases.
  • Isosbestic points are for example at 505nm, 522nm, 548nm, 570nm and 586nm (see Fig. 2).
  • the first spectral range can be composed of at least two subregions. Each of these subareas preferably has absorption coefficients which behave, for example increase, as a function of the oxygen saturation. If the subregions are selected accordingly, the absorption adds up. Thus, a statement can be made even at low oxygen saturation.
  • Such a quotient can be scaled arbitrarily and represents a dimensionless quantity.
  • the formation of a quotient causes a basic absorption, for example caused by the hemoglobin absorption, absorption of the skin, of the tissue or of the bone, or of the measurement
  • the second spectral range may comprise at least twice the wavelength range as the first
  • the second spectral range comprises a
  • Wave area which has several isosbestic points. This promotes a value that is subject to less fluctuation.
  • Both the first and second parameters may be determined by integrating the absorption curve over the first and second regions, respectively.
  • the integration results in individual values that can be easily linked with each other.
  • Oxygen signal generated which maps the evaluation time-resolved.
  • Such an image can be recorded at a frequency of 50 to 150 Hz. This can be the
  • Oxygen saturation can be mapped over time. For example, it is possible to detect hypoxia.
  • Oxygen-enriched blood is affected. Thus, both a statement about the oxygen saturation and the pulse can be made. A combination of the evaluation in a display device or the further processing of the values in relation to each other is now possible.
  • optical signal off For critical patients, this percentage may decrease by a factor of 10 or more.
  • Oxygen saturation can be calculated. This is according to
  • the result of the comparison of the first parameter with the second parameter can be compared with a purely amplitude-based signal. It is conceivable that such a
  • Signal is determined by the absorption of irradiated light, wherein the absorption is measured for example at a certain wavelength.
  • Common wavelengths of the prior art for example, 660nm or 940nm for measuring the oxygen saturation of the blood, other wavelengths for other properties of the blood are conceivable and the Specialist known.
  • a wavelength or an area of the irradiated light is selected which comprises a plurality of wavelengths, for example the waveband between two
  • an oxygen-based signal and an amplitude-based signal are available. From a comparison of these two signals, or from the degree of agreement of these signals can measure the
  • Trustworthiness of the signals are determined. For example, it is possible to set alarms that are an indication when the response between the signals changes, for example that the one signal is no longer detected correctly, for example if the light is no longer radiated correctly into the tissue. It is also conceivable to time-based these two signals
  • Another aspect of the invention relates to a device for monitoring vital parameters of a living being, in particular for monitoring the pulse.
  • the device for monitoring vital parameters of a living being in particular for monitoring the pulse.
  • Such a device comprises at least one light source for irradiating light in tissue.
  • the light source preferably emits a broadband light spectrum.
  • the spectrum includes light having a wavelength in the range of 400nm to 850nm.
  • the device has a receiver for the light radiation from the tissue.
  • the receiver also comprises means for fanning the light and a detector, so that a light spectrum of the light returned from the tissue is detectable.
  • the device has evaluation means. These evaluation means are suitable for at least a first one within the spectrum
  • Spectral range is greater than the first spectral range.
  • the evaluation means preferably comprise means for integrating at least the first and the second spectral range. As a result, at least the first and second parameters can be determined. Such specific values may, for example, be in one
  • Processor of the measuring device further processed.
  • the evaluation means comprise means for forming a quotient of the first and second parameters.
  • a quotient is particularly advantageous in the evaluation or further processing. With the formation of a quotient, a basic absorption can be excluded from the further processed signal. Thus, only values are considered that change and are of interest.
  • the evaluation means may comprise means for generating an oxygen signal, so that the evaluation can be imaged in a time-resolved manner. Such a mapping over time allows conclusions about the course of the vital signs. In particular, the temporal change of the value can be seen.
  • the device may comprise attachment means, preferably attachment means for securing the device to a
  • the light detector comprises a 2-dimensional sensor array, in particular a CMOS sensor, preferably a monolithic CMOS pixel array.
  • CMOS sensor preferably a monolithic CMOS pixel array.
  • Such a sensor allows a direct detection of the light spectrum, for example, each area or pixel, or each pixel array is assigned a different wavelength and allows direct integration by adding adjacent sensor cells.
  • FIG. 1 a typical measurement profiles of pulse oximeters from the
  • FIG. 1b typical noise ratios in blood measurements in vitro
  • FIG. 1c typical real signals of pulse oximeters
  • Figure 2 absorption curve of hemoglobin between
  • Figure 4a undisturbed pulse curve at low frequency
  • FIG. 4b undisturbed pulse curve at high frequency
  • FIGS. 5a and 5b pulse curves with disturbances
  • FIG. 6 and 7 Two pleth signals over a longer period of time;
  • FIG. 8 frequency spectrum of the pleth signal from FIG. 7;
  • FIG. 9 shows a device for carrying out the method according to the invention.
  • FIG. 1c now shows the real signals for the same wavelengths as in FIG. 1b, the measurement being based on a healthy one
  • FIG. 2 shows an absorption spectrum of the hemoglobin in the wavelength range from 500 nm to 600 nm for exemplary saturations of the hemoglobin with oxygen between 0% and 100%.
  • the isosbestic points at 505nm, 522nm, 548nm, 570nm and 586nm are clearly visible. In an isosbestic point, the relationship between increasing absorption coefficient and increasing oxygen saturation changes to decreasing
  • Absorption coefficients with increasing oxygen saturation and vice versa For example, the absorption coefficient of the curves between the isosbestic points at 522nm and 548nm and the curves between the isosbestic points at 570nm and 586nm higher, the higher the oxygen concentration.
  • FIG. 3 now shows the selected measuring ranges for the
  • the areas designated II and 12 are the areas in which the absorption coefficient of the
  • Oxygenated blood Hb02 is higher than that of the deoxygenated blood HHb. These areas together form a first subregion of the absorption spectrum.
  • designated area shows a second area to the
  • Determination of a second parameter is used.
  • Illustrated by way of example is the range between 505 nm and 600 nm (see FIG.
  • the curves of subsections II and 12 are each integrated separately at the same time or offset.
  • the coefficients are added to a single value.
  • the curve of the second subarea is integrated. Simultaneous operation, however, precludes serial sampling of the individual
  • Wavelengths are not enough. From the values of these two integrals a quotient can be formed, shown by way of example in the following formula.
  • the first measurement takes place in a partial region which has lower absorption coefficients with higher oxygen saturation of the hemoglobin.
  • the coefficients of integration could be generated.
  • Figure 4a shows an example of the comparison
  • the instantaneous measurements carried out as described herein can be carried out, for example, at a frequency of 50 to 150 Hz.
  • the values thus obtained make it possible to replicate the oxygen saturation as a function of time and to display it in a pleth diagram.
  • FIG. 4b shows corresponding measurement results for a fast pulse for FIG. 4a.
