DE69227545T2

DE69227545T2 - Oximeter zur zuverlässigen klinischen Bestimmung der Blutsauerstoffsättigung in einem Fötus

Info

Publication number: DE69227545T2
Application number: DE69227545T
Authority: DE
Inventors: David M. Albuquerque New Mexico 87106 Haaland; Mark R. Albuquerque New Mexico 87110 Robinson; Kenneth J. South Seattle Wa 98178 Ward
Original assignee: University of New Mexico UNM; Sandia National Laboratories
Current assignee: University of New Mexico UNM; Sandia National Laboratories
Priority date: 1991-07-12
Filing date: 1992-07-10
Publication date: 1999-04-29
Anticipated expiration: 2012-07-11
Also published as: EP0522674B1; JPH05261088A; US5494032A; EP0522674A2; EP0522674A3; DE69227545D1

Description

Diese Erfindung betrifft sowohl ein Verfahren als auch die Vorrichtung gemäß Darstellung in Fig. 1 zur nichtinvasiven Bestimmung von Blutsauerstoff insbesondere in einem Fötus.
Sauerstoff ist wichtig für das menschliche Leben, für den Erwachsenen, das Kind, den Fötus. Asphyxie ist der Zustand, wo das Fehlen von Sauerstoff das Ende von Leben bewirkt. Hypoxie ist ein Mangel an der die Gewebe erreichende Sauerstoffmenge. Während Hypoxie nicht tödlich ist, kann sie eine schwere neurologische Schädigung zur Folge haben.
Die zur Zeit dem Geburtshelfer und dem Personal im Arbeitsraum zur Beurteilung des fötalen Zustandes verfügbaren Verfahren enthalten nichtinvasive Maßnahmen, beispielsweise das Überwachen der Kontraktionsmuster der werdenden Mutter und das Überwachen der fötalen Herzschlages. Beim Vorhandensein von möglichem fötalem Schmerz, auf den geschlossen wird durch klinische Bewertung oder nichtinvasive Überwachungsverfahren, oder durch invasive Vorgänge, wie diskontinuierlichen Blutproben der fötalen Kopfhaut (zur Bestimmung des Ph-Wertes des fötalen Blutes), oder perkutane Blutprobenentnahme (PUBS) über die Nabelschnur, wird oft der dringende Kaiserschnitt durchgeführt.
Sowohl mit der nichtinvasiven Maßnahme als auch der invasiven Maßnahme zur Bestimmung des oben herausgefundenen fötalen Zustandes ist dem Arzt keine Information verfügbar, die den wichtigsten physiologischen Parameter des fötalen Wohlbefindens, die Blutsauerstoffsättigung, betrifft. Änderungen der Anzahl der Herzschläge des Fötus und des Ph-Wertes im Blut sind sekundäre Beweise eines primären Zustandes, einer fetalen Hypoxie.
Es ist die Fähigkeit bekannt, Blutsauerstoffsättigung sowohl bei pädiatrischer (einschließlich neugeborener) als auch erwachsener Bevölkerung über die Oxymetrie, insbesondere die Puls-Oxymetrie, zu bestimmen. Die Oxymetrie ist in solchen Anwendungen (jedoch nicht bei fötaler Überwachung wie nachstehend erläutert) ein anerkanntes Verfahren der Sauerstoffbestimmung, das in der klinischen Medizin seit ungefähr 10 Jahren benutzt worden ist. Sie wird verwendet, um zu gewährleisten, daß der Sauerstoffpegel des Patienten ausreichend ist, um eine Beschädigung an Organen, beispielsweise Gehirn, Herz, Lungen und Nieren zu verhindern.
Es gibt zwei Typen von Geräten zur Bestimmung des Sauerstoffgehalts (oxymeter): (1) invasive Oxymeter; und (2) nichtinvasive Puls-Oxymeter. Bei invasiven Oxymetern müssen sich Lichtstrahl und Detektor-Optiken in Kontakt mit dem Blut befinden. In der klinischen Medizin wird die Probenentnahmevorrichtung, typischerweise eine faseroptische Kathetersonde, in einem großen Blutgefäß im Körper angebracht, und die Messung wird an dem Blut vorgenommen, das durch den Katheter hindurchfließt.
