DE69533927T2

DE69533927T2 - Für niedrige Sättigung speziell optimierte Pulsoximetermessfühler

Info

Publication number: DE69533927T2
Application number: DE69533927T
Authority: DE
Inventors: James R. Cascani; Paul D. Mannheimer; Steve L. Nierlich; Stephen J. Ruskewicz
Original assignee: Nellcor Puritan Bennett LLC
Current assignee: Nellcor Puritan Bennett LLC
Priority date: 1994-04-01
Filing date: 1995-03-31
Publication date: 2005-06-02
Anticipated expiration: 2015-04-01
Also published as: DK0992214T3; EP0992214A3; NO964143D0; NO964143L; US6272363B1; US5421329A; ATE286670T1; ATE195063T1; CN1100514C; PT992214E; US5782237A; GR3034711T3; DK0754007T3; CN1148794A; AU705934B2; PT754007E; CA2186225C; EP0992214A2; FI963921A0; FI963921A

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Pulsoximetrie wird eingesetzt, um kontinuierlich die arterielle Blutsauerstoffkonzentration von Erwachsenen, Kleinkindern und Neugeborenen im Operationssaal, im Genesungsraum, auf der Intensivstation und in zunehmendem Maße auch auf Station zu überwachen. Es besteht ein Bedarf für Pulsoximetrie im Kreißsaal, um den Sauerstoffstatus eines Fötus während der Wehen und der Geburt zu überwachen, und um den Sauerstoffstatus von Herzpatienten zu überwachen.
Pulsoximetrie wurde traditionell bei einem Patientenbestand eingesetzt, wo die arterielle Blutsauerstoffkonzentration typischerweise größer als 90% ist, d.h., wo mehr als 90% des funktionalen Hämoglobins im arteriellen Blut Oxyhämoglobin ist und wo weniger als 10% reduziertes Hämoglobin ist. Die Sauerstoffsättigung bei diesem Patientenbestand fällt selten unter 70%. Fällt sie auf weniger als einen derart niedrigen Wert, so ist ein ungesunder klinischer Zustand indiziert, und Gegenmaßnahmen sind grundsätzlich erforderlich. In dieser Situation ist ein hoher Grad an Genauigkeit bei der Schätzung der Sättigung nicht in der Weise klinisch relevant, wie die zeitliche Entwicklung.
Herkömmliche 2-Wellenlängen-Pulsoximeter emittieren Licht aus zwei lichtemittierenden Dioden (LEDs) in ein pulsierendes Gewebebett und sammeln das transmittierte Licht mittels einer Photodiode, welche auf einer gegenüberliegenden Fläche angeordnet ist (Transmissions-Pulsoximetrie) oder auf einer angrenzenden Fläche (Reflexions-Pulsoximetrie). Die LEDs und der Photodetektor sind aufgenommen in einem wiederverwendbaren Sensor oder einem Einwegsensor, welcher eine Verbindung zu der Pulsoximeter-Elektronik und einem Anzeigegerät herstellt. Der Begriff "Puls" bei der Pulsoximetrie rührt her von der zeitlich veränderlichen Menge arteriellen Blutes in dem Gewebe während eines Herzzyklusses, und die verarbeiteten Signale des Photodetektors erzeugen die bekannte plethysmographische Wellenform, welche durch die zyklische Lichtdämpfung verursacht wird. Zum Einschätzen der Sauerstoffsättigung muss die primäre Wellenlänge mindestens einer LED ausgewählt werden an einem Punkt im elektromagnetischen Spektrum, an dem sich die Absorption von Oxyhämoglobin (HbO₂) von der Absorption von reduziertem Hämoglobin (Hb) unterscheidet. Die zweite Wellenlänge der zwei LEDs muss an einer unterschiedlichen Stelle im Spektrum liegen, wo zusätzlich die Absorptionsdifferenzen zwischen Hb und HbO₂ unterschiedlich sind zu den Absorptionen bei der ersten Wellenlänge. Kommerzielle Pulsoximeter nutzen eine Wellenlänge im nahen roten Bereich des sichtbaren Spektrums nahe 660 Nanometern (nm) und eine Wellenlänge im nahen infraroten Bereich des Spektrums im Bereich von 880 nm bis 940 nm (siehe 1). Dabei sollen "rote" Wellenlängen oder "rotes" Spektrum sich auf den Bereich von 600 bis 800 nm des elektromagnetischen Spektrums beziehen; "nahes rot" auf den Bereich von 600 bis 700 nm; "entferntes rot" auf den Bereich von 700 bis 800 nm; und "infrarot" oder "nahes infrarot" auf den Bereich von 800 bis 1000 nm.
Photoströme, welche im Photodetektor erzeugt werden, werden detektiert und verarbeitet zum Zweck der Messung der Modulationsrate der roten bis infraroten Signale. Es wurde beobachtet, dass diese Modulationsrate gut mit der arteriellen Sauerstoffsättigung korreliert, wie in 2 dargestellt ist. Pulsoximeter und Pulsoximetriesensoren werden empirisch kalibriert, indem die Modulationsrate über einen Bereich von in-vivo-gemessenen arteriellen Sauerstoffsättigungen (SaO₂) bei einem Patientenbestand, gesunden Freiwilligen oder bei Tieren gemessen wird. Die beobachtete Korrelation wird im Umkehrschluss verwendet, um die Sättigung (SpO₂) einzuschätzen, welche auf Echtzeitgemessenen Werten von Modulationsraten beruht. (Dabei bezieht sich SaO₂ auf die invivo-gemessene funktionelle Sättigung, wohingegen SpO₂ die mittels Pulsoximetrie geschätzte funktionelle Sättigung ist).
Die Auswahl von Emitterwellenlängen in konventionellen Pulsoximetern basiert auf verschiedenen Faktoren, einschließlich, aber nicht ausschließlich, optimaler Signaltransmission durch durchblutetes Gewebe, Empfindlichkeit auf Änderungen in der arteriellen Blutsauerstoffsättigung und der Intensität und Verfügbarkeit kommerzieller LEDs bei den gewünschten Wellenlängen. Traditionell wird eine der beiden Wellenlängen ausgewählt aus einem Bereich der Absorptionsspektren (1), in welchem der Extinktionskoeffizient von HbO₂ sich deutlich unterscheidet von dem von Hb. Der Bereich nahe 660 nm ist der Bereich, in dem das Verhältnis der Lichtabsorption durch reduziertes Hämoglobin zu der Lichtabsorption von mit Sauerstoff angereichertem Hämoglobin am größten ist. Hochintensitäts-LEDs im Bereich von 660 nm sind auch weithin erhältlich. Die IR-Wellenlänge wird typischerweise nahe bei 805 nm gewählt (dem isosbestischen Punkt) zum Zwecke einer numerischen Vereinfachung, oder im Spektrum von 880 bis 940 nm, wo zusätzliche Empfindlichkeit wegen des umgekehrten Absorptionsverhältnisses von Hb und HbO₂ erzielt werden kann. Leider weisen Pulsoximeter, welche LED-Wellenlängen-Paare aus dem 660 nm-Band und dem 900 nm-Band einsetzen, alle eine verringerte Genauigkeit bei niedrigen Sauerstoffsättigungen auf.
Die Druckschrift US-A 4,623,248 (D1), welche den nächstkommenden Stand der Technik darstellt, beschreibt einen für geringe Sättigungen optimierten Sensor.