  • FIGS. 5a and 5b show pulse curves with interference
  • dimensionless coefficient is formed is more pronounced in comparison with the amplitude-based measurement.
  • FIG. 6 shows a plethat over a longer period of time.
  • the clearly visible frequency is the respiratory rate.
  • Pulse frequency is no longer displayed in this resolution.
  • the amplitude-based curve (shown in dashed lines) has no noticeable features.
  • the oxygen-based evaluation (solid line) shows a clear change in contrast to the amplitude-based evaluation.
  • Oxygen-based curve markedly off.
  • the behavior in the range between 200 and 300 seconds is a clear sign of hypoxia.
  • the oxygen depletion is indicated by the increase in the curve.
  • the significant drop in the curve at about 310 sec shows a rapid improvement in oxygen supply.
  • the pulse signals of these two curves can also be compared with each other in a finer resolution, such as shown in Fig. 7, and thus against each other
  • FIG. 7 shows a detail of a plethrough with a higher resolution and over a shorter period of time. Clearly visible is the pulse. The superimposed low frequency is the respiratory rate. The correlation between the amplitude-based (dashed) and the oxygen-based (solid) signal can be clearly recognized.
  • a frequency analysis of the oxygen based, i. shown in solid line in Figure 7 is shown in Figure 8.
  • the respiratory rate is about 0.2 Hz, the pulse rate at about 2.2 Hz.
  • the pulse rate is about 2.2 Hz.
  • Respiratory rate is significantly less than the pulse rate.
  • the pulse rate is also recognizable by the fact that harmonic upper frequencies are recognizable. The existence of such
  • FIG. 9 shows an exemplary embodiment of a
  • the device 1 has a housing in which the various optical and
  • the measurement is done on a finger.
  • the finger is guided into the measuring range 3 or brought to the measuring range 3.
  • a broadband LED 20 is provided, which typically emits light in the spectral range of 400 to 850 nm against the measuring range 3.
  • the housing 16 has an opening for the exit of the light.
  • the opening may be provided with a transparent cover 19 for the exiting light.
  • the reflected or transmitted by the finger light is passed through a second opening in the housing 16, which is also provided with a transparent cover 19 for the light, in the housing 16.
  • a slit 7 and a first imaging optics 8 are provided which the light on
  • Steer diffraction grating 9 By the diffraction grating 9, the light is fanned depending on the wavelength and passed through a second imaging optics 10 on the sensor surface 11 of a light detector, in particular an image sensor 12.
  • the image sensor 12 and the LED 20 are arranged on a common printed circuit board 18 in the housing 16.
  • the printed circuit board 18 is also provided with electronic components for controlling the LED 20 and the
  • the printed circuit board 18 also has a USB controller 36 and USB ports not shown in detail. This USB interface allows one hand
  • it allows data exchange with an external computer or display device.
  • FIG. 10 now shows the schematic structure and the FIGS
  • the device 1 has one or more light sources 2 (only one shown here), which generate measuring light.
  • the light source 2 serves as a measuring area 3 to be examined, typically a skin and tissue area, as substantially
  • Measurement range 3 is thus illuminated either reflexively or transmissively in the various embodiments by the illumination devices and emits analysis light 4 in accordance with its transmission or reflection behavior.
  • Analysis light 4 is a deflection mirror 5 in a
  • Spectrometer unit coupled for fanning the light, wherein such a spectrometer unit at least one aperture 7, a first imaging optics 8 and a diffraction grating 9th
  • the analysis light 4 is here to determine the oxygen saturation in the blood and other blood levels in Wavelength range between 400nm and 850nm and has a spectral distribution according to the substance composition. Thus, the analysis light contains spectra in the relevant
  • Substance composition in the measuring range 3 so typically the composition of the arterial blood and the substance
  • the analysis light 4 passes through a deflection mirror 5 and a third imaging optics 6 on a diaphragm 7.
  • Imaging optics 6 serves as an input lens for the
  • the aperture 7 is elongated, preferably as a gap or slot, for. B. with a width of typically 10 ym to 30 ym, and extending in the horizontal direction or z-direction (perpendicular to the plane in Figure 10).
  • other optical elements such as filters or other mirrors may be used to filter or direct the light.
  • the transmitted by the aperture 7 stripes of the image of the measuring area 3 is thrown as light over a first imaging optics 8 on a diffraction grating 9.
  • the grid is for
  • Monitoring blood counts typically include a transmissive "Volume Phase Holographic" lattice with a blaze wavelength in the range of 500nm to 800nm and approximately 300 1 / mm to 6001 / mm
  • the grating 9 is constructed and arranged such that a
  • Imaging optics 10 the diffracted light is imaged as a diffraction image on a sensor surface 11 of an image sensor 12.
  • a sensor surface 11 of an image sensor 12 On the sensor surface 11 is thus a diffraction pattern of the diaphragm 7 and whose gap is shown, with the longitudinal extent of the gap (the z-direction) in one direction and the wavelength-dispersive fanning of the diffraction pattern in the other direction.
  • the image sensor is in monitoring for blood value measurements
  • CMOS Aptina MT9m032 1.6 Mpixel
  • MT9P031 5 Mpix
  • Each row or column can have the value of one
  • Regions of the sensor 12 for example with certain characteristics
  • Wavelengths read out and added.
  • This optical value can be digitized directly on the sensor 12, for example. Electrical disturbances can thus largely be excluded or at least reduced. The so
  • Calculated value can be forwarded to a processor for processing or further processing.
  • the value can be evaluated in the processor or in further evaluation means, wherein the processor can be in a correspondingly programmed computer. It is also possible that the evaluation means are part of the device 1 and are located completely therein. An external arrangement is conceivable. This arrangement can, for example, via output means such as
  • a screen or an acoustic display For example, have a screen or an acoustic display.

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Abstract

Verfahren zur Überwachung von Vitalparametern eines Lebewesens, wobei breitbandiges Licht in das Gewebe eines Lebewesens eingestrahlt wird, ein Spektrum des eingestrahlten Lichtes aufgenommen wird und eine Auswertung der Absorption durchgeführt wird, wobei wenigstens ein erster Parameter auf der Basis der Absorptionswerte eines ersten Spektralbereiches und wenigstens ein zweiter Parameter auf der Basis der Absorptionswerte eines zweiten Spektralbereiches (13) ermittelt wird, der erste Parameter mit dem zweiten Parameter verglichen wird und anhand des Vergleichs wenigstens ein Vitalparameter bestimmt wird.

Description

Verfahren und Vorrichtung zur Überwachung von Vitalfunktionen
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren und eine
Vorrichtung zur Überwachung von Vitalfunktionen von Patienten.
