DE19537646C2

DE19537646C2 - Verfahren und Vorrichtung zum Erkennen verfälschter Meßwerte in der Pulsoximetrie zur Messung der Sauerstoffsättigung

Info

Publication number: DE19537646C2
Application number: DE19537646A
Authority: DE
Inventors: Dieter Woehrle
Original assignee: Hewlett Packard GmbH Germany
Current assignee: Agilent Technologies Deutschland GmbH
Priority date: 1995-10-10
Filing date: 1995-10-10
Publication date: 1998-09-17
Anticipated expiration: 2015-10-11
Also published as: JP3795590B2; DE19537646A1; JPH09108203A; US5846190A

Description

GEBIET DER ERFINDUNG

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf die Messung der Sauerstoffsättigung eines Patienten mittels der Pulsoximetrie. Im einzelnen befaßt sie sich mit der Erkennung und der Anzeige durch Umlicht verfälschter Meßwerte eines Pulsoximeters.

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Die Pulsoximetrie ist eine nichtinvasive Technik zur Überwachung des Zustandes eines Patienten, beispielsweise im Operationssaal oder auf der Intensivstation. Dabei wird normalerweise ein Sensor oder ein Aufnehmer, beispielsweise ein Fingersensor, eingesetzt, in den Lichtquellen wie lichtemittierende Dioden (LEDs) integriert sind. Man kann zwei oder mehr dieser LEDs mit unterschiedlichen Wellenlängen (z. B. im roten und infraroten Bereich) verwenden. Das von diesen Lichtquellen ausgestrahlte Licht wird in das Gewebe des zu überwachenden Patienten eingeleitet, und Photorezeptoren, wie zum Beispiel Photodioden oder Phototransistoren, messen die Intensität des durch das Gewebe durchgestrahlten oder von diesem reflektierten Lichts. Bei der Transmissionsmessung, d. h. der Messung des durchgestrahlten Lichts, sind die Sende- und Empfangsdioden auf unterschiedlichen Seiten des menschlichen Gewebes angeordnet, während sie sich im Falle der Reflexionsmessung auf derselben Seite des Gewebes befinden.

Die auf der Empfangsseite gemessene Intensität kann, wenn eine Messung bei mindestens zwei Wellenlängen stattfindet, dazu verwendet werden, die Sauerstoff sättigung im arteriellen Blut eines Patienten zu berechnen. Eine recht gute Zusammenfassung der zugrunde liegenden Theorie, die von Lambert-Beers Absorptionsgesetz Gebrauch macht, ist in der EP 262 778 A1 enthalten. Der mit dem Pulsoximeter über ein lösbares Transducerkabel verbundene Sensor enthält normalerweise wenigstens zwei LEDs, die Licht beispielsweise einer Wellenlänge von 650 nm - rot- und 1000 nm - infrarot - ausstrahlen. Durch die Veränderung des Erregerstroms in den Sendedioden kann die Intensität des ausgestrahlten Lichts variiert werden. Der von dem Photorezeptor empfangene Photostrom wird von dem Pulsoximeter gemessen und dazu verwendet, die Sauerstoffsättigung des arteriellen Blutes zu berechnen.

Ein generelles Problem bei der Anwendung pulsoximetrischer Messungen besteht jedoch darin, daß es sich um ein auf Umwelteinflüsse reagierendes optisches Meßverfahren handelt. Mit anderen Worten, Umgebungslicht kann auf den Photorezeptor des Sensors fallen und die Meßergebnisse entsprechend verfälschen. Dieser Effekt tritt gerade in Kliniken auf, da dort eine Vielzahl von optischen Störern wie zum Beispiel Neonröhren, die überdies noch je nach Kontinent mit unterschiedlichen Netzfrequenzen betrieben werden, präsent sind.

Man hat in der Vergangenheit schon nach Lösungswegen gesucht, um diese un erwünschten Umlichteffekte auszuschalten. Eine bekannte Maßnahme besteht beispielsweise darin, den Photostrom des Photorezeptors bei ausgeschalteten Sendedioden zu registrieren und auf diese Weise einen Indikator für den Umlichtpegel zu erhalten. Die im Zeitmultiplex betriebenen Sendedioden werden also periodisch abgeschaltet, und das in diesen sogenannten Dunkelphasen gemessene Signal wird später von den eigentlichen Meßwerten subtrahiert.

Diese Dunkelwertmessung, wie sie beispielsweise in der EP 102 816 A2 beschrieben ist, liefert aber nicht in allen Fällen zufriedenstellende Ergebnisse. Insbesondere hat sich herausgestellt, daß sie nur bei im Verhältnis zur Wiederhol rate der Meßzyklen sehr niederfrequenten Umlichtstörungen befriedigend arbeitet, da der Dunkelwert und die Meßsignale nie zeitgleich erfaßt werden können. Da bei den in vielen Kliniken üblichen Beleuchtungen mit Leuchtstoffröhren noch bis ca. 5 kHz Spektralanteile mit einer störenden Amplitude im Umlicht vorhanden sind, werden bei der nachfolgenden Abtastung des analogen Signals die Spektralanteile in den die Vielfachen der Abtastfrequenz umgebenden Frequenz bereichen in den Nutzfrequenzbereich gefaltet und können nicht mehr durch Filterung eliminiert werden.

Eine andere Methode zur Reduzierung der Umlichteinflüsse besteht darin, die Wiederholrate der Meßzyklen und die Anordnung der Meß- und Dunkelphasen innerhalb eines Meßzyklus' geeignet zu wählen. Aber auch dieser Methode sind Grenzen gesetzt, da für international vertriebene Geräte sowohl Netzfrequenzen von 50 Hz wie auch von 60 Hz berücksichtigt werden müssen, und da auch die Netzfrequenzen selbst toleranzbehaftet sind.

Ein wiederum anderes Verfahren zur Unterdrückung der störenden Umlichtanteile ist in der US 5,368,224 A beschrieben. Dort wird zwischen verschiedenen Demultiplexer-Frequenzen hin- und hergeschaltet, wobei das Kriterium für die Wahl einer bestimmten Demultiplexer-Frequenz ein im Vergleich zu den anderen Frequenzen niedrigerer Rauschpegel ist. Auch dieses Verfahren macht somit von einer geeigneten Frequenzwahl Gebrauch und unterliegt denselben Limitationen, was die Faltung aus den Oberwellenbereichen in das Nutzfrequenzband angeht, wie die geeignete Wahl der Erreger-Wiederholfrequenz.