Der Unterschied zwischen der in Anspruch 1 beschriebenen Anordnung und der Anordnung der D1 besteht darin, dass die Detektionsmittel zum Empfang von Strahlung von den Ausrichtungsmitteln nach Streuung durch Gewebe im Betrieb nicht mehr als die Streustrahlung von drei Spektren empfangen, wobei jeweils beliebige zwei dieser Spektren Wellenlängen aufweisen, derart, dass das Produkt der jeweiligen Extinktions- und Streukoeffizienten dieser beiden Spektren jeweils erste und zweite Werte bilden und dass das Verhältnis dieser ersten und zweiten Werte für eine Mehrheit von Sauerstoffsättigungen unter 65% zwischen 0,5 und 2 liegt.
ZUSAMMENSETZUNG DER ERFINDUNG
Erfindungsgemäß werden genauere Schätzungen von niedrigen arteriellen Sauerstoffsättigungen durch den Einsatz von Pulsoximetrie dadurch erzielt, dass ein Wellenlängenspektrum von ersten und zweiten Lichtquellen dahingehend optimiert wird, dass die Sättigungs-Schätzungen bei niedrigen Sättigungswerten verbessert werden, wohingegen die Sättigungs-Schätzungen bei hohen Sättigungswerten geringstmöglich negativ beeinflusst werden im Vergleich zum Einsatz konventioneller erster und zweiter Wellenlängenspektren. Es wurde gefunden, dass Berechnungen bei niedrigen Sättigungen signifikant verbessert werden können, wenn die erwarteten oder vorhergesagten Absorptionsraten und Streuraten des ersten Wellenlängen-Spektrums angenähert werden oder bestenfalls zur Deckung gebracht werden an beziehungsweise mit den erwarteten oder vorhergesagten Absorptionsraten und Streuraten des zweiten Wellenlängenspektrums, im Vergleich zu einer Auswahl konventioneller Paare von Wellenlängen-Spektren, beispielsweise wenn konventionell eine erste Wellenlänge mit einem Zentrum nahe bei 660 nm eingesetzt wird und eine zweite Wellenlänge mit einem Zentrum irgendwo im Bereich von 880 nm bis 940 nm.
Die vorliegende Erfindung deckt einen bereits lange vorhandenen Bedarf für einen Pulsoximeter-Sensor und ein System, welches genauere Schätzungen arterieller Sauerstoffsättigungen bei niedrigen Sauerstoffsättigungen liefert, d.h. Sättigungen gleich oder geringer als 80%, 75%, 70%, 65% oder 60%, im Vergleich zu bisher Dagewesenem im Stand der Technik. Der Sensor und das System sind besonders brauchbar zum Schätzen der arteriellen Sättigung eines lebenden Fötus während der Wehen, wobei der Sättigungsbereich von besonderer Bedeutung und von besonderem Interesse allgemein zwischen 15% und 65% liegt, und ist besonders brauchbar zum Einschätzen arterieller Sättigungen lebender Herzpatienten, welche an einer deutlichen Verschiebung von venösem Blut in ihre Arterien in ihren Herzen leiden und deren Sättigungsbereich von hauptsächlicher Bedeutung und hauptsächlichem Interesse daher ungefähr zwischen 50% und 80% liegt. Im Gegensatz dazu hat ein typischer gesunder Mensch eine Sättigung über 90%. Die Erfindung ist immer dann von Bedeutung, wenn der interessante Sättigungsbereich eines lebenden Subjektes, entweder eines Menschen oder eines Tieres, niedrig ist.
Zusätzlich dazu, dass bessere Schätzungen arterieller Sauerstoffsättigungen bei niedrigen Sättigungen erzielt werden, erzielen der erfindungsgemäße Sensor, der erfindungsgemäße Monitor und das erfindungsgemäße System weiterhin bessere und genauere Sauerstoffsättigungen, wenn störungsinduzierte Artefakte vorhanden sind, und in Verbindung gebracht werden mit dem zu überwachenden Subjekt.
Wenn die Raten der Absorption und der Streuung durch das Gewebe, welche mittels der ersten und zweiten Wellenlängenspektren überprüft werden, für die besonders interessanten Sättigungswerte enger zueinander gebracht werden, wird eine verbesserte Korrelation und Übereinstimmung des Gewebes, welches tatsächlich durch die ersten und zweiten Wellenlängen getestet wird, erzielt, wodurch Fehler, welche durch störungsinduzierte Artefakte erzeugt werden, drastisch reduziert werden. Wenn zum Beispiel Licht einer Wellenlänge absorbiert wird mit einer Rate, welche signifikant höher ist als die Rate der anderen Wellenlänge, so dringt das Licht der anderen Wellenlänge signifikant tiefer in das Gewebe ein. Ist das getestete Gewebe besonders inhomogen, so kann dieser Unterschied in den Eindringtiefen einen signifikant negativen Einfluss auf die Genauigkeit der arteriellen Sauerstoffsättigungsschätzung haben.
Störungsinduzierte Artefakte schließen jedes Artefakt ein, welches einen messbaren Einfluss auf die relativen optischen Eigenschaften des getesteten Mediums hat, sind aber nicht auf derartige Artefakte beschränkt. Störungsinduzierte Artefakte schließen ohne Beschränkung der Allgemeinheit Folgendes ein:

(1) Variationen in der Zusammensetzung des Gewebes, welches durch den Sensor getestet wird, von Subjekt zu Subjekt, d.h. Variationen in der relativen Menge an Fett, Knochen, Gehirn, Haut, Muskel, Arterien, Venen, etc.;
(2) Variationen in der Hämoglobinkonzentration im getesteten Gewebe, zum Beispiel hervorgerufen durch vasale Erweiterungen oder vasale Verengungen und jede andere physische Ursache, welche die Durchblutung in dem untersuchten Gewebe beeinflusst; und
(3) Variationen in der Kraft, welche zwischen dem Sensor und dem zu untersuchenden Gewebe angewendet wird, wodurch die Menge an Blut im umliegenden Gewebe beeinflusst wird.

In einer Ausführungsform beschreibt die vorliegende Erfindung einen fötalen Pulsoximetersensor mit einer Lichtquelle, welche optimiert ist für den fötalen Sauerstoffsättigungsbereich und für eine Maximierung der Unempfindlichkeit gegenüber störungsinduzierten Artefakten. Vorzugsweise werden eine entfernte rote und eine infrarote Lichtquelle eingesetzt, wobei die entfernte rote Lichtquelle eine mittlere Wellenlänge zwischen 700 und 790 nm aufweist. Die infrarote Lichtquelle kann eine mittlere Wellenlänge wie in den dem Stand der Technik entsprechenden Vorrichtungen haben, welche bei Patienten mit hoher Sättigung eingesetzt werden, d.h. zwischen 800 bis 1000 nm. Dabei soll "hohe Sättigung" eine arterielle Sauerstoffsättigung größer als 70% bezeichnen, vorzugsweise größer als 75%, alternativ größer als 80%, optional größer als 90%.
Der erfindungsgemäße fötale Sensor ist weiterhin dadurch optimiert, dass der Abstand zwischen der Stelle, an der das emittierte Licht in das Gewebe eintritt, und der Stelle, an der das detektierte Licht aus dem Gewebe austritt, derart ausgestaltet ist, dass die Empfindlichkeit gegen störungsinduzierte Artefakte minimiert ist.