Aus dem Stand der Technik sind verschiedenen Verfahren und
Geräte bekannt, um die Vitalfunktionen von Patienten aufzunehmen und/oder zu überwachen. Insbesondere bei Notfällen, während der Erstvorsorgung, bei Operationen oder auch für ein
Langzeitmonitoring oder eine SchlafÜberwachung werden bevorzugt nicht-invasive Geräte und Verfahren eingesetzt. Derartige Geräte und Verfahren sollen schnelle und genaue Resultate liefern, um möglichst schnell über den Gesundheitszustand eines Patienten informiert zu sein oder Entscheidungen über weitere Massnahmen zu treffen.
Aus dem Stand der Technik sind beispielsweise Pulsoximeter bekannt, die die SauerstoffSättigung von Blut messen.
Typischerweise wird Licht in ein Gewebe emittiert und die
Absorbtion gemessen. Beispielsweise wird ein Ohrläppchen oder ein Finger in einem Halter eines derartigen Gerätes aufgenommen. Die Messungen werden sowohl im roten als auch im nahen
infraroten Bereich des Lichtes durchgeführt, typischerweise wird jeweils eine Messung bei einer Wellenlänge von 660nm und bei 940nm durchgeführt.
Ausserdem sind Pulsspektrometer bekannt, die geeignet sind, eine amplitudenbasierte Auswertung des Pulses mittels Spektroskopie vorzunehmen, wie z.B. in der WO 2011/161102 AI offenbart.
Ein verbreitetes Problem derartiger Verfahren und Geräte besteht darin, dass Messwerte ungenau sind oder dass die Messwerte oder Ergebnisse verfälscht sind. Da die Messungen bei einzelnen Wellenlängenbereichen durchgeführt werden, sind sie äusserst empfindlich auf Veränderungen, zum Beispiel von
Umgebungsbedingungen des Messobjekts. Ausserdem ist eine
derartige amplitudenbasierte Auswertung anfällig auf
Bewegungsartefakte. Bewegt sich ein Patient, kann beispielsweise das Blut beschleunigt oder abgebremst werden oder ein am Körper angebrachter Sensor kann verrutschen. Ausserdem besteht die Gefahr von Fremdeinflüssen, insbesondere von elektrischen
Geräten, magnetischen oder elektrischen Feldern oder
Spannungsschwankungen innerhalb der Geräte. Je schlechter die Vitalfunktionen eines Patienten sind, desto schwieriger ist es, genaue Resultate zu erhalten, da die Nebengeräusche, sogenannte Artefakte, im Verhältnis sehr gross werden.
Es existieren unterschiedliche Ansätze, derartige
Bewegungsartefakte aus dem Messsignal auszuschliessen . Die
US 2011/0245654 offenbart beispielsweise ein Verfahren, welches mit einem adaptiven Filter die Bewegungsartefakte
herauszufiltern versucht. Nahes Infrarotlicht (NIR) sowie
Rotlicht werden appliziert und die optische Dichte gemessen. In einem numerischen Verfahren werden gemessene Werte mit
Vergleichswerten verglichen und die SauerstoffSättigung des Blutes mittels der maximalen Ausschläge bestimmt. Dieses
Verfahren ist aufwändig und kompliziert und verlangt eine hohe Rechenleistung .
Es ist daher eine Aufgabe der Erfindung, die Nachteile des Standes der Technik zu überwinden. Insbesondere soll ein
Verfahren und eine Vorrichtung bereitgestellt werden, welche komplizierte Rechenvorgänge vermindert, auf Bewegungsartefakte weniger anfällig ist und somit Fehlalarme vermeidet. Diese Aufgabe wird durch die in den unabhängigen
Patentansprüchen definierten Verfahren und Vorrichtungen gelöst. Weitere Ausführungsformen ergeben sich aus den abhängigen
Patentansprüchen .
Das erfindungsgemässe Verfahren ist zur Überwachung von
Vitalparametern eines Lebewesens vorgesehen. Ein Vitalparameter ist insbesondere die Pulsrate oder die SauerstoffSättigung des Blutes. Es ist aber auch vorstellbar, das Verfahren zur
Überwachung weiterer Parameter wie Blutzucker oder anderen chemischen Bestandteilen des Blutes oder anderer Flüssigkeiten einzusetzen. Das Verfahren umfasst die folgenden Schritte.
Breitbandiges Licht, bevorzugt gepulstes Licht, wird in Gewebe eines Lebewesens eingestrahlt. Dabei umfasst das Licht bevorzugt Wellenlängen in einem Spektralbereich von 400nm bis 850nm. Ein Spektrum des aus dem Gewebe zurückgegebenen Lichtes wird
aufgenommen. Dabei kann das Licht im Gewebe entweder reflektiert oder transmittiert worden sein. Abschliessend wird eine
Auswertung des aufgenommenen Spektrums durchgeführt. Zur
Auswertung der Absorption wird wenigstens ein erster Parameter auf der Basis eines ersten Spektralbereichs innerhalb des
Spektrums ermittelt. Ausserdem wird wenigstens ein zweiter
Parameter auf der Basis wenigstens eines zweiten
Spektralbereichs ermittelt. Der zweite Spektralbereich ist grösser als der erste Spektralbereich und enthält den ersten Spektralbereich zumindest teilweise. Der erste Parameter wird mit dem zweiten Parameter verglichen und wenigstens ein
Vitalparameter anhand des Vergleichs bestimmt.
Sowohl oxigeniertes Hämoglobin (Hb02) als auch reduziertes
Hämoglobin (HHb) weist in diesem Wellenbereich mehrere
isosbestische Punkte auf. Insbesondere im Wellenbereich von 500nm bis 600nm befinden sich derartige Punkte. In diesem Bereich sind die Absorptionskoeffizienten des Hämoglobins höher und der relative Anteil zwischen Absorption des Hämoglobins und Streuung des Lichtes im Gewebe wird erhöht. Durch den Puls wird sowohl der Anteil des arteriellen Blutes im Gewebe erhöht, bzw. kontinuierlich verändert, als auch die SauerstoffSättigung im Gewebe. Eine Grundabsorbtion durch die nicht oder nur langsam veränderlichen Bestandteile des Gewebes, beispielsweise Haut und Knochen, bleibt jedoch bestehen.
