DE69517955T2

DE69517955T2 - Verfahren und gerät zur nichtinvasiven vorhersage von hämatokrit

Info

Publication number: DE69517955T2
Application number: DE69517955T
Authority: DE
Inventors: M. Carim; P. Ekholm; P. Erickson; J. Kelliher; B. Knudson; J. Rude; R. Smith
Original assignee: Terumo Cardiovascular Systems Corp
Current assignee: Terumo Cardiovascular Systems Corp
Priority date: 1994-01-31
Filing date: 1995-01-19
Publication date: 2001-03-01
Anticipated expiration: 2015-01-20
Also published as: JPH09508291A; DE69517955D1; EP0742896B1; EP0742896A1; WO1995020757A1; US5553615A; US5755226A

Description

Rechte der Regierung

Diese Erfindung erfolgte mit Unterstützung der Regierung der Vereinigten Staaten von Amerika unter dem United States of America Contract N00014-89-C-0024. Die Regierung der Vereinigten Staaten von Amerika hat bestimmte Rechte an dieser Erfindung.

Bezugnahme auf den Mikroliche-Anhang

Diese Anmeldung schließt durch diese Bezugnahme in einem Mikroliche-Anhang das Computerprogramm-Listing ein, das 2 Mikroliches und eine Gesamtmenge von 128 Einzelbildern einschließt, die bei dem United States Patent and Trade Mark Office in Verbindung mit der Einreichung der US-Patentanmeldung der Schriennummer 08/189,600, der Anmeldung, von der diese internationale Anmeldung die Priorität beansprucht, hinterlegt sind.

Gebiet der Erfindung

Diese Erfindung betrifft ein Verfahren und ein Gerät zur nichtinvasiven Vorhersage des Hämatokrit.

Hintergrund der Erfindung

Der Hämatokrit, der Volumenprozentanteil von Erythrocyten (rote Blutkörperchen) im Gesamtvolumen des Blutes, ist ein lebensnotwendiger Blutbestandteil, der überwacht werden muß, um den physiologischen Zustand eines Säugerpatienten zu bestimmen.
Der Hämatokrit wurde traditionellerweise gemessen, indem aus dem Körper eines Säugerpatienten Blut entnommen oder abgeleitet wurde. Derartige in-vitro- oder in-vivo- Techniken, die für den Körper invasiv sind, verursachen Komplikationen im Zustand des Patienten und derjenigen, die den Patienten behandeln. Jedes invasive diagnostische oder überwachende Verfahren wird von einem Säugerpatienten weniger bevorzugt als ein nichtinvasives Verfahren. Durch Blut übertragene Krankheiten sind ein Ursprung der Besorgnis für diejenigen, die den Patienten behandeln.
Invasive Verfahren zur Bestimmung von dem Hämatokrit, bei denen eine Blutprobe entnommen wird, sind in den US-Patentschriften 3,923,397 (Shuck) und 5,200,345 (Young) sowie in der europäischen Patentveröffentlichung 0 419 222 A2 (Callis et al.) offenbart.
Invasive Verfahren zur Bestimmung des Hämatokrit, bei denen eine Probe von Blut aus dem Blutstrom eines Patienten abgeleitet wird, sind in den US-Patentschriften 4,227,814 (Soodak et al.); 4,303,336 (Cullis) und 4,447,150 (Heinemann); sowie in der europäischen Patentveröffentlichung 0 419 223 A2 (Callis et al.) offenbart.
Invasive Verfahren zur Bestimmung des Hämatokrit, bei denen eine Sonde in den Körper eingeführt wird, sind in den US-Patentschriften 4,776,340 (Moran et al.) und 4,936,679 (Mersch) offenbart.
Nichtinvasive Verfahren zur Vorhersage des Hämatokrit können magnetische Resonanz, wie in der US-Patentschrift 5,233,991 (Wright) offenbart ist; oder Impedanzplethysmographie, wie in den US-Patentschriften 4,562,843 (Djordjevich et al.) und 4,548,211 (Marks) offenbart ist, verwenden.
Nichtinvasive Verfahren zur Vorhersage der prozentualen Sauerstoffsättigung unter Verwendung der Photoplethysmographie, gewöhnlich Pulsoxymetrie genannt, sind in den US-Patentschriften 4,819,752 (Zehn) und 5,193,543 (Yelderman) offenbart. Bei Zelin werden Licht emittierende Dioden mit zwei verschiedenen Wellenlängen verwendet, wobei Korrekturen für die pulsierende Natur des Blutflusses, die Veränderungen in der Stärke der Lichtquelle, die Veränderungen in der Dicke des Gewebes, durch das das Licht hindurchtritt, die Veränderungen in der Plazierung des Detektors in bezug auf den Ort der Lichtemitter und Änderungen in der Physiologie der nichtpulsierenden Komponente gemacht werden. Bei Yelderman werden ebenfalls Licht emittierende Dioden mit zwei verschiedenen Wellenlängen verwendet, wobei unter Verwendung von AM-Modulations/Demodulations-Techniken Korrekturen zur Verbesserung der Beständigkeit gegen Interferenz von dem umgebenden künstlichen Licht und BOVIE-Glühkauter-Interferenz gemacht werden.
Nichtinvasive Verfahren zur Vorhersage von Hämoglobin, arteriellem Sauerstoffgehalt und Hämatokrit unter Verwendung der Photoplethysmographie sind in der US-Patentschrift 5,101,825 (Gravenstein et al.) offenbart. Bei Gravenstein et al. werden die Blutbestandteile durch Messen der Änderung der Masse des Hämoglobins, die sich aus einer gemessenen Änderung im Volumen des Blutes ergibt, vorhergesagt. Nachdem die Gesamtmenge des Hämoglobins vorhergesagt ist, wird der Hämatokrit angenähert, indem die Gesamtmenge des Hämoglobins mit dem Faktor Drei multipliziert wird.
Keines der bekannten invasiven Verfahren würde entweder von dem Patienten oder von dem Praktiker bevorzugt, wenn eine wirklich nichtinvasive Technik verfügbar wäre, die den Hämatokrit genau vorhersagen könnte. Keines der bekannten nichtinvasiven Verfahren sagt den Hämatokrit direkt voraus.
Die europäischen Patentveröffentlichungen 0 419 222 A2; 0 419 223 A2 (beide Callis et al.) und 0 746 192 A2 (Callis) offenbaren Verfahren zur Vorhersage des Hämatokrit unter Verwendung chemometrischer Techniken und der Regressionsanalyse, die die spektrale Extinktion von Wasser im nahen Infrarotspektrum verwendet, um die Basis der Vorhersage bereitzustellen, die auf einem Zwei-Kammer-Modell basiert, wobei eine Kammer eine unterschiedliche Menge Wasser als die andere Kammer aufweist. Aber keine der Veröffentlichungen offenbart ein Verfahren oder ein Gerät zur nichtinvasiven Vorhersage des Hämatokrit.
WO 9 313 706 offenbart ein Verfahren zur Bestimmung von Hämatokrit unter Verwendung von Pulsmessungen bei zwei Wellenlängen, indem eine Kalibrierungskurve zwischen dem Hämatokrit und Peak-Tal-Messungen/Messungen der direkten Intensität verwendet wird.

Kurzdarstellung der Erfindung

Die Behandlung von Patienten benötigt ein Verfahren und ein Gerät, um Hämatokrit unter Verwendung der Photoplethysmographie schnell, direkt, genau und mechanisch nichtinvasiv vorherzusagen.
Die vorliegende Erfindung stellt ein Verfahren und ein Gerät für die mechanisch nichtinvasive, schnelle, direkte und genaue Vorhersage von Hämatokrit unter Verwendung der Photoplethysmographie gemäß den Ansprüchen 1 bzw. 17 bereit.
In einer Ausführungsform der Erfindung sagen das Verfahren und das Gerät unter Verwendung der Photoplethysmographie auch die Sauerstoffsättigung vorher. In einer anderen Ausführungsform der Erfindung sagen das Verfahren und das Gerät unter Verwendung der Photoplethysmographie auch Methämoglobin voraus.
In einer anderen Ausführungsform der Erfindung sagen das Verfahren und das Gerät unter Verwendung von Algorithmen, die eine Mehrzahl von Wellenlängenverhältnispaaren verwenden, Hämatokrit und gegebenenfalls die Sauerstoffsättigung eines Säugerpatienten transkutan voraus.
In einer anderen Ausführungsform der Erfindung sagen das Verfahren und das Gerät nichtinvasiv den Hämatokrit und gegebenenfalls Methämoglobin in Blut vorher, das in Behältern für eine spätere Transfusion in einen Säugerpatienten aufbewahrt wird.
In einer anderen Ausführungsform der Erfindung sagen das Verfahren und das Gerät Korrekturen für den Status der Sauerstoffsättigung im Hämatokrit vorher, um Veränderungen in der Menge von Carboxyhämoglobin im Blut eines Säugerpatienten zu korrigieren.
In einer anderen Ausführungsform der Erfindung stellt das Gerät ein Verfahren zur Minimierung einer unerwünschten Wirkung von Licht bereit, die eine übermäßige Änderung in der Temperatur des Gewebes verursacht, das transkutan analysiert wird.
In einer anderen Ausführungsform der Erfindung stellt das Gerät ein Verfahren zur Minimierung der Wirkung von Fremdlicht bereit, das Säugergewebe abfragt.
In einer anderen Ausführungsform der Erfindung stellt das Gerät eine Kombination von Faseroptiken und Linsen bereit, die die Gestalt und die Transmission von Licht maximiert, das aus abgefragtem Säugergewebe austritt.
In einer anderen Ausführungsform der Erfindung stellt das Gerät gegebenenfalls ein ordnungsanpassungsfähiges Filter zum Trendbereinigen photoplethysmographischer Signale bereit.
In einer anderen Ausführungsform der Erfindung stellt das Gerät einen für Peak und Tal anpassungsfähigen Detektor für Wellenformen bereit, die in der Photoplethysmographie erzeugt werden.
In einer anderen Ausführungsform der Erfindung stellt das Gerät einen Verstärker mit starker Gleichtaktunterdrückung zur Verwendung mit photoplethysmographischen Signalen bereit.
In einer anderen Ausführungsform der Erfindung stellen das Verfahren und das Gerät ein Verfahren zum Abschätzen des Vertrauensniveaus nichtinvasiver photoplethysmographischer Signale bereit.
In einer anderen Ausführungsform der Erfindung stellen das Verfahren und das Gerät gegebenenfalls quantifizierbare Leistungsindizes für photoplethysmographische Wellenformen bereit.
In einer anderen Ausführungsform der Erfindung stellen das Verfahren und das Gerät gegebenenfalls eine Technik zur Verringerung des Rauschens für Photoplethysmographie bei mehreren Wellenlängen bereit.
Ein Merkmal der Erfindung ist die Fähigkeit, nichtinvasiv den Hämatokrit innerhalb von plus oder minus 5 Prozent Hämatokrit des tatsächlichen Hämatokritwertes vorherzusagen. Ein anderes Merkmal der Erfindung ist die Fähigkeit, nichtinvasiv die Prozent Sauerstoffsättigung innerhalb von plus oder minus 5 Prozent Sauerstoffsättigung des tatsächlichen Wertes der Sauerstoffsättigung vorherzusagen.
Ein Vorteil der Erfindung ist, daß die nichtinvasive Hämatokritvorhersage intermittierend oder kontinuierlich ohne Unterbrechung des Blutflusses oder Blutstroms eines Säugerpatienten ablaufen kann.
Ein anderer Vorteil der Erfindung ist, daß die nichtinvasive Hämatokritvorhersage die Einwirkung von Blut des Säugerpatienten auf einen Arzt in der Gesundheitsfürsorge minimiert. Ein anderer Vorteil der Erfindung ist, daß die nichtinvasive Hämatokritvorhersage schnell und genau in Umgebungen der Intensivbehandlung, wie Notaufnahmeräume von Krankenhäusern, Bereiche der Intensivversorgung und Operationsräume, sowie bei der Militärauslese gemacht werden kann.
Ein anderer Vorteil der Erfindung ist, daß eine gleichzeitige Vorhersage von Sauerstoffsättigung und Hämatokrit gemacht werden kann, wodurch die Korrektur des einen erlaubt wird, um die Wirkung sich ändernder Größen des anderen zu erlauben.
Ein anderer Vorteil der Erfindung ist, daß das Verfahren und das Gerät der Erfindung anpaßbar sind, um für tragbare Verwendung, wo Gesundheitsfürsorge benötigt wird, aber Möglichkeiten nicht verfügbar sind, miniaturisiert zu werden.
Noch ein anderer Vorteil der Erfindung ist, daß sie die Verwendung vorhergesagter Mengen Hämatokrit und Prozent Sauerstoffsättigung erlaubt, um andere bedeutsame Vorhersagen zu berechnen, wie die Sauerstoffaufnahmekapazität von Säugerblut, die als das Produkt von Hämatokrit und Prozent Sauerstoffsättigung definiert ist, wobei angenommen wird, daß in einem roten Blutkörperchen eine normale Menge von Hämoglobin vorhanden ist. Andere Ausführungsformen, Merkmale und Vorteile werden bei fortschreitender Beschreibung der Ausführungsformen mit Bezug auf die folgenden Zeichnungen offensichtlich.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen.

Fig. 1 ist ein typisches Photoplethysmogramm.
Fig. 2 ist eine vereinfachte schematische Veranschaulichung eines Systems der vorliegenden Erfindung.
Fig. 3 ist ein vereinfachtes Diagramm des Verfahrens der vorliegenden Erfindung.
Fig. 4 ist eine ausführlichere schematische Veranschaulichung einer Ausführungsform der Erfindung zum Abfragen von Säugergewebe unter Verwendung der Photoplethysmographie.
Fig. 5 ist eine Veranschaulichung eines "Zerhackerrades", das in einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung verwendet wird.
Fig. 6 ist ein elektronisches Schaltdiagramm des Motorsteuerungsstromkreises für das Zerhackerrad.
Fig. 7 ist eine perspektivische Veranschaulichung einer Fingerhaltevorrichtung in einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
Fig. 8 ist eine Veranschaulichung von zwei in einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung verwendeten Platten.
Fig. 9 ist eine schematische Veranschaulichung einer Ausführungsform der Erfindung zum Kollimieren und Filtern von Licht aus abgefragtem Gewebe.
Fig. 10 ist eine Veranschaulichung einer in Fig. 8 gezeigten Platte, die in der vorliegenden Erfindung verwendete Photodetektoren zeigt.
Fig. 11 ist ein elektronisches Schaltdiagramm zum Verstärken und Filtern der photoplethysmographischen Signale.
Fig. 12 ist ein elektronisches Schaltdiagramm des Triggersteuerungsmoduls.
Fig. 13A und 13B zeigen beispielhafte zweidimensionale Anordnungen bzw. Arrays, in denen Rohdaten bzw. die Orte der Peaks und Täler gespeichert werden.
Fig. 14 ist ein Fließschema des Verfahrens der Vorkonfiguration durch den Anwender.
Fig. 15 ist ein Fließschema der Schritte der Steuerung der Verarbeitung der vorliegenden Erfindung.
Fig. 16 ist ein Fließschema des Verfahrens der Trendbereinigung der vorliegenden Erfindung.
Fig. 17 ist eine graphische Darstellung, die das ursprüngliche, das trendbereinigte und das DC-Signal zeigt.
Fig. 18 zeigt eine beispielhafte photoplethysmographische Wellenform und eine hinzugefügte differenzierte photoplethysmographische Wellenform.
Fig. 19A und 19B zeigen das Verfahren zum Auffinden der tatsächlichen Orte von Peak und Tal.
Fig. 20 zeigt das Verfahren zum Auffinden der Werte, die mit Peak und Tal verbunden · sind.
Fig. 21A-21D zeigen beispielhafte Wellenformen, die mit der Technik der Musteranpassung der vorliegenden Erfindung verbunden sind.
Fig. 22 ist eine Kalibrierungsmeßkurve von Ergebnissen unter Verwendung einer ersten Gleichung, die gemäß der vorliegenden Erfindung für die direkte Vorhersage von Hämatokrit verwendet wurde, im Vergleich mit tatsächlichem Hämatokrit.
Fig. 23 ist eine Validierungsmeßkurve von Ergebnissen unter Verwendung der ersten Gleichung.
Fig. 24 ist eine Überkreuz-Validierungsmeßkurve von Ergebnissen unter Verwendung der ersten Gleichung.
Fig. 25 ist eine Kalibrierungsmeßkurve von Ergebnissen unter Verwendung einer zweiten Gleichung, die gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet wird.
Fig. 26 ist eine Überkreuz-Validierungsmeßkurve von Ergebnissen unter Verwendung der zweiten Gleichung.
Fig. 27 ist eine Validierungsmeßkurve von Ergebnissen unter Verwendung der zweiten Gleichung.
Fig. 28 ist eine Kalibrierungsmeßkurve von Ergebnissen unter Verwendung einer dritten Gleichung, die gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet wird.
Fig. 29 zeigt einen beispielhaften Displayschirm der vorliegenden Erfindung.
Fig. 30A und 30B zeigen den Steuerungsfluß zur kontinuierlichen Anzeige von Wellenformen bzw. zur interaktiven Anzeige.