Nichtinvasive (d. h. Puls-) Oxymeter benötigen keinen direkten Kontakt mit dem Blut. Die nichtinvasiven Puls-Oxymeter sind in der Lage, die Störungen zu entfernen, die durch Gewebe und Knochen erzeugt werden, indem die Differenz zwischen den Daten von hohen und niedrigen Pulsdrücken bestimmt wird, indem ein Verhältnis erfüllt wird. Wenn nur arterielles Blut pulsiert, analysieren die nichtinvasiven Oxymeter nur arterielles Blut.
Die zuvor patentierte angewandte Technik kann in drei Kategorien aufgegliedert werden:
1) Instrumente zur nichtinvasiven Bestimmung der Blutsauerstoffsättigung, die eine Durchlässigkeits-Probenentnahmetechnik mit einer zwei Wellenlängen zugrundegelegten Analyse nutzen. Die US- Patente für New und andere 4,770,179; 4,700,708; 4,653,498 und 4,621,643 werden als Darstellung der besten Beispiele dieser angewandten Technik gehalten.
2) Instrumente zur invasiven Bestimmung der Blutsauerstoffsättigung, die eine faseroptische Sonde mit Reflexionsprobenentnahme nutzen, bei denen die Sonde in einen Blut enthaltenden Bereich eingesetzt werden muß. Das US-Patent Nr. 4,114,604 für Shaw und andere wird als Darstellung des besten Beispiels dieses Standes der Technik gehalten.
3) Nichtinvasive Bestimmung der Blutsauerstoffsättigung, die ein Reflexionsverfahren mit Analyse des reflektierten Lichtes durch einen nur zwei Wellenlängen ausnutzenden linearen Algorithmus verwendet. Diese angewandte Technik wird durch das US-Patent Nr. 4,859,057 für Taylor und andere dargestellt.
Diese in den oben bestimmten Patenten zur Puls-Oxymetrie (z. B. New und andere sowie Taylor und andere) offenbarten Verfahren sind mehreren bezogenen Tatsachen zugrundegelegt. Erstens ändert sich die Blutkonzentration in einer vorgegebenen Stelle des Körpers mit jedem Pulsschlag. Mit jedem Pulsschlag wird ein systolischer Pulsdruck erzeugt, der zu einer maximalen Ausdehnung des Gefäßsystems führt. Während der Ruheperiode des Herzzyklus (d. h. Diastole) wird kein Druck erzeugt, und das Gefäßsystem kehrt zu einer minimalen Größe zurück. Das während der Diastole durchgelassene oder reflektierte Licht wirkt mit Haut, Fett, Knochen, Muskel und Blut zusammen. Das während der Systole durchgelassene oder reflektierte Licht wirkt mit der gleichen Haut, Fett, Knochen, Muskel und Blut um eine zusätzliche Blutmenge zusammen, die infolge der Ausdehnung des arteriellen Systems vorhanden ist. Wenn das diastolische Signal vom systolischen Signal subtrahiert wird, ergibt sich ein Signal, das die zusätzliche Blutmenge darstellt. Qualität und Deutlichkeit des durch Subtraktion erzeugten Signals sind auf die Menge von zusätzlichem Blut bezogen, das seinerseits dem Pulsdruck proportional ist, (d. h. der Differenz zwischen dem systolischem und dem diastolischem Druck). Als grafische Darstellung des obigen Vorgangs siehe Fig. 2.