Forstner, K.: Pulsoximetrie (Teil 2) - Meßmethoden und klinische Applikation; in: medizintechnik, 110. Jg., 1990, Heft 6, Seite 213-217, beschäftigt sich auf Seite 217, rechte Spalte, mit klinischen Maßnahmen zur Verhinderung negativer Auswirkungen auf die Meßergebnisse durch Umlicht. Der Autor erwähnt, daß das Umlicht, falls es eine bestimmte Modulationsrate und eine bestimmte Intensität nicht überschreitet, bereits geräteseitig herausgefiltert wird. Er empfiehlt, insbesondere bei Klebesensoren, außer eine optisch günstigen Sensorplazierung (niederer Umlichtpegel am Meßort), eine zusätzliche adhäsive Abdeckung der Sensoranordnung vorzunehmen.

US 5,448,991 betrifft ein Pulsoximetrieverfahren und befaßt sich mit der Erkennung und Behebung von Störgrößen, die durch Bewegungen des entsprechenden Sensors hervorgerufen werden. Umlicht wird detektiert und bei Überschreiten eines vorbestimmten Maßes wird ein Alarm ausgelöst. Die Verwendung von Licht mit einer ersten und einer zweiten Wellenlänge sowie die Verwendung eines Umlichtdetektors wird vorgeschlagen.

In der US 5,351,685 ist ein Oximeter beschrieben, das mit einer Software zur Verringerung des Systemrauschens betrieben wird. Umlicht oder elektrisches Rauschen kann dazu führen, daß das Systemrauschen ansteigt. Das Oximeter trennt die in dem Meßsignal erhaltenen Wechsel- und Gleichspannungs komponeneten und setzt zur Verringerung des Rauschens das Verfahren der linearen Regression ein.

Abschließend ist aus der DE 39 28 759 A1 eine nichtinvasive Oximeteranordnung zum Einsatz in einer stark elektromagnetisch beeinflußten Umgebung, beispielsweise in Innern eines Magnet-Resonanz-Tomographen, bekannt. Es wird vorgeschlagen, die Übertragungsstrecke mit Lichtwellenleitern zu bilden.

Alle diese bekannten Lösungen verbessern zwar die Signalqualität, können aber das Umlichtproblem nicht vollständig beseitigen. Gerade bei den im Krankenhaus oft sehr hohen Lichtstärken kann das Meßsignal trotz einer sehr guten Umlicht unterdrückung noch gestört werden. Die Gefahr liegt dabei insbesondere darin, daß der Sensor nicht mehr korrekt am Patienten angebracht ist oder sogar abfällt, so daß er im wesentlichen nur Umlichtanteile mißt. In diesem Fall kann es vorkommen - und der Anmelderin sind in der Tat solche Fälle bekannt geworden - , daß der Sensor und der dahinterstehende Algorithmus im Umlicht noch ein restliches Patientensignal zu erkennen glaubt, d. h. einen Sauerstoffsättigungswert ermittelt, der innerhalb der am Pulsoximeter eingestellten Alarmgrenzen liegt. Es versteht sich, daß der Patient dadurch unmittelbar gefährdet wird, denn der Benutzer oder Bediener kann die Fehlfunktion nicht erkennen, wenn er sich nicht direkt am Patienten oder beim Pulsoximeter befindet. Der Patient wird also tatsächlich nicht mehr überwacht, und ein kritischer physiologischer Zustand kann nicht mehr an die überwachende Person, also z. B. den Arzt, rückgemeldet wer den.

Der vorliegenden Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, ein verbessertes Verfahren, und ein entsprechendes Pulsoximeter, zur Umlichterkennung zu schaffen. Das Ziel ist es insbesondere, Umlichtstörungen, die trotz der bekannten Maßnahmen zur Umlichtunterdrückung noch im Meßsignal verbleiben, zu erkennen, quantitativ zu erfassen, und daraus einen Indikator für die Qualität des Meßsignals abzuleiten, der dem Benutzer entweder direkt mitgeteilt werden kann oder der bei Über- bzw. Unterschreitung gewisser Grenzwerte direkt einen Alarm oder eine INOP-Meldung auslöst.

Eine weitere Aufgabe der Erfindung besteht darin, soweit wie möglich von den bei gebräuchlichen Pulsoximetern bereits vorhandenen Komponenten (seien dies Hardware- oder Software-Komponenten) Gebrauch zu machen, so daß möglichst geringe Modifikationen erforderlich sind.

KURZFASSUNG DER ERFINDUNG

Die Aufgaben der Erfindung werden gelöst durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche. Weitere vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung finden sich in den abhängigen Ansprüchen.

Die Erfindung bezieht sich primär auf die Erkennung verfälschter Meßwerte in der Pulsoximetrie. Das erfindungsgemäße Verfahren basiert auf dem Ansatz, die Spektralanteile des Umlichts in den störenden Frequenzbereichen meßtechnisch zu erfassen (und geht damit wesentlich weiter als die bereits erwähnte Subtraktion gemessenen Umlichts, die sogenannte "Dunkelwert-Subtraktion"). Bei einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens wird das Umlicht in einem zusätzlichen Zeitintervall gemessen und hinsichtlich seiner Spektralanteile in den störenden Frequenzbereichen untersucht. Während der Umlicht-Meßphase sind, wie bei der Ermittlung des Dunkelwerts, die Sender (z. B. 2 LEDs) entweder abgeschaltet oder in ihrer Intensität variiert, aber der Umlicht-Meßwert wird nicht zum Dunkelwertabzug verwendet, sondern wird genau wie die tatsächlichen Meßsignale verarbeitet, also insbesondere gefiltert und gegebenenfalls auch analog-digital- gewandelt. Damit läßt sich erreichen, daß alle Spektralanteile des Umlichts, die sich in den Meßkanälen in das Nutzfrequenzband falten, auch im Umlichtkanal in den Bereich des Nutzfrequenzbandes gefaltet werden.

Aus dem digitalisierten Umlichtsignal wird nun ein für dessen Amplitude repräsentativer Wert errechnet. Dieser Wert ist bevorzugt der Effektivwert oder die Spitzenamplitude des Umlichtsignals, oder der Mittelwert des gleichgerichteten Umlichtsignals. In derselben Weise wird ein für die Amplitude eines der digitalisierten Meßsignale repräsentativer Wert abgeleitet, also bevorzugt der Effektivwert oder die Amplitude des Meßsignals, oder der Mittelwert des gleichgerichteten Meßsignals. Für diese zweite Berechnung kann ein beliebiger Meßkanal verwendet werden, im Ausführungsbeispiel ist dies der infrarote Meßkanal, aber es könnte natürlich auch der rote oder beide sein.