Ausführungsformen der Erfindung

Photoplethysmographie

In der Photoplethysmographie wird sichtbares Licht und Licht im nahen Infrarot (MR) durch Säugerblut hindurchgeschickt, um den Hämatokrit und andere interessierende zu analysierende Stoffe in derartigem Blut vorherzusagen. Das Hindurchschicken geschieht nichtinvasiv ohne Umleitung des Blutes aus den Gefäßen, in welchen das Blut enthalten ist. In der Ausführungsform der transkutanen Photoplethysmographie muß man mit einer Reihe von Faktoren rechnen oder sie abrechnen, denen man bei der Verwendung der Photoplethysmographie in einer in-vitro- oder einer umleitenden in-vivo-Umgebung, wie sie nach dem Stand der Technik verwendet wird, nicht begegnet. Nichtbegrenzende Faktoren, die man berücksichtigen muß, sind: Sauerstoffsättigung; die Extinktionseigenschaften von Säugergewebe, Säugerknochen, venösem Blut und dem Kapillarbett; die Entfernung der Lichttransmission; die Vermeidung von Umgebungslicht; die Pigmentierung der Haut; der Blutdruck und die Gewebetemperatur und -kompression.
In der Ausführungsform zur Beurteilung der Qualität von Säugerblut, das ihr spätere Transfusion aufbewahrt wird, muß man eine Reihe von Faktoren berücksichtigen, denen man bei der Verwendung der Photoplethysmographie in nichtinvasiven, transkutanen Ausführungsformen nicht begegnet. Nichtbegrenzende Faktoren, die man berücksichtigen muß, sind: Größe des Gefäßes; Entfernung der Lichttransmission, Extinktionseigenschaften des Behältergefäßes; Temperatur des Blutes; und dem Blut zur Blutkonservierung zugesetzte Substanzen, die als störende Stoffe wirken.
Wenn das hindurchgelassene Licht nachgewiesen wird, muß man die Auswirkungen des Rauschens; die Auswirkungen des umgebenden Lichtes; und die Auswirkungen der Absetzgeschwindigkeit von Teilchen und Zellen (d. h. Lichtstreuern) berücksichtigen. Wenn das hindurchgelassene Licht behandelt wird, um seine Brauchbarkeit bei der Hämatokritvorhersage zu maximieren, muß dann die Vorhersage hinreichend genau und präzise sein, um als Ersatz für invasive oder umleitende Verfahren brauchbar zu sein. Nichtbegrenzende Faktoren, die man berücksichtigen muß, sind die Robustheit der Kalibrierungsgleichung, die Einbeziehung einer breiten Repräsentation der allgemeinen Population, wenn der Trainingssatz erzeugt wird; und ein verläßliches Referenzverfahren, das ebenfalls genau und präzise ist.
Die vorliegende Erfindung hat diese Umstände überwunden, wobei ein Verfahren und ein Gerät bereitgestellt werden, um unter Verwendung der Photoplethysmographie nichtinvasiv und direkt den Hämatokrit vorherzusagen.
Das Beer-Lambert-Gesetz setzt die Lichtintensität, die einen optischen Absorber verläßt, Io, zu der darauf auffallenden Lichtintensität, Ii, gemäß der folgenden Gleichung in Beziehung:
Io = Ii(e-k·l·c)
wobei k der Extinktionskoeffizient des Absorbers ist, l die Weglänge ist, die das Licht durch den Absorber zurückgelegt hat, und c dessen molare Konzentration ist.
Die optische Extinktion A ist daher definiert als:
A = ln(Ii/Io) = k*l*c
wobei ln der natürliche Logarithmus ist. In Geräten der traditionellen Spektroskopie stellt die Intensität Io die Intensität des Lichts dar, das durch den Proben(Absorber)-Behälter, wie beispielsweise eine Küvette, und den Absorber selbst hindurchgegangen ist; und deshalb wird eine Referenzexfunktion der leeren Küvette vor deren Auffüllen mit dem Absorber aufgenommen und anschließend subtrahiert. Bei anderen Geräten werden zwei Lichtstrahlen verwendet, wobei einer durch eine leere Küvette und der andere durch eine mit dem Absorber gefüllte Küvette, die ansonsten mit der ersten Küvette identisch ist, hindurchgeht. Die Differenz der Absorptionswerte ergibt dann die wahre Absorption des im Test befindlichen Absorbers. Mit anderen Worten muß man die Intensität des Lichts mit und ohne die Anwesenheit des Absorbers im Lichtweg messen.
In dieser Erfindung werden, wie es auf dem Gebiet der Pulsoxymetrie erforderlich ist (vgl. u. a. die US-Patentschriften 4,653,498; 4,621,643 und 4,685,464), die Lichtintensitäten Io und Ii, wie sie vorstehend definiert sind, von einem gut mit Blutgefäßen versorgten Körperteil, wie beispielsweise ein Finger, erhalten, indem das aus dem Finger kommende Licht zu den Zeitpunkten, die vorstehend in der Photoplethysmographie als der "Peak" bzw. das "Tal" definiert sind, gemessen.
Es muß betont werden, daß jede Messung von Licht, das in vivo durch Gewebe abgeschwächt wird, das Ergebnis davon ist, daß das einfallende Licht reflektiert, absorbiert und in starkem Maße gestreut wird. Dieses letztere Phänomen hat, insbesondere da es sich räumlich mit der Absorption innerhalb des Absorbers vermischt, die mehrfachen Auswirkungen:
(1) Vergrößerung der Weglänge der Photonen relativ zu der geometrischen Entfernung zwischen der Quelle und dem Detektor in Berührung mit dem Finger;
(2) als Konsequenz von dem vorstehenden (1) wird der Querschnitt der optischen Absorption vergrößert (d. h., die Photonen werden innerhalb des Absorbers herumgestoßen, was die Möglichkeiten vermehrt, darin absorbiert zu werden); und
(3) der kollimierte oder gerichtete Strahl des einfallenden Lichts kommt aus dem Finger wie aus einer diffusen Quelle heraus.
Insbesondere ist dieses Streuen auch eine Funktion der Wellenlänge und deshalb muß die Messung der Absorption bei einer gegebenen Wellenlänge durch eine andere Wellenlänge normiert werden, um die Auswirkung der Streuung auszugleichen.
"Abgeschwächtes Licht" bedeutet das Licht, das aus Säugergewebe in einer Form austritt, die von dem eingestrahlten Licht durch die Auswirkungen von Reflektion, Refraktion, Extinktion und Streuung vermindert ist.
Fig. 1 zeigt ein typisches Photoplethysmogramm, dargestellt als Amplitude gegen die Zeit. Typische Photoplethysmogramme können aus einem erwünschten Pulssignal 10, einem Gleichstrom(DC)-Mittelwert 20, verschiedenen Rausch- und anderen physiologischen und mechanischen Artefakten bestehen. Nichtbegrenzende Beispiele dieser Artefakte sind physikalische Bewegung zwischen dem Schnsor und dem abgefragten Säugergewebe, atmungsinduzierte Veränderungen und andere Artefakte. Sich wiederholend innerhalb des Pulssignals 10 sind die Orte der Peaks 30 und der Täler 40 und ihre entsprechenden Amplituden oder Intensitäten IP bzw. Iv. Der Pulsmittelwert 50 ist der mittlere AC-Wert (IP-Iv) über einer definierten Anzahl von Pulsperioden.
Obwohl es möglich ist, visuell die Qualität eines erwünschten Signals, das in Rauschen und Artefakt eingebettet ist, zu bewerten, wie beispielsweise durch die Verwendung eines digitalen Oszilloskops, erfordert das Verfahren eine wiederholte Anwendung eines empirisch abgeleiteten und angewandten Standards.
Die vorliegende Erfindung stellt ein wiederholbares, quantifizierbares Verfahren der Vorhersage bereit, das die Wellenform auf Peaks, Täler, DC-Mittelwerte und Puls-Mittelwerte bewertet. Das Verfahren der Vorhersage gründet sich auf eine richtige Auswahl von Wellenlängen in bezug auf die interessierenden zu analysierenden Stoffe.

Auswahl der geeigneten Wellenlängen

Die europäische Patentveröffentlichung 0 419 223 A2 diskutiert sowohl die Verhältnisse von Wellenlängenpaaren als auch die Durchführung einer mehrfachen Ableitung der Beziehung zwischen der Absorption als einer Funktion der Wellenlänge als andere Ausführungsformen von Vorverarbeitungstechniken, die für die Vorhersage des Hämatokrit verwendbar sind. In beiden Verfahren werden die ausgewählten Wellenlängen mit Extinktionspeaks von Wasser in Blut in Verbindung gebracht, wobei die zwei Kammern mit Blut verschiedene Mengen von Wasser aufweisen. In dem Verhältnisverfahren entspricht eine ausgewählte zweite Wellenlänge vorzugsweise einem isosbestischen Punkt für die Extinktion von Oxyhämoglobin und Desoxyhämoglobiri. Ein zweites Verhältnis zur Korrektur der Sauerstoffsättigung ist gegebenenfalls eingeschlossen.
Diese Erfindung erfordert unerwarteterweise zusätzliche und unterschiedliche Verhältnisse für die nichtinvasive, transkutane Vorhersage von Hämatokrit. Bestrahlung und Nachweis von transkutan hindurchgelassenem Licht sind übermäßig mehr komplex als eine solche Bestrahlung und ein Nachweis in einer stationären Küvette oder einer nichtinvasiven, aber umleitenden Blutflußschleife mit einem Beobachtungsraum von konstanten Dimensionen. Wie in der europäischen Patentveröffentlichung 0 419 223 A2 basiert die Auswahl von Wellenlängen für die direkte, nichtinvasive Vorhersage des Hämatokrit auf den Komponenten Wasser, Oxyhämoglobin und Desoxyhämoglobin im Säugerblut.
Aber unerwarteterweise verwendet die Auswahl von Wellenlängen mehrfache Wellenlängen mit Bedeutung für diese Komponenten und ihre wechselseitigen Beziehungen. In Abhängigkeit von den beteiligten Säugerspezies ist der Umfang der Erfindung nicht auf eine bestimmte Anzahl von verwendeten Wellenlängen begrenzt. Wünschenswerterweise kann im Anfang für die statistische Analyse aus etwa 4 bis etwa 14 Wellenlängen ausgewählt werden, um die besten Koeffizienten zur Vorhersage des Hämatokrit zu bestimmen. Vorzugsweise können im Anfang bei der statistischen Analyse zur Bestimmung der besten Koeffizienten zur Vorhersage von Hämatokrit zwischen 5 und 8 Wellenlängen ausgewählt und verwendet werden.
Als Minimum sollte die Auswahl von Wellenlängen einschließen:
(1) eine Wellenlänge, bei der die Extinktion des Wassers bei oder nahe an einem meßbaren Peak liegt;
(2) mindestens eine Wellenlänge, bei der die Extinktion von Oxyhämoglobin (Oxy Hb) und Desoxyhämoglobin (Desoxy Hb) vorhersagbar ist und den Gesamtgehalt von Hämoglobin (Hb) darstellt, d. h. den isosbestischen Bereich des Hämoglobins (Hb Isos), wobei bevorzugt wird, zwei Wellenlängen aus diesem Bereich zu verwenden;
(3) eine Wellenlänge, bei der die Extinktion von Wasser die Extinktion aller Formen von Hämoglobin außerordentlich übertrifft; und
(4) eine Wellenlänge, bei der die Extinktion aller Formen von Hämoglobin die Extinktion von Wasser außerordentlich übertrifft.
Eine Wellenlänge kann zwei oder mehrere der Auswahlkriterien erfüllen. In der europäischen Patentveröffentlichung 0 419 223 A2 erfüllten zwei Wellenlängen alle vier Auswahlkriterien.
Wünschenswerterweise schließt die Auswahl von Wellenlängen auch ein:
(5) eine Wellenlänge, bei der die Extinktion von Oxyhämoglobin die Extinktion von Desoxyhämoglobin außerordentlich übertrifft; und
(6) eine Wellenlänge, bei der die Extinktion von Desoxyhämoglobin die Extinktion von Oxyhämoglobin außerordentlich übertrifft. Wiederum kann eine Wellenlänge in der Gruppe zwei oder mehrere der Auswahlkriterien erfüllen. Ein Verhältnis der zwei Auswahlkriterien (5) und (6) wird herkömmlicherweise für die Pulsoxymetrie verwendet. Unerwarteterweise kann die Verwendung der Auswahlkriterien (5) und (6) die Auswirkungen der Anwesenheit unterschiedlicher Mengen von Carboxyhämoglobin im Säugerblut im Ergebnis dessen, ob der Patient Tabakprodukte raucht oder Rauch inhaliert hat; korrigieren.
Vorzugsweise schließt die Auswahl von Wellenlängen ebenfalls ein:
(7) mindestens eine von den Auswahlkriterien (1) unterschiedliche Wellenlänge, bei der die Extinktion von Wasser bei oder nahe an einem meßbaren Peak oder einer Schulter ist und sich von denen des Auswahlkriteriums (1) unterscheidenden Interferenzen unterworfen wird; gegebenenfalls
(8) eine Wellenlänge, bei der die Extinktion von Wasser in oder nahe an einem Tal zwischen den Peaks ist.
Gegebenenfalls kann die Auswahl von Wellenlängen auch (9) eine Wellenlänge einschließen, bei der Wasser und Hämoglobin in einer isosbestischen Beziehung stehen. Wie vorstehend festgestellt, ist die optische Extinktion eine Beziehung mit einem natürlichen Logarithmus. Die Diskussion der Auswahl von Wellenlängen hier bezieht sich auf die Extinktionsintensität ln(Io/Ii) oder ln(Ii/Io) oder andere Beziehungen zwischen den Analogen von Ii und Io, d. h. Iv bzw. Ip, was zusätzlich IDC einschließen kann, die nachstehend als Formen der nachstehend beschriebenen H-Werte beschrieben sind.
Die Verwendung dieser Auswahlkriterien bedeutet nicht, daß die Wellenlänge in der endgültigen Vorhersagegleichung verwendet wird. Die nachstehend beschriebene statistische Analyse kann verwendet werden, um unter diesen Wellenlängenauswahlkriterien die Verhältnisse zu wählen, um die beste Korrelation zu bestimmen.
Basierend auf den geforderten, wünschenswerten und bevorzugten Auswahlkriterien zeigt Tabelle 1 Bereiche und bevorzugte Wellenlängen für die Verwendung in der vorliegenden Erfindung. Tabelle 1
Für jeden der Pulse in einer optischen Kette bei jeder ausgewählten Wellenlänge nimmt das Gerät die numerischen Werte an den Stellen des photoplethysmographischen Peaks, Tales und des Mittelwertes, der die DC-Komponente darstellt, heraus. Dies wird für den gleichzeitig aufgezeichneten Puls bei jeder der verwendeten verschiedenen Wellenlängen gemacht.

Auswahl der "H-Wert"-Gleichungen

Es ist eine Erkenntnis der vorliegenden Erfindung, daß wegen der Streuung, die in dem Säugergewebe angetroffen wird, durch das Verhältnis der natürlichen Logarithmen der Lichtintensitäten Io und Ii nur eine Pseudoabsorption berechnet werden kann.
Für Zwecke dieser Erfindung wird diese Pseudoabsorption als der "H-Wert" oder "HV" bezeichnet. In der europäischen Patentveröffentlichung 0 419 223 A2, wo ein Verhältnis von zwei Wellenlängen offenbart wird, um Hämatokrit vorherzusagen, und ein Verhältnis von zwei anderen Wellenlängen offenbart wird, um gegebenenfalls den Hämatokrit für die Sauerstoffsättigung zu korrigieren, wird ein Verhältnis ln(Io/Ii) bei Wellenlänge I dividiert durch ln(Io/Ii) bei Wellenlänge 2 verwendet. Aber die Auswirkungen des pulsartigen Fließens im Säugergewebe wurden bei den offenbarten statischen oder dynamischen Bedingungen nicht berücksichtigt.
Es ist selbstverständlich, daß unter Verwendung von ln (Io/Ii) oder ln(Ii/Io) Verhältnisse berechnet werden können. Es ist weiterhin selbstverständlich, daß die H-Werte durch Austauschen des Nominators und Denominators, jeweils als ln(Io/Ii) gekennzeichnet, oder durch Erzeugen anderer nichtlogarithmischer und linearer und nichtlinearer Verhältnisse, wie nachstehend gezeigt, berechnet werden können.
Unerwarteterweise hat die vorliegende Erfindung vier H-Werte ausgewählt, mit denen die Auswirkungen des pulsartigen Blutflusses in Säugergewebe angenähert werden Abhängig von der beteiligten Säugerspezies und der Fläche des Patienten, die abgefragt wird, könnte jeder dieser H-Werte ein annehmbares Ergebnis bereitstellen. Aber ein H-Wert, der die pulsartige Natur des Säugergewebes während der Lichtabfragung und die Auswirkung der DC- Komponente berücksichtigt, wird gegenüber einem H-Wert, der dies nicht tut, vorgezogen.
Die vier H-Wert-Gleichungen, die in der vorliegenden Erfindung verwendbar sind, werden nachstehend als Gleichungen angegeben. Darüber hinaus rechnet die vorliegende Erfindung damit, daß andere H-Werte empirisch nach Techniken, die dem Fachmann auf dem Gebiet der Verarbeitung von Wellenformen bekannt sind, berechnet werden können.
HV1 = ln(Ip/Iv)@w1/ln(Ip/Iv)@w2
HV2 = {ln(Ip/Iv)@w1/ln(Ip/Iv)@w2}*{Idc@w2/Idc@w1} = HV1·{Idc@w2/Idc@w1}.
HV3 = {(Ip-Iv)@w1/(Ip-Iv)@w2}*{Idc@w2/Idc@w1}.
HV4 = ln{(Ip-Iv)/Idc}@w1/ln{(Ip-Iv)/Idc}@w2
bei
wobei Idc der DC- oder Mittelwert der Lichtintensität für einen Puls ist, w1 und w2 zwei unabhängige Wellenlängen sind, Ip die Intensität an einem Peak ist, Iv die Intensität in einem Tal ist und die unteren Indices I bis 4 für die H-Werte HV Kennzeichnungsmittel sind, aber nicht eine zugeschriebene Wellenlänge anzeigen. Der Unterschied zwischen Ip und Iv ist eine Peak-zu-Peak-Intensität eines einzelnen Pulses; das Mittel von mehreren von diesen ist der Pulsmittelwert (AC).
HV1 ist ein Verhältnis für zwei verschiedene Wellenlängen einer logarithmischen Beziehung zwischen Peak und Tal eines Pulses.
HV2 multipliziert IIVl mit einem inversen Verhältnis des mittleren DC-Wertes bei den zwei Wellenlängen, um die AC-Komponente des Signals zu normieren.
HV3 multipliziert ein Verhältnis der Peak-zu-Peak-Intensität eines einzelnen Pulses bei zwei Wellenlängen mit dem gleichen inversen Verhältnis, wie es bei HV2 verwendet wird; ein AC/DC-Verhältnis. Der Unterschied zwischen HV2 und HV3 ist die Abwesenheit jeder logarithmischen Beziehung bei HV3.
HV4 ist ein Verhältnis für zwei verschiedene Wellenlängen des natürlichen Logarithmus der Peak-zu-Peak-Intensität eines einzelnen Pulses über dem DC-Mittelwert; ein logarithmisches AC/DC-Verhältnis.
So bezeichnet für die Zwecke dieser Erfindung der Begriff HV32,7 eine Pseudoextinktion, berechnet gemäß der vorstehend angegebenen Formel für HV3, wobei die zwei Wellenlängen w1 und w2 als Wellenlängen 2 bzw. 7 gekennzeichnet sind.
Solche Pseudoextinktionswerte werden von einem breiten Querschnitt von Säugerpatienten der gleichen Spezies erhalten und werden vorzugsweise elektronisch gespeichert. Eine Nachschlagetabelle kann gemäß den Lehren der vorstehend angegebenen europäischen Patentveröffentlichung 0 419 223 A2 in Verbindung mit der wie nachstehend beschriebenen statistischen Analyse hergestellt werden.
Wie in der europäischen Patentveröffentlichung 0 419 223 A2 angegeben ist, können die Extinktionswerte unter Verwendung der zweiten Ableitung bei Wellenlängen in den interessierenden Bereichen verwendet werden und für H-Werte substituiert werden, um eine Mehrparameter-Regressionsgleichung für die Hämatokritvorhersage abzuleiten. Eine größere Anzahl von Messungen ist erforderlich. Aber das Verfahren zur Gewinnung der Pseudoextinktionswerte des Hämatokrit ist von pulsartigem Fließen abgeleitet, wie es gemäß der vorliegenden Erfindung behandelt wird.