Gemäß einer bevorzugten Ausgestaltung werden elektrooptische Wandler (beispielsweise LEDs und Photodetektoren) angrenzend an das Gewebe platziert, wo das Licht in das Gewebe eintritt und aus dem Gewebe austritt. Gemäß einer alternativen Ausgestaltung sind die optoelektrischen Wandler entfernt von dem Gewebe platziert, beispielsweise in dem Oximeter-Monitor, und optische Fasern verbinden die Wandler und das Gewebe, wobei das Gewebe von einem Ende einer Faser beleuchtet wird, und wobei Licht, welches von dem Gewebe gestreut wird, von einem Ende einer Faser gesammelt wird. Vorzugsweise werden mehrere Fasern oder Faserbündel eingesetzt.
Die vorliegende Erfindung erkennt, dass der typische Sauerstoffsättigungswert bei einem Fötus im Bereich von 5 bis 65% liegt, in der Regel 15 bis 65%, im Vergleich zu den 90% und mehr bei einem typischen Patienten mit normal (hoher) Sättigung. Zusätzlich unterliegt ein fötaler Sensor erhöhten störungsinduzierten Artefakten. Ein weiterer einzigartiger Faktor bei der fötalen Oximetrie besteht darin, dass der Sensor typischerweise durch die Vagina eingeführt wird und dass der genaue Ort, an dem dieser zu liegen kommt, nicht im Vorhinein bekannt ist.
Die vorliegende Erfindung erkennt alle diese Besonderheiten der fötalen Oximetrie oder Oximetrie für Patienten mit geringer Sättigung und stellt einen Sensor bereit, der die Unempfindlichkeit gegenüber störungsinduzierten Artefakten optimiert. Diese Optimierung wird erzielt durch einen Kompromiss bezüglich der Empfindlichkeit auf Änderungen im Sättigungswert. Dieser Kompromiss resultiert in einer verlässlicheren Berechnung, welche nicht offensichtlich ist für diejenigen, welche Verfahren nach dem Stand der Technik verwenden, die versuchen, die Empfindlichkeit gegenüber Änderungen im Sättigungswert zu maximieren. Die Verbesserung bezüglich der Funktionen, welche aus diesen Optimierungen resultieren, lassen sich sowohl auf Reflexions- als auch auf Transmissions-Pulsoximetrie anwenden. Ein Beispiel einer fötalen Transmissions-Pulsoximetrie-Anordnung, welche mit der vorliegenden Erfindung einsetzbar ist, wird in der US-Patentanmeldung 07/752,168 beschrieben, für welche der Benannte der vorliegenden Erfindung benannt ist, wobei deren Offenbarung hiermit als Referenz eingeschlossen sei. Ein Beispiel einer nicht-fötalen Transmissions-Pulsoximetrie-Anordnung, welche mit der vorliegenden Erfindung einsetzbar ist, wird beschrieben in dem US-Patent Nr. 4,830,014, für welche der Benannte der vorliegenden Erfindung benannt ist.
KURZBESCHREIBUNG DER FIGUREN
1 zeigt eine Kurve der Absorptionscharakteristik von Oxyhämoglobin (HbO₂) und von reduziertem Hämoglobin (Hb) gegen die Wellenlänge, wobei nahe rote und infrarote LED-Wellenlängen gemäß dem Stand der Technik gezeigt sind;
2 zeigt eine Funktion der roten/infraroten Modulationsrate als Funktion der Sauerstoffsättigung;
3 zeigt eine Skizze, welche die Eindringung von Licht durch verschiedene Schichten von Gewebe bei verschiedenen Entfernungen darstellt;
4A zeigt eine Kurve der Variation der Extinktions- und Streukoeffizienten über einen Bereich von Wellenlängen für verschiedene Sättigungswerte;
4B zeigt eine Tabelle der Werte gemäß 4A;
5 zeigt eine Skizze, welche die Anordnung eines Sensors auf einem Fötus illustriert;
6 zeigt eine Kurve, welche das Spektrum einer LED gemäß der vorliegenden Erfindung darstellt;
7–18 zeigen Kurven, welche eine experimentelle Modellierung der Modulationsrate und des Sättigungsfehlers darstellen als Funktion der Sättigung für verschiedene rote und infrarote Wellenlängenkombinationen;
19–23 zeigen Kurven, welche die Sättigung und den Fehler darstellen, welcher durch die angewandte Kraft hervorgerufen wird für verschiedene Kombinationen von Emitterwellenlänge und Emitter-Detektor-Beabstandung für Experimente an Schafen;
24 und 25 zeigen Skizzen, welche die Konstruktion eines Sensors gemäß der vorliegenden Erfindung illustrieren;
26A–B zeigen Skizzen einer einzeln gekapselten 2-Emitter-Kapsel, wie sie in der vorliegenden Erfindung eingesetzt wird; und
27 zeigt ein Bockschaltbild eines Pulsoximeters gemäß der vorliegenden Erfindung.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSGESTALTUNGEN
Ein Verständnis des Aufbaus des fötalen Sensors gemäß der vorliegenden Erfindung erfordert ein Verständnis der Umgebung, in welcher der Sensor eingesetzt werden wird. 3 stellt die Schichten von Gewebe an einer typischen Stelle am Fötus dar, an der ein Sensor angebracht werden kann. Typischerweise befindet sich dort eine erste Schicht Haut 12, möglicherweise gefolgt von einer Fettschicht 14, einer Muskelschicht 16 und einer Schicht Knochen 18. Dies ist eine vereinfachte Betrachtung, welche nur zu Verdeutlichungszwecken dienen soll. Die Konturen und die Schichten können an unterschiedlichen Stellen variieren. Beispielsweise wäre an der Stirn der Knochen näher bei der Oberfläche, im Gegensatz zum Hals, wo Muskeln näher an der Oberfläche wären. Derartige Variationen der Lage können die erste Art von Störungs-Artefakten hervorrufen, welche in der Zusammenfassung erwähnt wurden – Artefakt aufgrund von Variationen in der Gewebezusammensetzung.
Die allgemeinen Lichtwege von einem Emitter 20 zu einem Photodetektor 22 sind durch Pfeile 24 und 26 dargestellt. Pfeil 24 zeigt Licht, welches nahezu direkt von dem Emitter 20 zu dem Detektor 22 gelangt, im Wesentlichen geleitet vom einen zum anderen, wobei es durch sehr wenig durchblutetes Gewebe dringt. Der Pfeil 26 andererseits stellt die tiefere Eindringung eines anderen Lichtweges dar. Die Eindringtiefe wird beeinflusst durch die Wellenlänge des Lichts und die Sättigung. Bei niedriger Sättigung dringt beispielsweise infrarotes Licht tiefer ein als nahes rotes Licht. Die tiefere Eindringtiefe kann in einer unerwünschten Variation zwischen den infraroten und roten Signalen führen, da das infrarote Signal durch mehrere verschiedene Schichten dringt.
Weiterhin ist in 3 der Effekt eines Gebrauchs eines Emitters 28 dargestellt, welcher auf dem Gewebe in einem größeren Abstand von einem Detektor 30 angeordnet ist als das erste Paar 20, 22, welches oben beschrieben wurde. Es ist erkennbar, dass diese größere Trennung in der Durchdringung einer größeren Menge von Gewebe resultiert, was durch die Pfeile 32 und 34 dargestellt ist. So erhöht die größere Beabstandung die Eindringtiefe, obwohl sie die Intensität des empfangenen Signals am Detektor reduziert, was aus der verstärkten Dämpfung von einer größeren Menge Licht, welches im Gewebe absorbiert wird, und von der in diesem Fall größeren Lichtausbreitungsdistanz herrührt.