Die beiden für die Amplitude des Meßsignals und des Umlichtsignals repräsentati ven Werte können nun - in einer Ausführungsform der Erfindung - zueinander ins Verhältnis gesetzt werden, und dieses Verhältnis kann als Maß für die Signalquali tät verwendet werden. Das Verhältnis kann direkt als Quotient berechnet werden und ist dann als Nutz-Störsignalverhältnis zu interpretieren. Alternativ hierzu kann auch seine logarithmierte Form als Störabstand Verwendung finden. Dieses Maß für die Signalqualität kann nun dem Benutzer zur Kenntnis gebracht werden, beispielsweise durch direkte numerische oder graphische Darstellung. Bei einem abgefallenen Sensor (der nur noch Umlichtanteile mißt) wird das Nutz-Störsignal verhältnis dann 1, bzw. der Störabstand 0. Es ist aber auch möglich - und in vielen Fällen wünschenswert -, das Nutz-Störsignalverhältnis oder den Stör abstand mit einem vorgegebenen, festen oder variablen Grenzwert zu vergleichen und bei dessen Unterschreitung einen Alarm auszulösen, der den Benutzer darauf aufmerksam macht, daß keine gültigen Sauerstoff-Sättigungs-Meßwerte mehr vorliegen und der Patient in dieser Hinsicht nicht mehr überwacht wird. Der Alarm, vorzugsweise ein sogenannter INOP-Alarm, kann je nach den Anforderungen in akustischer und/oder optischer Form erfolgen, durch ein Alarmsignal an eine Zentraleinheit u.s.w.

An dieser Stelle muß eine Fallunterscheidung getroffen werden, wobei sich der eine Fall als Sonderfall des anderen darstellt. Zuerst soll der Sonderfall behandelt werden. Dieser liegt vor, wenn während der Zeitintervalle, während der das modifizierte Signal gemessen wird, die Erregerlichtquelle(n) abgeschaltet sind.

Dann läßt sich das Nutz-Störsignalverhältnis NSV, für die Meßphasen zweck mäßig nach folgender Formel berechnen:

worin N_n der Effektivwert eines Nutzsignals aus der Meßphasen darstellt, und U den Effektivwert (oder den Mittelwert, oder die Spitzenamplitude) des Umlichtsignals bei ausgeschalteten Erregerlichtquellen. Statt des Nutz- Störsignalverhältnisses kann natürlich auch der Störabstand (20 . log NSV_n) Verwendung finden.

Die Verallgemeinerung des gerade dargestellten Falles erhält man, wenn die Erregerlichtquelle(n) während des Zeitintervalls, während der das modifizierte Signal gemessen wird, nicht ausgeschaltet, sondern hinsichtlich ihrer Intensität variiert sind. In diesem Fall enthält das modifizierte Signal sowohl Meß- als auch Umlichtanteile. Aber auch in diesem Fall läßt sich ein für das reine Umlichtsignal repräsentativer Wert errechnen, bzw. das Nutz-Störsignalverhältnis bilden, wie folgende Überlegung ergibt:

Es sei M_n,1 der Effektivwert oder die Amplitude des Wechselsignalanteils in Meßphasen bei der Intensität 1, und M_m,2 der entsprechende Wert in Meßphase m bei der (variierten) Intensität 2 (n = m ist möglich). N_n,1 sei der Effektivwert oder die Amplitude des Wechselsignalanteils des Nutzsignals in Meßphasen bei der Intensität 1, und U sei der Effektivwert oder die Amplitude des Umlichtsignals (= Störsignal). Dann gilt

M_n,1 = N_n,1 + U (2a)
M_m,2 = a . N_n,1 + U (2b)

Der Faktor a, um den sich das Nutzsignal bei variierter Intensität der Erregerlicht quelle ändert, wird dabei als bekannt vorausgesetzt. Er kann sich entweder aus der Sensorcharakteristik ergeben oder nach folgender Formel berechnet werden:

(mit G_n,1 = Gleichsignalanteil des Meßsignals in Meßphasen bei Intensität 1 und G_m,2 = Gleichsignalanteil des Meßsignals in Meßphase m bei Intensität 2).

Einsetzen der beiden Gleichungen (2a) und (2b) liefert für den reinen Umlichtanteil

und das Nutz-Störsignalverhältnis

(NSV_n,1 = Nutz-Störsignalverhältnis für Meßphase n bei Intensität 1)
sowie den Störabstand

SA_n,1 = 20.log NSV_n,1 (6)

(SA_n,1 = Störabstand für Meßphasen bei Intensität 1)

Wie man leicht sieht, vereinfacht sich die obige Formel (5) zu Formel (1), wenn der Intensitätswert 2 auf Null gesetzt wird (G_m,2= 0), da dann a = 0 gilt. Auch die Definition des Störabstands wird wieder auf den ersten Fall reduziert.

Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren erhält man einen Indikator für die Signalqualität (oder - in reziproker Form - für die Stärke des störenden Umlicht signals), welches zusätzliche Sicherheit gegen Fehlmessungen bietet. So kann beispielsweise sicher erkannt werden, ob der Sensor (noch) korrekt am Patienten befestigt ist. Insbesondere wird mit Sicherheit ein Alarm ausgelöst, wenn der Sensor vom Patienten abgefallen ist. (Ohne das erfindungsgemäße Verfahren zur Erkennung verfälschter Meßwerte besteht, wie oben ausgeführt, die Gefahr, daß das Umlichtsignal als Patientensignal mißinterpretiert und kein Alarm ausgelöst wird). Aber auch im Fall eines korrekt am Patienten angebrachten Sensors bietet das erfindungsgemäße Verfahren eine zusätzliche Sicherheit gegen ausbleibende Grenzwertalarme, z. B. wenn ein Patient einen unterhalb eines vom Arzt eingestellten, unteren Grenzwerts liegenden SpO₂-Meßwert aufweist, durch Umlichteinflüsse aber ein Wert über diesem Grenzwert gemessen und angezeigt wird. Wenn das Nutz-Störsignalverhältnis und/oder der Störabstand numerisch oder graphisch dargestellt wird, ist es dem Anwender darüber hinaus möglich, die Qualität der Messung zu verbessern, z. B. durch veränderte Anbringung des Sensors, Abdeckung des Meßorts (Abschirmung gegen Umlicht) usw.

Das Nutz- bzw. Störsignalverhältnis sind nicht die einzigen Größen, die für die Amplitude des Umlichtanteils repräsentativ sein und damit als Maß für die Signalqualität dienen können. Stattdessen ist es auch möglich, für diesen Zweck andere Größen zu verwenden, insbesondere die Amplitude des Umlichtanteils selbst, oder die Differenz zwischen der Amplitude des Umlichtanteils und der Amplitude eines für das digitalisierte Meßsignal repräsentativen Werts.