Auswahl der statistischen Analyse

Im allgemeinen wird eine der vier HV-Formeln, d. h. HV1 oder HV2 oder HV3 oder HV4 für den Zweck der Annäherung der Koeffizienten der Absorptionsgleichung an den besten Korrelationskoeffizienten und den Standardfehler der möglichen Vorhersage ausgewählt.
Die statistische Analyse kann mehrere mathematische Formen annehmen, die dem Fachmann bekannt sind. Nichtbegrenzende Beispiele sind lineare Regression, nichtlineare Regression, mehrfache lineare Regression, schrittweise lineare Regression, partielle kleinste Quadrate, Hauptkomponentenanalyse, Chemometrik und andere Regressionstechniken ebenso wie Kurvenanpassung, neuronale Netzwerke und andere Nichtregressionstechniken.
Zum Beispiel kann lineare Regression, wie sie in der europäischen Patentveröffentlichung 0 419 223 A2 offenbart wird, verwendet werden. Wenn der H-Wert, HV3, gewählt wird, dann werden alle möglichen Wellenlängenpaare xy gewählt, wobei zahlreiche HV3-Werte der Form HV3x,y erzeugt werden.
Wie in der europäischen Patentveröffentlichung 0 419 223 A2 offenbart ist, kann man alle möglichen Wellenlängenpaare eines Spektrums berechnen. Aber bei Verwendung der Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen der vorliegenden Erfindung kann man die Wellenlängenpaare auf lediglich diejenigen Wellenlängen beschränken, die tatsächlich zur Erzeugung der Vorhersagegleichung ausgewählt werden.
Diese Verringerung der Anzahl der ausgewählten Wellenlängenpaare verringert die Komplexität der Lichttransmission und des optischen Gerätes, wobei nur diejenigen Wellenlängen erforderlich sind, die tatsächlich für die statistische Analyse des gewählten H-Wertes verwendet werden.
Wenn zum Beispiel Photoplethysmogramme gleichzeitig bei vier Wellenlängen aufgezeichnet wurden, dann würden die folgenden HV3-Werte HV31,2; HV31,3; HV31,4; 11V32,3; HV32,4 und HV33,4 berechnet werden. Jeder dieser H-Werte wird für eine große Anzahl einzelner Pulspaare (im wesentlichen gleichzeitig aufgezeichnet), im allgemeinen 40 für einen gegebenen Patienten, berechnet, und der Mittelwert wird als Teil der Gleichung zur Vorhersage des Hämatokrit verwendet. Eine kleinere Anzahl von Pulspaaren kann verwendet werden, wenn die Varianz von Puls zu Puls akzeptabel klein ist. Die Gesamtheit der aufgezeichneten H-Werte bildet einen Trainingssatz von H-Werten.
Die Mittelwerte der H-Werte von jeder der möglichen interessierenden Wellenlängen können als Variablen für die statistische Analyse behandelt werden. Die Daten können unter Verwendung eines Personalcomputers, wie beispielsweise ein IBM-Personalcomputer, unter Verwendung von im Handel erhältlicher Computersoftware, wie beispielsweise die statistische Computersoftware SAS/STAT (R), Version 6, vierte Ausgabe, verkauft von SAS Institute Inc., Cary NC 27512, analysiert werden.
Die Daten können unter Verwendung verschiedener Techniken einschließlich der Vorwärtsauswahl, der schrittweisen Regression und des Maximum-R²-Verfahrens analysiert werden. Die letzteren beiden werden bevorzugt.
Gewöhnlich beginnt die Technik der VORWÄRTSAUSWAHL (FS) ohne Variablen in dem zur Bildung der Vorhersagegleichung verwendeten mathematischen Modell. Für jede der unabhängigen Variablen berechnet die FS F-Statistiken, die den Beitrag der Variablen zu dem Modell, wenn sie eingeschlossen wird, widerspiegeln. Die p-Werte für diese F-Statistiken werden mit dem Signifikanzniveau verglichen, das für den Eintritt in das Modell definiert ist, dem "SLENTRY = "-Wert, der in der Modelldarstellung festgelegt ist. Wenn keine F-Statistik ein Signiflkanzniveau hat, das kleiner als der SLENTRY = -Wert ist, stoppt die FS. Andernfalls fügt die FS die Variable, die die größte F-Statistik hat, zu dem Modell hinzu. Die FS berechnet dann wiederum F-Statistiken für die Variablen, die noch außerhalb des Modells bleiben, und das Auswertungsverfahren wird wiederholt. So werden die Variablen eine nach der anderen zu dem Modell hinzugefügt, bis keine verbleibende Variable eine signifikante F-Statistik erzeugt. Sobald eine Variable in dem Modell ist, bleibt sie.
Das Verfahren der SCHRITTWEISEN REGRESSION ist eine Modifizierung der FS-Technik und unterscheidet sich dadurch, daß bereits in dem Modell befindliche Variablen nicht notwendigerweise dort verbleiben. Wie in dem FS-Verfahren werden Variablen, eine nach der anderen, dem Modell hinzugefügt, und die F-Statistik für eine hinzuzufügende Variable muß signifikant an dem SLENTRY = -Niveau sein. Nachdem eine Variable hinzugefügt ist, sieht das SR-Verfahren jedoch nach allen in das Modell bereits einbezogenen Variablen und streicht jede Variable, die nicht eine F-Statistik erzeugt, die deutlich niedriger als das für den Verbleib im Modell gewählte Signifikanzniveau ist. Erst nachdem diese Kontrolle gemacht wurde und die notwendigen Streichungen erfolgten, kann eine andere Variable zu dem Modell hinzugefügt werden. Das SR-Verfahren endet, wenn keine der Variablen außerhalb des Modells eine F-Statistik aufweist, die signifikant an dem Signifikanzniveau des Eintritts ist, und jede Variable in dem Modell signifikant an dem verbleibenden Signifikanzniveau ist, oder wenn die zu dem Modell hinzuzufügende Variable diejenige ist, die gerade daraus entfernt worden ist.
Die Technik der Maximum-R²-(MAXR)-Verbesserung setzt nicht auf ein einzelnes Modell. Statt dessen versucht sie, das beste Modell mit einer Variablen, das beste Modell mit zwei Variablen und so weiter zu finden, obwohl es nicht garantiert ist, das Modell mit dem größten R² für jede Größe zu finden. R² oder R Quadrat bezeichnet das Quadrat des Korrelationskoefflzienten R.
Das MAXR-Verfahren beginnt damit, das Modell mit einer Variablen zu finden, das das höchste R² erzeugt. Dann wird eine weitere Variable, diejenige, die die größte Zunahme in dem R² ergibt, hinzugefügt. Sobald das Modell mit zwei Variablen erhalten ist, wird jede der Variablen in dem Modell mit jeder Variablen, die nicht in dem Modell ist, verglichen. Für jeden Vergleich bestimmt MAXR, falls eine Variable entfernt und sie mit der anderen Variablen ersetzt wird, die Zunahmen von R². Nach dem Vergleich aller möglichen Umstellungen macht MAXR die Umstellung, die die größte Zunahme von R² erzeugt. Die Vergleiche beginnen wiederum, und das Verfahren fährt fort, bis MAXR findet, daß keine Umstellung R² vergrößern könnte. So wird das erhaltene Modell mit zwei Variablen als das "beste" Modell mit zwei Variablen angesehen, das die Technik finden kann. Eine weitere Variable wird dann zu dem Modell hinzugefügt, und der Vorgang des Vergleichens und Umstellens wird wiederholt, um das beste Modell mit drei Variablen zu finden, und so fort.
Der Unterschied zwischen dem Schrittweise-Verfahren und dem MAXR-Verfahren ist der, daß in dem MAXR-Verfahren alle Umstellungen ausgewertet werden, bevor eine Umstellung gemacht wird. Bei dem Schrittweise-Verfahren kann die "schlechteste" Variable entfernt werden, ohne zu berücksichtigen, was das Hinzufügen der "besten" verbliebenen Variablen erreichen könnte.

Auswahl der Vorhersagegleichungen

Unter Verwendung einer vorstehend beschriebenen statistischen Analyse an einer oder mehreren vorstehend beschriebenen H-Wert-Gleichungen, die gemäß den vorstehend beschriebenen Auswahlkriterien gewählte Wellenlängen verwenden, kann eine Gleichung für die Vorhersage des Hämatokrit erhalten werden.
Wenn MAXR oder die schrittweise Analyse verwendet wird, um die besten Korrelationskoefflzienten und den R²-Wert zu finden, kann die Vorhersagegleichung eine lineare oder nichtlineare Kombination von n Regressionskoefflzienten für n Variablen aufweisen, die die H-Werte an den Wellenlängenpaaren bilden, die von den Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen ausgewählt sind. Diese Regressionskoeffizienten sind in einer Nachschlagetabelle auf dem Computer gespeichert und werden mit dem Echtzeitphotoplethysmogramm kombiniert, um den Hämatokrit vorherzusagen.
So kann eine Gleichung zur Hämatokritvorhersage eine Vielzahl von Verhältnissen sein, die linear oder nichtlinear, abhängig von der besten Korrelation, unter Verwendung der statistischen Analyse mit tatsächlich gemessenen Hämatokritwerten für die gleichen Patienten kombiniert werden. Die tatsächlichen Werte von Hämatokrit werden gemäß einer akzeptierten Standardtechnik gemessen und gespeichert. Nicht begrenzende Beispiele solcher Meßtechniken sind Zellzähler, Zentrifugen und indirekt aus der Menge des auf einem Co-Oximeter gemessenen Gesamthämoglobins.
Allgemein gesprochen wird eine Vorhersagegleichung gemäß der vorliegenden Erfindung dargestellt durch:
HCT = α(HVa,b)A +ω(HVx,y)z + φ
wobei HV der H-Wert für die Wellenlängenpaare a,b bis x,y, ausgewählt durch die statistische Analyse gemäß dem Schritt (e), ist; A bis Z Exponenten eines beliebigen Wertes sind; α bis ω durch die statistische Analyse bestimmte Regressionskoefflzienten sind; und φ ein ebenfalls durch die statistische Analyse bestimmter Parameter ist.
Zum Beispiel zeigt die folgende Gleichung eine beispielhafte Vorhersagegleichung gemäß der vorliegenden Erfindung:
HCT = α HV21,4 + β HV22,3 + x HV22,7 + d HV23,7 + s HV24,6 +
wobei HV2 der vorstehend beschriebene H-Wert für verschiedene ausgewählte Wellenlängen 1, 2, 3, 4, 6 und 7 ist; a, β, χ, δ und &epsi; durch statistische Analyse bestimmte Regressionskoeflizienten sind; und φ ein ebenfalls durch statistische Analyse bestimmter Parameter ist. a, β, χ, δ, &epsi; und φ können positiv oder negativ sein.
Abhängig von der beteiligten Säugerspezies und dem Ort der transkutanen nichtinvasiven Hämatokritvorhersage ist es möglich, daß eine oder mehrere Wellenlängen, die zur Aufstellung einer Vorhersagegleichung ausgewählt sind, nicht in der endgültigen Vorhersagegleichung sind. Diese Tatsache vermindert nicht die Notwendigkeit zur Verwendung der vorstehend beschriebenen Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen. Es ist in der vorliegenden Erfindung möglich, aus der vorstehend angegebenen Darstellung der Wellenlängen eine Wellenlänge, d. h. Wellenlänge 5 oder Wellenlänge 8, zu verwenden, die in der Vorhersagegleichung letztlich nicht benutzt wird.
Sobald eine Vorhersagegleichung aufgestellt ist, wird sie validiert. Die Genauigkeit bei Bildung und Leistung wird überprüft, um die Reproduzierbarkeit zu sichern. Die europäische Patentveröffentlichung 0 419 223 A2 offenbart die Techniken zur Berechnung des Standardfehlers der Kalibrierung und des Standardfehlers der Vorhersage, auch als Standardfehler der Abschätzung bekannt.
Es ist erwünscht, einen Standardfehler der Abschätzung von weniger als etwa 5% Hämatokrit und vorzugsweise weniger als etwa 2,5% Hämatokrit zu haben.

Anwendung einer Vorhersagegleichung

Wenn die Gleichung aufgestellt und bestätigt ist, daß der Standardfehler der Abschätzung akzeptabel ist, dann kann die Gleichung verwendet werden, um nichtinvasiv unbekannte Hämatokritwerte vorherzusagen. Vorzugsweise wird eine Gleichung mit den aus dem Trainingssatz aufgestellten Regressionskoeffizienten elektronisch gespeichert, und die speziellen Wellenlängen werden entsprechend dem (den) H-Wert(en) in der Vorhersagegleichung bestrahlt und nachgewiesen und analysiert.
Nachdem eine Beschreibung der Aufstellung und des Grundprinzips für eine Gleichung zur direkten Hämatokritvorhersage bereitgestellt wurde, folgt ein Überblick über das Gerät und das Verfahren zur Aufstellung und zur Anwendung dieser Gleichung.

Systemüberblick

Fig. 2 zeigt ein vereinfachtes Blockdiagramm des vorliegenden Systems 100 für die nichtinvasive Bestimmung des Hämatokrit. Das System 100 schließt ein Optikmodul 200, ein Elektronikmodul 400 und ein Verarbeitungsmodul 500 ein. Wie vorstehend beschrieben ist, mißt das vorliegende System den Hämatokrit nichtinvasiv, indem die Extinktion von Licht durch von Blut durchströmtes Gewebe bei geeigneten Wellenlängen gemessen wird. Der Anteil des bei jeder interessierenden Wellenlänge absorbierten Lichts wird verwendet, um eine Korrelation zwischen dem Anteil des absorbierten Lichts und der Hämatokritmenge festzustellen.
Die vorliegende Erfindung tastet das von Blut durchströmte Gewebe mit einer vorbestimmten Geschwindigkeit ab. Die minimale Frequenz, bei der das Gewebe abgetastet wird, muß den Nyquist-Abtastkriterien von mindestens dem Doppelten der höchsten Frequenz, die in dem abzutastenden Signal vorhanden ist, genügen. Für Zwecke der vorliegenden Erfindung ist das interessierende Signal der pulsartige Blutfluß durch das Säugergewebe.
Dieses Signal enthält Frequenzen wie die Pulsgeschwindigkeit (1-2 Hz bei Menschen) und andere Komponenten mit höheren Frequenzen wie diejenigen, die in der dichroitischen Einkerbung vorhanden sind. Eine bevorzugte Abtastfrequenz von 100 Hz wurde daher für die Zwecke der vorliegenden Erfindung gewählt, um sicherzustellen, daß die gesamte relevante plethysmographische Information erfaßt wird.
Eine Säugerprobe 106, wie z. B. ein menschlicher Finger, wird durch eine Quelle für moduliertes Licht 102, die wie nachstehend beschrieben durch die Motorsteuerung 114 und das Triggermodul 116 gesteuert wird, abgefragt. Das Licht wird mit der bevorzugten Abtastfrequenz von 100 Hz moduliert. Das modulierte Licht wandert das Faserbündel 104 hinunter und wird durch die Probe 106 hindurchgelassen. Das hindurchgelassene Licht wird durch eine Mehrzahl von Photodetektoren 110 gesammelt, von denen jeder einer unterschiedlichen der interessierenden Wellenlängen entspricht.
Die von jedem Photodetektor gesammelte optische Strahlung wird durch das Elektronikmodul 400 in einen Photostrom umgewandelt. Jeder Photostrom wird durch eine aus einer Mehrzahl von Verstärker/Filter-Elektronik 120, eine für jede interessierende Wellenlänge, gefiltert und verstärkt. Die verstärkten und gefilterten Signale werden dann digitalisiert, gespeichert und durch das Verarbeitungsmodul 500 verarbeitet, wie nachstehend in größerer Ausführlichkeit beschrieben wird.

Verfahrensübersicht

Fig. 3 zeigt ein vereinfachtes Blockdiagramm des Steuerungsflusses durch das System der Fig. 2. Die Schritte der Vorverarbeitungssteuerung 102 werden, wie vorstehend beschrieben, durch das Optikmodul 200 und durch das Elektronikmodul 400 ausgeführt. Die Schritte der Verarbeitung nach der Erfassung 164-180 werden an den digitalisierten photoplethysmographischen Signalen durch das Verarbeitungsmodul 500 durchgeführt, um die erwünschte Information zu bestimmen und herauszuholen. Die abgetasteten Signale können in dem Steuerungsblock 166 geglättet und/oder trendbereinigt werden, um unerwünschte Niederfrequenzkomponenten, wie DC-Drifi, die durch Artefakte wie Atmung und Bewegung der Versuchsperson in die photoplethysmographischen Signale eingeführt sein können, zu entfernen. Der Ort und die Größe der Peaks und Täler der photoplethysmographischen Signale für jede interessierende Wellenlänge werden in dem Steuerungsblock 168 bestimmt. Die Extinktionen für jede interessierende Wellenlänge werden in dem Steuerungsblock 172 berechnet, ebenso wie die Extinktionsverhältnisse der verschiedenen Wellenlängenpaare, um die hier beschriebenen H-Werte zu erzeugen. Die H-Werte werden dann, wie hier beschrieben, in dem Steuerungsblock 176 kombiniert, um den Hämatokrit vorherzusagen.
Wenn der Hämatokrit vorhergesagt ist, wird im Steuerungsblock 178 ein Maß des Vertrauensniveaus der Abschätzung bestimmt. Dies ist bei der Festsetzung der Vertrauensgrenzen, die ein Kliniker bei der Hämatokritabschätzung haben kann, wichtig und kann anzeigen, ob weitere Tests oder Messungen gemacht werden müssen. Die Wellenformen, der Hämatokrit, der Vertrauenswert, die Sauerstoffsättigung und andere Informationen, die durch das vorliegende System bestimmt werden, werden wenn erforderlich am Steuerungsblock 180 angezeigt.
Nach der Bereitstellung von Übersichten über System und Verfahren der Erfindung folgen eine spezielle Ausführungsform des Gerätes und der Verfahren.

Lichtdurchlässigkeit und Optik

Fig. 4 stellt eine schematische Veranschaulichung einer Ausführungsform der Erfindung bereit, die zeigt, wie die Erfindung Schwierigkeiten bei der nichtinvasiven Photoplethysmographle überwunden hat. Fig. 4 zeigt ein System 310 für das transkutane Hindurchlassen von Licht und die Optik zur Maximierung des Empfangs von transkutan hindurchgelassenem Licht. Kurz gesagt wird Licht von einer Lampe 312 von der Scheibe 314 zerhackt, wie von einem LED-Photo-Detektor-Paar 316, das elektrisch mit einem Elektronik- und Verarbeitungsmodul 500 verbunden ist, nachgewiesen wird. Das Licht wird von einem Spiegel 320 reflektiert und durch eine asphärische Linse 322, vorbei an einem mechanischen Verschluß 324 in ein Lichtquellen-Faseroptikbündel 326 gesandt, wo es das Säugergewebe 328 erreicht. Nach dem Durchqueren des Säugergewebes 328 wird das Licht von einem Lichtsammel-Faseroptikbündel 330 empfangen und zwischen 6 und 10 Kanäle 332, einen für jede interessierende Wellenlänge, aufgeteilt. Jeder Kanal 332 kommt bei einem Kollimator in Form einer Fresnelschen Linse 334 (wie vollständiger in Fig. 9 gezeigt ist) heraus, der in jedem Kanal das abgefragte Licht durch ein Interferenzfilter 336 leitet. Das gefilterte Licht aus jedem Kanal 332 scheint auf eine Photodiode 338 für jeden Kanal, wobei jede Diode so konfiguriert ist, Licht in einem speziellen Lichtbereich zu empfangen. Jede Photodiode 338 wandelt das empfangene Licht in ein elektronisches Signal um, das gefiltert und verstärkt wird, wie nachstehend mit Bezug auf Fig. 11 beschrieben ist. Die vom Computer ausgeführte Software verarbeitet wie hier beschrieben die Signale, um den Hämatokrit vorherzusagen, ein Vertrauensniveau zu bestimmen und die photoplethysmographischen Wellenformen und andere interessierende Informationen anzuzeigen.
Die Transmission von Licht beginnt mit der Erzeugung von Licht breiter Wellenlänge durch eine Glühlampe 312. Eine Lampe 312 ist im Handel von einer Anzahl von Handelsquellen erhältlich. Vorzugsweise hat die Lampe 312 mehrere Glühfäden und ist eine Einheit ähnlich denen, die in Overheadprojektoren verwendet werden, die im Handel von der Minnesota Mining and Manufacturing Company (3M) erhältlich sind, und ist als 3M-Teil-Nr. 78-8000-7618-0 gekennzeichnet.
Die Lampe 312 von 3M wurde gewählt, weil sie eine große Glühfadenfläche hat, was für eine weitere optische Verarbeitung dieses Lichts vorteilhaft ist, und auch eine hohe Energieausgangsleistung hat, die bei Versorgung mit 120 V mit 900 Watt geschätzt wird. Zusätzlich hat diese mit Halogengas gefüllte Lampe 312 einen eingebauten Metallreflektor hinter dem Glühfaden, wie er gewöhnlich in Overheadprojektoren verwendet wird. Da die Lampe 312 in dem System 310 bei einer Versorgungsspannung von etwa 73 V von der Stromversorgung (nicht gezeigt) verwendet wird, beträgt ihre Ausgangsleistung 37% der bei 120 V geschätzten Ausgangsleistung (der Strom ist dem Quadrat der Spannung proportional). Dieses vergrößert signifikant die Lebensdauer der Lampe 312.
Vorzugsweise wird eine Präzisions-DC-Stromversorgung mit etwa 73 V verwendet. So werden die Stromschwankungen in der Ausgangsleistung der Lampe 312 auf ein annehmbares Maß minimiert. Es ist ein Gesichtspunkt der Erfindung zu erkennen, daß die relative spektrale Stromausgangsleistung der Lampe 312 sich zu jeder Zeit, in der sie verwendet wird, nicht signifikant verändern sollte. Andernfalls behalten die Kalibrierungskonstanten, die in dem zur Vorhersage des Hämatokrit verwendeten Algorithmus verwendet werden, nicht die Genauigkeit und Präzision.
Da die relative spektrale Stromausgangsleistung auch eine Funktion der Temperatur des Glühfadens ist, wird diese Bedingung erfüllt, indem eine konstante Stromausgangsleistung gesichert wird.
In einer anderen Ausführungsform könnte man eine Diodenrückkopplungsschleife (nicht gezeigt) bereitstellen, um die Steuerung der relativen spektralen Ausgangsleistung zu unterstützeü.
Das Glühlicht im Bereich von 300 nm bis zu mehr als 20 000 nm von der Lampe 312 wird periodisch von einer etwa 1 cm über der Lampe 312 mit hoher Geschwindigkeit rotierenden Scheibe 314 mit einem Durchmesser von 10 cm (4 Inch), die tortenstückförmige offene Sektoren zum Hindurchlassen von Licht hat, unterbrochen, wie in Fig. 5 zu sehen ist. Die Scheibe 314 ist vorzugsweise aus einem Metall wie Aluminium hergestellt und hat vorzugsweise zwei diametral gegenüberliegende offene Tortenstücksektoren mit einer Öffnung von jeweils etwa 66º. So blockiert die Scheibe das Licht während etwa 228º von jeder Umdrehung. Es liegt im Bereich der Erfindung, entweder die Umdrehungsgeschwindigkeit oder den Anteil der Blockierung, die Größe und Anzahl der offenen Sektoren zu verändern, um den Anteil und die Dauer des durch die Scheibe 314 gehenden Lichts anzupassen. Es liegt ebenfalls innerhalb des Bereichs der Erfindung, optoelektronische Verschlüsse zu verwenden, wie diejenigen, die, abhängig von dem angewendeten elektrischen Signal und der Geschwindigkeit der Änderung des angewendeten Signals, das durch sie hindurchgeschickte Licht zwischen verschiedenen Stufen verändern.
Das Licht von der Lampe 312 wird aus mehreren Gründen "zerhackt". Das "Zerhacken" des optischen Strahls unter Verwendung offener tortenstückförmiger Sektoren auf der Scheibe 314 verringert unerwarteterweise übermäßiges Erwärmen des Säugergewebes, das die Bedingungen, die eine nichtinvasive transkutane Vorhersage von Härnatokrit beeinflussen, verändern könnte. Dieses Zerhacken kann ebenfalls verwendet werden, um eine synchronisierte Verstärkung des Signals zu erleichtern, wobei so das Signal-Rausch-Verhältnis vergrößert wird. Während des "aus"-Zeitraums der Scheibe 314, wenn das Licht von Lampe 312 von der optischen Kette blockiert ist, kann eine Untergrundablesung des Signals, die das Rauschen der Umgebung anzeigt, subtrahiert werden.
Ein Motor treibt die Scheibe 314 mit einer Geschwindigkeit von etwa 2000 Umdrehungen pro Minute bis etwa 4000 Umdrehungen pro Minute und vorzugsweise 3000 Umdrehungen pro Minute an. Die Rotation mit der bevorzugten Geschwindigkeit ergibt einen offenen Spalt, der mit einer bevorzugten Abtastfrequenz von 100 Hz (Umdrehungen pro Sekunde, hier 100 Pulse/Lichtblitze pro Sekunde) über die Lampe hinweggeht. Jeder offene Sektor erlaubt etwa 3,33 Millisekunden vollständiger Belichtung durch den Glühfaden. Diese Zeitspanne wird als "Abtastfenster" bezeichnet. Der Computer ist, wie nachstehend beschrieben, so synchronisiert, daß der Computer die photoplethysmographische Wellenform jeder interessierenden Wellenlänge während dieses 3,33-Millisekunden-Abtastfensters abtastet.
So beträgt der bevorzugte gesamte Betriebszyklus oder die Licht-"an"-Zeit etwa 33,3%. Die Konfiguration der Lampe 312 und der Scheibe 314 in dieser Weise minimiert das ungebührliche Erwärmen der übrigen Komponenten 320, 322, 324 und 326 in der optischen Kette, die folgt, wie in Fig. 4 gezeigt ist, und, wichtiger, begrenzt die Temperaturerhöhung des Säugergewebes 328, z. B. des Fingers, den dieses zerhackte Licht letztlich abfragt.
Die Scheibe 314 wird durch einen Motor (nicht gezeigt) gedreht, der vorzugsweise aus einer optischen Zerhackereinheit Modell SR540, verkauft von Stanford Research Systems Inc. in Sunnyvale, CA, erhalten wird.
Vorzugsweise ist die Scheibe 314 auf der der Lampe 312 ausgesetzten Aufstromseite mit Gold plattiert und hat auf der anderen oder Abstromseite eine eloxierte schwarze matte Oberschicht. Die Goldplattierung minimiert auf Grund ihres niedrigen Emissionsvermögens die Erwärmung der Scheibe 3I4, und die schwarze Mattierung maximiert den Verlust jeder erworbenen Wärme.