Alle derzeitigen Pulsinstrumente beurteilen Veränderungen der Konzentration von roten Blutzellen, indem eine Lichtfrequenz in der Nähe oder am isosbestischen Punkt verwendet wird, wobei die Messung eines pulsierenden Volumens abhängig gemacht wird von einer Sauerstoffsättigung. Eine isosbestische Wellenlänge ist diejenige, die die Intensität bei Sauerstoffsättigung nicht, sondern nur bei Blutkonzentration ändert. Eine zweite Wellenlänge im roten Bereich des Spektrums, das gegenüber einer Sauerstoffsättigung empfindlich ist, wird durch ein Verfahren der Probenentnahme entweder mit Durchlässigkeit oder Reflexion erfaßt. Durch Verwendung der isosbestischen Wellenlänge als Bezug und durch das Vergleichen ihrer spektralen Intensität gegenüber der Intensität der zweiten Wellenblänge im roten Bereich des Spektrums ist es möglich, die Sauerstoffsättigung des Blutes nichtinvasiv zu bestimmen.
Die auf invasiven Verfahren beruhenden Oxymeter verwenden ebenfalls eine Frequenz am oder in der Nähe des isosbestischen Punktes. Bei invasiven Instrumenten wird die Intensität bei der isosbestischen Frequenz auf die Menge des Lichtes bezogen, das zurückkehrt oder durch die Probe reflektiert wird, die ihrerseits auf den Hämatokriten (d. h. das prozentuale Volumen des durch rote Blutzellen eingenommenen Blutvolumens). Grundsätzlich nehmen invasive Verfahren einfach ein Verhältnis der "roten" Wellenlänge geteilt durch die isosbestische Wellenlänge.
In allen bekannten Anmeldungen des Standes der Technik hat der zur Analyse der zwei oder manchmal drei erfaßten Wellenlängen verwendete Algorithmus typischerweise eine einzelne Analysenfrequenz mit einer einzelnen Hintergrundkorrekturfrequenz verwendet, um eine einzelne Proportionalitätskonstante zu bestimmen, die die Beziehung zwischen Aufnahmefähigkeit und Konzentration (d. h. einen eindimensionalen Algorithmus oder einen veränderlichen Algorithmus) beschreibt. In den Patenten für New und andere wird die Bestimmung der Blutsauerstoffsättigung vorgenommen, indem ein Verhältnis zwischen der umgebenden Durchlässigkeit und der Änderung der Durchlässigkeit genutzt wird, die während jedes Pulses bei beiden Wellenlängen auftritt.
Das US-Patent Nr. 3,847,483 für Shaw und andere beschreibt eine nichtinvasive Vorrichtung, die zwei Wellenlängen des Lichtes verwendet, die von zwei abwechselnd erregten Licht aussendenden Dioden ausgehen. Die Sauerstoffsättigung wird anschließend durch eine Gleichung bestimmt, die als nichtlinearer, mit zwei Merkmalsvariablen versehener Algorithmus gekennzeichnet werden kann, indem 6 Kalibrationskonstanten verwendet werden. Das US-Patent Nr. 4,114,604, ebenfalls für Shaw und andere, offenbart das, was als verbessertes Katheter-Oxymeter beschrieben ist, welches bei Bestrahlung mit drei oder mehreren unterschiedlichen Wellenlängen arbeitet.
Shaw und andere anerkennen die nichtlinearen Eigenschaften, die bei der Bestimmung von Sauerstoffsättigung einbezogen sind, und empfehlen ein mögliches Verfahren zur Überwindung dieses Problems. Es ist wichtig anzumerken, daß die Methodenlehre von Shaw nur wenige diskrete, sich nicht überdeckende Frequenzen nutzt, die zu unterschiedlichen nichtüberdeckenden Zeitperioden genommen werden. Es ist außerdem wichtig zu bemerken, daß es nicht geeignet ist für nichtinvasive Bestimmungen, da es keine Methode zur Ausschaltung der Hintergrundkomponenten wie Haar, Knochen und Haut offenbart.