Der zweite Typ von Störungen, der in der Zusammenfassung erwähnt ist, besteht in Variationen in der Blutkonzentration in dem Gewebe von Patient zu Patient oder über die Zeit hinweg. Eine niedrigere Konzentration resultiert in einer geringeren Absorption, wodurch die Eindringtiefe erhöht wird. Die Erfinder schätzen, dass die mittlere Eindringtiefe von Photonen in einem Medium abhängig ist von dem Produkt der Absorptions- und Streukoeffizienten, und diese Schätzung entspricht den Ergebnissen von Weiss et al., Statistics of Penetration Depth of Photons Re-emitted from Irradiated Tissue, Journal of Modern Optics, 1989, vol. 36, No. 3, 349–359, 354.
Lichtabsorption in Gewebe im sichtbaren und nahen infraroten Bereich des elektromagnetischen Spektrums wird beherrscht durch die Absorptionscharakteristik von Hämoglobin. Absorptionskoeffizienten von Hämoglobin lassen sich in der Literatur finden, beispielsweise in Zijlstra et al., "Absorption spectra of human fetal and adult oxyhemoglobin, de-oxyhemoglobin, carboxyhemoglobin and methemoglobin", Clinical Chemistry, 37/9, 1633–1638, 1991 (was hiermit als Referenz eingeschlossen sei). Gemessene Streukoeffizienten von Gewebe werden beeinflusst durch die Messmethode und das Modell zur Anpassung der Daten, obwohl eine generelle Übereinstimmung hinsichtlich der relativen Empfindlichkeit gegenüber der Wellenlänge unabhängig von der Methode besteht. Die Gewebe-Streukoeffizienten, welche von den Erfindern benutzt wurden, basieren auf einer Diffusionstheorie und stammen aus Schmitt, "Simple photon diffusion analysis of the effects of multiple scattering on pulse oximetry", IEEE Transactions on Biomedical Engingeering, Vol. 38, No. 12, December 1991.
4A stellt ein Schaubild dar, welches das Produkt der Absorptions- und Streukoeffizienten für 0%, 40%, 85% und 100% Sättigungen für Wellenlängen zwischen 600 nm und 1000 nm zeigt. Für 85 bis 100% Gewebe-Sauerstoffsättigung besteht ein gutes Gleichgewicht oder eine gute Korrelation zwischen dem Produkt der Absorptions- und Streukoeffizienten von konventionell gewählten Wellenlängen-Paaren (d.h. 660 nm und 892 nm), wie durch die Punkte A und B auf der Kurve 101 gezeigt.
Für niedrige Gewebe-Sauerstoffsättigungen weisen die Punkte C und D auf Kurve 102 graphisch darauf hin, dass ein sehr signifikantes Missverhältnis zwischen dem Produkt der Absorptions- und Streukoeffizienten des 660 nm nahen roten und 892 nm infraroten Lichts besteht, wobei das nahe rote Licht stärker absorbiert und gestreut wird. Dieses sehr signifikante Missverhältnis in der Absorption und der Streuung resultiert darin, dass sehr unterschiedliches Gewebe durch das nahe rote und das infrarote Licht untersucht wird, wodurch die Genauigkeit der arteriellen Sauerstoffsättigungsberechnung signifikant verschlechtert wird. Wenn zusätzlich ein großer Bereich von niedrigen arteriellen Sauerstoffsättigungen genau berechnet werden muss, wie beispielsweise bei der Überwachung eines Fötus während der Wehen, wobei der Bereich von arteriellen Sauerstoffsättigungen sich zwischen 15% und 65% erstrecken kann, wird aus Betrachtung der 4A deutlich, dass nicht nur ein signifikantes Missverhältnis zwischen den Absorptions- und Streuraten des nahen roten und infraroten Lichts besteht, sondern dass auch das Ausmaß des Missverhältnisses signifikant variiert, wenn die arterielle Sauerstoffsättigung variiert, wodurch eine differentielle Ungenauigkeit der Sauerstoffsättigungsschätzung entsteht, welche mit der arteriellen Sättigung variiert.
Andererseits zeigen die Punkte D und E auf Kurve 102 in 4A die Vorteile einer bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung auf, welche darin besteht, erste und zweite Wellenlängen, d.h. 732 nm und 892 nm, zu wählen, deren Absorptions- und Streucharakteristik besser ausgewogen ist als die dem Stand der Technik entsprechende Paarung von 660 nm und 892 nm für 40% Gewebe-Sauerstoffsättigung. Es lässt sich wahrnehmen, dass dies, da die Extinktions- und Streukoeffizienten bei 732 nm besser zu den Extinktions- und Streukoeffizienten bei 892 nm passen, in einem verbesserten Überlapp des Gewebes resultiert, welches durch die beiden Lichtwellenlängen untersucht wird. Zusätzlich resultieren die 732 nm in einer geringeren Variation der Extinktions- und Streukoeffizienten als Funktion der Sauerstoffsättigung im Vergleich zu 660 nm, wodurch bessere und genauere Sauerstoffsättigungsschätzungen über einen breiteren Bereich von Sättigungen erzielt werden. Die Gewebe-Sauerstoffsättigungswerte, welche in 4A dargestellt sind, korrelieren eng mit den arteriellen Sauerstoffsättigungswerten. Im Allgemeinen entspricht ein gegebener Wert von Gewebe-Sauerstoffsättigung einem höheren Wert arterieller Blutsauerstoffsättigung. So schätzen die Erfinder beispielsweise, dass eine Gewebe-Sauerstoffsättigung von 85% ungefähr einer arteriellen Sauerstoffsättigung von 100% entspricht.
Eine bevorzugte Ausgestaltung der Erfindung besteht darin, die Wellenlängen zu optimieren, welche für einen Sensor eingesetzt werden, welcher dazu bestimmt ist, die fötale arterielle Sauerstoffsättigung während der Wehen zu schätzen, wobei die interessante Sättigung unter 70% liegt, wobei ein typischer Bereich von Interesse zwischen 15% und 65% liegt. Ein Versuch, die Absorptions- und Streuraten der beiden Wellenlängen in einem fötalen Sensor anzupassen oder auszubalancieren, ist besonders nützlich, da die Menge an störungsinduzierten Artefakten hinsichtlich ihrer Anzahl und Größe so ernst zu nehmen ist. So ist es beispielsweise bei einem Oberflächen-Reflexionssensor schwierig, a priori zu wissen, wo auf dem Fötus der Sensor platziert werden wird. So wird dies z.B. in manchen Fällen der Kopf sein, in anderen Fällen die Wange. Die Gewebezusammensetzung variiert daher von Anwendung zu Anwendung. Zusätzlich wird die Kraft, mit welcher der Sensor aufgedrückt wird, während der Wehen variieren, wodurch noch weitere, zusätzliche störungsinduzierte Artefakte entstehen.
Eine weitere bevorzugte Ausgestaltung der Erfindung besteht darin, den erfindungsgemäßen Sensor für Herzpatienten einzusetzen, deren Bereich der Sättigung, wo eine Genauigkeit bei den Berechnungen wichtig ist, zwischen 50% und 80% liegt.