Motorsteuerung und Triggermodul

Um sicherzustellen, daß das Licht von der Lampe 312 mit der bevorzugten Abtastfrequenz von 100 Hz moduliert wird, steuert der in Fig. 6 gezeigte Motorsteuerungsschaltkreis 114 die Geschwindigkeit, mit der der Motor die Scheibe 314 dreht. Ein auf einer Platte befestigtes Potentiometer und eine entsprechende Meßgerätablesung, gezeigt im oberen rechten Teil der Fig. 6, erlauben dem Kliniker, die Motorgeschwindigkeit durch Einstellen der gewünschten Frequenz anzupassen. Eine 10-V- Präzisionsquelle LH0070 wird durch den Verstärker LM324 gepuffert. Eine Motorantriebsplattform, bestehend aus einem Transistor, einer Schottky-Diode und einem nichtlinearen Widerstand RXE-030 wandelt diese Spannung in einen entsprechenden Strom um, der durch einen 1,7-Ohm-Widerstand und einen LM324-Verstärker abgelesen wird. Dieser Strom ist mit dem Kontaktstift 4 einer Standard-RJ11-Telefonbuchse verbunden. Eine in den Motor eingebettete Photodiode 316 liest die Übergänge ab, bei denen der Verschluß des Zerhackerrades sich über der Lampe zu öffnen beginnt. Die Photodiode erzeugt ein entsprechendes pulsierendes Signal, das über den Kontaktstift 3 der RJ11-Buchse mit dem Motorsteuerungschaltkreis verbunden ist. Dieses pulsierende Signal wird verwendet, um die Frequenz auf dem vorstehend erwähnten Meßgerät zu bestimmen und anzuzeigen und erzeugt auch das Signal VERSCHLUSS OFFEN.
Das Signal VERSCHLUSS OFFEN wird durch den Optoisolator HP 2231 von dem restlichen Schaltkreis isoliert. Das Signal VERSCHLUSS OFFEN wird verwendet, um die CPU zu synchronisieren, so daß die CPU während des 3,33-Millisekunden-Abtastfensters die photoplethysmographischen Signale aller interessierenden Wellenlängen abtastet.
Bezugnehmend wiederum auf Fig. 4 wird das durch einen offenen Scheibensektor der Scheibe 314 erlaubte Licht dann von einem "heißen" dichroitischen Spiegel 320, der in einem Winkel von 45º zu dem Lichtstrahl eingestellt ist, reflektiert. Dieser Spiegel hat vorzugsweise eine Fläche von etwa 6,5 Quadratzentimetern (2 Quadratinch) und ist vorzugsweise aus einem Pyrexuntersatz gebaut und mit dielektrischen Filmen, hergestellt von Omega Optical Inc. in Brattleboro, VT, beschichtet, was ihm erlaubt, Licht hindurchzulassen, das unter einem Winkel von 45 Grad auf ihn auftrifft und aus Wellenlängen besteht, die sowohl (a) kleiner als etwa 650 nm im sichtbaren Bereich als auch (b) größer als 1350 nm im nahen Infrarotbereich sind. Der Spiegel reflektiert deshalb vorzugsweise alle Wellenlängen in der Bandbreite von etwa 650 nm bis 1350 nm auf eine asphärische Kondensorlinse 322 aus Pyrexglas, Durchmesser etwa 7,6 cm (3 Inch), mit einer Brennweite von etwa 7,6 cm (3 Inch), d. h. eine f/l Linse. So wird nur das Licht, das bei der Vorhersage des Hämatokrit verwendet wird, verarbeitet; Licht von außen, das die Vorhersage stören oder das Säugergewebe 328 aufheizen könnte, wird durch den Spiegel 320 verworfen.
Das Licht von der Linse 322 wird auf eine Endfläche eines Faseroptikbündels 326, das etwa 0,9 Meter (3 Inch) lang ist und einen Kerndurchmesser von etwa 1,0 cm (0,39 Inch) hat, fokussiert. Dieses Bündel 326 besteht aus Tausenden einzelner Fasern, deren Ummantelung entfernt wurde, um den "Packungsanteil" zu verbessern. Der Packungsanteil bezeichnet das Verhältnis der wahren geometrischen Fläche, berechnet durch Zusammenzählen der Fläche jeder einzelnen Faser, zu der Gesamtfläche, die von den einzelnen Fasern an der Endfläche und dem toten Raum zwischen ihnen eingenommen wird. Je höher der Packungsanteil ist, um so wirksamer ist die Verwendung des Kerndurchmessers. Bündel werden von der Fiberguide Industries Inc. in Sterling, NJ, hergestellt.
Ein anderes Merkmal der Fasern ist, daß sie aus Siliciumdioxid mit geringem Wasser- (OH-)Gehalt hergestellt sind. Dies ist wichtig, da diese Erfindung auf den eflizienten Messungen von Licht, das durch das Gewebewasser absorbiert wird, beruht. Deshalb sind Verluste von Licht bei Wellenlängen, die den Wellenlängenbanden der Wasserabsorption entsprechen, in anderen Teilen des Systems unerwünscht.
Die Fasern in dem Bündel 326 werden ausgewählt, daß deshalb die numerische Apertur des Bündels oder seine Lichtsammelfähigkeit hoch ist, mindestens 0,5 und vorzugsweise etwa 0,52, so daß maximales Licht von einem breiten Winkel eines Lichtaufnahmekegels, der von der Linse her auf die Bündelfläche auftrifft, gesammelt wird.
Ein anderes Merkmal des optischen Systems 310 ist ein mechanischer Verschluß 324. Dies ist ein Stück Metallblech, das matt schwarz gestrichen ist und zwischen der Linse 322 und der Fläche des Faserbündels 326 etwa 3 bis 4 mm von dem Bündel 326 entfernt angebracht ist. Der Verschluß kann auch aus undurchsichtigen Materialien mit einer Vielzahl von Löchern oder Öffnungen verschiedener Stärke, wie beispielsweise ein Drahtsieb, hergestellt sein. Dieser Verschluß 324 wird mit einem kleinen Metallstab als Hebel (nicht gezeigt) bedient, so daß er so angeordnet werden kann, einen Teil oder die gesamte Fläche des Bündels 326 teilweise zu bedecken oder zu öffnen. Dies erlaubt, die Menge an Licht, die von der Lampe 312 her in das Bündel 326 eintritt, mechanisch zu unterbrechen. Die Bedeutung des Verschlusses 324 liegt in der Tatsache, daß es möglich ist, die Lichtintensität, die das Säugergewebe (z. B. ein Finger) abfragt, zu variieren, ohne die relative spektrale Intensität des Lichts zu verändern. Wenn der Strom zu der Lampe 312 verändert würde, dann würde sich die Temperatur des Glühfadens und daher die relative spektrale Intensität ändern, was eine Veränderung der bei der Vorhersage des Hämatokrit verwendeten Kalibrierungskonstanten des Systems 310 verursachen würde. Die Notwendigkeit, die Lichtintensität zu verändern, entsteht auf Grund der großen Unterschiede in der Dicke von Fingern in der allgemeinen Bevölkerung. Dünne Finger, die erlauben, daß mehr Licht hindurchgelassen wird, können die elektronischen Verstärker 340 absättigen. Somit muß die Menge an Licht, die verwendet wird, um einen Finger abzufragen, verringert werden, ohne die relativen spektralen Intensitäten zu ändern, was andernfalls die Genauigkeit und Präzision der Vorhersage von Hämatokrit beeinflussen könnte.
Alle vorstehend beschriebenen Komponenten 312, 314, 316, 320, 322 und 324 können unter Verwendung von optischen und gewöhnlichen Laborfesthaltevorrichtungen und -gestellen befestigt werden. Alle vorstehenden Komponenten können in ein Metallblechgehäuse (nicht gezeigt) eingeschlossen werden, das vorzugsweise mattschwarz angestrichen ist, um mehrfache Lichtreflektionen zu minimieren und Wärme wirksam zu entfernen. Alle Haltevorrichtungen der Komponenten des Systems 310 sind aus dem gleichen Grund vorzugsweise ähnlich angestrichen. Das Gehäuse schließt vorzugsweise auch einen 20-Watt- Ventilator ein, der Luft über die Komponenten bläst, um einen annehmbaren Temperaturzustand von etwa 65ºC aufrechtzuerhalten und einen Anstieg der Temperatur während des Betriebs des Systems auf mehr als etwa 80ºC zu minimieren. Das Gehäuse und die eingeschlossenen Komponenten können auf einer größeren Platte, vorzugsweise hergestellt aus etwa 0,7 cm (0,3 Inch) dickem Aluminium, befestigt werden.
Der Verlust von verfügbarem Licht für die Abfragung des Gewebes 328 ist ein Umstand, der überwunden werden muß. Wegen der begrenzten benötigten Wellenlängen (650-1330 nm) und wegen der Verwendung verschiedener Komponenten, um mit Stabilität und Reproduzierbarkeit Licht einer relativen spektralen Intensität zu erreichen, ist der Verlust von Licht ein notwendiger Kompromiß für die Wirksamkeit des Systems. Der Spiegel 320 verliert etwa 10% des Lichts, das für die Linse 322 vorgesehen ist. Die Linse 322 verliert etwa 20% des Lichts, das für das Bündel 326 vorgesehen ist. Innerhalb des Bündels 326 gehen mehr als 40% des Lichts, das für das Gewebe 328 vorgesehen ist, verloren. Es ist selbstverständlich, daß andere Schemata, wie beispielsweise jene, die dem Licht von der Linse 322 erlauben, direkt auf den Finger 328 aufzutreffen, indem das Faserbündel 326 weggenommen wird, das Licht signifikant vermehren würden, aber die Anpassungsfähigkeit der Benutzung der Vorrichtung verringern würden. In allen Fällen, besonders in dem Bündel, ist der Anteil des Verlustes eine Funktion der Wellenlänge.

Empfang des hindurchgelassenen Lichtes und Erfassung der Daten

Das optische Faserbündel 326, das Licht der ausgewählten Wellenlänge von der Lampe 312 führt, endet mit seinem anderen Ende in einer Fingerhaltevorrichtung 327. Bezugnehmend auf Fig. 7 umfaßt diese Vorrichtung 327 vorzugsweise zwei vertikale Platten aus Acrylatkunststoff Die erste Platte nimmt das Licht emittierende Bündel 326 in eine darin befindliche Öffnung von etwa 1,2 cm (0,5 Inch) im Durchmesser auf, wobei das Bündel 326 so mit einer Stellschraube verankert wird, daß es sich in einer horizontalen Position befindet, während sein Ende auf der anderen Seite der Platte herausragt. Diese Acrylatplatte schwenkt auch um eine in der Öffnung befindliche vertikale Achse. Eine zweite Acrylatplatte mit einer Öihung ähnlich der ersten nimmt ein zweites Bündel 330 auf, das das Licht nach der Transmission durch den Finger 328 sammelt.
Obwohl in der in Fig. 7 gezeigten Ausführungsform ein Finger als das Säugergewebe ausgewählt ist, durch das das Licht von Bündel 326 zu Bündel 330 wandert, ist es selbstverständlich, daß das System 310 und insbesondere die Vorrichtung 327 modifiziert werden können, um andere Arten von Säugergewebe abzufragen. Im Fall von Menschen kann die Vorrichtung 327 für ein Ohrläppchen, die Nasenbrücke oder die Wangenschleimhaut innerhalb des Mundes umgestaltet werden, ohne vom Bereich der vorliegenden Erfindung abzuweichen.
Obwohl in der in Fig. 7 gezeigten Ausführungsform ein Transmissionsystem gezeigt wird, ist es selbstverständlich, daß der Bereich der vorliegenden Erfindung die Verwendung optischer Reflektionstechniken, um nichtinvasiv den Hämatokrit vorherzusagen, einschließt. Die Fingerhaltevorrichtung 327 erlaubt ein Funktionssystem 310, um einen Finger darin zu positionieren, so daß das Licht emittierende Bündel 326 von der Lampe 312 in Berührung mit dem Nagel des Fingers ist und das zweite Bündel 330 in Berührung mit der Handflächenseite des Fingers gegenüber dem Nagel ist. Eine Schraube mit einem Rändelrad erlaubt, daß die zwei Platten zusammengebracht werden, so daß der Finger 328 in der Vorrichtung 327 zwischen den beiden Bündeln 326 und 330 sanft eingequetscht ist. Ein Drehzapfen auf der ersten Platte (nicht gezeigt) wird verwendet, so daß, auf Grund der Tatsache, daß der Finger 328 am seinem Ende fast keilförmig ist, die Fläche des Bündels 326 parallel zu dem Nagel des Fingers 328 ist.
Das Sammelbündel 330 ist ebenfalls etwa 0,9 Meter (36 Inch) lang und aus Fasern mit einer hohen numerischen Apertur (NA), ähnlich jenen des ersten Bündels 326, hergestellt.
Nach etwa 330 cm (12 Inch) von dem gemeinsamem Ende (Kerndurchmesser etwa 1,2 cm) des Bündels 330, das Licht von dem Finger 328 sammelt, spaltet das Bündel 330 in mehrere Kanäle mit kleinerem Durchmesser auf, die Licht in verschiedene Kanäle zu spezialisierten Photodetektoren 338 für einen Nachweis der spektralen Intensität hindurchlassen können. Jeder Kanal und der damit verbundene Photodetektor entsprechen einer anderen der interessierenden Wellenlängen.
Vorzugsweise spaltet das Bündel 330 in so viele Kanäle 332 auf, wie benötigt werden, um Licht zu dem Photodetektor 338 hindurchzulassen. Da die Kernfläche des Bündels 330 an dem gemeinsamen Ende in mehrere Kanäle mit kleinerer Kernfläche 332 aufgespalten wird, kann die Verwendung zu vieler Kanäle 332 weiterhin einen Verlust von abgefragtem Licht verursachen. Die Verwendung zu weniger Kanäle 332 stellt nicht eine ausreichende Anzahl von Wellenlängen in dem System 310 bereit.
Die Gesamtzahl der Kanäle 332 und der Photodetektoren 338 hängt von der Anzahl der in dem Algorithmus zur Vorhersage von Hämatokrit verwendeten diskreten Wellenlängen ab. Die Anzahl der Wellenlängen kann, wie nachstehend beschrieben, im Bereich von etwa 2 bis etwa 12 liegen. Die Anzahl der Wellenlängen liegt wünschenswerterweise im Bereich von etwa 5 bis etwa 10, wobei 8 diskrete Wellenlängen bevorzugt werden. So gibt es in einer in Fig. 8 gezeigten (auch in Fig. 4 gezeigten) bevorzugten Ausführungsform acht Kanäle 332 des Bündels 330, die jeweils Licht für einen diskreten Kanal bereitstellen.
Wie in Fig. 8 zu sehen ist, haben die Kanäle 332, die das Licht befördern, das für die Analyse bei diesen, 1000 nm überschreitenden Wellenlängen vorgesehen ist, einen größeren Kerndurchmesser, weil das auf das Säugergewebe 328 einfallende Licht ungleiche Intensitäten bei den verschiedenen Wellenlängen hat und weil die Wellenlängen, die länger als 1000 nm sind, stärker von dem Säugergewebe absorbiert werden. Bei den Kanälen 332 haben zwei Kanäle 332 einen Kerndurchmesser von etwa 7 mm zur Verwendung mit nachstehend beschriebenen Germanium-Photodetektoren für Wellenlängen von mehr als 1000 nm, während sechs Kanäle 332 einen Kerndurchmesser von etwa 2,5 mm für die Verwendung mit Silicium- Detektoren haben, wie nachstehend für Wellenlängen von weniger als 1000 nm erklärt ist.
Alle Bündel 326 und 330 und Kanäle 332 haben vorzugsweise einen geflochtenen Stoffüberzug und sind in eine flexible einspiralige Edelstahlverkleidung eingeschlossen. Die Endflächen jedes Bündels 326, 330 und der Kanäle 332 sind vorzugsweise aus Edelstahl hergestellt und verwenden Epoxid medizinischer Qualität mit einer Fähigkeit, hohen Temperaturen (bis zu 80ºC) zu widerstehen. Alle Bündel 326 und 330 und die Kanäle 332 wurden von Fiberguide Industries in Sterling, NJ, hergestellt.
Wie in Fig. 8 zu sehen ist, enden die acht Kanäle 332 des Sammelbündels 330 an einem Plattenhalter 360. Dieser Plattenhalter 360 ist vorzugsweise ein senkrechtes Stück aus etwa 1,2 cm (0,5 Inch) dickem Aluminium mit acht Öffnungen, vier in jeder von zwei Säulen.
Wie in Fig. 9 zu sehen ist, sind auf einer Seite des Halters 360 zylindrische Rohrstücke 362 befestigt, die eine Linsen-Bündel-Anordnung 364 aufnehmen. Jede Linsen-Bündel- Anordnung 364 kann so angepaßt werden, daß sie innerhalb des Rohrstücks 362 für unterschiedliche Tiefen passend ist, und kann durch Feststellschrauben 366 in der Position befestigt werden. Jede Anordnung 364 umfaßt vorzugsweise eine Hülse 368, die die Endfläche eines Kanals 332 des Sammelbündels 330 aufnimmt; an dem anderen Ende der Hülse 368 ist eine Linse 334 (wie in Fig. 9 zu sehen ist), vorzugsweise eine rund geschnittene Fresnelsche Linse 334 aus 0,158 cm (1/16 Inch) dickem Acrylat (wie in Fig. 9 zu sehen ist), die durch einen Überwurfring (nicht gezeigt) in der Stellung gehalten wird. Alle bearbeiteten Teile sind vorzugsweise aus schwarz eloxiertem Aluminium hergestellt. Zuerst wird die Fresnelsche Linse 334 in die Hülse 368 eingesetzt und dann wird der Kanal 332 derart in das andere Ende der Hülse 368 eingesetzt, daß die Entfernung zwischen der Linse 334 und der Fläche des eingesetzten Kanals 332 exakt gleich der Brennweite der Fresnelschen Linse 334 ist.
Diese Anordnung in Hülse 368 erzeugt einen geformten Strahl (z. B. einen ziemlich kollimierten Strahl) des Lichts, das aus der Fresnelschen Linse 334 austritt. Diese Hülse mit der Linsenanordnung 368 wird in das Rohrstück 362 auf dem Plattenhalter 360 eingesetzt und vorzugsweise in einer derartigen Entfernung befestigt, daß das Licht, das auf die Photodetektoren 338 auf der anderen Seite der Platte 360 auftrifft, ein maximales optisches Signal ergibt.
Betrachtet man den Plattenhalter 360, ist auf der den Kanälen 332 gegenüberliegenden Seite eine abnehmbare Platte 374 befestigt, vorzugsweise eine bearbeitete Metallplatte, die leicht mit Flügelschrauben (nicht gezeigt) auf dem Plattenhalter 360 festgeschraubt werden kann, der eingearbeitete Vertiefungen 376 hat: eine gegenüber jeder Öffnung, was den acht Kanal-Linsen-Anordnungen 362 entspricht. In jede Vertiefung paßt ein Modul 378.
Jedes Modul 378 umfaßt vorzugsweise ein Interferenzfilter 336 (wie in den Fig. 4, 8, 9 und 10 zu sehen ist), jedes im allgemeinen mit einer festgelegten, bekannten zentralen Wellenlänge und etwa 10 nm Halbwertsbreite. Diese Filter 336 haben einen Durchmesser von etwa 2,5 cm (1 Inch) und eine Dicke von 2 bis 5 mm. Die zentralen Wellenlängen verändern sich wie festgelegt. In einer bevorzugten Ausführungsform schließen die Filter 336 die Wasserbande in dem Bereich von 1165 bis 1330 nm, die isosbestischen Oxyhämoglobin- Desoxyhämoglobin-Punkte im Bereich von 800 nm, die Wellenlängen in der Nachbarschaft von 660 nm und 910 nm zur Messung der Sauerstoffsättigung im arteriellen Blut und die Wellenlängen der Wasserbande im Bereich von 965 nm ein.
Wie in Fig. 10 zu sehen ist, enthält jede Platte in jeder der ersten beiden Vertiefungen Germanium-Photodetektoren mit 10 mm Durchmesser und 79 mm² aktiver Fläche und ein Filter für die oberen Wasserbanden (1165-1330 nm) 336. Die anderen sechs Vertiefungen enthalten quadratische Silicium-Photodetektoren mit 100 mm² aktiver Fläche und Filter 336 für Wellenlängen unter 1000 nm.
Die Germanium-Photodetektoren sind im Handel von EG&G Judson in Montgomeryville, PA, erhältlich, während die Silicium-Photodetektoren im Handel von Hamamatsu Corporation in Bridgewater, NJ, erhältlich sind. Die Interferenzfilter sind im Handel von Omega Optical Inc. in Brattleboro, VT, erhältlich.
In einer bevorzugten Ausführungsform filtern die beiden Filter für die oberen Wasserbanden Licht für 1300 nm und 1195 nm plus/minus jeweils 2 nm. Die im Handel erhältlichen Germanium-Photodetektoren, die mit solchen Filtern verwendet werden, sind das Modell #RJ16R10MSC, verkauft durch EG&G Judson.
Ebenfalls in der bevorzugten Ausführungsform filtern die anderen sechs Filter Licht für 972 nm, 1100 nm, 820 nm, 805 nm, 910 nm bzw. 660 nm plus/minus 2 nm für jedes Filter. Die mit solchen Filtern verwendeten, im Handel erhältlichen Silicium-Photodetektoren sind S2387- 10.10R verkauft durch Hamamatsu Corporation.
Die Auswahl der Wellenlängen hängt von der Wahl der Gleichungen ab, die verwendet werden, um, wie vorstehend beschrieben, den Hämatokrit oder andere interessierende zu analysierende Stoffe vorherzusagen. Vorzugsweise kann die Auswahl der Wellenlängen jede der vorstehend in Tabelle 1 beschriebenen Wellenlängen des bevorzugten Bereichs betreffen. Stärker bevorzugt können die Wellenlängen 680, 810, 837, 900, 972, 985, 1207 und 1315 nm festgesetzt werden.
Am meisten bevorzugt können die Wellenlängen 660, 805, 820, 910, 972, 1100, 1195 und 1300 nm festgesetzt werden.
Bezugnehmend wiederum auf Fig. 4 ist, wie bereits festgestellt wurde, bekannt, daß es einen starken Verlust von dem Licht gibt, das für die Abfragung des Gewebes 328 vorgesehen ist. Innerhalb des Gewebes 328 gibt es eine beträchtliche Lichtstreuung des abfragenden Lichts. Nur etwa 5% des in einen Finger 328 eintretenden Lichts wird von dem Bündel 330 gesammelt. Dann spaltet das Bündel 330 das von dem Gewebe 328 diffus hindurchgelassene Licht in mehrere Kanäle 332 auf, acht in einer bevorzugten Ausführungsform, basierend auf der Anzahl der zu analysierenden Wellenlängen. Die Linsen 334 und die Filter 336 haben ebenfalls etwas Verlust an hindurchgelassenem Licht.
So ist der Abfall der Wattzahl des Lichts von Lampe 312 bis zu den Photodetektoren 338 stark, bis zu dem Bereich von Nanowatt des nachgewiesenen Lichts. Unerwarteterweise kann das System 310 derartige äußerst minimale Mengen an Licht in mehreren diskreten Wellenlängen verwenden, um eine Vorhersage des Hämatokrit bereitzustellen. Eine Änderung des Systems 310, um eine vergrößerte Menge an Licht, das die Photodetektoren 338 erreicht, bereitzustellen, könnte die Temperatur des Gewebes 328, das abgefragt wird, verändern. So erreichen das Verfahren und das Gerät der vorliegenden Erfindung unerwarteterweise die Lieferung einer wirksamen Menge von abgefragtem Licht an die Photodioden zur Signalverarbeitung und Vorhersage von Hämatokrit.
Bezugnehmend wiederum auf Fig. 10 sind für den elektrischen Anschluß an den Verstärker 340 (siehe Fig. 4) alle acht Photodetektoren 338 durch abgeschirmte Drähte mit einem Anschlußstecker mit 20 Miniaturstiften (nicht gezeigt) verbunden. Ein leicht entfernbarer elektrischer Anschlußstecker mit einem Kabel schließt die Platte 374 an das Elektronikgehäuse, das den Verstärker 340 enthält, an. Die Photodetektoren 338 wandeln die speziellen optischen Signale zeitverschiedener Wellenlängen, die in dem von dem Finger 328 gesammelten Licht enthalten sind, in äquivalente elektronische Signale um, die durch den Rest des Systems 310 verarbeitet werden sollen. Der Ausgang aus den Photodetektoren 338 (Photostrom) geht durch ein abgeschirmtes verdrilltes Kabelpaar in den Eingang des elektronischen Teils des Systems 310; der Photostrom ist die Eingangsleistung in einen Differentialvorverstärker, wie er nachstehend mit Bezug auf Fig. 11 beschrieben wird.
Um ein kompakteres und mechanisch und optisch weniger schwerfälliges System 310 zu erreichen, kann die vorliegende Erfindung in einer anderen Ausführungsform die Breitbandlichtquelle 312, den Scheibenmodulator 314, die Faserbündel 326 und 330 und die optischen Wellenlängenfilter 336 und die Fresnelschen Linsen 334 mit kleinen Quellen für festkörpermoduliertes monochromatisches Licht, wie z. B. Licht emittierende Dioden, Superlicht emittierende Dioden, Laserdioden und ähnliche Vorrichtungen, ersetzen.