Das von Taylor und anderen offenbarte Reflexions-Oxymeter im Patent Nr. 4,859,057 offenbart keine spezifische mathematische Beziehung zwischen den beiden verwendeten Wellenlängen. Die Methode zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung erfordert eine Berechnung der Differenz zwischen der kleinsten und der größten Komponente eines Wechselstromsignals. Die sich ergebende Differenz wird anschließend genutzt, um die Sauerstoffsättigung durch Verwendung einer Tabelle bestimmen.
Eine mit invasiver Reflexionsbestimmung verbundene zusätzliche Methodenlehre wird von Hoeft und anderen offenbart in "In Vivo Measurement of Blood Oxygen Saturation by Analysis of Whole Blood Reflectance Spectra", SPIE Bd. 1067, S. 62 bis 68, Optical Filters in Medicine IV (1989). Die tatsächlich verwendete Instrumentierung besteht aus einem optischen Mehrkanal-Instrument, das heißt ein Gitterspektrometer mit einem Detektor mit CCD- Photoelement-Anordnung. Sie wenden eine einfache Beziehung an, die einer der beiden verwendeten Wellenlängenbereiche zugrundegelegt ist, die ein isosbestischer Bereich sind. Es wird dann vorausgesetzt, daß die Sauerstoffsättigung eine lineare Funktion des Verhältnisses der Lichtintensität ist, die vom Blut bei der isosbestischen Wellenlänge und der nicht isosbestischen Wellenlänge wie folgt reflektiert wird:
Sauerstoffsättigung = A + B(I&sub1;/I&sub2;)
wobei 11 die Lichtintensität ist, die vom Blut bei isosbestischen Wellenlängen (840 bis 850 nm) diffus zurückgestrahlt wird, I&sub2; die Lichtintensität ist, die bei nicht isosbestischen Wellenlängen (600 bis 840 nm) diffus zurückgestrahlt wird, und A und B experimentell bestimmte Kalibrations-Koeffizienten sind. Die Methode von Hoeft und anderen weicht von den anderen, oben bestimmten Methodenlehren dadurch ab, daß sie eine gleichzeitige Probenentnahme von mehreren Frequenzen erlauben. Bevor die Sauerstoffsättigung einer unbekannten Probe bestimmt werden kann, muß das Hämoglobin der Blutprobe zur Berechnung der Koeffizienten A und B bekannt sein. Obwohl die Methodenlehre von Hoeft Informationen aus mehr als einer Frequenz nutzt, verwendet sie einen eindimensionalen Algorithmus. Zusätzlich ist Hoeft's Methode für die nichtinvasive Analyse nicht geeignet, da sie eine Bestimmung der Hämoglobin-Konzentration über die Naßchemie erfordert.
In den wenigen vergangenen Jahren ist eine bedeutende Forschung beim Versuch betrieben worden, ein klinisch verwendbares Puls- Oxymeter zur fötalen Überwachung zu schaffen, aber keines ist zuverlässig oder genau genug gewesen, um für klinische Medizin auszureichen. Der Grund für diesen Mangel sind mehrere Faktoren, einschließlich der Schwierigkeit der Umgebung und der Parameter, bei denen ein fötales Puls-Oxymeter funktionieren muß. Diese Arbeit hat sich auf das Modifizieren bestehender Puls-Oxymeter zur Messung der Reflexion konzentriert.
Die Hauptgründe dafür, daß die bestehende Oxymeter-Technologie zur fötalen Überwachung nicht geeignet ist, sind: (1) die Notwendigkeit, die Probenentnahme-Messung durch Reflexionsspektroskopie vorzunehmen; (2), daß der fötale Kreislauf einen viel geringeren Pulsdruck als der von Erwachsenen aufweist; (3) der kritische Bereich zur Fällung einer Entscheidung für einen operativen Eingriff in einem Sauerstoffsättigungsbereich von 30% bis 60% liegen wird; und (4) der fötale Herzschlag bei ungefähr dem Zweifachen von dem des Durchschnittserwachsenen liegt.