Die Spektren zeigen typischerweise die Absorption des
eingestrahlten Lichtes im Blut und Gewebe. Der Parameter, der aus dem ersten, kleineren Spektralbereich ermittelt wird, erfährt deutliche Schwankungen in Abhängigkeit des Pulses, bzw. der SauerstoffSättigung im Blut, insbesondere wenn der Bereich die Wellenlängen mit erhöhter Absorption des oxigenierten
Hämoglobins Hb02 zwischen zwei isosbestischen Punkten umfasst. Der zweite Parameter, der aus einem breiteren Spektralbereich gewonnen wird stellt eine Basis dar, die nur geringen und/oder langsamen Änderungen unterworfen ist. Durch Vergleich dieser beiden Parameter kann ein Wert bestimmt werden, der
beispielsweise eine Aussage über die Sättigung des Blutes mit Sauerstoff erlaubt. Erfolgt die Auswertung über einen breiten Spektralbereich mit mehreren Wellenlängen, ist der Einfluss der jeweiligen Veränderung einzelner Anteile geringer. Mit dem erfindungsgemässen Verfahren wird also nicht rein
amplitudenbasiert gemessen. Vielmehr wird eine
amplitudenbasierte Messung in einem Teilbereich des Spektrums durch eine Messung über einen breiteren Bereich normiert. Der Teilbereich betrifft dabei Wellenlängen, in denen die Absorption sich in Abhängigkeit der SauerstoffSättigung in einer gleichen Weise ändert, typischerweise bei höherer Sättigung zunimmt. Der zweite Bereich umfasst Abschnitte, in denen die Absorption bei höherer SauerstoffSättigung zunimmt und Abschnitte, in denen die Absorbtion bei höherer Sättigung abnimmt. Der gemessene Parameter des zweiten Bereiches spiegelt daher stärker die Streuung im Gewebe oder die Absorption im nicht oxigenierten Blut wieder als die Messung im ersten Bereich. Die Messung über den grösseren Bereich ist daher in einem weit geringerem Masse von der SauerstoffSättigung abhängig als die Messung über den ersten, engeren Bereich. Durch Vergleich dieser Werte lässt sich eine Sauerstoffbasierte statt einer amplitudenbasierten Messung erzielen .
Bevorzugt ist der erste Bereich so gewählt, dass die Absorption bei längerer SauerstoffSättigung zunimmt, das heisst, dass der Absorbtionskoeffizient Hb02 grösser ist, als der
Absorptionskoeffizient HHb . In einer bevorzugten Ausführungsform entspricht der erste Spektralbereich im Wesentlichen einem
Bereich zwischen mindestens zwei benachbarten isosbestischen Punkten, in denen sich die Absorption in Abhängigkeit der
SauerstoffSättigung gleich verhält, zum Beispiel zunimmt.
Isosbestische Punkte befinden sich beispielsweise bei 505nm, 522nm, 548nm, 570 nm und 586nm (siehe dazu Fig. 2) .
Der erste Spektralbereich kann aus zumindest zwei Teilbereichen zusammengesetzt sein. Bevorzugt weist jeder dieser Teilbereiche Absorptionskoeffizienten auf, die sich in Abhängigkeit der SauerstoffSättigung gleich verhalten, zum Beispiel zunehmen. Werden die Teilbereiche entsprechend gewählt, summiert sich die Absorbtion. Somit kann auch bei geringer SauerstoffSättigung eine Aussage gemacht werden.
Eine besonders vorteilhafte Möglichkeit des Vergleichs des ersten Parameters mit dem zweiten Parameter ergibt sich aus der Bildung eines Quotienten aus dem ersten und dem zweiten
Parameter. Ein derartiger Quotient kann beliebig skaliert werden und stellt eine dimensionslose Grösse dar. Durch die Bildung eines Quotienten wird eine Grundabsorbtion, beispielsweise durch die Hämoglobinabsorbtion, Absorption der Haut, des Gewebes oder von Knochen verursacht, gefiltert, bzw. aus der Messung
ausgeschlossen .
Der zweite Spektralbereich kann zumindest einen doppelt so grossen Wellenlängenbereich umfassen wie der erste
Spektralbereich. Durch eine derartige breite Messung des zweiten Spektralbereiches wird ein Wert erreicht, der in Abhängigkeit von der SauerstoffSättigung nur geringen Schwankungen
unterworfen ist oder sich nur langsam verändert.
Bevorzugt umfasst der zweite Spektralbereich einen
Wellenbereich, der mehrere isosbestische Punkte aufweist. Dies begünstigt einen Wert, der geringeren Schwankungen unterworfen ist .
Sowohl der erste als auch der zweite Parameter kann durch ein Integral der Absorptionskurve über den ersten bzw. den zweiten Bereich bestimmt werden. Durch die Integration ergeben sich einzelne Werte, die auf einfache Weise miteinander verknüpft werden können.
Bevorzugt wird mit dem erfindungsgemässen Verfahren ein
Sauerstoffsignal erzeugt, welches die Auswertung zeitaufgelöst abbildet. Eine derartige Abbildung kann mit einer Frequenz von 50 bis 150 Hz aufgezeichnet werden. Damit kann die
SauerstoffSättigung über die Zeit abgebildet werden. Es ist dadurch beispielsweise möglich, eine Hypoxie zu erkennen.
Sauerstoffwerte im Gewebe nehmen ab, die Vergleichswerte
erfahren eine deutliche Änderung, da beispielsweise die
Grundabsorption von einem längerfristigen Wert abweicht. Es ist auch möglich, aus dem Sauerstoffsignal die Pulsrate zu bestimmen, da die SauerstoffSättigung im Gewebe direkt vom Puls, bzw. vom frisch geförderten arteriellen d.h.
Sauerstoffangereicherten Blut beeinflusst wird. Somit kann sowohl eine Aussage über die SauerstoffSättigung als auch über den Puls gemacht werden. Eine Kombination der Auswertung in einem Anzeigegerät oder die Weiterverarbeitung der Werte in Abhängigkeit zueinander ist nun möglich.
Der Pulsanteil in der Absorption macht nur einen geringen Teil, bei einem gesunden Menschen ca. 1% bis 5%, des gesamten
optischen Signales aus. Bei kritischen Patienten kann dieser Anteil bis um den Faktor 10 oder mehr abnehmen. Durch das erfindungsgemässe Verfahren kann jedoch auch ein Puls bzw. eine SauerstoffSättigung erfasst werden, die als kritisch einzustufen ist, bzw. ein Puls kann aus der Veränderung der
SauerstoffSättigung errechnet werden. Dies ist gemäss
vorliegendem Verfahren möglich, da nicht das Absolutsignal ausgewertet wird, sondern bei Bildung eines Quotienten das
Verhältnis der unterschiedlichen Absorption der einzelnen Wellen der jeweiligen Spektralbereiche.
Das Resultat des Vergleichs von dem ersten Parameter mit dem zweiten Parameter, welches beispielsweise als Vitalparameter vorliegen kann, kann mit einem rein amplitudenbasierten Signal verglichen werden. Es ist vorstellbar, dass ein derartiges
Signal mittels der Absorption von eingestrahltem Licht bestimmt wird, wobei die Absorption beispielsweise bei einer bestimmten Wellenlänge gemessen wird. Gängige Wellenlängen aus dem Stand der Technik sind beispielsweise 660nm oder 940nm für die Messung der SauerstoffSättigung des Blutes, andere Wellenlängen für andere Eigenschaften des Blutes sind vorstellbar und dem Fachmann bekannt. Typischerweise wird für die Generierung eines amplitudenbasierten Signales eine Wellenlänge oder ein Bereich des eingestrahlten Lichtes gewählt, der mehrere Wellenlängen umfasst, beispielsweise der Wellenbereich zwischen zwei
isosbestischen Punkten. Ein derartiges Signal kann
beispielsweise aus dem ersten oder zweiten gemäss dem
vorliegenden Verfahren ermittelten Parameter gewonnen werden. Es ist aber auch vorstellbar, den Vergleich mit einem zweiten, unabhängigen amplitudenbasierten Signal durchzuführen,
beispielsweise mit dem Signal eines Pulsoximeters .