Es versteht sich, daß das erfindungsgemäße Verfahren bevorzugt zusammen mit anderen Maßnahmen zur Umlichtunterdrückung eingesetzt wird. Zwar ist es prinzipiell auch möglich, ausschließlich das erfindungsgemäße Verfahren zum Einsatz zu bringen, aber bessere Resultate sind normalerweise zu erwarten, wenn das Verfahren mit anderen bekannten Maßnahmen kombiniert wird. Zu denken ist hier vorzugsweise an die Kombination mit der Dunkelwertsubtraktion, bei der der Umlichtanteil gemessen und sowohl von den Meßsignalen als auch von dem erfindungsgemäß ermittelten Umlichtsignal abgezogen wird. Dadurch erhöht sich die Sicherheit gegen falsche Meßwerte.

Wird ein zusätzlicher Meßkanal benutzt, um einen Meßwert für eine geänderte Intensität zu erhalten, so wird durch die identische oder quasi-identische Signal verarbeitung der Meßsignale sichergestellt, daß alle Störungen, die sich in den Nutzkanälen dem Meßsignal überlagern, auch in dem zusätzlichen Kanal sichtbar werden. Zu diesem Zweck wird angestrebt, daß die Meßsignale und das Signal in dem zusätzlichen Kanal mit derselben Abtastrate abgetastet werden, daß für alle diese Signale derselbe Dunkelwertabzug vorgenommen wird, daß sie derselben Filterung unterworfen werden usw. Insbesondere werden beide Signalgruppen einer Tiefpaß- bzw. einer Bandpaßfilterung unterworfen; vorzugsweise auch derselben Hochpaßfilterung und Gleichrichtung. Durch die Hochpaßfilterung werden nur die Wechselanteile des Meß- und des Umlicht signals für die Berechnung des Verhältnisses der für die Amplituden dieser Signale repräsentativen Werte verwendet. Mit den Maßnahmen der Gleichrichtung und Tiefpaßfilterung kann ein Mittelwert des jeweiligen Signals gebildet werden, der sich besonders gut für die Ermittlung des Nutz-Störsignalverhältnisses und des daraus abgeleiteten Störabstands eignet.

Günstig ist es auch, wenn bei dem im Zeitmultiplex betriebenen Meßverfahren die Umlichtphase direkt vor oder nach der Dunkelwertphase kommt. Dadurch kann sichergestellt werden, daß sich eine vollständige Auslöschung des Umlichtsignals durch den Dunkelwertabzug nur für Frequenzen ergibt, bei denen sich auch die Umlichtstörungen in allen Meßkanälen vollständig aufheben.

Ein besonderer Vorteil des erfindungsgemäßen Verfahrens besteht darin, daß zu seiner Implementierung nur relativ geringfügige Modifikationen bestehender Pulsoximeter erforderlich sind. Im folgenden werden zwei bevorzugte Aus führungsformen vorgestellt, die überhaupt keine (oder jedenfalls nur wenige) schaltungstechnischen Modifikationen erfordern, sondern im wesentlichen lediglich eine programmtechnische Adaption.

Gemäß einer ersten Ausführungsform wird das Ausgangssignal des Photore zeptors einem Multiplexer zugeführt und pro Meßsignal auf mindestens je einen Verarbeitungskanal verteilt, wobei für das Umlichtsignal ein eigener und mit den den Meßsignalen zugeordneten Verarbeitungskanälen im wesentlich identischer Verarbeitungskanal vorgesehen ist. Diese Lösung bietet sich vor allem für Pulsoximeter an, die bereits einen redundanten Verarbeitungskanal aufweisen (was häufig der Fall ist), und deren Zeitmultiplex-Schema die Bedienung dieses zusätzlichen Verarbeitungskanals zuläßt.

Sollte diese Lösung nicht möglich oder nicht erwünscht sein, so kann die Verarbeitung des Umlichtsignals aber auch in einem bereits vorhandenen Meß kanal erfolgen. Hierzu ist es zweckmäßig, die Intensität der Erregerlichtquelle periodisch abzuschalten und die so entstandene Unterbrechung für die Aufnahme und Verarbeitung von Umlichtsignalen zu benutzen. Da die Sauerstoffsättigung ein relativ träger Patientenparameter ist, fällt eine kurzzeitige Unterbrechung nicht sehr ins Gewicht, so daß dies eine attraktive Lösung darstellen kann. Gemäß der oben besprochenen Verallgemeinerung kann aber auch nur die Intensität einer Erregerlichtquelle variiert (d. h. das Meßsignal nicht abgeschaltet, sondern nur in seiner Intensität variiert) werden, und damit eine Unterbrechung der Messung der Sauerstoffsättigung ganz vermieden werden.

Die Erfindung bezieht sich auch auf ein Pulsoximeter zur Messung der Sauerstoff sättigung eines Patienten mit

- wenigstens einer Erregerlichtquelle, die Licht wenigstens zweier Wellenlängen in das Gewebe des Patienten einstrahlt;
- wenigstens einem Photorezeptor, der das durch das Gewebe durchgestrahlte oder von diesem reflektierte Licht mißt;
- Meßsignal-Verarbeitungskanälen für die von dem Photorezeptor empfangenen Meßsignale, wobei jeder Meßsignal-Verarbeitungskanal Filter und Analog- Digital-Wandler für die Filterung und Analog-Digital-Wandlung dieser Meßsignale umfaßt;
- einer Verarbeitungseinheit, vorzugsweise einem Mikroprozessor, der aus den gefilterten und analog-digital-gewandelten Meßsignalen die Sauerstoffsättigung errechnet; wobei
- ein Umlicht-Verarbeitungskanal vorgesehen ist, der in derselben Weise wie die Meßsignal-Verarbeitungskanäle Filter und gegebenenfalls Analog-Digital- Wandler umfaßt, der Umlicht-Verarbeitungskanal aber nur in Zeitintervallen aktiviert ist, in denen die Erregerlichtquelle(n) abgeschaltet und/oder variiert ist/sind.

KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Die Erfindung wird nun anhand eines bevorzugten Ausführungsbeispiels mit Bezug auf die beigefügten Zeichnungen näher erläutert, die folgendes darstellen:

Fig. 1 Ein Blockschaltbild einer ersten Ausführungsform der Erfin dung, und

Fig. 2a und 2b zeitliche Ablaufdiagramme von Ausführungsalternativen der Erfindung.

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN

Die Fig. 1 zeigt in Form eines Blockschaltbilds die Beschaltung eines Pulsoxime ters einschließlich des zugehörigen Sensors. Der Sensor ist schematisch mit 1 bezeichnet (unterbrochene Linie) und in der Realität beispielsweise ein Fingersen sor, wie er in der DE 37 03 458 C2 beschrieben ist. Er umfaßt eine ebenfalls schematisch dargestellte Sendediode 2, die Licht in den Finger 3 eines Patienten einstrahlt. Zur Durchführung der pulsoximetrischen Messung ist die Bestrahlung mit mindestens 2 verschiedenen Wellenlängen erforderlich. Die Sendediode 2 kann daher in der Praxis aus der Antiparallelschaltung zweier Leuchtdioden bestehen, wie sie beispielsweise in der US 5,058,588 beschrieben ist. Bei dieser Ausführungsform wird durch Impulse einer Polarität die eine Sendediode, und durch Impulse der umgekehrten Polarität die andere Sendediode betrieben. In der Praxis wird meist eine rote und eine infrarote Leuchtdiode eingesetzt.