Signalverarbeitung

Fig. 11 zeigt ein elektrisches Schaltdiagramm der in Fig. 2 gezeigten Verstärker- und Filterelektronik 120 entsprechend einer der interessierenden Wellenlängen. Jeder Satz von Verstärker- und Filterelektronik 120a-n wird vorzugsweise mit dem identischen Schaltkreis, wie er in Fig. 11 gezeigt wird, realisiert. Unter bestimmten Umständen kann es jedoch wünschenswert sein, die Elektronik mit dem speziellen Typ des verwendeten Photodetektors abzustimmen.
In Fig. 11 fällt die optische Strahlung von den Faserbündeln auf einen Photodetektor 338, der die optische Strahlung in einen entsprechenden Photostrom umwandelt. Der Photodetektor ist über einzelne, abgeschirmte verdrillte Drahtpaare 132 mit den Eingängen eines Meßverstärkers 134 verbunden. Die Kabelabschirmungen sind mit der Grundplatte verbunden, um das Gleichtaktrauschen zu verringern. Der Meßverstärker 134 besteht aus einem Differentialvorverstärker und einem Präzisionsgerät (INA106). Die Konfiguration des Differentialvorverstärkers ergibt auch eine sehr hohe Zurückweisung von Gleichphasensignalen und schließt zwei Funktionsverstärker U1 und damit verbundene Schaltkreiskomponenten ein. Ein 167-Kiloohm-Rückkopplungswiderstand ist mit dem Umkehreingang jedes Funktionsverstärkers U1 gekoppelt. Ein 24-tiP-Kondensator parallel mit jedem Rückkopplungswiderstand verringert den Hochfrequenzanteil (d. h., verringert die Hochfrequenzpeakbildung) des Signals am Ausgang jedes Funktionsverstärkers U1. Die Sperrfrequenz dieses RC-Paares beträgt 40,8 Hz. 10-Kiloohm-Widerstände, die mit den nichtumkehrenden Anschlußeinheiten der Funktionsverstärker U1 verbunden sind, verringern das Rauschen, indem sie ungleiche Vorspannungsströme der Funktionsverstärker kompensieren. Die Ausgangsleistung der Vorverstärkerstufe ist ein differentielles Signal, bestehend aus einer negativen Spannung am Ausgang des oberen Funktionsverstärkers und einer positiven Spannung am Ausgang des unteren Funktionsverstärkers.
In der bevorzugten Ausführungsform werden Funktionsverstärker mit niedrigem Rauschen für die Vorverstärker verwendet. Funktionsverstärker mit Rauschen bei geringem Strom werden für Photodetektoren mit hohem Nebenschlußwiderstand bevorzugt, während Funktionsverstärker mit Rauschen bei geringer Spannung für Photodetektoren mit niedrigem Nebenschlußwiderstand bevorzugt werden.
Unmittelbar im Anschluß an die Vorverstärkerstufe befindet sich ein Präzisionsgerät (INA 106), das das differentielle Signal von der Vorverstärkerstufe in eine einzelne abgeschlossene elektrische Ausgangsleistung umwandelt. Wenn dieses Gerät richtig konfiguriert ist, subtrahiert es die Ausgangsleistung des oberen Funktionsverstärkers von der Ausgangsleistung des unteren Funktionsverstärkers, was eine Umwandlung der beiden einzelnen Signale in ein einziges Spannungssignal ergibt. Dieses Gerät verstärkt außerdem das umgewandelte Signal um einen Faktor von zehn.
Zwei Funktionsverstärkerschaltkreise U2, die als Butterworth-Tiefpaßfilter vierter Ordnung 136 konfiguriert sind, verringern weiterhin den Hochfrequenzanteil des Signals. Die Tiefpaßfilter bestehen vorzugsweise aus zwei aufeinander folgenden Butterworth-Filtern zweiter Ordnung U2, jeder mit einer Sperrfrequenz von 33,8 Hz. Der Frequenzgang der vereinigten U2-Filter ist ein Tiefpaßfilter vierter Ordnung mit einer Sperrfrequenz von 33,8 Hz. Ein RC-Filter, bestehend aus einem 10-Ohm-Widerstand und einem Kondensator 150, tiefraßkonditioniert das Signal weiterhin. Die Erdung des RC-Filters ist mit der Erdung des Verarbeitungsmoduls 500 verbunden. Der Widerstand R dient ebenfalls dem Entkoppeln der verteilten Kapazität des Kabels, das die Elektronik mit dem Verarbeitungsmodul 500 verbindet. Das Kabel ist 360º abgeschirmt, wobei die Abschirmung mit der Erdung an der Erdung des Butterworth-Filters 136 verbunden ist.
Das Verarbeitungsmodul 500 wird vorzugsweise mit einer Leiterplatte Keithley-Metra Byte Analog to Digital Converter und einem tragbaren Computer Toshiba 3200 ergänzt. Der Computer schließt einen 80386-Mikroprozessor ein, der um eine Leiterplatte Keithley-Metra Byte Analog to Digital (A/D) Converter vergrößert ist. Das Verarbeitungsmodul 500 empfängt das analoge Signal und wandelt es über die A/D-Leiterplatte in eine digitale Darstellung um.
Abtastungen der digitalisierten plethysmographischen Wellenformen werden vorzugsweise durch die CPU während der 3,33 Millisekunden der vollständigen Belichtung mit dem Glühfaden der Lampe (das Abtastfenster) erfaßt. Wie vorstehend mit Bezug auf Fig. 6 beschrieben ist, wird das Signal VERSCHLUSS OFFEN verwendet, um die CPU so zu synchronisieren, daß die CPU die photoplethysmographischen Signale aller interessierenden Wellenlängen während des 3,33-Millisekunden-Abtastfensters abtastet. Das Signal VERSCHLUSS OFFEN entspricht der Zeit, bei der die tortenstückförmigen Sektoren der Scheibe 314 gerade beginnen, sich über der Lampe 312 zu öffnen. Nach Empfang des Signals VERSCHLUSS OFFEN wartet die CPU auf eine Verzögerung, die der Zeit zwischen dem Empfang des Signals VERSCHLUSS OFFEN und der Zeit entspricht, wenn der Glühfaden der Lampe vollständig freigesetzt ist. Nachdem diese Verzögerung verstrichen ist, erzeugt die CPU das Signal BURSTTRIGGER VERZÖGERN, das in Fig. 12 gezeigt ist. Nach Empfang des Signals BURSTTRIGGER VERZÖGERN erzeugt der Triggersteuerungsschaltkreis der Fig. 12 eine Schrie von Burstimpulsen.
Bei Empfang jedes Burstimpulses tastet die CPU die Wellenform nach einer der interessierenden Wellenlängen ab. In der bevorzugten Ausführungsform werden zum Beispiel acht Burstimpulse, jeder entspricht einer der acht interessierenden Wellenlängen, durch das Triggersteuerungsmodul 116 über einen Zeitraum von etwa 60 Mikrosekunden erzeugt. Bei Empfang jedes Burstimpulses tastet die CPU die entsprechende interessierende Wellenform ab.
So werden in der bevorzugten Ausführungsform alle acht Wellenformen fortlaufend über einen Zeitrahmen von ungefähr 60 Mikrosekunden während jeweils 3,33 Millisekunden vollständiger Belichtung durch den Glühfaden der Lampe abgetastet. Obwohl alle Wellenlängen nicht gleichzeitig abgetastet werden, werden in der bevorzugten Ausführungsform die Abtastungen über einen Zeitrahmen von etwa 60 Mikrosekunden vorgenommen. Dieser Zeitrahmen von 60 Mikrosekunden ist sehr klein, wenn man ihn mit dem Zeitrahmen einer relevanten photoplethysmographischen Information in dem interessierenden Signal vergleicht, so daß für praktische Zwecke die Abtastungen im wesentlichen "gleichzeitig" erfaßt werden. Es soll jedoch selbstverständlich sein, daß die Wellenformen für alle interessierenden Wellenlängen auch parallel abgetastet werden könnten, ohne von dem Gedanken und Umfang der vorliegenden Erfindung abzuweichen.

Datenspeicherung

Nachdem die Abtastungen der Wellenform erfaßt sind, werden die Rohdaten in Volt umgewandelt und werden in zweidimensionalen Arrays wie demjenigen, das in Fig. 13A gezeigt ist, gespeichert. Dieser Aufbau ist ein Array von Pointern, eines für jeden Kanal, für ein Array von Rohdaten. In der bevorzugten Ausflährungsform wird die Gesamtzahl der Kanäle in der Variablen "Numbchans" gespeichert und ist in der bevorzugten Ausführungsform gleich acht. Ebenfalls in der bevorzugten Ausführungsform kann jedes Array bis zu 512 Datenpunkten pro Kanal speichern, so ist die Variable "ArraySize" in Fig. 13A in der bevorzugten Ausführungsform gleich 512.
Der Arbeitsspeicher, der für das tatsächliche Abtasten verwendet wird, ist vorzugsweise konfiguriert, als Ringpuffer zu wirken. Der DMA-Puffer, der von der Keithley-Metraßyte- AID-Karte benutzt wird, wird in zwei Blöcke aufgespalten. Bei Verwendung der DMA lesen die nachstehend beschriebenen Verfahren zur Steuerung der Verarbeitung von einem Block DMA ab, während sie in einen anderen einschreiben. Wenn ein Block vollständig beschrieben ist, wird die Nachverarbeitung an diesem Datenblock durchgeführt. Alles dieses wird durchgeführt, während die CPU fortfährt, Daten für den nächsten Block des dynamischen Speichers abzutasten.

Steuerung der Verarbeitung

Fig. 14 zeigt das Verfahren, durch das ein Anwender in der Lage ist, einige Systemparameter zu konfigurieren. Erstens ist es, obwohl es möglich ist, die Qualität der erhaltenen Wellenformen visuell zu bewerten, ein Merkmal der vorliegenden Erfindung, wiederholbare, quantifizierbare Maße bereitzustellen und anzuwenden, die die Wellenformen bewerten und numerische "Gütezahlen" erzeugen, die auf dem Bildschirm angezeigt werden. Zu diesem Zweck ist der Anwender in der Lage, quantifizierbare Leistungsindizes festzusetzen, gegenüber denen die Wellenformen auf ihre Fähigkeit bewertet werden, eine genaue Vorhersage des Hämatokrit zu übermitteln. In der bevorzugten Ausführungsform sind die zwei hierfür verwendeten Parameter die Peak-zu-Peak-Spannung von zwei vom Anwender konfigurierbaren Kanälen und der Variationskoeffizient eines vom Anwender konfigurierbaren Parameters.
Im allgemeinen werden die zwei Kanäle mit der geringsten Pulsstärke (und deshalb einem geringen Signal-Rausch-Verhältnis) für den ersteren Zweck festgesetzt. Wenn die Peak-zu- Peak-Amplitude dieser Kanäle unter das vom Anwender festgesetzte Minimum fällt, wird eine Nachricht ZURÜCKWEISEN angezeigt, was dem Anwender zeigt, daß weitere Daten erhalten werden sollten.
Der andere Leistungsindex der bevorzugten Ausführungsform ist der Variationskoeffizient von mindestens einem H-Wert (nachstehend ausführlicher beschrieben). Wenn der CV des festgelegten H-Werts eine bestimmte, vom Anwender festgesetzte Grenze überschreitet, wird die Nachricht ZURÜCKWEISEN angezeigt. Wenn sowohl die Peak-zu- Peak-Amplituden als auch die CV innerhalb der vom Anwender festgelegten Grenzen liegen, wird eine Nachricht ANNEHMEN (siehe Fig. 29) angezeigt.
Fig. 14 zeigt auch, daß der Anwender auch in der Lage ist auszuwählen, welche Kanäle abzutasten sind und welcher Kanal für die Peak und-Tal-Bestimmung verwendet werden soll. Dieser so bezeichnete "Peak-Kanal" ist typischerweise der isosbestische Kanal, wie er nachstehend ausführlicher mit Bezug auf die Fig. 19A und 19B beschrieben ist.
Falls bei visueller Untersuchung die angezeigten Wellenformen übermäßig verrauscht sind oder eine beträchtliche Drift enthalten, oder wenn die angezeigten Peak-zu-Peak- Amplituden und/oder das Maß des Variationskoeffizienten nicht akzeptabel sind, hat der Anwender, auf einer Basis Kanal für Kanal, die Wahl, die Signale weiter zu verarbeiten, um die Konfidenz der Hämatokritvorhersage zu verbessern. Wenn die Signale für einen oder mehrere Kanäle übermäßig verrauscht erscheinen, kann der Anwender wählen, die Rohdaten für diese Kanäle zu glätten, bevor die Signale weiter verarbeitet werden. Bei dieser Tätigkeit wählt der Anwender, welche Kanäle zu glätten sind und die Ordnung des Abgreiffilters, das bei den Rohdaten für die ausgewählten Kanäle zu verwenden ist.
Auf Kanälen, wo beträchtliche Drift oder Trend der Basislinie vorhanden ist, kann der Anwender, auf einer Basis Kanal für Kanal, diese Kanäle trendbereinigen. Das Verfahren der Trendbereinigung wird nachstehend mit Bezug auf Fig. 16 ausführlicher beschrieben.
Auf Kanälen mit einem niedrigen Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) kann der Anwender wählen, auf einer Basis Kanal für Kanal, das Muster der Signale mit niedrigem SNR mit dem eines Signals mit höherem SNR (gewöhnlich der so bezeichnete Peakkanal) zu vergleichen. Das Verfahren des Mustervergleichs ist nachstehend ausführlicher mit Bezug auf Fig. 20 beschrieben.
Der Anwender ist auch in der Lage, die Gleichungen, die bei der Hämatokritvorhersage verwendet werden, einzugeben.
Fig. 15 zeigt ein vereinfachtes Fließschema der Steuerungssoftware für das vorliegende Gerät zur nichtinvasiven Bestimmung des Hämatokrit. Eine ausführliche Computerprogramm- Auflistung der Steuerungssoftware läßt sich in dem beigefügten Mikroliche-Anhang finden.
Wie in Fig. 15 gezeigt ist, erfaßt die CPU zuerst die Rohdaten für jeden von n Kanälen (acht in der bevorzugten Ausführungsform). Die Rohdaten werden in Volt umgewandelt und wie vorstehend beschrieben im Arbeitsspeicher gespeichert. Der Steuerungsblock 408 glättet und/oder trendbereinigt ausgewählte Kanäle, wenn er, wie vorstehend mit Bezug auf Fig. 14 beschrieben ist, vom Anwender so konfiguriert ist. Als nächstes wird die Lage der Peaks und Täler des so bezeichneten "Peakkanals" durch den Steuerungsblock 410 berechnet und gespeichert. Im Steuerungsblock 412 werden die Amplitude oder der Spannungswert der Peaks und Täler für die photoplethysmographische Wellenform für jede interessierende Wellenlänge berechnet.
Sobald die Werte der Peaks und Täler für jeden Kanal bekannt sind, wird in dem Steuerungsblock 414 für jedes Peak/Tal-Paar eine Pseudoextinktion berechnet. Außerdem werden im Steuerungsblock 414 die Werte dieser Pseudoextinktionen vereinigt, um die H-Werte zu berechnen, die bei einer Vorhersage des Hämatokrit im Steuerungsblock 418 vereinigt werden. Die Peak-zu-Peak-Spannungen (die AC-Komponente) der vom Anwender ausgewählten Kanäle, am meisten bevorzugt die zwei Kanäle mit der geringsten Pulsstärke und/oder dem niedrigsten Signal-Rausch-Verhältnis, werden ebenfalls berechnet. Diese Peakzu-Peak-Spannungen werden, wie vorstehend beschrieben, von dem vorliegenden System verwendet, um die Daten zurückzuweisen, wenn der Peak-zu-Peak-Wert unter einen vom Anwender festsetzbaren Schwellenwert fällt.
Wenn die Daten nicht aus den vorstehend zitierten Gründen und wegen eines Artefakts durch Bewegung des Patienten, Unterbrechung der Verbindung zum Gerät oder eines unannehmbaren Variationskoeffizienten, wie nachstehend beschrieben, zurückgewiesen werden, berechnet der Steuerungsblock 420 den Hämatokritmittelwert, die mittlere Sauerstoffsättigung und einen mittleren Variationskoeffizienten.
Ob die Daten zurückgewiesen werden oder nicht, die Wellenformen und Ergebnisse werden auf dem Steuerungsblock 422 angezeigt. Das ganze Verfahren wird fortgesetzt, während die CPU fortfährt, jeden Kanal abzutasten, bis der Anwender signalisiert, das Datenabtasten zu beenden.