Mit der erfindungsgemässen Lösung stehen ein Sauerstoffbasiertes Signal und ein amplitudenbasiertes Signal zur Verfügung. Aus einem Vergleich dieser beiden Signale, bzw. aus dem Grad der Übereinstimmung dieser Signale kann ein Mass der
Vertrauenswürdigkeit der Signale bestimmt werden. Es lassen sich so beispielsweise Alarme setzen, die bei sich ändernder Reaktion zwischen den Signalen ein Indiz sind, dass beispielsweise das eine Signal nicht mehr richtig erfasst wird, beispielsweise wenn das Licht nicht mehr richtig in das Gewebe eingestrahlt wird. Es ist auch vorstellbar, diese beiden Signale zeitbasiert
aufzuzeichnen. Damit können auch längerfristige Änderungen oder Abweichungen ermittelt werden oder verschiedene Mittelwerte, insbesondere auch Mittelwerte über einzelne Intervalle oder Zeitabschnitte, miteinander verglichen werden.
Ein weiterer Aspekt der Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Überwachung von Vitalparametern eines Lebewesens, insbesondere zur Überwachung des Pulses. Bevorzugt eignet sich die
Vorrichtung zur Durchführung des vorliegend beschriebenen
Verfahrens. Eine derartige Vorrichtung umfasst zumindest eine Lichtquelle zum Einstrahlen von Licht in Gewebe. Die Lichtquelle emittiert bevorzugt ein breitbandiges Lichtspektrum. Insbesondere umfasst das Spektrum Licht mit einer Wellenlänge im Bereich von 400nm bis 850nm. Des Weiteren weist die Vorrichtung einen Empfänger für die Lichtstrahlung aus dem Gewebe auf. Der Empfänger umfasst ausserdem Mittel zur Auffächerung des Lichtes sowie einen Detektor, so dass ein Lichtspektrum des aus dem Gewebe zurückgegeben Lichtes detektierbar ist. Die Vorrichtung weist Auswertungsmittel auf. Diese Auswertungsmittel sind dazu geeignet, innerhalb des Spektrums wenigstens einen ersten
Parameter auf der Basis eines ersten Spektralbereichs und wenigstens einen zweiten Parameter auf der Basis wenigstens eines zweiten Spektralbereichs zu ermitteln. Der zweite
Spektralbereich ist grösser als der erste Spektralbereich.
Ausserdem sind die Auswertungsmittel dazu geeignet, einen
Vergleich von dem ersten Parameter mit dem zweiten Parameter durchzuführen und anhand des Vergleichs eine Bestimmung eines Vitalparameters durchzuführen. Dies begünstigt die Verarbeitung des Vitalparameters, beziehungsweise dessen Auswertung.
Bevorzugt umfassen die Auswertungsmittel Mittel zum Integrieren zumindest des ersten und des zweiten Spektralbereichs. Dadurch sind zumindest der erste sowie der zweite Parameter bestimmbar. Derartige bestimmte Werte können beispielsweise in einem
Prozessor der Messvorrichtung weiterverarbeitet werden.
In einer bevorzugten Ausführungsform umfassen die Auswertemittel Mittel zur Bildung eines Quotienten aus dem ersten und dem zweiten Parameter. Als dimensionslose Grösse ist ein Quotient besonders vorteilhaft in der Auswertung bzw. Weiterverarbeitung. Mit der Bildung eines Quotienten kann eine Grundabsorption aus dem weiter zu verarbeitenden Signal ausgeschlossen werden. Somit werden nur Werte berücksichtigt, die sich verändern und dadurch von Interesse sind. Ausserdem können die Auswertemittel Mittel zur Erzeugung eines SauerstoffSignals umfassen, so dass die Auswertung zeitaufgelöst abbildbar ist. Eine derartige Abbildung über die Zeit lässt Rückschlüsse über den Verlauf des Vitalwertes zu. Insbesondere die zeitliche Änderung des Wertes ist ersichtlich.
Die Vorrichtung kann Befestigungsmittel aufweisen, bevorzugt Befestigungsmittel zum Befestigen der Vorrichtung an einem
Finger, der Stirn, einem Ohrläppchen oder auf einer
Hautoberfläche. Dies ist besonders vorteilhaft für den Fall, dass Messungen über einen längeren Zeitraum gemacht werden müssen .
Vorteilhaft umfasst der Lichtdetektor einen 2-dimensionales Sensorarray, insbesondere einen CMOS-Sensor, bevorzugt einen monolithischen CMOS-Pixelarray . Ein derartiger Sensor ermöglicht eine direkte Erfassung des Lichtspektrums, wobei beispielsweise jedem Bereich oder Pixel, bzw. jedem Pixelarray eine andere Wellenlänge zugeordnet ist und eine direkte Integration durch Aufaddieren von nebeneinanderliegenden Sensorzellen erlaubt.
Ausserdem ist eine direkte Verstärkung und Weiterverarbeitung des Signales möglich.
Anhand von Figuren, welche lediglich Ausführungsbeispiele darstellen, wird die Erfindung im Folgenden näher erläutert. Es zeigen :
Figur la: Typische Messverläufe von Pulsoximetern aus dem
Stand der Technik;
Figur lb: typische Rauschverhältnisse bei Blutmessungen in vitro;
Figur lc: typische reale Signale von Pulsoximetern; Figur 2: Absorptionsverlauf des Hämoglobins zwischen
500nm und 600nm;
Figur 3: der Verlauf aus Figur 2 mit darin
eingezeichneten Messbereichen;
Figur 4a: ungestörte Pulskurve bei niedriger Frequenz;
Figur 4b: ungestörte Pulskurve bei hoher Frequenz;
Figur 5a und 5b: Pulskurven mit Störungen;
Figur 6 und 7: Zwei Plethsignale über einen längeren Zeitraum; Figur 8: Frequenzspektrum des Pleth-Signals aus Figur 7;
Figur 9: Darstellung einer Vorrichtung zur Durchführung des erfindungsgemässen Verfahrens;
Figur 10: Schematische Darstellung der Vorrichtung aus
Figur 9.
Figur la zeigt typische Sequenzen von Lichtaufnahmen von
verschiedenen, auf dem Markt erhältlichen Pulsoximetern . Es gibt Geräte, die abwechslungsweise Infrarot- und Rotlicht aussenden, mit dazwischen liegenden Dunkelphasen (erste Kurve) . Alternative Messgeräte zeigen hintereinandergeschaltete Verläufe (Kurve 3) oder Verläufe mit sich wiederholenden Einzelphasen (Kurve 2) .