Eine Zeitsteuereinheit 4 kontrolliert, wann welche der Sendedioden im aktiven Betrieb ist. Diese Zeitsteuereinheit ist über eine Verstärkerschaltung 5 mit der Sendediode verbunden. Diese Verbindung wird in der Praxis durch das Sensorka bel hergestellt, d. h. die Verstärkerschaltung 5 ist noch Bestandteil des Pulsoxime ters, während die Sendediode 2 in den Sensor integriert ist.

Eine Photodiode 6, die ebenfalls Bestandteil des Sensors 1 ist, empfängt das durch den Finger 3 hindurch gestrahlte Licht der Sendediode(n) 2. Die Intensität des empfangenen Lichts ist durch die Absorption im Gewebe des Fingers 3 abgeschwächt, und aus der Abschwächung läßt sich mit bekannten Methoden die Sauerstoffsättigung im Blut des Patienten bestimmen.

Die Ansteuerung der Sendedioden 2 durch die Zeitsteuereinheit 4 erfolgt im Zeitmultiplexverfahren. Im dargestellten Ausführungsbeispiel sind 4 regelmäßig wiederkehrende Zeitintervalle vorgesehen. Während des ersten Zeitintervalls werden die Sendedioden abgeschaltet, und es wird der Umlichtanteil (hier auch "Dunkelwert" genannt) gemessen. Während des zweiten Zeitintervalls wird die rote Sende-LED eingeschaltet, und während des dritten Zeitintervalls die infrarote Sende-LED. Das vierte Zeitintervall dient in noch zu beschreibender Weise zur Messung des Umlichtsignals und, daraus folgend, zur Berechnung des Nutz- Störsignalverhältnisses.

Das von der Photodiode 6 empfangene Signal wird zunächst auf einen Eingangs verstärker 7 und, von dort folgend, auf ein Eingangsfilter 8 mit Tiefpaßcharakteri stik gegeben. Da sich das im Zeitmultiplex betriebene Sende- und daher auch Empfangssignal als Pulsfolge mit höherfrequenten Anteilen darstellt, muß die Grenzfrequenz des Eingangsfilters 8 relativ hoch gewählt werden. Damit können sich die Meßwerte innerhalb der einzelnen Meßphasen hinreichend genau auf den Endwert einschwingen.

Der auf der Leitung zwischen der Photodiode 6 und dem Eingangsverstärker 7 (in der Praxis das Sensorkabel) anliegende Signalverlauf ist in der Unterfigur 9 nochmals genauer dargestellt. Während einer ersten Phase 10 wird der Dunkelwert gemessen, während einer zweiten Phase 11 der Rotwert, während einer dritten Phase 12 der Infrarotwert und während einer vierten Phase 13 das Umlichtsignal. Das gesamte Signalmuster wiederholt sich dann ständig, solange die Messung läuft.

Die Zeitsteuereinheit 4 steuert, wie über die punktierte Linie 14 dargestellt, auch einen Multiplexer 15 synchron zu den Erregersignalen. Das empfangene Signal wird dann auf insgesamt vier Verarbeitungskanäle verteilt, die mit den Bezugs zeichen 16 bis 19 versehen sind. Jeder dieser Kanäle ist für die Verarbeitung eines Meßsignals, des Dunkelwerts oder des Umlichtsignals zuständig.

Der Verarbeitungskanal 16 ist für die Verarbeitung der Dunkelwerte zuständig, d. h. das während des Zeitintervalls 10 (siehe Zeitdiagram 9) aufgenommene Signal wird dort verarbeitet. Dieser Verarbeitungskanal besteht im wesentlichen aus einem Tiefpaßfilter 20, welches das Signal weiter bandbegrenzt und als Halteglied für den jeweiligen Meßwert dient. Da das Tiefpaßfilter 20 nicht mehr der kombinierten, im Zeitdiagramm 9 dargestellten Pulsfolge folgen können muß, sondern nur noch der Frequenz der Dunkelwertsignale, kann seine Grenzfrequenz wesentlich niedriger gewählt werden als die Grenzfrequenz des Eingangsfilters 8. Das Ausgangssignal des Tiefpaßfilters 20 wird dann an drei Summierpunkte 21, 22 und 23 weitergeleitet, deren Funktion im folgenden noch näher erklärt werden wird.

In ähnlicher Weise wie der Dunkelwert-Verarbeitungskanal 16 arbeitet der Ver arbeitungskanal 17 für das Meßsignal der roten Leuchtdiode. Dieser Kanal ist nur aktiv, d. h. vom Multiplexer 15 selektiert, wenn die rote Sendediode eingeschaltet ist (vergleiche Bezugszeichen 11 im Zeitdiagramm 9). Das während der Einschalt zeit der roten Sende-LED durch den Finger 3 des Patienten transferierte Signal wird einem Tiefpaßfilter 24 zugeführt, welches eine ähnliche oder die gleiche Charakteristik wie das Tiefpaßfilter 20 hat. Anschließend wird das Ausgangs signal des Tiefpaßfilters 24 auf den Summierpunkt 21 gegeben; dort wird der Dunkelwert, d. h. der Umgebungslichtanteil des von der Photodiode 6 aufgenom menen Lichts abgezogen. Das resultierende Signal gelangt anschließend auf einen Analog-Digital-Wandler 25 und wird nach der Digitalisierung im digitalen Tiefpaß 26 nochmals bandbegrenzt.

Der Infrarot-Verarbeitungskanal 18 mit dem Tiefpaßfilter 27, dem Summierpunkt 22, dem Analog-Digital-Wandler 28 und dem digitalen Tiefpaß 29 arbeitet in ent sprechender Weise, mit dem Unterschied, daß hier die infraroten Empfangssignale 12 berücksichtigt werden. Die Ausgangssignale der beiden digitalen Tiefpässe 26 und 29 werden nun einer Verarbeitungseinheit 30 - typischerweise einem Mikroprozessor - zugeführt, der aus diesen Werten auf bekannter algorithmischer Grundlage den Wert für die Sauerstoffsättigung des Patienten errechnet (in Fig. 1 mit SpO₂ bezeichnet).