Trendbereinigung

Obgleich die nichtinvasive Messung des Hämatokrit ausgeführt werden kann, indem die Transmission von Licht durch von Blut durchströmtes Gewebe bei geeigneten Wellenlängen gemessen wird, können bei der praktischen Ausführung diese gemessenen Signale durch ein Artefakt auf Grund von Atmung und Bewegung, insbesondere wenn sie in einer klinischen Umgebung aufgenommen werden, verfälscht werden. Dieses Artefakt ist eine Form von niederfrequentem Rauschen, das auch als Datentrend oder Basisliniendrift beschrieben werden kann. Wenn diese Drift oder dieser Trend signifikant sind, ist die Messung des Hämatokrit Fehlern unterworfen. Die vorliegende Erfindung stellt deshalb ein ordnungsanpassendes Filter zum Trendbereinigen von Daten bereit, um die Genauigkeit und Präzision der Hämatokritmessung durch Photoplethysmographie zu verbessern.
Das Verfahren zum Trendbereinigen selbst ist unkompliziert, und die Verarbeitungsschritte sind in Fig. 16 gezeigt. Zuerst wird der mittlere Pulszeitraum über dem interessierenden Datenintervall gefunden. Typischerweise werden die Daten in Blöcken von 4 bis 8 Pulszeiträumen trendbereinigt. Der gemessene Pulszeitraum 'x' in Sekunden entspricht N diskreten Zeitschritten in der abgetasteten Wellenform. Genauer gesagt ist N = 'x' · fs wobei fs die Abtastfrequenz in Hz (100 Hz in der bevorzugten Ausführungsform) ist. N wird dann auf die nächste ungerade ganze Zahl gerundet. Als nächstes wird das Pulssignal mit einem Moving-Average(MA)-Filter (Filter mit gleitendem Mittelwert) der Länge N gefiltert, wobei die folgende Gleichung verwendet wird:
Das trendbereinigte Signal x*(n) wird dann erhalten, indem das gefilterte Signal von dem ursprünglichen Signal subtrahiert wird, wobei die Gleichung benutzt wird:
x*(n) = x(n) - u(n)
Indem das MA-Filter auf den Pulszeitraum abgestimmt wird, wird der gleitende Mittelwert immer über einen Pulszeitraum berechnet. Dies hindert die pulsartige Veränderung, in die Wellenform der Basislinie m(n) auszulaufen, wobei nur die Komponente der wahren Drift oder des Trendsignals übrig bleibt. Wenn die Filterlänge N (mittelndes Intervall) gleich der Pulslänge ist, werden die Pulsfrequenz und deren Oberschwingungen im wesentlichen zu null gemacht. Diese Herangehensweise hat einen signifikanten Vorteil, indem das Nullwerden der Pulsfrequenz garantiert ist. Andere Herangehensweisen beim Filtern machen nicht notwendigerweise die Pulsfrequenz zu null, und deshalb können ihre Basislinienwellenformen mit einem Rest der Pulswellenform verunreinigt sein. Zu zusätzlichen Vorteilen dieses MA-Filters gehören Leichtigkeit der Realisierung, unbedingte Stabilität und lineares Phasenansprechen.
Wenn die Daten trendbereinigt worden sind, erfordert die Berechnung von H-Werten für trendbereinigte Daten, daß die Intensitätswerte in einer speziellen Weise berechnet werden. Die trendbereinigten Peak- und Talwerte I*p und I*" werden aus dem trendbereinigten Signal x*(n) bestimmt. Dann wird die Basislinienkomponente IBL rückaddiert, um den geeigneten Ausgleich bereitzustellen:
Ip = I*p + IBL
Iv = I*v + IBL
Der spezielle Basislinienwert für eine Peak-Tal-Kombination ist der Wert von m(n), der auf halbem Wege zwischen den Zeitindizes von Peak und Tal liegt. Wenn zum Beispiel ein Tal I zur Zeit p vorkommt und ein Peak I zur Zeit q vorkommt, dann ist IBL gegeben durch:
IBL = u ((q - p)/2)
Es soll selbstverständlich sein, daß diese Intensitätswerte von Peak und Tal nicht die gleichen sind wie diejenigen, die aus den ursprünglichen Daten berechnet werden. Es mag scheinen, daß der Basislinienwert entfernt wird und dann einfach wieder dazu rückaddiert wird. Dies ist nicht der Fall. Wenn die Daten trendbereinigt werden, dann ist der MA-Wert m(n), der von dem Peak subtrahiert wird, verschieden von dem MA-Wert, der von dem Tal subtrahiert wird, weil m(n) eine sich mit der Zeit ändernde Wellenform ist. Wenn jedoch die Intensitätswerte rekonstruiert werden, ist der Basislinienwert für sowohl den Peak als auch das Tal der gleiche.
Tabelle 2 zeigt H-Wert-Daten für zwei Patienten. Der Stern an dem H-Wert zeigt, daß er mit trendbereinigten Daten berechnet ist. Man beachte, daß in allen Fällen die trendbereinigten H-Werte einen kleineren Variationskoefflzienten haben.
Die in Fig. 17 gezeigte Meßkurve zeigt die drei relevanten Signale für einen typischen Fall. Das ursprüngliche Signal x(n) wird durch eine ausgezogene Linie gezeigt, das MA-gefilterte Signal m(n) wird durch eine gestrichelte Linie gezeigt, und das trendbereinigte Signal x*(n) wird durch eine Strichpunktlinie gezeigt. In Fig. 17 wurde das trendbereinigte Signal x*(n) versetzt, so daß die drei graphischen Darstellungen auf der gleichen Seite gezeigt werden können. Es soll jedoch selbstverständlich sein, daß das trendbereinigte Signal das Nullmittel ist.

Für Peak und Tal anpassungsfähiger Detektor

Sobald das Abtasten jedes Kanals beendet ist und die Rohdaten gespeichert und trendbereinigt sind, verarbeitet die vorliegende Erfindung die erfaßten Daten, um den Hämatokrit und andere interessierende charakteristische Eigenschaften abzuschätzen. Das bevorzugte Verfahren, das verwendet wird, um die Korrelation zwischen absorbiertem Licht und dem Hämatokrit zu bestimmen, ist das Verhältnis der photoplethysmographischen Werte an dem Peak und in dem Tal für einen einzelnen Herzschlag. Ein beispielhaftes Photoplethysmogramm 210 wird im oberen Teil der Fig. 18 gezeigt. Ein voller Herzschlag wird durch die Bezugszahl 208 angezeigt. Es ist sehr wichtig, daß die tatsächlichen Peaks, wie Peak 204, der Wellenform 210 nachgewiesen werden und die falschen Peaks auf Grund des Rauschens und der dichroitischen Einkerbung 206 ignoriert werden. Eine dichroitische Einkerbung 206 wird durch das Schließen der Aortenklappe erzeugt und kann bei einigen Individuen stärker ausgeprägt sein. Bei einigen Individuen ist die dichroitische Einkerbung während des Abtastens sehr schwach. Die vorliegende Erfindung stellt ein in Echtzeit anpassungsfähiges Peak und-Tal-Filter bereit, das die tatsächlichen Peaks 204 und Täler 202 der Wellenform 210 bestimmt, während alle falschen Peaks und Täler herausgefiltert werden. Dies ist ein wichtiges Merkmal der vorliegenden Erfindung, da das darunterliegende Pulssignal und deshalb die damit verbundenen Peaks und Täler in hohem Maße veränderlich und potentiell nichtperiodisch sind.
Fig. 19A zeigt das Verfahren 410, durch das die tatsächlichen Peaks und Täler gefunden werden. Zuerst wird die abgetastete Wellenform differenziert. Eine beispielhafte differenzierte photoplethysmographische Wellenform 216 wird im unteren Teil der Fig. 18 gezeigt. Ein Glättungsfilter mit 11 Abzweigen wird auf die differentielle Wellenform angewandt. Als nächstes werden alle Peaks in der differenzierten Wellenform gefunden, und der Wert des maximalen Peaks in der differenzierten Wellenform, Peak 218 in Fig. 18, wird bestimmt. Für Vergleichszwecke wird ein Schwellenwert berechnet. In der bevorzugten Ausführungsform beträgt der Schwellenwert 50% des Wertes des maximalen Peaks 218 in der differenzierten Wellenform. Dieser Schwellenwert wird auf der differenzierten Wellenform in Fig. 18 ebenfalls gezeigt. Gültige Peaks in der differenzierten Wellenform werden aus ungültigen Peaks in der differenzierten Wellenform festgestellt, indem der tatsächliche Wen jedes Peaks mit dem des Schwellenwerts verglichen wird. Wenn der fragliche Peak einen Wert hat, der kleiner als der des Schwellenwertes ist, wird festgestellt, daß der Peak auf Rauschen oder die dichroitische Einkerbung zurückzuführen ist und deshalb ein ungültiger Peak ist. Jeder Peak, von dem festgestellt wird, daß er Teil eines unvollständigen Pulses ist, wird ebenfalls als ungültiger Peak bezeichnet, um falsche Peaks zu vermeiden. Wenn der fragliche Peak einen Wert hat, der größer als der des Schwellenwertes ist, ist dieser Peak ein gültiger Peak.
Nach der Feststellung der gültigen Peaks in der differenzierten Wellenform werden die tatsächlichen Peaks und Täler für die ursprüngliche Wellenform bestimmt, wie in Fig. 19B gezeigt ist. Die differenzierte Wellenform wird abgesucht, wobei nach Punkten gesucht wird, bei denen die Amplitude der differenzierten Wellenform gleich null ist, wie beispielsweise Punkt 214 in Fig. 18. Dies entspricht dem Punkt, bei dem der Anstieg der tatsächlichen Wellenform gleich null ist, und somit dem Ort eines tatsächlichen Peaks oder eines Tales. Das Verfahren beginnt bei einem Peak in der differenzierten Wellenform, zum Beispiel Peak 218 in Fig. 18, und untersucht Datenpunkte zur Rechten dieses Peaks. Es wird festgestellt, daß der Null-Kreuzungspunkt der Datenpunkt ist, bei dem ein tatsächlicher Peak, 205 in dem Beispiel der Fig. 18, vorkommt. Wenn dieser Punkt von vorhergehenden Peakkandidaten bereits gefunden worden ist, wird der Duplikatpeak verworfen. Andernfalls wird der Ort des tatsächlichen Peaks in einem eindimensionalen Array wie dem, das in Fig. 13B gezeigt ist, gespeichert. Dieses Verfahren wird für alle Peakkandidaten fortgesetzt.
Der rechte Teil der Fig. 19B zeigt das Verfahren, durch das gültige Talorte gefunden werden. Nachdem alle Peaks getestet sind, werden die Täler gefunden, indem zur Linken eines festgestellten Peaks (wie Peak 204 in Fig. 18) in der differenzierten Wellenform nach dem Null-Kreuzungspunkt (Punkt 212 in Fig. 18) gesucht wird. Es wird festgestellt, daß dieser Null-Kreuzungspunkt ein Tal ist (Tal 202 in Fig. 18), und der Ort dieses Tals wird für weitere Berechnungen ebenfalls gesichert.
Die Orte aller gültigen Peaks für jede interessierende Wellenlänge werden in einem eindimensionalen Array wie dem, das in Fig. 13B gezeigt ist, gespeichert. Die Anzahl der Elemente in diesem Array ist gleich der maximalen Anzahl der gültigen Peaks (100 in der bevorzugten Ausführungsform), die gespeichert werden kann. Der Ort jedes tatsächlichen Peaks wird in dem Array gespeichert. Wenn zum Beispiel festgestellt wird, daß ein Peak an dem 23. und 60. Datenpunkt vorkommt, würde das Array 23 und 60 enthalten. Das gleiche gilt für jedes gefundene Tal. Wenn festgestellt wird, daß ein Tal an dem 19. und 48. Datenpunkt ist, dann würde ein ähnliches Array zum Speichern von Talorten 19 und 48 enthalten usw.

Bestimmung der Werte von Peak und Tal

Sobald die Orte der Peaks und Täler bestimmt und abgespeichert sind, werden die Spannungswerte oder die Amplitude der Peaks und Täler bestimmt. Für jedes Wellenlängenband gibt es einen zeitabhängigen Spannungswert, der der in diesem Band empfangenen Energie entspricht. Die Korrelation zwischen Spannungswert und Ort wird in dem Array, wo die Rohdaten abgespeichert werden, erhalten.
Wo die Signalwerte relativ hoch sind, d. h. ein hohes Signal-Rausch-Verhältnis (SNR) haben, kann zuverlässig eine direkte Ablesung der Rohdaten des Spannungswertes eines Peaks oder Tals eines speziellen Ortes gemacht werden. Auf Grund der Unterschiede in Absorption und Streuung für die verschiedenen Wellenlängen haben die Pulssignale jedoch für einige Kanäle schwächere Signal-Rausch-Verhältnisse als für andere. Die darunterliegenden Signale in Abwesenheit des Rauschens haben alle die gleiche darunterliegende Form, da jeder Kanal ein Photoplethysmogramm mit der charakteristischen Form des pumpenden und fließenden Blutstroms liefert. Der einzige Unterschied zwischen den Signalen für verschiedene Kanäle ist ihre Pulsamplitude und die DC-Versetzung. Es sind diese Amplitude und diese DC-Versetzung, die für eine genaue Messung des Hämatokrit kritisch sind. Bei Signalen mit niedrigem SNR enthalten jedoch die Peak- und Talwerte signifikantes Rauschen, und diese Ungenauigkeit führt zu Fehlern in der Hämatokritberechnung. Die vorliegende Erfindung stellt deshalb eine Technik zur Verbesserung der Messung der Amplitude der Peaks und Täler für Kanäle mit niedrigen SNR-Werten bereit. Diese Technik wird "direkter Mustervergleich" genannt und ist in Fig. 20 gezeigt.
Fig. 20 zeigt die vorliegende Mustervergleichstechnik 412 zum Auffinden der Werte von Peaks und Tälern mit niedrigen SNR-Werten. In der bevorzugten Ausführungsform ist der Anwender in der Lage auszuwählen, ob ein Mustervergleich auf einer Basis Kanal für Kanal durchgeführt werden sollte. Wenn zum Beispiel die Peak-zu-Peak-Spannungen der vom Anwender ausgewählten Kanäle unter den festgelegten Schwellenwert fallen, kann der Anwender folgern, daß ein Mustervergleich geeignet sein kann.
Die vorliegende Mustervergleichstechnik 412 hat den Vorteil, daß die Messung der Spannung von Peak und Tal nur auf der Wellenlänge mit dem höchsten SNR durchgeführt werden muß (in der bevorzugten Ausführungsform ist dies am typischsten der isosbestische Kanal, entsprechend einer Wellenlänge im Bereich von 800-840 nm). Die Wellenlänge mit hohem SNR wird skaliert, um die Werte der Peaks und Täler bei Wellenlängen mit niedrigen SNR-Werten zu bestimmen.
Zu Zwecken der Veranschaulichung und der in Fig. 20 gezeigten Verarbeitungsschritte soll angenommen werden, daß Kanal A das Signal mit hohem SNR ist und Kanal B ein Signal mit niedrigem SNR ist. Beispielhafte Wellenformen von Signal A und Signal B sind in Fig. 21A als Wellenformen 510 bzw. 512 gezeigt. Der erste Schritt ist das Bandfiltern sowohl des Signals A als auch des Signals B. Die bandgefilterten Wellenformen von Signal A und Signal B sind in Fig. 21B als Wellenformen 518 bzw. 520 gezeigt. Das Bandfilter mit linearer Phase entfernt die DC-Versetzung, weist hochfrequentes Rauschen zurück und trendbereinigt die Signale, so daß nur der AC- oder Pulsanteil der Wellenform verbleibt.
Sowohl Signal A als auch Signal B werden auch tiefpaßgefiltert. Die tiefpaßgefllterten Wellenformen von Signal A und Signal B sind in Fig. 21C als Wellenform 514 bzw. 516 gezeigt. Das Tiefpaßfilter weist die AC-Komponente zurück und läßt die DC-Versetzung und jeden Trend oder niederfrequentes Rauschen wie das Atmungsartefakt durch. Das vorstehend mit Bezug auf Fig. 16 beschriebene Signal m(n) kann für das Tiefpaßsignal verwendet werden.
Als nächstes wird eine Anpassung mit kleinsten Quadraten zwischen dem bandgefilterten Signal A und dem bandgefilterten Signal B berechnet. Diese besteht darin, daß das bandgefilterte Signal A so skaliert wird, daß es im Sinne des kleinsten Quadrats die beste Angleichung für das bandgefilterte Signal B ist. Wie vorher festgestellt, haben die Signale für alle interessierenden Kanäle die gleiche darunterliegende Pulswellenform. Die Herangehensweise der Anpassung der kleinsten Quadrate der vorliegenden Erfindung nutzt einfach diese Tatsache aus. Der Vorteil ist, daß der Ort und die Amplituden der Peaks und Täler nur an dem Signal mit dem höchsten SNR verarbeitet werden müssen. Die Amplituden der Peaks und Täler für die Signale mit niedrigerem SNR werden durch Skalieren der Peaks und Täler mit hohem SNR mit dem Maßstabsfaktor aus der Optimierung durch Anpassung mit kleinsten Quadraten gefunden.
In der bevorzugten Ausführungsform wird der Maßstabsfaktor blockweise berechnet.
Die Herangehensweise mit Blöcken arbeitet mit Signalen, die wie folgt zu Blöcken von Daten oder Vektoren segmentiert werden:
Man lasse xA(n) = Signal mit hohem SNR;
xB(n) = Signal mit niedrigem SNR;
x*A(n) = bandgefiltertes Signal mit hohem SNR;
x*B(n) = bandgefiltertes Signal mit niedrigem SNR;
uA(n) = Tiefpaßsignal mit hohem SNR;
uB(n) = Tiefpaßsignal mit niedrigem SNR; und
γ = Maßstabsfaktor
wobei x*A(n) = xA(n) - uA(n).
Die Minimierung mit kleinsten Quadraten ist definiert als
und die Lösung ist gegeben durch
wobei x*+A(n) und x*+B(n) die Transponierung von x*A(n) bzw. x*B(n) sind.
Die "saubere" oder rauschreduzierte Version von x5(n) wird dann
xB(sauber) = γ(xA(n) uA(n)) + uB(n) = γ(x*A(n)) + uB(n)
Fig. 21D zeigt die "saubere" Version des Signals B als Wellenform 522.
Man beachte, daß die saubere Version von xB(n) eine lineare (affine) Transformation von xA(n) ist. Deshalb können die Peaks und Täler des verrauschten Vektors x5(n) aus den Peaks und Tälern des sauberen Vektors xA(n) berechnet werden. Dies bedeutet, daß in einem Mehrkanalsystem die Peaks und Täler (sowohl Ort als auch Amplitude) nur für den Kanal mit dem höchsten SNR (typischerweise der isosbestische Kanal) berechnet werden müssen. Die Werte der Peaks und Täler für diejenigen Kanäle mit niedrigen SNR-Werten können unter Verwendung der vorstehenden affinen Transformation berechnet werden.
Obgleich die bevorzugte Ausführungsform als blockweise Berechnung des Maßstabsfaktors beschrieben ist, soll es selbstverständlich sein, daß der Maßstabsfaktor auch auf vielen anderen Wegen, wie durch Rekursion, berechnet werden kann, ohne vom Bereich der vorliegenden Erfindung abzuweichen.
Bei der praktischen Ausführung gibt es mehrere Optionen, die tiefpaßgefilterten Signale uA und uB zu den AC-Puls-Signalen zurückzuaddieren, bevor der Hämatokrit berechnet wird. Im einfachsten Fall können die Tiefpaßsignale ohne weitere Verarbeitung zu dem AC-Signal rückaddiert werden. Wenn der Wert der Basislinie während eines Pulses erheblich driftet, könnte die Wellenform der Basislinie während dieses Pulses auf den Mittelwert gesetzt werden. Dies würde eine treppenstufenartige DC-Wellenform erzeugen, wenn eine beträchtliche Drift vorhanden war.
In der US-Patentschrift 4,869,254 wird der äquivalente DC-Wert auf entweder einen Peak- oder einen Talwert der ungefilterten Wellenform festgesetzt. Dann wird ein Peak- oder ein Talwert angepaßt, um der DC-Verschiebung zu entsprechen. Dies ist eine Herangehensweise einer anderen Ausführungsform.