Figur lb zeigt typische Rauschverhältnisse in technischen
Aufbauten, beispielsweise eine Messung an einem Blutschlauch. Jedem dieser Graphen ist eine bestimmte Wellenlänge des
Lichtspektrums zugeordnet. Allen gemein ist ein überlagertes Rauschen sowie eine pulsatile Änderung, hier verursacht durch eine Rollerpumpe.
Figur lc zeigt nun für die gleichen Wellenlängen wie aus Figur lb die realen Signale, wobei die Messung an einem gesunden
Probanden durchgeführt wurde. Die Messung wurde am Mittelfinger des rechten Armes durchgeführt. Figur 2 zeigt ein Absorptionsspektrum des Hämoglobins im Wellenbereich von 500nm bis 600nm für beispielhafte Sättigungen des Hämoglobins mit Sauerstoff zwischen 0% und 100%. Deutlich zu erkennen sind die isosbestischen Punkte bei 505nm, 522nm, 548nm, 570nm und bei 586nm. In einem isosbestischen Punkt wechselt der Zusammenhang von zunehmendem Absorptionskoeffizienten bei zunehmender SauerstoffSättigung zu abnehmenden
Absorptionskoeffizienten bei zunehmender SauerstoffSättigung und umgekehrt. So ist der Absorptionskoeffizient beispielsweise der Kurven zwischen den isosbestischen Punkten bei 522nm und bei 548nm sowie der Kurven zwischen den isosbestischen Punkten bei 570nm und 586nm höher, je höher die Sauerstoffkonzentration ist.
Figur 3 zeigt nun die ausgewählten Messbereiche für das
vorliegende Verfahren. Die mit II und 12 bezeichneten Bereiche sind die Bereiche, in denen der Absorptionskoeffizient des
Sauerstoffgesättigten Blutes Hb02 höher ist, als jener des sauerstoffarmen Blutes HHb . Diese Bereiche bilden zusammen einen ersten Teilbereich des Absorptionsspektrums. Der mit 13
bezeichnete Bereich zeigt einen zweiten Bereich, der zur
Ermittlung eines zweiten Parameters herangezogen wird.
Beispielhaft dargestellt ist der Bereich zwischen 505nm und 600nm (vgl. dazu Figur 2) für einen Wert der
SauerstoffSättigung .
Die Kurven der Teilbereiche II und 12 werden jeweils separat zeitgleich oder versetzt integriert. Die Koeffizienten werden zu einem einzelnen Wert addiert. In einem weiteren Schritt, der gleichzeitig oder zeitversetzt ablaufen kann, wird die Kurve des zweiten Teilbereiches integriert. Ein gleichzeitiger Ablauf schliesst jedoch das serielle Abtasten der einzelnen
Wellenlängen nicht aus. Aus den Werten dieser zwei Integrale kann ein Quotient gebildet werden, beispielhaft gezeigt in folgender Formel.
II und 12 sind die Teilbereiche des ersten Spektralbereiches, 13 bezeichnet den zweiten Spektralbereich. P ist ein
dimensionsloser Koeffizient, der zur Weiterverarbeitung
verwendet werden kann.
Es ist selbstverständlich alternativ auch vorstellbar, dass die erste Messung in einem Teilbereich stattfindet, der tiefere Absorbtionskoeffizienten bei höherer SauerstoffSättigung des Hämoglobins aufweist. Somit könnten weitere unterschiedliche Parameterverläufe generiert werden. Es ist beispielsweise auch vorstellbar, aus den Koeffizienten der Integration eine
Differenz zu bilden.
Figur 4a zeigt beispielhaft die Gegenüberstellung
dimensionsloser Koeffizienten mit einer amplitudenbasierten Messung eines niedrigen und ungestörten Pulses über die Zeit. Die wie im vorliegend beschriebenen Verfahren durchgeführten instantanen Messungen können beispielsweise mit einer Frequenz von 50 bis 150 Hz durchgeführt werden. Die so gewonnenen Werte ermöglichen es die SauerstoffSättigung in Abhängigkeit der Zeit aufzuplotten und in einem Pleth-Diagramm darzustellen. Die
Gegenüberstellung dieser Sauerstoffbasierten Auswertung (als durchzogene Linie erkennbar) mit der amplitudenbasierten Messung (im vorliegenden Plot gestrichelt eingezeichnet) zeigt eine deutliche Übereinstimmung. Figur 4b zeigt zu Figur 4a entsprechende Messresultate für einen schnellen Puls.
Figur 5a und 5b zeigen Pulskurven mit Störungen durch
Bewegungsartefakte, wobei die Kurven jenen aus Figur 4a und 4b entsprechen. Die Ausprägung der Kurve, die aus dem
dimensionslosen Koeffizienten gebildet wurde ist im Vergleich mit der amplitudenbasierten Messung ausgeprägter.
Figur 6 zeigt einen Pleth-Verlauf über einen längeren Zeitraum. Die deutlich sichtbare Frequenz ist die Atemfrequenz. Die
Pulsfrequenz ist in dieser Auflösung nicht mehr darstellbar. Die amplitudenbasierte Kurve (gestrichelt dargestellt) weist keine auffälligen Merkmale auf. Hingegen zeigt die Sauerstoffbasierte Auswertung (durchzogene Linie) eine deutliche Veränderung im Gegensatz zur amplitudenbasierten Auswertung. Ungefähr ab
Sekunde 225 fangen die Signale der beiden Kurven an zu
divergieren. Ungefähr ab Sekunde 310 fällt die
Sauerstoffbasierte Kurve markant ab. Das Verhalten im Bereich zwischen 200 und 300 Sekunden ist ein deutliches Zeichen für eine Hypoxie. Die SauerstoffUnterversorgung wird durch das Ansteigen der Kurve angezeigt. Der markante Abfall der Kurve ungefähr ab Sekunde 310 zeigt eine schnelle Verbesserung der SauerstoffVersorgung .
Die Pulssignale dieser beiden Kurven können ausserdem in einer feineren Auflösung, wie beispielsweise in Fig. 7 gezeigt, miteinander verglichen werden und somit gegeneinander
werden, da beide Signale einen in weiten Bereichen übereinstimmenden Pulsverlauf zeigen müssen. Störungen der einzelnen Messsignale sind somit detektierbar . Figur 7 zeigt einen Ausschnitt aus einem Pleth-Verlauf mit einer höheren Auflösung und über einen kürzeren Zeitraum. Deutlich zu sehen ist der Puls. Die überlagerte niedere Frequenz ist die Atemfrequenz. Die Korrelation zwischen dem amplitudenbasierten (gestrichelt) und dem Sauerstoffbasierten (durchgezogen) Signal ist eindeutig zu erkennen.