Die bisher geschilderten Komponenten des Pulsoximeters entsprechen dem Stand der Technik. Neu ist dagegen die Bereitstellung der in dem gestrichelten Block 31 gezeigten Komponenten, mit denen sich ein Maß für die Qualität des Sauerstoff sättigungssignals und insbesondere dessen Verfälschung durch Umlichtanteile errechnen und gegebenenfalls zum Verwerfen der SpO₂-Meßdaten bzw. zur Alarmierung des Benutzers verwenden läßt.

Während der Aktivierung des Verarbeitungskanals 19 sind die Sendedioden 2 ebenfalls abgeschaltet, siehe das Bezugszeichen 13. Die Verarbeitung des Umlichtsignals im Kanal 19 geschieht in derselben Weise wie die Verarbeitung der roten und infraroten Signale in den Kanälen 17 und 18. Das heißt, das von der Photodiode 6 gemessene Signal wird zunächst im Tiefpaß 32 bandbegrenzt; vom Ausgangssignal dieses Tiefpasses wird der Dunkelwert subtrahiert (Summations punkt 23); das subtrahierte Signal wird im Analog-Digital-Wandler 33 digitalisiert und im digitalen Tiefpaß 34 nochmals bandbegrenzt. Insoweit entspricht die Verarbeitung des Umlichtsignals der Verarbeitung der roten und infraroten Meßwerte in den Komponenten 21, 22 und 24 bis 29.

Das am Ausgang des digitalen Tiefpaßfilters 34 anstehende Umlichtsignal wird ferner einem Hochpaß 35 zugeführt, der den Wechselanteil des Umlichtsignals selektiert. Anschließend erfolgt eine Gleichrichtung durch den Gleichrichter 36 und eine Mittelung durch das Tiefpaßfilter 37. Am Ausgang des Tiefpaßfilters 37 steht nun ein im wesentlichen zeitlich konstantes Signal, welches proportional zu der Amplitude des Umlichtsignals ist.

In einem weiteren, aus den Komponenten 38 bis 40 bestehenden Verarbei tungspfad wird das infrarote Meßsignal in derselben Weise verarbeitet, wie dies für das Umlichtsignal in den Komponenten 35 bis 37 geschieht. Hier ist zu betonen, daß es sich bei dem in den Komponenten 38 bis 40 verarbeiteten Signal um ein Meßsignal handeln muß, d. h. ein Signal, das bei eingeschalteter Sendediode aufgenommen wurde; jedoch muß nicht notwendigerweise der infrarote Verarbeitungskanal gewählt werden, sondern es könnte statt dessen auch der rote Meßkanal angeschlossen sein.

Durch die Verarbeitung in dem Hochpaßfilter 38, dem Gleichrichter 39 und dem Tiefpaßfilter 40 ergibt sich am Ausgang des letzteren ein Gleichsignal, das proportional zur Amplitude des infraroten Meßsignals ist. Der Ausgang der Tief paßfilter 37 und 40 wird nun einer Berechnungs- oder Verhältnisbildungseinheit 41 zugeführt, welche das Verhältnis der Größen N und U bildet. N ist dabei der zur Amplitude des infraroten Meßsignals proportionale Wert, U dagegen der zur Amplitude des Umlichtsignals proportionale Wert. Das Verhältnis dieser beiden Größen ist das Nutz-Störsignalverhältnis gemäß folgender Formel

worin N_n den zur Amplitude des Signals proportionalen Wert aus der Meßphasen darstellt, U den zur Amplitude des Umlichtsignals proportionalen Wert und NSV_n das Nutz-Störsignal-Verhältnis aus der Meßphase n.

Es ist natürlich auch möglich, statt dem Nutz-Störsignal-Verhältnis den Stör abstand zu berechnen. Dieser ermittelt sich nach der folgenden Formel:

SA_n = 20.log NSV_n (8)

wobei SA_n den der Meßphasen zugeordneten Störabstand definiert.

Ebenso kann statt des Mittelwertes des gleichgerichteten Umlichtsignals natürlich auch deren Spitzenamplitude, oder deren Effektivwert, verwendet werden.

Das Nutz-Störsignal-Verhältnis kann nun algorithmisch weiter verarbeitet werden, wie durch die Linie 42 angedeutet. Ein typischer Anwendungsfall ist in der Fig. 1 noch näher illustriert. Der rechnerisch ermittelte Wert des Nutz-Störsignalverhält nisses NSV wird dort einem Vergleicher 43 zugeführt, der diesen Wert mit einem Grenzwert G (Linie 44) vergleicht. Ist das Nutz-Störsignalverhältnis kleiner als dieser Grenzwert, d. h. ist das Nutzsignal im Vergleich zu dem störenden Umlichtsignal zu klein und weitgehend von diesem überdeckt, so kann über die Leitung 45 ein Alarm gegeben werden, z. B. ein optischer und/oder akustischer Alarm, der eine Bedienungsperson zum Bett des überwachten Patienten ruft. Dieser Fall kann insbesondere auftreten, wenn der Sensor vom Patienten abgefallen ist, aber durch starke Umlichtstörungen ein fiktiver SpO₂-Wert gemessen wird, welcher innerhalb der für diesen Meßwert eingestellten Alarmgrenzen liegt. Auch in diesem Fall kann die Mimik gemäß der vorliegenden Erfindung erkennen, daß das Nutz-Störsignalverhältnis zu klein geworden ist, und gibt dann alternativ über die Leitung 45 einen Umlicht- bzw. Störsignalalarm. Natürlich ist es auch möglich, statt der Alarmgabe nur die korrespondierenden Meßwerte zu verwerfen.

Es versteht sich, daß an Stelle des Nutz-Störsignalverhältnisses auch der Störabstand benutzt werden kann, um einen Alarm auszulösen. Bei abgefallenem Sensor wird das Nutz-Störsignalverhältnis 1 bzw. der Störabstand 0.

Die mit der Verarbeitung der Meßsignale in den Meßkanälen 17 und 18 gleiche Verarbeitung des Umlichtsignals im Verarbeitungskanal 19 hat zur Folge, daß die Spektralanteile des Umlichts in den störenden Frequenzbereichen meßtechnisch erfaßt werden. Damit wird erreicht, daß alle Spektralanteile des Umlichts, die sich in den Meßkanälen in das Nutzfrequenzband falten, auch im Umlicht-Ver arbeitungskanal in den Bereich des Nutzfrequenzbandes gefaltet werden. Anschließend werden die Spektralanteile des Umlichts im Nutzfrequenzband (z. B. 0,5 bis 5 Hz) durch ein Bandpaßfilter selektiert, der Effektivwert, die Amplitude oder der Mittelwert des gleichgerichteten Signals ermittelt und im Verhältnis zum Effektivwert, zur Amplitude bzw. zum Mittelwert des gleichgerichteten Nutzsignals gesetzt. Wesentlich ist dabei, daß die Signalverarbeitung in den Meßkanälen und im Umlicht-Verarbeitungskanal gleich ist (d. h. gleiche Abtastrate, gleicher Dunkelwertabzug, gleiche Filterung etc.), um sicherzustellen, daß alle Störungen, die sich in den Nutz- bzw. Meßkanälen dem Signal überlagern, auch im Umlichtkanal sichtbar werden.