5 stellt die Platzierung eines Sensors 410 auf einem Fötus 412 dar. Der Sensor wird durch ein Kabel 414 mit einem externen Pulsoximeter-Monitor verbunden. Wie ersichtlich, ist der Sensor 410 eingeklemmt zwischen einer Uteruswand 416 und den Fötus 412. In diesem Beispiel ist der Sensor auf der Seite der Stirn des Fötus platziert. Dieses Einklemmen des Sensors übt eine Kraft auf die Haut unmittelbar unter dem Sensor aus, wodurch die Blutmenge in dem örtlichen Gewebe reduziert wird. Dadurch wird die Blutmenge, durch welche das Lichtsignal hindurchtritt, verringert, wodurch die Schwierigkeit, eine genaue Sauerstoffanreicherung des Blutes zu messen, erhöht wird.
Bei Auswahl einer optimalen LED-Wellenlänge muss berücksichtigt werden, dass LEDs eine spektrale Freite aufweisen und keine Geräte mit einer einzigen, schmalbandigen Wellenlänge, wie beispielsweise ein Laser, darstellen. 6 stellt die spektrale Freite einer bevorzugten Wellenlänge für einen Sensor gemäß der vorliegenden Erfindung dar, wobei die entfernte rote Wellenlänge bei 735 nm sich als Maximum-Wellenlänge erweist. Der Pfeil 510 bezeichnet jedoch eine Verteilung von Wellenlängen, welche ungefähr 25 nm breit sein kann, bei denen der Intensitätslevel ungefähr 50% des Intensitätslevels bei der Maximum-Wellenlänge beträgt. Zusätzlich ist es schwierig, bei der Herstellung von LEDs die Maximum-Wellenlänge eng unter Kontrolle zu halten. So wird der Käufer, welcher eine spezielle Wellenlänge spezifiziert, wie beispielsweise die Wellenlänge von 735 nm in einer Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung, erwarten, dass er LEDs erhält, deren tatsächliche mittlere Wellenlänge um 10, 20 oder mehr Nanometer von dem spezifizierten Wert abweicht. Ein enger Bereich wird typischerweise durch Testen und Aussortieren erzielt.
27 zeigt ein Blockschaltbild einer Ausgestaltung eines Pulsoximeters, welches die vorliegende Erfindung implementiert. Licht einer Lichtquelle 210 tritt in Patientengewebe 212 ein, wird gestreut und wird detektiert durch einen Photodetektor 214. Ein Sensor 200, welcher die Lichtquelle und den Photodetektor enthält, kann weiterhin eine Codiereinrichtung 216 umfassen, welche Signale zur Verfügung stellt, welche die Wellenlänge der Lichtquelle 210 kennzeichnen, um es dem Oximeter zu erlauben, entsprechende Kalibrationskoeffizienten auszuwählen, um die Sauerstoffsättigung zu berechnen. Die Codiereinrichtung 216 kann beispielsweise ein Widerstand sein.
Der Sensor 200 ist verbunden mit einem Pulsoximeter 220. Das Oximeter schließt einen Microprozessor 222 ein, welcher mit einem internen Bus 224 verbunden ist. Weiterhin sind mit dem Bus ein RAM-Speicher 226 und ein Display 228 verbunden. Ein Zeitprozessor (time processing unit, TPU) 230 stellt Zeitregelsignale an den Lichtsteuerschaltkreis 232 zur Verfügung, welcher regelt, wann die Lichtquelle 210 erstrahlt, und, wenn mehrere Lichtquellen eingesetzt werden, das Multiplex-Zeitschema für die verschiedenen Lichtquellen regelt. Die TPU 230 regelt weiterhin die Taktung von Signalen vom Photodetektor 214 durch einen Verstärker 233 und einen Schalter-Schaltkreis 234. Diese Signale werden zur entsprechenden Zeit aufgenommen, abhängig davon, welche der mehreren Lichtquellen aufleuchtet, wenn mehrere Lichtquellen eingesetzt werden. Das empfangene Signal wird durch einen Verstärker 236, einen Tiefpassfilter 238 und einen Analog-Digital-Konverter 240 geleitet. Die digitalen Daten werden dann in einem aneinandergereihten seriellen Modul (queued serial module, QSM) 242 gespeichert, für ein späteres Laden in das RAM 26, wenn sich das QSM 242 füllt. In einer weiteren Ausgestaltung können mehrere parallele Wege von separaten Verstärkerfiltern und A/D-Wandlern für mehrere empfangene Lichtwellenlängen oder Spektren vorgesehen sein.
Ein Empfänger und ein Decodiermodul 242 bestimmen die Wellenlänge der Lichtquelle mittels der Codiereinrichtung 216. Eine Ausgestaltung eines Schaltkreises für diesen Zweck ist beschrieben in dem gemeinsam benannten US-Patent Nr. 4,770,179.
Basierend auf dem Wert der empfangenen Signale, welche korrespondieren zu dem Licht, welches durch den Photodetektor 214 empfangen wird, wird der Microprozessor 222 die Sauerstoffsättigung berechnen, wobei wohlbekannte Algorithmen verwendet werden.
Diese Algorithmen erfordern Koeffizienten, welche empirisch bestimmt werden können, korrespondierend beispielsweise zu den Wellenlängen des eingesetzten Lichts. Diese sind gespeichert in einem ROM 246. Die spezielle Kombination von Koeffizienten, welche für ein beliebiges Paar von Wellenlängenspektren ausgewählt wird, wird bestimmt durch den Wert, welcher durch die Codiereinrichtung 216 angezeigt wird, entsprechend einer speziellen Lichtquelle in einem speziellen Sensor 200. In einer Ausgestaltung können mehrere Widerstandswerte zugewiesen werden, um verschiedene Zusammenstellungen von Koeffizienten auszuwählen. In einer weiteren Ausgestaltung werden dieselben Widerstände eingesetzt, um auszuwählen aus den Koeffizienten, welche geeignet sind für eine infrarote Quelle, gepaart entweder mit einer Quelle für nahes Rot oder einer Quelle für entferntes Rot. Die Auswahl, ob der nahe rote oder der entfernte rote Satz von Koeffizienten ausgewählt wird, kann mittels eines Regeleingangssignals über Regeleingänge 254 erfolgen. Die Regeleingänge 254 können beispielsweise ein Schalter auf dem Pulsoximeter, eine Tastatur oder eine Schnittstelle sein, welche Anweisungen von einem entfernten Host-Computer übermitteln.
Die Erfinder der vorliegenden Erfindung setzen sowohl Modellierung als auch Prototypen ein, um den im Weiteren beschriebenen optimierten Sensor zu erzeugen. Es existieren verschiedene theoretische Modelle zur Beschreibung der Streuung von Licht in Gewebe. Die Modelle, welche von den Erfindern eingesetzt werden, gehen von der Annahme einer isotropen Streuung in einem homogenen Gewebebett aus. Obwohl dies eine Vereinfachung der wahren Natur der Lichtstreuung in Gewebe darstellt (Gewebe ist inhomogen und Licht wird vorwiegend in Vorwärtsrichtung gestreut), sind diese Modelle nützlich zur Vorhersage des Verhaltens von Pulsoximetrie und der Empfindlichkeit auf viele Design-Parameter.