Eine Frequenzanalyse des Sauerstoffbasierten, d.h. durchgezogen dargestellten Signals aus Figur 7 ist in Figur 8 dargestellt. Die Atemfrequenz liegt bei ca 0.2 Hz, die Pulsfrequenz bei ca. 2.2 Hz. Im Allgemeinen gilt bei Erwachsenen, dass die
Atemfrequenz deutlich kleiner als die Pulsfrequenz ist. Die Pulsfrequenz ist ausserdem daran erkennbar, dass harmonische Oberfrequenzen erkennbar sind. Die Existenz derartiger
Oberfrequenzen kann zur Verifikation der Pulsfrequenz
herangezogen werden.
Figur 9 zeigt eine beispielhafte Ausführung einer
erfindungsgemässen Vorrichtung, wie z.B in der WO2011/161102 zur Messung von Blutzucker beschrieben. Die Vorrichtung 1 weist ein Gehäuse auf, in dem die verschiedenen optischen und
elektronischen Komponenten angeordnet sind. Die Messung erfolgt an einem Finger. Der Finger wird in den Messbereich 3 geführt oder an den Messbereich 3 herangeführt. Als Lichtquelle ist eine breitbandige LED 20 vorgesehen, die typischerweise Licht im Spektralbereich von 400 bis 850nm gegen den Messbereich 3 ausstrahlt. Das Gehäuse 16 weist eine Öffnung zum Austritt des Lichtes auf. Die Öffnung kann mit einer für das austretende Licht transparenten Abdeckung 19 versehen sein. Das durch den Finger reflektierte oder transmittierte Licht wird durch eine zweite Öffnung im Gehäuse 16, welche ebenfalls mit einer für das Licht transparenten Abdeckung 19 versehen ist, in das Gehäuse 16 geleitet. Zur Leitung und Auffächerung des Lichtes ist eine Spiegelanordnung 5, eine Spaltblende 7 und eine erste Abbildungsoptik 8 vorgesehen, welche das Licht auf ein
Beugungsgitter 9 lenken. Durch das Beugungsgitter 9 wird das Licht wellenlängenabhängig aufgefächert und über eine zweite Abbildungsoptik 10 auf die Sensorfläche 11 eines Lichtdetektors, insbesondere eines Bildsensors 12 geleitet. Der Bildsensor 12 und die LED 20 sind auf einer gemeinsamen Leiterplatte 18 im Gehäuse 16 angeordnet. Die Leiterplatte 18 ist ausserdem mit Elektronikkomponenten zur Steuerung der LED 20 und des
Bildsensors 12 versehen. Insbesondere weist die Leiterplatte 18 auch einen USB-Controller 36 und nicht genauer dargestellte USB Anschlüsse auf. Diese USB-Schnittstelle erlaubt einerseits
Energiezufuhr zu der Vorrichtung 1. Andererseits ermöglicht sie Datenaustausch mit einem externen Rechner oder Anzeigegerät.
Figur 10 zeigt nun den schematischen Aufbau sowie die
Funktionsweise der Anordnung aus Figur 9. Die Vorrichtung 1 weist eine oder mehrere Lichtquellen 2 (hier nur eine gezeigt) auf, welche Messlicht erzeugen. Die Lichtquelle 2 dient hierbei dazu, einen zu untersuchenden Messbereich 3, typischerweise einen Haut- und Gewebebereich, als im Wesentlichen
zweidimensionalen Bereich mit relativ schmaler Erstreckung senkrecht zu seiner Oberfläche auszuleuchten. Der lineare
Messbereich 3 wird somit in den verschiedenen Ausführungsformen jeweils durch die Beleuchtungseinrichtungen entweder reflexiv oder transmissiv beleuchtet und gibt Analyselicht 4 entsprechend seinem Transmissions- bzw. Reflexionsverhalten ab. Das
Analyselicht 4 wird über einen Umlenkspiegel 5 in eine
Spektrometereinheit zur Auffächerung des Lichts eingekoppelt, wobei eine derartige Spektrometereinheit zumindest eine Blende 7, eine erste Abbildungsoptik 8 und ein Beugungsgitter 9
umfasst. Das Analyselicht 4 liegt hierbei zur Bestimmung der SauerstoffSättigung im Blut und weiteren Blutwerten im Wellenlängenbereich zwischen 400nm und 850nm und weist eine Spektralverteilung entsprechend der Substanzzusammensetzung auf. Somit enthält das Analyselicht Spektren im relevanten
Wellenlängenbereich zur Identifizierung der quantitativen
Substanzzusammensetzung im Messbereich 3, also typischerweise der Substanzzusammensetzung des arteriellen Blutes und des
Gewebes .
Das Analyselicht 4 gelangt über einen Umlenkspiegel 5 und eine dritte Abbildungsoptik 6 auf eine Blende 7. Die dritte
Abbildungsoptik 6 dient als Eingangsobjektiv für die
Spektrometereinheit . Die Blende 7 ist länglich ausgebildet, vorzugsweise als Spalt oder Schlitz, z. B. mit einer Breite von typisch 10 ym bis 30 ym, und erstreckt sich in horizontaler Richtung bzw. z-Richtung (senkrecht zur Zeichenebene in Figur 10) . In den Strahlengang können weitere optische Elemente wie z. B. Filter oder weitere Spiegel eingesetzt sein, um das Licht zu filtern oder zu lenken.
Der von der Blende 7 durchgelassene Streifen des Bildes des Messbereichs 3 wird als Licht über eine erste Abbildungsoptik 8 auf ein Beugungsgitter 9 geworfen. Das Gitter ist für
Blutwertmessungen im Monitoring typischerweise ein transmissives „Volume Phase Holographic"-Gitter mit einer Blazewellenlänge im Bereich 500nm bis 800nm und ca. 300 1/mm bis 6001/mm. Das Gitter 9 ist so aufgebaut und angeordnet, dass eine
wellenlängendispersive Auffächerung des Analyselichts 4
senkrecht zur Richtung des Spaltes der Blende 7 erfolgt, d. h. in Querrichtung bzw. Y-Richtung; hier sind entsprechend auch abgewandelte Ausführungsformen möglich. Über eine zweite
Abbildungsoptik 10 wird das gebeugte Licht als Beugungsbild auf eine Sensorfläche 11 eines Bildsensors 12 abgebildet. Auf der Sensorfläche 11 wird somit ein Beugungsbild der Blende 7 bzw. deren Spalt abgebildet, mit der Längserstreckung des Spalts (der z-Richtung) in einer Richtung und der wellenlängendispersiven Auffächerung des Beugungsbildes in der anderen Richtung. Der Bildsensor ist für Blutwertmessungen im Monitoring
typischerweise ein CMOS-Kamerasensor des Typs Aptina MT9m032 (1,6 Mpixel) oder MT9P031 (5 Mpix) .