Bestimmung der Vorhersagegleichung

Unter Verwendung des vorstehend beschriebenen Verfahrenes der statistischen MAXR- Analyse und Auswahl des vorstehend in Tabelle 1 beschriebenen bevorzugten Bereichs der Wellenlängen und Verwendung von entweder HV1 oder HV2 können in einer anderen Ausführungsform die folgenden Gleichungen bei der nichtinvasiven und transkutanen direkten Vorhersage des Hämatokrit bei Menschen verwendet werden:
HCT = 55,3 (HV11207,660) - 563(HV11302,805) + 596(HV11302,910) - 58(HV1837,805) + 93,2
Diese Gleichung wurde unter Verwendung von Daten entwickelt, die zur Erzeugung des Trainingssatzes von etwa 53 gesunden Individuen, Patienten mit chronischem Nierenversagen und Patienten nach der Operation gesammelt wurden. Fig. 22 zeigt eine Kalibrierungsmeßkurve mit einem R² = 0,83 und allen Hämatokritwerten innerhalb von ±5 Prozent Hämatokrit. Um diese Vorhersagegleichung zu validieren, wurde das Hämatokrit von 10 neuen Individuen nichtinvasiv und transkutan vorhergesagt, wobei das vorstehend beschriebene Gerät und das Verfahren verwendet wurden. Die Vorhersagegleichung für diese 10 Individuen wurde graphisch aufgetragen und ist in Fig. 23 gezeigt. Alle Punkte der Vorhersage lagen innerhalb von ± 3 Prozent Hämatokrit.
Eine andere Technik zur Validierung der vorausgehenden Gleichung der Fig. 24 ist die Verwendung eines statistischen Programms, das einen Datenpunkt entfernt und seinen Wert, basierend auf einer Regressionsgleichung, die von den verbliebenen Datenpunkten abgeleitet ist, vorhersagt. Dieses Verfahren wird für alle Datenpunkte in dem Satz wiederholt. Die folgende nachstehende Gleichung verwendete das vorstehend beschriebene Gerät und Verfahren, HV2, MAXR und den am meisten bevorzugten Satz von Wellenlängen: 660, 805, 820, 910, 972, 1100, 1195 und 1300 nm.
HCT = -54,85 (HV21300,1100) - 34,72(HV21195,972) + 26,38(HV2195,660) - 7,418 (HV2972,660) + 3,105 (HV21100,910) + 71,03
Eine vollständige Kalibrierungs-/Validierungssequenz wurde durchgeführt, wobei etwa 40 gesunde Freiwillige und 25 Patienten mit chronischem Nierenversagen verwendet wurden, um zur Aufstellung des Trainingssatzes einen breiteren Bereich tatsächlicher Werte und Trainingswerte für den Hämatokrit bereitzustellen. Fig. 25 zeigt die Kalibrierungsmeßkurve unter Verwendung der vorstehenden Gleichung mit einem R² von 0,85 und praktisch allen Hämatokritwerten innerhalb von ± 5 Prozent Hämatokrit. Diese Gleichung wurde unter Verwendung der Überkreuz-Validierung, ein Verfahren mit einem Punkt zu einer Zeit, validiert, was eine in Fig. 26 zu sehende Vorhersagekurve mit einem R² von 0,80 und nur einer schwachen Zunahme der Streuung der Hämatokritwerte ergab. Fig. 27 zeigt die Ergebnisse einer on-line-Vorhersage, die ausgeführt wurde, indem die Koeffizienten der vorstehenden Gleichung in den Computer einprogrammiert wurden. Photoplethysmogramme von freiwilligen menschlichen Versuchspersonen wurden aufgezeichnet und einzelne Hämatokritwerte wurden "on-line" angezeigt und aufgezeichnet. Wie üblich wurden von den Versuchspersonen entnommene Proben venösen Blutes mit einem Zellzähler-Referenzverfahren analysiert. Die Ergebnisse sind in Fig. 27 angezeigt.
Sobald die Vorhersagegleichung aufgestellt ist, muß die Geometrie des in Fig. 4 gezeigten Gerätes fixiert bleiben. Änderung des Gerätes erfordert Neuberechnung der Vorhersagegleichung.
Die Empfindlichkeit des Vorstehenden hängt von den Änderungen bei einzelnen H-Werten ab, was in der nachstehenden Empfindlichkeitsgleichung gezeigt ist.
Empfindlichkeit = [-54,85 - 34,72 + 26,38 - 7,418 - 3,105]T
z. B. ergibt eine Änderung von 10% bei HV21300,1100 eine Änderung von 3% HCT.
Ein anderes Beispiel einer Kalibrierungskurve ist in Fig. 28 gezeigt. Daten wurden von Versuchspersonen aufgenommen und der Datensatz reduziert, wobei diejenigen mit H-Werten, die einem Variationskoeffizienten des H-Wertes von weniger als 8 Prozent entsprechen, eingeschlossen wurden. Statistische Analyse unter Verwendung einer schrittweisen Regression wurde verwendet, was zu der folgenden, nachstehend angegebenen Kalibrierungsgleichung mit mehreren Wellenlängen mit R² = 0,97 führte.
HCT = - 126 (HV4805,660) - 573 (HV41302,680) - 1366 (HV41302,837) + 1966 (HV41302,805) - 643 (HV4680,837) - 2609 (HV4837,910) + 2297 (HV4805,910) - 123 (HV4978,680) - 259 (HV4805,905) + 1483.
Es ist selbstverständlich, daß, obwohl neun Wellenlängenverhältnisse verwendet werden, ein Korrelationskoefflzient R² von etwa 0,9 mit nur vier der neun Verhältnisse erhalten werden kann, d. h., die Verhältnisse variieren in ihrem Beitrag zu dem endgültigen Korrelationskoefflzienten.
Es ist auch selbstverständlich, daß eine Überkreuz-Validierung dieser Gleichung keine Hämatokritvorhersagen mit befriedigender Genauigkeit erzeugen kann, da die kleine Probenzahl der Datenpunkte die Population nicht angemessen repräsentiert. Trotzdem zeigt diese Gleichung, daß zur Bereitstellung eines niedrigen H-Wert-Variationskoefflzienten mit Sorgfalt gesammelte Daten über eine größere Population eine Hämatokritvorhersage mit kleinem Fehler bereitstellen sollten.
Noch ein anderes Beispiel einer Kalibrierungsgleichung wurde mit einer Datenprobe eines H-Wert-Variationskoeffizienten von weniger als 8 Prozent, n (Anzahl der Datenpunkte) = 24 und R² = 0,92, erhalten, wobei das MAXR-Verfahren verwendet wurde, um die folgende Gleichung herzustellen.
HCT = - 17,6 (HV21163,820) - 166 (HV2820,910) + 22 (HV21302,805) + 50,4 (HV2805,910) + 15,2 (HV2978,680) + 22.

Bestimmung des Vertrauensniveaus

Berechnung des Variationskoeffizienten

Wenn der Hämatokrit vorhergesagt wird, ist ein Maß des Niveaus der Konfidenz der Vorhersage erwünscht. Der Grund dafür ist, daß es eine Unsicherheit in der Berechnung gibt. Diese Veränderlichkeit kann, obwohl sie in vielen Vorrichtungen nicht beachtet wird, verwendet werden, um die Konfidenz der Messung zu zeigen.
Ein solches Verfahren zur Abschätzung der Konfidenz ist es, die Verteilung eines gemessenen Parameters um den Mittelwert eines gemessenen Parameters zu berechnen. Als Beispiel sei angenommen, daß das Maß der Messung eines Parameters normalerweise mit einer Standardabweichung (a) um den Mittelwert (v) verteilt ist. Dieses ist gegeben durch:
Nimmt man eine Verteilung um einen zentralen Wert an, ist ein wertvolles Maß der Verteilung von Daten um diesen Wert die Standardabweichung (s) oder die auf den Mittelwert normierte und in einen Prozentsatz umgewandelte Standardabweichung, wobei man eine normale Verteilung annimmt. Wenn die Standardabweichung auf den Mittelwert normiert wird, wird die Messung der Variationskoeffizient (CV) genannt. Der CV wird wie folgt berechnet:
Der CV stellt einen Mittelwert der gemessenen Parameter und eine Zahl bereit, die die Verteilung der gemessenen Parameter um den Mittelwert anzeigt. Zum Beispiel bedeutet für eine normale Verteilung ein CV = 5%, daß 68,27% der gemessenen Parameter (die Daten +/- 1 Standardabweichung) in einem Band von +/- 5% des Wertes des gemessenen Parameters liegen.
Für die Zwecke der vorliegenden Erfindung sind die CV von mehreren verschiedenen Parametern anwendbar. Einer ist der Variationskoeffizient von einem oder mehreren H-Werten, die verwendet werden, um den Hämatokrit vorherzusagen. Der bevorzugte H-Wert für Zwecke des Variationskoeffizienten entspricht dem Verhältnis aus einer isosbestischen Wellenlänge und der oberen Wasserbande. Da eine isosbestische Wellenlänge und die obere Wasserbande typischerweise die stärksten bzw. die schwächsten Signale sind, wird der entsprechende H-Wert bevorzugt, da dieses Verhältnis im allgemeinen den Variationskoeffizienten des schlechtesten Falls angibt.
Ein anderes nützliches Maß, das verwendet werden kann, ist der CV der Hämatokritvorhersage.
Die Signifikanz dieser Berechnung ist nicht auf normale Verteilungen von Daten und einen normalen Variationskoeffizienten beschränkt. In der Tat ist die Verteilung um den Mittelwert des bevorzugen H-Wertes in der vorliegenden Erfindung keine normale Verteilung. Der berechnete CV ist jedoch trotzdem ein verläßlicher Indikator des Vertrauensniveaus der Hämatokritvorhersage.
Der CV des bevorzugen H-Werts wird angezeigt, wie in Fig. 29 gezeigt ist. Wenn dieser CV den vom Anwender festgesetzten Schwellenwert übersteigt, wie vorstehend mit Bezug auf Fig. 14 beschrieben ist, wird eine Meldung "ZURÜCKWEISEN" angezeigt. Wenn der CV den vom Anwender festgelegten Schwellenwert nicht übersteigt, wird eine Meldung "ANNEHMEN" angezeigt, wie in Fig. 14 gezeigt ist. Der angezeigte CV-Wert in Kombination mit der Nachricht ANNEHMEN oder ZURÜCKWEISEN und den Peak-zu-Peak-Spannungen, die wie hier beschrieben ebenfalls angezeigt werden, erlaubt dem Anwender, eine Beurteilung des Wertes betreffs der Konfidenz der Hämatokritvorhersage zu machen.

Anzeige der Wellenformen und der Ergebnisse

Die Wellenformen und die berechneten Ergebnisse, wie Hämatokrit, Variationskoeffizient, Sauerstoffsättigung, Peak-zu-Peak-Spannungen usw., werden am Steuerungsblock 422 der Fig. 15 angezeigt.
Fig. 29 zeigt eine beispielhafte Bildschirmanzeige des Gerätes der vorliegenden Erfindung. Die Anzeige schließt eine Meßkurve aus den Kanälen 1-4 ein. Die Wellenformen sind als Amplitude (Volt) gegen die Zeit (Hundertstel von Sekunden) dargestellt. Ebenfalls angezeigt sind die Orte der Peaks und Täler, die Hämatokritvorhersage (HCT) für den zur Zeit angezeigten Bildschirm, der Mittelwert des Hämatokrits über alle erhaltenen Bildschirme, der Variationskoeffizient des bevorzugten H-Werts (HV1,4 in Fig. 29). Die Sauerstoffsättigung und die Peak-zu-Peak-Spannungen der Kanäle 1 und 2 sind auf der beispielhaften Anzeige der Fig. 29 ebenfalls gezeigt.
Die minimalen Peak-zu-Peak-Werte (AC-Pulskomponente) der beiden Kanäle und der maximale CV der H-Werte sind, wie vorstehend mit Bezug auf Fig. 14 beschrieben, durch den Kliniker konfigurierbar. Wenn die Peak-zu-Peak-Werte unter dem Minimum liegen, dann wird eine Nachricht ZURÜCKWEISEN angezeigt. Ähnlich wird, wenn der CV größer als der vom Anwender festgelegte Schwellenwert ist, dann der Datensatz zurückgewiesen. Wenn so der angezeigte CV, die Peak-zu-Peak-Messungen und die Nachricht ANNEHMEN/ZURÜCKWEISEN zusammen verwendet werden, erzeugen sie ein Abbild einer Gütemessung, das verwendet werden kann, um die Qualität der Hämatokritvorhersage zu beurteilen.
Fig. 30A zeigt das Verfahren, durch das Wellenformen während der kontinuierlichen Erfassung photoplethysmographischer Daten auf dem Bildschirm angezeigt werden. Es gibt zwei Anzeigearten, den normalen Anzeigemodus und den Sicherungsmodus.
Wenn man sich in einem normalen Anzeigemodus befindet, sind durch eine Kombination von Tastendrücken eine Anzahl von Sicherungs- und Anzeigeoptionen verfügbar. Dem Anwender ist erlaubt, die aktuellen Kanäle, die während des Abtastens angezeigt werden, zu wechseln (wegen der Begrenzungen durch die Bildschirmgröße können maximal fünf Wellenformen während des Abtastens gleichzeitig angezeigt werden). Der Anwender kann "automatisches Umschalten" auswählen, währenddessen das System auf jeder Schleife durch das Verfahren hindurch verschiedene Sätze von Kanälen anzeigt. Wenn es zum Beispiel insgesamt acht Kanäle gibt, wird, nachdem die ersten 512 Abtastungen für jeden Kanal erhalten sind, eine Gruppe von Kanälen einschließlich des bezeichneten Peakkanals angezeigt. Wenn die nächste vollständige Abtastung erhalten wird, wird eine Gruppe von vier Kanälen angezeigt.
Die zweite Gruppe von vier Kanälen schließt die vier Kanäle, die beim ersten Mal nicht angezeigt wurden, und den bezeichneten Peakkanal ein. Vorzugsweise wird der bezeichnete Peak für Vergleichszwecke immer angezeigt.
Der Anwender kann auch von Hand die Anzeige umschalten, indem er "T" oder "t" drückt, um zu den Kanälen umzuschalten, die angezeigt werden sollen. Jedesmal, wenn der Anwender ein "t" oder "T" eingibt, werden die nächsten angezeigten Kanäle die vorherigen nichtangezeigten Kanäle sein. Das Umschalten von Hand übt im Grunde die gleiche Funktion aus wie das automatische Umschalten, außer daß der Anwender bestimmt, wann die Anzeige umgeschaltet werden sollte.
Das Verfahren baut außerdem ein Grundmenü von Befehlen auf, die der Anwender eingeben kann, um sowohl die Bildschirmausgabe als auch die aktuelle Sicherung der erfaßten Daten zu manipulieren. Dieses Menü wird auf dem Bildschirm angezeigt, wie in Fig. 29 gezeigt ist.
Wenn man "S" oder "R" eingegeben hat, um den Sicherungsmodus einzugeben, wird eine andere Anzeige gezeigt. Im Sicherungsmodus werden nur zwei Kanäle auf dem Bildschirm angezeigt. Der erste Kanal ist immer der Kanal, der verwendet wurde, um die Peaks und Täler zu finden. Der zweite Kanal ist vom Anwender auswählbar. Während man im Sicherungsmodus ist, kann der Anwender auch ein "Q" eingeben, um das Sichern zu beenden.
Eine aktuelle Meßkurve für den Bildschirm besteht in der bevorzugten Ausführungsform aus einer Seite von Daten oder 512 Datenpunkten. Eine vollständige Wellenform besteht jedoch aus viel mehr gespeicherten Datenpunkten. Das Verfahren der Fig. 30B erlaubt dem Anwender, interaktiv rückwärts und vorwärts durch die Datei zu scrollen. Der Anwender kann durch Drücken von "B" oder "b" rückwärts durch die Wellenform blättern oder durch Drücken von "N" oder "n" vorwärts durch die Wellenform blättern. Der Anwender ist auch imstande, eine Wellenform oder Wellenformen auszudrucken oder interaktiv die Wellenformen auszugeben, indem Seiten (definiert als 512 Datenpunkte) aus der Meßkurve gelöscht werden. Eine Option zum Wiederherstellen ist für diejenigen Fälle, wo Seiten irrtümlich gelöscht werden, ebenfalls verfügbar.