Unter Einsatz eines derartigen Modells wurden verschiedene Auswahlmöglichkeiten von LED-Wellenlängen untersucht. Gewebecharakteristiken wurden numerisch definiert und die Basiskorrelation (Kalibration) zwischen SaO₂ und der Modulationsrate wurde berechnet für jedes in Betracht gezogene Wellenlängen-Paar. Eine Veränderung der physiologischen Bedingung wurde simuliert durch Revidieren eines oder mehrerer der numerisch definierten physikalischen Parameter. SpO₂ wurde erneut berechnet mittels der resultierenden Modulationsrate, und die Sättigungsregion, in der Fehler minimiert wurden, wurde verzeichnet. Für arterielle Sättigungen über 80% resultiert die konventionelle Wahl der Wellenlänge von 660 nm, gepaart mit 890 nm, in einer optimalen Leistung, wohingegen für arterielle Sättigungen unter 70% Emitter in einem Band bei 735 nm, gepaart mit 890 nm, eine erhöhte Stabilität bewirken.
Die 7 bis 18 zeigen die vorhergesagten Fehler aufgrund einer Änderung des Gewebeblutvolumens auf ein Viertel des Basiswertes für eine Auswahl von roten und infraroten LED-Wellenlängen-Paaren. Die Figuren A (wie beispielsweise 7A) zeigen die Modulationsrate als Funktion von SaO₂. Die Figuren B(7B) zeigen den Sättigungsfehler als Funktion von SaO₂. Diese Störung simuliert die Effekte von Variationen im Blutvolumen innerhalb des Patientenbestandes, Anämie, Blutleere oder lokalisierte Ausblutung von Blut im Gewebe.
Die Empfindlichkeit der Kalibration gegenüber einer Veränderung in der Gewebeblutkonzentration ist dargestellt für verschiedene Paarungen von roten und infraroten Wellenlängen. In jedem Fall hat die LED keine sekundäre Strahlung, und die Störung sinkt von einer nominellen 2%-Blutkonzentration im Gewebe auf 0,5%.
Figurentabelle
Die 7 bis 9 zeigen die Art der Funktionalität, wie man sie in konventionellen Pulsoximetern findet. Die 10 bis 18 zeigen eine Verschiebung des optimalen Funktionalitätsbereichs von Sättigungen über 80% zu niedrigeren Sättigungen, wenn die rote LED-Wellenlänge im Bereich 700 nm bis 790 nm des Spektrums gewählt wird. Die Lichtstreuung wird minimal beeinflusst durch Veränderungen in der Sauerstoffanreicherung, aber die Lichtabsorption wird signifikant beeinflusst, wenn sich reduziertes Hämoglobin in dem Gewebe in Oxyhämoglobin umwandelt oder umgekehrt. Der beste Funktionalitätsbereich der Pulsoximetrie tritt auf, wenn ein Gleichgewicht zwischen den Streu- und Absorptionseigenschaften der beiden Kanäle innerhalb des durchbluteten Gewebes auftritt. Gleichgewicht tritt auf, wenn eine gute Überlappung besteht zwischen den Volumina an Gewebe, welche durch die beiden Kanäle untersucht werden, was voraussetzt, dass die Eindringtiefe von Licht bei den beiden Wellenlängen übereinstimmt. Bei höheren Sättigungen tritt dieses optimale Gleichgewicht bei Paarung von Wellenlängen mit einem roten Emitter in dem 660 nm-Band auf, wohingegen bei geringeren Sättigungen das Gleichgewicht sich mit dem Einsatz eines roten Emitters im 730 nm-Band verbessert. Die Variation der IR-LED von 805 bis 940 nm resultiert nicht in einer signifikanten Änderung der Funktionalität.
Bei Einsatz eines LED-Paares nahe bei 730 nm und 890 nm für die Pulsoximetrie reduziert sich die Empfindlichkeit der Modulationsrate auf Veränderungen in der Sauerstoffkonzentration (d.h. die Steigung der Kurve in beispielsweise 1) relativ zum Einsatz von 660 nm und 890 nm, aber die Messung wird unempfindlicher gegenüber anderen Änderungen in der Gewebecharakteristik als einer Änderung der Sauerstoffsättigung. Ein Rauschen in der Messung der Modulationsrate aufgrund von Faktoren wie elektronisches Instrumentenrauschen, Digitalisierung oder Störung durch Umgebungslicht, wird wichtiger, kann jedoch generell durch gutes Instrumentendesign und entsprechende Signalverarbeitung berücksichtigt werden. Der Einfluss und Abweichungen aufgrund von optischen Gewebeeigenschaften werden jedoch weniger signifikant, wenn eine sorgfältige Auswahl von Emitter-Wellenlängen getroffen wird, wenn diese ausgewählt werden unter Berücksichtigung der Sättigungsregion von primärem Interesse.
Die Erfinder haben empirische Tests an Schafen mit prototypischen Sensoren durchgeführt. Die empirischen Beobachtungen stützen den Gebrauch von roten LEDs im 735 nm-Band beim Design eines Pulsoximeters, welches robuster ist gegenüber störungsinduzierten Artefakten im Bereich niedrigerer Sättigungen. Reflexions-Pulsoximetrie-Sensoren wurden hergestellt, wobei konventionelle LED-Paare von 660 nm bis 890 nm sowie von 735 nm bis 890 nm eingesetzt wurden.
Die 19 bis 23 zeigen, dass Messungen durchgeführt wurden in einem Bereich der Sauerstoffsättigungswerte, welche an der X-Achse angezeigt sind, von näherungsweise 100% Sauerstoffsättigung bis zu weniger als 10%. Die Kurven zeigen die berechnete Sättigung (SpO₂) für jeden tatsächlichen Sättigungswert (SaO₂). Der tatsächliche Sättigungswert wird bestimmt, indem simultan Blutproben aus einem arteriellen Katheter entnommen werden, welcher in die linke femorale Arterie eingelassen ist. SaO₂ wird gemessen mit einem Labor-Co-Oximeter (Instrument Labs IL, 282 oder Radiometer OSM-3). Dieser Wert wird verwendet auf der X-Achse in den Figuren.
Wie zu sehen ist, bezeichnet die diagonale Linie in den 19, 20 und 22 das erwünschte Resultat, bei welchem der berechnete Wert gleich dem tatsächlichen Wert ist, so wie er mit dem Katheter gemessen wurde. Die in den 19, 20 und 22 dargestellten Versuche wurden durchgeführt, wobei eine nominelle Kraft von ungefähr 50 g auf den Sensor ausgeübt wurde, um diesen gegen die Haut zu halten.
Bei Einsatz des 660 nm-Sensors mit einer Mitte-zu-Mitte- Beabstandung Emitter/Detektor von 14 mm auf dem Gewebe, zeigt 19, dass die Sensorkalibration sehr empfindlich ist auf die Art des untersuchten Gewebes. Die Kalibration auf dem Kopf und Hals ist sehr unterschiedlich.
Bei Gebrauch des 735 nm-Sensors mit einem Mitte-zu-Mitte-Abstand Emitter/Detektor von 5,8 mm auf dem Gewebe ist die Verzerrung zwischen Kopf und Hals stark reduziert, wie in 20 dargestellt. Es existiert dennoch immer noch eine substantielle Empfindlichkeit gegenüber einer Blutentleerung an der Oberfläche. Dies wird deutlich in 21, welche den Effekt eines störungsinduzierten Artefaktes illustriert (Aufdrückkraft des Sensors).
22 zeigt die Ortsunempfindlichkeit eines 735 nm-Sensors mit einer Mitte-zu-Mitte-Beabstandung Emitter/Detektor von 14 mm. 23 zeigt, dass dieser Sensor weiterhin unempfindlich ist gegenüber der Kraft, welche auf den Sensor ausgeübt wird (störungsinduzierter Artefakt).