Schließlich und endlich kann das Nutz-Störsignalverhältnis NSV dem Benutzer auch direkt zur Kenntnis gebracht werden, z. B. in Form einer numerischen oder graphischen Darstellung. Er hat damit ein Maß für die Signalqualität und kann versuchen, diese positiv zu beeinflussen, z. B. durch eine veränderte Anbringung oder Anordnung des Sensors, durch Abdeckung des Meßortes (Abschirmung gegen Umweiteinflüsse) usw.

Vorteilhafterweise wird die Umlichtphase direkt vor oder nach der Dunkelphase eingeleitet. Damit kann sichergestellt werden, daß sich eine vollständige Auslöschung des Umlichtsignals durch den Dunkelwertabzug nur für Frequenzen ergibt, bei denen sich auch die Umlichtstörungen in allen Meßkanälen vollständig aufheben. In Fig. 1 ist diese Bedingung erfüllt, da direkt nach der Umlichtphase 13 wieder eine Dunkelphase 10 kommt (das Zeitdiagramm 9 wiederholt sich, wie bereits oben dargestellt, während der Messung permanent).

Bei dem hier beschriebenen Beispiel werden die Erregerlichtquellen periodisch ab geschaltet, um das Nutz-Störsignalverhältnis zu ermitteln. Natürlich könnte aber auch, wie im einleitenden Teil der Beschreibung dargestellt, die Intensität der Erregerlichtquellen periodisch variiert werden, um dasselbe Ergebnis zu erzielen.

Alternativ zu der in Fig. 1 dargestellten Ausführungsform ist es auch möglich, keinen besonderen Umlicht-Verarbeitungskanal (Bezugszeichen 19 in Fig. 1) vorzusehen, sondern die Umlichtmessung statt dessen in den Meßkanälen selbst zu bewirken. Dies spart Schaltungskomponenten; wenn aber der Betrieb als Meßkanal unterbrochen wird, während die Umlichtmessung vorgenommen wird, kann während der Umlichtmessung in den Meßkanälen keine Messung der Sauerstoffsättigung erfolgen. Die Fig. 2a und 2b zeigen daher in Form von Zeit diagrammen eine günstigere Lösung, bei der nur die Intensität der Erreger lichtquellen in den Meßkanälen variiert wird, aber die Intensität nicht auf Null reduziert wird.

Gemäß Fig. 2a werden die Meßkanäle 17 und 18 für die Umlichtmessung aus genutzt, und zwar durch Intensitätsvariation beider Erregerlichtquellen. In dieser Figur bezeichnet das Bezugszeichen 46 eine Phase der SpO₂-Messung mit normal betriebenen Erregerlichtquellen, d. h. ohne Intensitätsvariation. Drei jeweils periodisch wiederholte Phasen sind die Dunkelphase (D), die Meßphase 1 mit Intensität 1 (M_{1, 1}) und die Meßphase 2 mit Intensität 1 (M_{2, 1}).

In dem Zeitabschnitt 47 wird dagegen mit veränderter Intensität 2 gemessen. Das heißt, das Meßsignal 1 wird mit Intensität 2 gemessen (M_{1, 2}), und ebenso das Meßsignal 2 (M_{2, 2}). Der Buchstabe D bezeichnet auch in diesem Fall die Dunkel phase über den Verarbeitungskanal 16. Während der Phasen M_{1, 2} und M_{2, 2} erhält man daher einen gemischten Meßwert für die Meßsignale und die Spektralanteile des Umlichts, der in derselben Weise wie die eigentlichen Meßwerte ermittelt wird, da beide über denselben Verarbeitungskanal gelaufen sind. Im Zeitintervall 48 wird dagegen die SpO₂-Messung bei der ursprünglichen Intensität 1 wieder auf genommen, wie man an der wiederholten Sequenz M_{1, 1} und M_{2, 1} sehen kann.

Natürlich ist es auch möglich, nur eine der Erregerlichtquellen hinsichtlich ihrer Intensität zu variieren. Diesen Fall zeigt die Fig. 2b. Die Zeitabschnitte 49 und 51 sind identisch zu den Abschnitten 46 und 48 in Fig. 2a; im Zeitabschnitt 50 wird dagegen nur die Meßphase 2 auf Intensität 2 gesetzt (M_{2, 2}), während die Meßphase 1 mit der unveränderten, ursprünglichen Intensität 1 abläuft (M_{1, 1}).

Die in den Fig. 2a und 2b gezeigte Lösung hat den großen Vorteil, daß kein separater Meßkanal für das Umlichtsignal vorgesehen werden muß. Außerdem ist diese Methodik für alle Arten der Umlichtunterdrückung anwendbar.

Claims

1. Verfahren zum Erkennen verfälschter Meßwerte in der Pulsoximetrie, bei dem abwechselnd Licht wenigstens zweier Wellenlängen in das Gewebe eines Patienten eingestrahlt und das transmittierte oder reflektierte Licht mittels eines Photorezeptors (6) gemessen, verarbeitet und anschließend zur Ermittlung der Sauerstoffsättigung im Blut des Patienten analysiert wird, dadurch gekennzeichnet, daß

1. die Intensität wenigstens einer der Erregerlichtquelle(n) (2) während wiederkehrender Zeitintervalle variiert wird,
2. der Photorezeptor (6) während dieser wiederkehrenden Zeitintervalle ein modifiziertes Signal mißt, welches im Vergleich zu dem bei nicht variierten Erregerlichtquelle(n) (2) gemessenen Signal einen variierten Nutzsignalanteil, aber einen von der Intensität der Erregerlichtquelle(n) (2) unahhängigen Umlichtanteil aufweist,
3. das modifizierte Signal im wesentlichen in derselben Weise wie das bei nicht variierten Erregerlichtquelle(n) (2) gemessene Signal verarbeitet wird, so daß aus dem modifizierten Signal ein für die Amplitude des Umlichtanteils repräsentativer Wert abgeleitet werden kann, und
4. der für die Amplitude des Umlichtanteils repräsentative Wert, oder eine von diesem abgeleitete Größe, als Maß für die Signalqualität benutzt wird.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Intensität wenigstens einer Erregerlichtquelle (2) während wiederkehrender Zeitinter valle zu Null gesetzt wird.