Eine derartige Abbildung ermöglicht durch einfaches Auslesen die Integration. Jede Zeile oder Spalte kann den Wert einer
spezifischen Wellenlänge erfassen. Durch einfaches addieren der einzelnen optischen Werte wir die Integration vollzogen. Es können beispielsweise auch nur die Werte aus bevorzugten
Bereichen des Sensors 12, beispielsweise mit bestimmten
Wellenlängen, ausgelesen und addiert werden. Dieser optische Wert kann beispielsweise direkt am Sensor 12 digitalisiert werden. Elektrische Störungen können somit grösstenteils ausgeschlossen oder zumindest vermindert werden. Der so
berechnete Wert kann in einen Prozessor zur Aufbereitung oder Weiterverarbeitung weitergeleitet werden.
Der Wert kann in dem Prozessor oder in weiteren Auswertemitteln ausgewertet werden, wobei der Prozessor in einem entsprechend programmierten Rechner sein kann. Es ist auch möglich, dass die Auswertemittel Teil der Vorrichtung 1 sind und sich vollständig darin befinden. Eine externe Anordnung ist vorstellbar. Diese Anordnung kann beispielsweise über Ausgabemittel wie
beispielsweise einen Bildschirm oder eine akustische Anzeige verfügen .

Claims

Ansprüche
1. Verfahren zur Überwachung von Vitalparametern eines
Lebewesens, insbesondere zur Überwachung der Pulsrate
und/oder SauerstoffSättigung, umfassend die folgenden
Schritte :
Einstrahlen von breitbandigem Licht, bevorzugt gepulstem
Licht, in Gewebe eines Lebewesens, wobei das Licht bevorzugt Wellenlängen in einem Spektralbereich von 400nm bis 850nm umfasst;
Aufnehmen eines Spektrums des aus dem Gewebe zurückgestrahlten Lichts, wobei das Licht im Gewebe entweder reflektiert oder transmittiert worden ist;
Durchführen einer Auswertung des aufgenommenen Spektrums, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswertung folgende Schritte umfasst:
Ermitteln wenigstens eines ersten Parameters auf der Basis eines ersten Spektralbereichs innerhalb des Spektrums ;
Ermitteln wenigstens eines zweiten Parameters auf der Basis wenigstens eines zweiten Spektralbereichs (13), der grösser ist als der erste Spektralbereich und den ersten Spektralbereich zumindest teilweise enthält;
Vergleichen von dem ersten Parameter mit dem zweiten Parameter
Bestimmung wenigstens eines Vitalparameters anhand des Vergleichs .
2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der erste Spektralbereich im Wesentlichen einem Bereich zwischen mindestens zwei benachbarten isosbestischen Punkten
entspricht, wobei in dem ersten Spektralbereich bevorzugt der Absorptionskoeffizient Hb02 grösser ist als der Absorptionskoeffizient HHb .
3. Verfahren nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der erste Spektralbereich aus zumindest zwei Teilbereichen (II, 12) zusammengesetzt wird, wobei bevorzugt in jedem
Teilbereich (II, 12) ein Absorptionskoeffizient Hb02 grösser ist als ein Absorptionskoeffizient HHb.
4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Vergleich des ersten Parameters mit dem zweiten Parameter der Bildung eines Quotienten aus dem ersten und zweiten Parameter entspricht.
5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Spektralbereich (13) zumindest einen doppelt so grossen Wellenlängenbereich umfasst wie der erste Spektralbereich.
6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der zweite Spektralbereich (13) einen Wellenbereich umfasst, der mehrere isosbestische Punkte aufweist .
7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass sowohl der erste als auch der zweite Parameter durch ein Integral der Absorption über den ersten bzw. den zweiten Bereich (13) bestimmt werden.
8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Sauerstoffsignal erzeugt wird, welches die Auswertung zeitaufgelöst abbildet, bevorzugt mit einer Frequenz von 50-150 Hz.
9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass aus dem Sauerstoffsignal die Pulsrate bestimmt wird.
10. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass ein Resultat des Vergleichs von dem ersten Parameter mit dem zweiten Parameter, insbesondere der wenigstens eine anhand des Vergleiches bestimmte
Vitalparameter, mit einem amplitudenbasierten Signal, insbesondere einem Signal aufgrund der Absorption von eingestrahltem Licht einer bestimmten Wellenlänge oder eines bestimmten Wellenlängenbereiches, oder dem Signal eines Pulsoximeters , verglichen wird.
11. Vorrichtung (1) zur Überwachung von Vitalparametern eines Lebewesens, insbesondere zur Überwachung des Pulses,
bevorzugt zur Durchführung eines Verfahrens gemäss den vorhergehenden Ansprüchen, umfassend zumindest eine
Lichtquelle (2) zum Einstrahlen von Licht in Gewebe,
bevorzugt eine breitbandige Lichtquelle (2), insbesondere eine Lichtquelle (2) mit einer Wellenlänge im Bereich von 400-850nm, einen Empfänger für die Lichtstrahlung aus dem Gewebe, wobei der Empfänger bevorzugt zumindest Mittel zur Auffächerung des Lichtes sowie einen Lichtdetektor umfasst, so dass ein Lichtspektrums des vom Gewebe zurückgeworfenen Lichtes detektierbar ist, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung Auswertungsmittel aufweist, die dazu ausgebildet sind, wenigstens einen ersten Parameter auf der Basis eines ersten Spektralbereichs innerhalb des Spektrums zu ermitteln sowie wenigstens einen zweiten Parameter auf der Basis wenigstens eines zweiten Spektralbereichs (13) zu ermitteln, wobei der zweite Spektralbereich (13) grösser ist als der erste Spektralbereich und wobei die Auswertungsmittel dazu ausgebildet sind, einen Vergleich von dem ersten Parameter mit dem zweiten Parameter zur Bestimmung eines
Vitalparameters anhand des Vergleichs durchzuführen.
12. Vorrichtung (1) gemäss Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswertemittel Mittel zum Integrieren zumindest des ersten und des zweiten Spektralbereichs (13) umfassen.
13. Vorrichtung (1) gemäss einem der Ansprüche 11 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswertemittel Mittel zur Bildung eines Quotienten aus dem ersten und dem zweiten Parameter umfassen .
14. Vorrichtung (1) gemäss einem der Ansprüche 11 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Auswertemittel Mittel zur Erzeugung eines SauerstoffSignals umfassen, so dass die Auswertung zeitaufgelöst abbildbar ist.
15. Vorrichtung (1) gemäss einem der Ansprüche 11 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung (1) Befestigungsmittel aufweist, bevorzugt Befestigungsmittel zum Befestigen der Vorrichtung an einem Finger, einem Ohrläppchen oder auf einer Hautoberfläche .
16. Vorrichtung (1) gemäss einem der Ansprüche 11 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass der Lichtdetektor einen 2-dimensionales Sensorarray (12), insbesondere einen CMOS-Sensor umfasst, bevorzugt einen monolithischen CMOS-Pixelarray.
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