Es wurde experimentell bestätigt, dass eine Erhöhung der Mitte-zu-Mitte-Beabstandung Emitter/Detektor von 5,8 mm für 735 nm/890 nm-LED-Wellenlängen die Empfindlichkeit gegenüber störungsinduzierten Artefakten verringert hat, wobei gute Funktionalität erreicht wurde mit einer Emitter/Detektor-Beabstandung gleich oder größer als 10 mm.
Sowohl die Modellierung als auch die tatsächlichen Experimente zeigen eine Verbesserung bezüglich der Zuverlässigkeit einer Sättigungsmessung, welche erzielt wird durch eine Optimierung der roten Wellenlänge hin zu einem Bereich zwischen 700 und 790 nm. Zusätzlich wird eine Verringerung der Erfassung von Sättigungsfehlern bei Vorliegen von Kraft-Artefakten dadurch erreicht, dass die Beabstandung zwischen den Emittern vom Detektor vergrößert wird.
Die Kraft, welche auf den Sensor ausgeübt wird, verursacht eine Blutentleerung des Oberflächengewebes, wodurch die verbleibenden Unterschiede aufgrund der Inhomogenität des Gewebes weiter vergrößert werden, oder Lichtleitung zwischen dem Emitter und Detektor verursacht wird, wodurch Fehler in der Sättigungsberechnung hervorgerufen werden. Diese werden kompensiert durch eine größere Beabstandung Emitter/Detektor, was darin resultiert, dass Licht von den roten und infraroten LEDs tiefer in das Gewebe eindringt, wodurch die Wahrscheinlichkeit erhöht wird, dass dieses im Durchschnitt durch dieselbe Kombination von Gewebestrukturen hindurchtritt, wie in 3 dargestellt.
24 zeigt eine Draufsicht auf einen Sensor gemäß einer Ausgestaltung der vorliegenden Erfindung. Die Sensor-Stirnfläche 110 trägt eine entfernt-Rot-LED 112 und eine Infrarot-LED 114. Diese sind mit einem Abstand von 14 mm Mitte-zu-Mitte von einem Detektor 116 beabstandet. Vorzugsweise sind die Mitten der entfernt-Rot- und der Infrarot-LED nicht mehr als 0,5 mm beabstandet. Die Sensor-Stirnfläche ist mittels eines Kabels 118 mit einem Stecker 120 für eine Verbindung zum Pulsoximeter-Monitor verbunden. 25 zeigt eine Seitenansicht des Sensors gemäß 24, wobei der Biegebereich 122 des Sensors und der Sensorrücken 132 dargestellt sind. Bei einer Platzierung im Uterus übt der Uterus eine Kraft auf den Sensorrücken 132 aus und verformt den Biegebereich 122. Wie ersichtlich ist, resultiert diese Technik darin, dass eine Kraft auf den Sensor ausgeübt wird, wodurch ein guter Sensor-Fötus-Kontakt erzielt wird, resultiert jedoch eventuell in einer geringeren lokalen Blutentleerung des Gewebes. Es sei darauf hingewiesen, dass jede Sensorausgestaltung eine mögliche Blutentleerung bewirkt.
Die Modellierung und empirische Tests zeigen, dass die Art der Korrelation zwischen der Modulationsrate und der Sättigung bei der Pulsoximetrie abhängig ist von den optischen Eigenschaften des Gewebes und dass die Empfindlichkeit gegenüber variierenden störungsinduzierten Artefakten beeinflusst werden kann durch die Auswahl von EmitterWellenlängen. Für hohe Sauerstoffsättigungen ist die Zahl von Emittern im 660 nm- und 890 nm-Band gut geeignet für stabile Pulsoximetrie-Berechnungen, wohingegen Emitter im 700 bis 790 nm-Band und 890 nm-Band bessere Funktionalität bei niedrigen Sättigungen aufweisen. Andere Wellenlängenkombinationen können gewählt werden aus anderen Bereichen im sichtbaren und nahen infraroten Bereich des Spektrums mittels einer Analyse ähnlich der hier beschriebenen Analyse. Momentan begünstigen jedoch allgemeine Erwägungen des Instrumentendesigns (beispielsweise elektronisches Signal-Rausch-Verhältnis und potentielle Lichtleitung mit eng beabstandeten Komponenten in einer Reflexionsmessung) den Einsatz der diskutierten Wellenlängen. Durch Einsatz der beschriebenen Analyse sind andere Verbesserungen der Pulsoximetrie möglich. Die 19 bis 23 zeigen die Resultate dieser Tests für verschiedene Sensor-Prototypen.
Die 26A und 26B zeigen Vorderansichten und Seitenansichten einer einzelnen Kapsel, welche die Emitter 112 und 114 gemäß 24 und 25 enthält. Beide Emitter sind verkapselt in einer einzelnen Haltleiter-Kapsel, um die Kapsel kompakter zu gestalten, um die Miniaturisierung zu erzielen, welche für eine fötale Sensoranwendung von Vorteil ist. In der Ausgestaltung gemäß 26A ist der Emitter-Chip 112 mittels eines leitfähigen Epoxids 130 auf ein Substrat 132 montiert. Das Substrat 132 hat die Gestalt einer Metallverkapselung, deren äußerer Bereich 134 die Außenkontakte der Kapsel bildet. Der Emitter 114 ist oben auf das Metallsubstrat 136 montiert, dessen Außenseite 138 die zweite Kontaktierung bildet.
Die elektrische Verbindung zum Emitter 114 wird mittels der Kontaktierung 138 auf der einen Seite durch das leitfähige Epoxid und auf der anderen Seite über eine Drahtkontaktierung 140 hergestellt, welche mit der anderen Kontaktierung 134 verbunden ist. Auf ähnliche Weise ist die Kontaktierung 134 durch das leitfähige Epoxid 130 mit dem zweiten Emitter 112 verbunden, wobei die andere Seite des Emitters 112 mittels eines Drahtkontaktes 142 mit der Kontaktierung 138 verbunden ist. Entsprechend schaltet, wie dargestellt, eine Beaufschlagung der zwei Kontakte 134 und 138 mit einer Spannung einer ersten Polarität einen der Emitter an und schaltet den anderen aus, wohingegen eine Umkehrung der Polarität die Wahl des Emitters, welcher angeschaltet wird und welcher ausgeschaltet wird, umkehrt. Beide Emitter und ihre entsprechenden Substrate sind verkapselt in einer Kapsel 144, welche beispielsweise aus Kunststoff bestehen kann.
26B ist eine Seitenansicht, welche die verkapselte Kapsel 144 von der Seite zeigt und die Emission von Licht 146 von den Emittern 112, 114 verdeutlicht. Die Struktur der 26A – 26B ist kompakt und einsetzbar für eine fötale Anwendung. Vorzugsweise beträgt der Abstand zwischen den Mitten der zwei Emitter-Chips 112 und 114 weniger als 2 mm. Auf diese Weise erlaubt die Verkabelung der Kapsel, dass die Kapsel zwei Kontakte hat, im Gegensatz zu vier Kontakten, wenn zwei separate Emitterkapseln verwendet würden.