3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die als Maß für die Signalqualität verwendete Größe als Nutz-Störsignalverhältnis, bei dem ein für die Amplitude eines digitalisierten Meßsignals repräsentativer Wert zu dem für die Amplitude des Umlichtanteils repräsentativen Wert ins Verhältnis gesetzt wird, oder in logarithmierter Form des Nutz-Störsignal verhältnisses als Störabstand berechnet wird.

4. Verfahren nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die für die Amplituden des Meßsignals bzw. des Umlichtanteils repräsentativen Werte als Effektiv- oder als Mittelwerte, oder als Spitzenamplituden berechnet werden.

5. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die als Maß für die Signalqualität verwendete Größe die Amplitude des Umlicht anteils ist.

6. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die als Maß für die Signalqualität verwendete Größe die Differenz zwischen der Amplitude des Umlichtanteils und der Amplitude eines für ein digitalisiertes Meßsignal repräsentativen Werts ist.

7. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß nur der Wechselanteil des Umlichtanteils zur Ermittlung des für die Signalqualität repräsentativen Maßes verwendet wird.

8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die als Maß für die Signalqualität verwendete Größe zur optischen Anzeige gebracht wird.

9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die als Maß für die Signalqualität verwendete Größe mit wenigstens einem Grenzwert verglichen wird und bei Ober- bzw. Unterschreitung für die Zurückweisung von Meßwerten oder für die Alarmgebung benutzt wird.

10. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß sowohl die bei nicht variierten Erregerlichtquelle(n) (2) gemessenen Signale, als auch das bei variierten Erregerlichtquelle(n) (2) gemessene modifizierte Signal einer Tiefpaßfilterung unterworfen werden.

11. Verfahren nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß sowohl die bei nicht variierten Erregerlichtquelle(n) (2) gemessenen Signale, als auch das bei variierten Erregerlichtquelle(n) (2) gemessene modifizierte Signal gleichgerichtet und/oder hochpaßgefiltert werden.

12. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekenn zeichnet, daß das Ausgangssignal des Photorezeptors (6) einem Multiplexer (15) zugeführt und pro Meßsignal auf mindestens je einen Verarbeitungskanal (17; 18) verteilt wird, wobei für das Umlichtsignal ein eigener und mit den den Meßsignalen zugeordneten Verarbeitungs kanälen (17; 18) im wesentlichen identischer Verarbeitungskanal (19) vorgesehen ist.

13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Aufnahme und die Verarbeitung von Meßsignalen periodisch unterbrochen und die so entstandene Unterbrechung für die Aufnahme und Verarbeitung von Umlichtsignalen benutzt wird.

14. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch die Erfassung von Dunkelwerten in einem Zeitintervall, in dem die Erregerlichtquelle(n) (2) abgeschaltet ist/sind, und die anschließende Subtraktion dieser Dunkelwerte sowohl von den Meßsignalen als auch dem Umlichtsignal.

15. Verfahren nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die Zeitinter valle für die Erfassung der Dunkelwerte und für die Erfassung des Umlichtsignals in beliebiger Reihenfolge zeitlich unmittelbar aufeinanderfolgen.

16. Pulsoximeter zur Messung der Sauerstoffsättigung eines Patienten mit

1. wenigstens einer Erregerlichtquelle (2), die Licht wenigstens zweier Wellenlängen in das Gewebe des Patienten einstrahlt;
2. (wenigstens einem Photorezeptor (6), der das durch das Gewebe durchgestrahlte oder von diesem reflektierte Licht mißt;
3. Meßsignal-Verarbeitungskanälen (17; 18) für die von dem Photore zeptor (6) empfangenen Meßsignale, wobei jeder Meßsignal-Ver arbeitungskanal (17-18) Filter (24, 26; 27, 29) für die Filterung dieser Meßsignale umfaßt; und
4. einer Verarbeitungseinheit (30), vorzugsweise einem Mikroprozes sor, der aus den gefilterten Meßsignalen die Sauerstoffsättigung errechnet;

gekennzeichnet durch

1. (16.5) einen Umlicht-Verarbeitungskanal (19), der in derselben Weise wie die Meßsignal-Verarbeitungskanäle (17; 18) Filter (32, 34) umfaßt, der aber nur in Zeitintervallen aktiviert wird, in denen die Intensität der Erregerlichtquelle(n) (2) abgeschaltet oder variiert ist/sind.

17. Pulsoximeter zur Messung der Sauerstoffsättigung eines Patienten mit

1. einer Erregerschaltung für wenigstens zwei Erregerlichtquellen (2) unterschiedlicher Wellenlänge;
2. einer Empfängerschaltung für den Empfang von Signalen eines Photorezeptors (6);
3. Meßsignal-Verarbeitungskanälen (17; 18) für die von der Empfängerschaltung empfangenen Meßsignale, wobei jeder Meßsignal-Verarbeitungskanal (17; 18) Filter (24, 26; 27, 29) für die Filterung dieser Meßsignale umfaßt; und
4. einer Verarbeitungseinheit (30), vorzugsweise einem Mikroprozes sor, der aus den gefilterten Meßsignalen die Sauerstoffsättigung errechnet;

gekennzeichnet durch

1. einen Umlicht-Verarbeitungskanal (19), der in derselben Weise wie die Meßsignal-Verarbeitungskanäle (17; 18) Filter (32, 34) umfaßt, der aber nur in Zeitintervallen aktiviert wird, in denen die Intensität der Erregerlichtquelle(n) (2) abgeschaltet oder variiert ist/sind.

18. Pulsoximeter nach Anspruch 16 oder 17, dadurch gekennzeichnet, daß wenigstens ein Meßsignal und ein Umlichtsignal nach ihrer Verarbeitung in den entsprechenden Meßsignal- (17; 18) und Umlicht-Verarbeitungs kanälen (19) einer Berechnungseinheit zugeführt werden, die für die Amplituden des digitalisierten Meßsignals und des digitalisierten Umlicht signals repräsentative Werte ermittelt und diese ins Verhältnis zueinander setzt.

19. Pulsoximeter nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, daß die Berechnungseinheit wenigstens einen Gleichrichter (39; 36) und ein Hochpaßfilter (38; 35) umfaßt.

20. Pulsoximeter nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß die Berechnungseinheit das Verhältnis der für die Amplituden des Meßsignals und des Umlichtsignals repräsentativen Werte als Nutz- Störsignalverhältnis oder in logarithmierter Form als Störabstand berechnet.

21. Pulsoximeter nach einem der Ansprüche 16 bis 20, gekennzeichnet durch einen Dunkelwert-Verarbeitungskanal (16), der nur in Zeitintervallenaktiviert wird, in denen die Erregerlichtquelle(n) (2) abgeschaltet ist/sind, und durch Summierpunkte (21, 22, 23), an denen der ermittelte Dunkelwert von den Meßsignalen und dem Umlichtsignal abgezogen wird.