Vorhersage anderer interessierender zu analysierenden Stoffe

Wie früher erwähnt, können andere interessierende zu analysierende Stoffe im Säugerblut vorhergesagt werden, indem das Verfahren und das Gerät der vorliegenden Erfindung verwendet werden. Die häufigste Vorhersage, die herkömmlicherweise angewandt wird, ist die der Sauerstoffsättigung. Da einige der acht bevorzugt verwendeten Wellenlängen ein Verhältnis von Extinktionen bei den Wellenlängen 660 nm und 910 nm bereitstellen können, können die Prozent Sauerstoffsättigung leicht vorhergesagt werden, indem elektronische Schaltungsanordnungen, die dem Fachmann bekannt sind, modifiziert oder hinzugefügt werden. In diesem Fall kann ein einziges Gerät verwendet werden, um sowohl den Hämatokrit als auch die Prozent Sauerstoffsättigung vorherzusagen, wobei in einer einzigen nichtinvasiven transkutanen Vorrichtung die Fähigkeit bereitgestellt wird, genau und präzise zwei der wichtigeren "Blutgase", die bei der Diagnose oder der Überwachung des physiologischen Zustands von Säugerpatienten verwendet werden, vorherzusagen.
Außerdem kann man, wie zuvor erwähnt, eine Vorhersage des Hämatokrit mit einer Vorhersage von Methämoglobin kombinieren, um nichtinvasiv den physiologischen Zustand von Säugerblut, das für Transfusion in Säugerpatienten gelagert wird, zu überwachen.
In einer anderen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wurde beobachtet, daß gelagertes Blut in einer Weise altert, die durch die Veränderungen im Hämatokritgehalt und im Methämoglobin gemessen werden können. Genau gesagt ist es ein Gesichtspunkt der vorliegenden Erfindung, daß der Gehalt an Methämoglobin steigt und der Hämatokrit ebenfalls zunimmt, wenn gelagertes Blut altert. Diese Veränderungen können gemäß den Techniken der Erfindung quantifiziert werden, wenn sie für eine nichtinvasive Abfragung eines Blutvorratsbeutels verwendet werden. In dieser Ausführungsform werden auf Grund des Wunsches, das gelagerte Blut nicht zu berühren, die gleichen Überlegungen der nichtinvasiven Vorhersage angewendet. Zum Beispiel nahm das mittlere Zellvolumen eines konstanten, bei 4ºC gelagerten Volumens von Blut, wie es nach Gleichgewichtseinstellung bei Raumtemperatur über einen Zeitabschnitt von zwei Wochen gemessen wurde, von 86,9 Kubikmikrometern auf 100,7 Kubikmikrometer zu.
Genau gesagt kann die Qualität von gelagertem Blut durch Vorhersagen der Veränderungen beim Hämatokrit und Methämoglobin beurteilt werden, wobei die gleichen wie vorstehend für den Hämatokrit beschriebenen Wellenlängen verwendet werden und eine oder mehrere oder eine bestimmte Kombination der Wellenlängen von etwa 420 nm, 540 nm, 580 nm, 630 nm und 1224 nm hinzugefügt werden; die einzelnen Wellenlängen können Peaks und Täler oder den (die) isosbestisch(e)n Punkt(e) des Absorptionsspektrums von Methämoglobin (in seiner sauren und basischen Form) und die Spektren verschiedener Formen von Hämoglobin wie Oxy-, Desoxy-, Carboxy- und Suifhämoglobin darstellen, um Methämoglobin vorherzusagen. Die Anwendung der gleichen statistischen Analyse kann mit einer möglichen Gleichung verwendet werden, die wie folgt verwendet wird:
HCT = α'HVM +β'HVn1,y1 + χ'HVn2,y2 + δ'HVn3,y3 + &epsi;'HVn4,y4 + φ
wobei die Begriffe die gleiche Bedeutung wie vorstehend in Gleichung 5 haben, aber jetzt zusätzlich die vorstehend zitierten Wellenlängen für Methämoglobin verwenden, um die HV-Verhältnisse zu erzeugen.
Es ist in dieser Ausführungsform, wenn das Blut im Blutvorratsbeutel verwendet wird, wichtig, das Blut pulsieren zu lassen, um Peaks und Täler für eine richtige Berechnung zu erzeugen. Ein Verfahren ist es, zwei Messungen zu machen, eine bei jeder von zwei verschiedenen Entfernungen zwischen der Lichtquelle und den lichtsammelnden Fasern. Der Blutvorratsbeutel befindet sich zwischen den Fasern.
Der Gebrauch dieser Ausführungsform der vorliegenden Erfindung kann lebenswichtig sein, um unter Notfallbedingungen einen Patienten mit Säugerblut zu versorgen. Auch Bestände von gelagertem Blut können vor der Verwendung auf Lagerbeständigkeit analysiert werden. Da Methämoglobin das menschliche Blut beeinflußt, indem der Anteil der Ferriform des Eisens gegenüber der Ferroform erhöht und dadurch die Fähigkeit des Hämoglobins, sich mit Sauerstoff zu verbinden, verringert wird, hat diese Ausführungsform signifikanten physiologischen Wert für einen Arzt in der Gesundheitsfürsorge.
Innerhalb des Bereichs dieser Ausführungsform der Erfindung können andere Wellenlängen, die empfindlich gegenüber Absorptionsänderungen auf Grund von Änderungen in der Streuung als Ergebnis der Zunahme der Größe (oder des Volumens) der roten Blutkörperchen auf Grund der Alterung des gelagerten Blutes sind, ebenfalls gemessen werden.
Wegen der veränderlichen Natur der menschlichen Population und ihrer Gewohnheit, Tabak zur Entspannung oder Erholung zu sich zu nehmen und/oder unfreiwillig Rauch zu inhalieren, können andere mathematische Veränderungen in die Vorhersagegleichungen eingeführt werden, um die Anwesenheit von Carboxyhämoglobin zu kompensieren. Zum Beispiel kann man zu einer Vorhersagegleichung eine Korrekturvariable entsprechend dem Wert für Carboxyhämoglobin, wie er von einem Co-Oximeter bereitgestellt wird, hinzufügen oder zusätzliche Wellenlängen hinzufügen. Eine typische Gleichung folgt:
HCT = α"HVn,y +β"HVn1,y1 + χ"HVn2,y2 + δ"HVn3,y3 + &epsi;'HVn4,y4 + φ
wobei die Begriffe die gleiche Bedeutung wie in der vorstehenden Gleichung 13 haben, aber jetzt zusätzlich Wellenlängen verwenden, um Carboxyhämoglobin einzubeziehen (zwischen etwa 450 nm und 1000 nm und vorzugsweise zwischen 480 nm und 650 nm) und die HV-Verhältnisse zu erzeugen.
Als Rechtfertigung für diese andere Ausführungsform wurde gefunden, daß die rauchende Bevölkerung einen Carboxyhämoglobingehalt von zwischen 1-10% des Gesamthämoglobins hat, während die nichtrauchende Bevölkerung einen Carboxyhämoglobingehalt von weniger als 1%-2% hat. Menschen, die zum Beispiel dem Rauch von Feuern ausgesetzt sind, können erhöhte Carboxyhämoglobinwerte von bis zu 15 bis 30% haben.

Verwendbarkeit der Erfindung

Wie zuvor festgestellt, haben Ausführungsformen der Erfindung großen Vorteil in der Fähigkeit, in einer nichtinvasiven nichteindringenden Weise genau und präzise den Hämatokrit, Methamoglobin und die Prozent Sauerstoffsättigung vorherzusagen.
Ärzte in der Gesundheitsfürsorge können das Verfahren und das Gerät der vorliegenden Erfindung verwenden, um den Hämatokrit und gegebenenfalls andere interessierende zu analysierende Stoffe in einem annehmbaren Niveau der Vorhersage als Ersatz für teurere, stärker eindringende, schmerzhaftere und gefährlichere herkömmliche Techniken verwenden.
Wegen des wirklich nichtinvasiven schmerzfreien Verfahrens der Erfindung kann ein Arzt in der Gesundheitsfürsorge kontinuierlich oder periodisch den Hämatokrit eines Patienten wegen Änderungen oder Trends im physiologischen Zustand überwachen oder kann schnell den unmittelbaren Zustand eines Patienten unter schwerem Trauma in einer zivilen oder militärischen Situation diagnostizieren.
Die Erfindung ist nicht auf die vorstehend beschriebenen Ausführungsformen beschränkt. Die folgenden Ansprüche und deren funktionelle Äquivalente kennzeichnen den Umfang der Erfindung.

Claims

1. Verfahren zur nichtinvasiven Vorhersage von Hämatokrit unter Verwendung der Photoplethysmographie, umfassend die Schritte:

(a) Auswählen einer Mehrzahl von Wellenlängen gemäß Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen, wobei die Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen umfassen:

(1) eine Wellenlänge, bei der die Extinktion von Wasser bei oder nahe an einem meßbaren Peak liegt;

(2) mindestens eine Wellenlänge, bei der die Extinktion von Oxyhämoglobin und Desoxyhämoglobin vorhersagbar ist und den Gesamthämoglobingehalt darstellt;

(3) eine Wellenlänge, bei der die Extinktion von Wasser die Extinktion aller Formen von Hämoglobin außerordentlich übertrifft; und

(4) eine Wellenlänge, bei der die Extinktion aller Formen von Hämoglobin die Extinktion von Wasser außerordentlich übertrifft;

wobei jedes der Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen erfüllt sein muß, wobei jede ausgewählte Wellenlänge eines oder mehr als eines der Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen erfüllen kann und wobei mindestens eine der ausgewählten Wellenlängen in dem Bereich von 1150-2100 nm liegt;

(b) Bestrahlen von Säugergewebe mit Licht mit den ausgewählten Wellenlängen ohne mechanisches Eindringen;

(c) Nachweisen des durch das Säugergewebe bei den ausgewählten Wellenlängen hindurchgelassenen Lichts;

(d) Messen der Werte der Intensität des abgeschwächten Lichts mindestens eines Peaks und mindestens eines Tals des hindurchgelassenen Lichts und mindestens eines Gleichstromwertes des hindurchgelassenen Lichts für jede ausgewählte Wellenlänge;

(e) Berechnen der H-Werte der Pseudoabsorption für jede ausgewählte Wellenlänge gemäß einer Gleichung, umfassend:

(1) HV1 = ln(Ip/Iv)@w1/ln(Ip/Iv)@w2;

(2) HV2 = {ln(Ip/Iv)@w1/ln(Ip/Iv)@w2} * {Idc@w2/Idc@w1} = HV1·{Idc@w2/Idc@w1};

(3) HV3 = {(Ip-Iv)@w1/(Ip-Iv)@w2}*{Idc@w2/Idc@w1}; oder

(4) HV4 = ln{(Ip-Iv)/Idc}@w1/ln{(Ip-Iv)/Idc}@w2;

wobei Idc ein DC- oder Mittelwert der Lichtintensität für einen Puls ist, w1 und w2 zwei unabhängige Wellenlängen sind, Ip die Intensität an einem Peak ist, Iv die Intensität in einem Tal ist, und die unteren Indices 1 bis 4 für die H-Werte nicht die ausgewählten Wellenlängen anzeigen; und

(f) Aufstellen einer Gleichung zur Hämatokritvorhersage, bezogen auf wahre Hämatokritwerte und die H-Werte aus Schritt (e), wobei die Gleichung zur Hämatokritvorhersage umfaßt

HCT = a(HVa,b)A + ... w(HVx,y)z + f

wobei HVa,b und HV; y H-Werte für Wellenlängenpaare a,b bis x,y, ausgewählt durch die statistische Analyse gemäß dem Schritt (e), sind; A bis Z Exponenten eines beliebigen Wertes sind, a bis w Regressionskoeffizienten, ermittelt durch die statistische Analyse, sind und f ein Parameter, ebenfalls durch statistische Analyse ermittelt, ist.

2. Verfahren gemäß Anspruch 1, weiterhin umfassend den Schritt:

(g) nichtinvasives Vorhersagen von Hämatokrit durch Hindurchstrahlen von Licht durch Säugergewebe einer unbekannten Probe und Berechnen von H-Werten bei den ausgewählten Wellenlängen.

3. Verfahren gemäß Anspruch 1 oder Anspruch 2, weiterhin umfassend zwischen den Schritten (c) und (d) die Schritte: Verstärken, Filtern und Trendbereinigen des nachgewiesenen Lichts.

4. Verfahren gemäß Anspruch 1, wobei Schritt (d) die Verwendung eines für Peak und Tal anpassungsfähigen Detektors für Wellenformen, die beim Nachweis des von dem Säugergewebe abgeschwächten Lichts erzeugt werden, umfaßt.

5. Verfahren gemäß Anspruch 2, weiter umfassend die Schritte:

(h) Abschätzen eines Variationskoeffizienten der H-Werte der Vorhersagegleichung, wobei der abschätzende Schritt (h) ein Indikator des Vertrauensniveaus einer Hämatokritvorhersage ist, und

(i) Anzeigen der Vorhersage von Hämatokrit.

6. Verfahren gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Bestrahlungsschritt (b) das Bestrahlen von Säugergewebe mit Licht zwischen etwa 480 nm und etwa 1550 nm in einer Weise umfaßt, die Temperaturerhöhungen in dem Säugergewebe, das bestrahlt wird, minimiert, und wobei der Bestrahlungsschritt (b) Bestrahlen von Säugergewebe mit Licht, das eine relative spektrale Intensität aufrechterhält, umfaßt.

7. Verfahren gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Bestrahlungs- und der Nachweisschritt transkutan des Säugergewebes ohne mechanisches Eindringen in das Gewebe durchgeführt werden und wobei der Schritt des Bestrahlens des Säugergewebes weiterhin den Schritt des Bestrahlens eines Fingers, eines Ohrläppchens, der Nasenbrücke oder der Wangenschleimhaut innerhalb des Mundes umfaßt.

8. Verfahren gemäß Anspruch 1, weiterhin einschließend den Schritt der Anwendung einer Pulsation auf ein Gefäß, das Blut, gelagert für spätere Transfusion in Säugergewebe, enthält und wobei der Bestrahlungs- und der Nachweisschritt auf dem Gefäß durchgeführt werden.

9. Verfahren gemäß Anspruch 5, weiterhin umfassend die Schritte des Nachweisens und Analysierens von Methämoglobin.

10. Verfahren gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen weiterhin umfassen

(5) eine Wellenlänge, bei der die Extinktion von Oxyhämoglobin die Extinktion von Desoxyhämoglobin außerordentlich übertrifft; und

(6) eine Wellenlänge, bei der die Extinktion von Desoxyhämoglobin die Extinktion von Oxyhämoglobin außerordentlich übertrifft.

11. Verfahren gemäß Anspruch 10, wobei die Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen weiterhin umfassen

(7) mindestens eine von der des Auswahlkriteriums (1) unterschiedliche Wellenlänge, bei der die Extinktion von Wasser bei oder nahe an einem meßbaren Peak oder einer Schulter liegt und sich von denen des Auswahlkriteriums (1) unterscheidenden Interferenzen unterworfen wird; und gegebenenfalls

(8) eine Wellenlänge, bei der die Extinktion von Wasser in oder nahe an einem Tal zwischen den Peaks liegt.

12. Verfahren gemäß Anspruch 11, wobei die Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen weiterhin umfassen (9) eine Wellenlänge, bei der Wasser und Hämoglobin in einer isosbestischen Beziehung stehen.

13. Verfahren gemäß einem der vorhergehenden Ansprüche, einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (1), um einen Bereich von etwa 1160-1230 nm zu haben; einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (2), um einen Bereich von etwa 800-850 nm zu haben; einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (3), um einen Bereich von etwa 1150-2100 nm zu haben; und einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (4), um einen Bereich von etwa 450-690 nm zu haben.

14. Verfahren gemäß Ansprüch 12, einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (1), um einen Bereich von etwa 1160-1230 nm zu haben;

einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (2), um einen Bereich von etwa 800-850 nm zu haben; einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (3), um einen Bereich von etwa 1150-2100 nm zu haben;

einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (4), um einen Bereich von etwa 450-690 nm zu haben; einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (5), um einen Bereich von etwa 650-690 nm zu haben;

einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (6), um einen Bereich von etwa 890-920 nm zu haben; einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (7), um einen Bereich von etwa 960-990 nm zu haben;

einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (8), um einen Bereich von etwa 1100-1120 nm zu haben; und einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (9), um einen Bereich von etwa 1130-1170 nm zu haben.

15. Verfahren gemäß Anspruch 11, einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (1), um einen Bereich von etwa 1180-1215 nm zu haben;

einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (2), um einen Bereich von etwa 800-840 nm zu haben; einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (3), um einen Bereich von etwa 1290-1500 nm zu haben;

einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (4), um einen Bereich von etwa 680-685 nm zu haben; einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (5), um einen Bereich von etwa 655-685 nm zu haben;

einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (6), um einen Bereich von etwa 895-925 nm zu haben; einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (7), um einen Bereich von etwa 970-990 nm zu haben; und einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (8), um einen Bereich von etwa 1105-1115 nm zu haben.

16. . Verfahren gemäß Anspruch 12, einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (1), um einen Bereich von etwa 1195-1207 nm zu haben;

einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (2), um einen Bereich von etwa 805-837 nm zu haben; einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (3), um einen Bereich von etwa 1300-1315 nm zu haben;

einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (4), um einen Bereich von etwa 630-680 nm zu haben; einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (5), um einen Bereich von etwa 630-680 nm zu haben;

einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (6), um einen Bereich von etwa 900-910 nm zu haben; einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (7), um einen Bereich von etwa 972-985 nm zu haben;

einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (8), um etwa 1110 nm zu betragen; und einschließlich des Auswählens des Kriteriums zur Auswahl der Wellenlängen (9), um etwa 1160 nm zu betragen.

17. Gerät zur direkten, schnellen, nichtinvasiven Vorhersage von Hämatokrit innerhalb von Säugergewebe, umfassend:

(a) eine Quelle für moduliertes Licht, die die Temperaturerhöhungen des Säugergewebes, das mit Licht von mindestens zwei Wellenlängen abgefragt wird, minimiert, wobei mindestens eine der ausgewählten Wellenlängen in dem Bereich von 1150-2100 nm liegt;

(b) mindestens einen Photodetektor zum Empfangen des aus dem Säugergewebe austretenden abgeschwächten Lichts und Umwandeln der optischen Signale in elektrische Signale;

(c) Mittel zum Verstärken und Filtern der elektrischen Signale eines Photoplethysmographen;

(d) Mittel zum Nachweisen von Peaks und Tälern des abgeschwächten Lichts und zum Ermitteln mindestens eines Peaks, mindestens eines Tales, mindestens eines Gleichstromwertes während eines Pulses in dem Säugergewebe;

(e) Verarbeitungsmittel zum Speichern mindestens eines H-Wertes der Pseudoabsorption; und

(f) Verarbeitungsmittel zum Ermitteln einer Vorhersagegleichung zur nichtinvasiven Vorhersage von Hämatokrit.

18. Gerät gemäß Anspruch 17, weiterhin umfassend (g) Vorhersagemittel zum nichtinvasiven Vorhersagen der Pseudoextinktion von Hämatokrit in Säugergewebe unter Verwendung der Vorhersagegleichung und weiterhin umfassend (h) Mittel zum Berechnen eines Variationskoeffizienten des H-Wertes.

19. Gerät gemäß Anspruch 18, wobei die Quelle des modulierten Lichts die relative spektrale Intensität aufrechterhält und wobei das Gerät weiterhin umfaßt

(i) mindestens eine Faser, die das Licht optisch an das Säugergewebe abgibt;

(j) mindestens zwei Fasern, die das von dem Säugergewebe abgeschwächte Licht optisch nachweisen; und

(k) Mittel zum Anzeigen einer Vorhersage von Hämatokrit.

20. Gerät gemäß den Ansprüchen 18-19, wobei die Wellenlängen gemäß den Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen ausgewählt sind, um Werte der Intensität des abgeschwächten Lichts bereitzustellen, wobei die Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen umfassen:

(4) eine Wellenlänge, bei der die Extinktion aller Formen von Hämoglobin die Extinktion von Wasser außerordentlich übertrifft; und

wobei jedes der Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen erfüllt sein muß, wobei jede ausgewählte Wellenlänge eines oder mehr als eines der Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen erfüllen kann.

21. Gerät gemäß Anspruch 20, wobei die Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen weiterhin umfassen

22. Gerät gemäß Anspruch 21, wobei die Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen weiterhin umfassen

(7) mindestens eine von denen des Auswahlkriteriums (1) unterschiedliche Wellenlänge, bei der die Extinktion von Wasser bei oder nahe an einem meßbaren Peak oder einer Schulter liegt und sich von denen des Auswahlkriteriums (1) unterscheidenden Interferenzen unterworfen wird; und gegebenenfalls

(8) eine Wellenlänge, bei der die Extinktion von Wasser in oder nahe an einem Tal zwischen den Peaks liegt und bei der die Extinktion von Hämoglobin minimal ist.

23. Gerät gemäß Anspruch 22, wobei die Kriterien zur Auswahl der Wellenlängen weiterhin umfassen

(9) eine Wellenlänge, bei der Wasser und Hämoglobin in einer isosbestischen Beziehung stehen.

24. Gerät gemäß Anspruch 23, wobei das Kriterium zur Auswahl der Wellenlängen (1) einen Bereich von etwa 1160-1230 nm hat; wobei das Kriterium zur Auswahl der Wellenlängen (2) einen Bereich von etwa 800-850 nm hat; wobei das Kriterium zur Auswahl der Wellenlängen (3) einen Bereich von etwa 1150-2100 nm hat; wobei das Kriterium zur Auswahl der Wellenlängen (4) einen Bereich von etwa 450-690 nm hat; wobei das Kriterium zur Auswahl der Wellenlängen (5) einen Bereich von etwa 650-690 nm hat; wobei das Kriterium zur Auswahl der Wellenlängen (6) einen Bereich von etwa 890-920 nm hat; wobei das Kriterium zur Auswahl der Wellenlängen (7) einen Bereich von etwa 960-990 nm hat; und wobei das Kriterium zur Auswahl der Wellenlängen (8) einen Bereich von etwa 1100-1120 nm hat.

25. Gerät gemäß Anspruch 31, weiterhin umfassend

(l) eine Fresnelsche Linse zum Formen des abgeschwächten Lichts;

(m) Verstärker mit starker Gleichtaktunterdrückung zum Verstärken und Filtern des von dem Säugergewebe abgeschwächten Lichts; und

(n) Mittel zum Trendbereinigen von Wellenformen.