Alternativ zum Einsatz einer entfernt-Rot- und einer Infrarot-LED können andere Verfahren zur Erzeugung ausgewählter Lichtspektren zweier verschiedener Wellenlängen eingesetzt werden. Beispielsweise können anstelle von LEDs Laser eingesetzt werden. Alternativ lässt sich eine Weißlichtquelle oder eine andere Lichtquelle einsetzen, wobei die Wellenlänge am Detektor optimiert wird. Dies kann durch Einsatz geeigneter Filter entweder vor der Lichtquelle oder dem Detektor erfolgen, oder durch Einsatz eines Wellenlängen-sensitiven Detektors. Wenn Filter eingesetzt werden, könnten diese vor abwechselnden Detektoren oder Emittern platziert werden, oder Filter könnten alternierend vor einem einzelnen Emitter oder Detektor aktiviert werden.
Ein Pulsoximeter für den Einsatz über einen breiten Sättigungsbereich kann mehrere Wellenlängen-Paare einsetzen (zum Beispiel sowohl Emitter im 660 nm- und 730 nm-Band, gekoppelt mit einem 900 nm-Emitter), wobei das geeignete Emitter-Paar ausgewählt wird für den Einsatz zur Berechnung von SpO₂, basierend auf dem geschätzten Wert der Sauerstoffsättigung.
Ein derartiges Pulsoximeter könnte verwirklicht werden mit zwei oder mehr roten LEDs oder könnte alternativ verwirklicht werden mit einer einzelnen Lichtquelle und verschiedenen Filtern oder verschiedenen Wellenlängen-sensitiven Detektoren. Verschiedene rote Wellenlängenspektren könnten eingesetzt werden, basierend auf der Sättigung des Patienten.
Der Fachmann wird erkennen, dass die vorliegende Erfindung durch andere spezielle Ausführungsformen umgesetzt werden kann, ohne dass von der wesentlichen Charakteristik der Erfindung abgewichen wird. Die Wellenlänge könnte variiert werden, wobei diese Optimierung immer noch in Übereinstimmung mit der vorliegenden Erfindung ist. Weiterhin könnten Lichtröhren, Lichtfasern, mehrere Filter oder mehrere Detektoren eingesetzt werden in Übereinstimmung mit den Konzepten der vorliegenden Erfindung. Es könnten unterschiedliche Sensoren als die in 25 dargestellte Biegestruktur eingesetzt werden, wie beispielsweise eine Blasenstruktur, welche sich aufbläst und den Sensor gegen den Fötus hält.

Claims

Sensor für ein Puls-Oximeter zur Messung von Blutsauerstoffsättigung mit: – einem Mittel zur Ausrichtung (20) von Strahlung auf Gewebe; – einem Empfangsmittel (22) zum Empfang von Strahlung von dem Mittel zur Ausrichtung nach Streuung durch Gewebe, dadurch gekennzeichnet, dass das Mittel zur Ausrichtung und/oder das Empfangsmittel derart ausgestaltet ist, dass das Empfangsmittel im Betrieb Streustrahlung von nicht mehr als drei Spektren empfängt, wobei jeweils zwei dieser Spektren Wellenlängen aufweisen, derart, dass das Produkt der jeweiligen Extinktions- und Streukoeffizienten dieser zwei Spektren jeweils erste und zweite Werte bildet, und wobei das Verhältnis der ersten und zweiten Werte für eine Mehrzahl von Sauerstoffsättigungen unter 65% zwischen 0,5 und 2 liegt.
Sensor gemäß Anspruch 1, wobei das Mittel zur Ausrichtung ein Strahlenquellen-Mittel aufweist.
Sensor gemäß Anspruch 2, wobei das Strahlenquellen-Mittel derart ausgestaltet ist, dass es nur Strahlung der zwei Spektren liefern.
Sensor gemäß Anspruch 2 oder Anspruch 3, wobei das Strahlenquellen-Mittel einen oder mehrere Filter aufweist.
Sensor gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Empfangsmittel ein Mittel zur Strahlungsdetektion aufweist.
Sensor gemäß Anspruch 5, wobei das Mittel zur Strahlungsdetektion derart ausgestaltet ist, dass es ausschließlich Strahlung der beiden Spektren detektiert.
Sensor gemäß Anspruch 6, wobei das Mittel zur Strahlungsdetektion einen oder mehrere Filter aufweist.
Sensor gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Mittel zur Ausrichtung und das Empfangsmittel jeweils eine oder mehrere zugehörige optische Fasern zur Kommunikation mit einem zugehörigen Lichtquellen-Mittel und einem zugehörigen Mittel zur Lichtdetektion aufweisen, wobei das Strahlenquellen-Mittel und das Mittel zur Strahlungsdetektion in einem vom Sensor beabstandeten Puls-Oximeter angeordnet sind.
Sensor gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die beiden Spektren ein erstes Spektrum mit einer mittleren Wellenlänge im infraroten Spektralbereich von 800 nm bis 1000 nm umfassen, sowie ein zweites Spektrum mit einer mittleren Wellenlänge im Bereich von 700 nm bis 800 nm.
Sensor gemäß Anspruch 9, wobei das erste Spektrum eine mittlere Wellenlänge im Bereich von 805 nm bis 940 nm aufweist und wobei das zweite Spektrum eine mittlere Wellenlänge im Bereich von 700 nm bis 790 nm aufweist.
Puls-Oximeter zur Messung von Blutsauerstoffsättigung mit: – einem Sensor gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche; und – einem Prozessormittel zur Berechnung von Blutsauerstoffsättigung.
Puls-Oximeter zur Messung von Blutsauerstoffsättigung mit: – einem Strahlenquellen-Mittel zum Zurverfügungstellen von Strahlung zur Ausrichtung auf Gewebe; – einem Mittel zur Strahlungsdetektion zur Detektion von Strahlung des Strahlenquellen-Mittels nach Streuung durch Gewebe; und – einem Prozessormittel zum Berechnen der Blutsauerstoffsättigung, wobei bei Blutsauerstoffsättigungen unter 65%o die Blutsauerstoffsättigung nur aus der Streustrahlung von nicht mehr als drei Spektren berechnet wird, wobei jeweils zwei dieser Spektren Wellenlängen aufweisen, derart, dass das Produkt der jeweiligen Extinktions- und Streukoeffizienten der zwei Spektren jeweils erste und zweite Werte bildet, und wobei das Verhältnis der ersten und der zweiten Werte für eine Mehrzahl von Sauerstoffsättigungen unter 65%o zwischen 0,5 und 2 liegt.
Puls-Oximeter gemäß Anspruch 11 oder Anspruch 12, wobei die zwei Spektren ein erstes Spektrum mit einer mittleren Wellenlänge im infraroten Spektralbereich von 800 nm bis 1000 nm und ein zweites Spektrum mit einer mittleren Wellenlänge im Bereich von 700 nm bis 800 nm umfassen.
Puls-Oximeter gemäß Anspruch 13, wobei das erste Spektrum eine mittlere Wellenlänge im Bereich von 805 nm bis 940 nm aufweist und wobei das zweite Spektrum eine mittlere Wellenlänge im Bereich von 700 nm bis 790 nm aufweist.
Puls-Oximeter gemäß einem der Ansprüche 11 bis 14, wobei das Oximeter derart ausgestaltet ist, dass es bei Blutsauerstoffsättigungen über 65% die Blutsauerstoffsättigung aus der Streustrahlung erster und zweiter Standard-Wellenlängenbereiche berechnen kann.
Puls-Oximeter gemäß Anspruch 15, wobei der erste Standard-Wellenlängenbereich Wellenlängen von ungefähr 660 nm aufweist und wobei der zweite Standard-Wellenlängenbereich Welle