Im Vergleich zu Durchlässigkeitsmessungen (wie sie von New und anderen verwendet werden) verringert die Anwendung der Reflexionsspektroskopie die Größe des Rücklaufsignals um einen Faktor von ungefähr 10. Wenn der Störabstand abnimmt, verringert sich die Genauigkeit der Bestimmung der Sauerstoffsättigung.
Eine Notwendigkeit der nichtinvasiven Bestimmung der Sauerstoffsättigung von arteriellem Blut besteht im Entfernen der Hintergrundkomponenten. Zur Entfernung von Hintergrundkomponenten verwenden die bestehenden nichtinvasiven Oxymeter die Differenz zwischen dem diastolischen Signal und dem systolischen Signal. Je größer die Differenz zwischen systolischem und diastolischem Signal ist, desto größer ist das analysierte Blutvolumen und um so höher ist der Störabstand. Während sich der Fötus im Uterus befindet, betragen die systolischen Drücke 75 bis 80 mm Hg und die diastolischen Drücke 50 bis 55 mm Hg. Somit ist die Differenz zwischen Diastole und Systole bedeutend geringer, ungefähr 20 mm Hg im Vergleich zu einem Pulsdruck vor. 60 mm Hg bei einem Durchschnittserwachsenen.
Die Umgebung, unter der es notwendig ist, das fötale Puls-Oxymeter zu betreiben, wird weiter erschwert durch die niedrigen Sauerstoffsättigungen, die es bestimmen muß. Die Genauigkeit einer Bestimmung der Sauerstoffsättigung mit bekannten Puls- Oxymetern wird ganz schlecht bei Sättigungen von weniger als 75%. Die Quelle dieses Fehlers ist die nichtlineare Beziehung zwischen Sauerstoffsättigung und Intensität von reflektiertem oder durchgelassenem Licht. Somit kann durch Verwendung von Daten, wie von Chapman und anderen sowie Severinghaus und anderen berichtet, mit der bestehenden Technologie die Sauerstoffsättigung des Fötus nicht mit einem Fehler von weniger als 10% für die erwarteten fötalen Sauerstoffsättigungen unterhalb von 75% bestimmt werden.
Zusammengefaßt stellen die mit einer fötalen Überwachung verbundenen physiologischen und physikalischen Parameter eine extreme Umgebung dar, bei der die bestehende angewandte Oxymeter-Technik nicht mit angemessener klinisch akzeptabler Genauigkeit arbeiten kann.
Es ist wesentlich zu verstehen, daß alle Oxymeter im Stand der Technik, sowohl Puls-Oxymeter als auch invasive Oxymeter, für die Analyse 3 oder weniger gemessene Intensitäten und/oder zwei oder weniger variable Größen verwendet haben. Sowohl New und andere als auch Shaw und andere verwenden eine begrenzte Anzahl von Wellenlängen, benutzen aber einen nichtlinearen eindimensionalen Algorithmus oder einen mit zwei Merkmalsvariablen. Bei Taylor ist kein Algorithmus angegeben. Methoden, die zwei oder mehrere variable Größen gleichzeitig verwenden, sind als mehrdimensionale Methoden bekannt. Gemäß der Verwendung in dieser Anmeldung wird sich mehrdimensional auf die gleichzeitige Analyse von drei oder mehreren veränderlichen Größen beziehen. Mehrdimensionale statistische Methoden liefern nicht nur eine verbesserte Analyse der Konzentrationen von Bestandteilen, sondern solche mehrdimensionalen Verfahren haben vor kurzem auch die Bewertung physikalischer und chemischer Eigenschaften von Materialien aus ihren Spektren möglich gemacht.
Eine einfache Darstellung der verbesserten Fähigkeit mehrdimensionaler Verfahren bei einer Bestandteilkonzentrationsbestimmung ist durch die Fig. 3A, 3B und 3C vorgesehen. In Fig. 3A kann man sehen, daß eine Verunreinigungskomponente, deren Spektrum sich mit dem des Analyten überdeckt, das Spektrum des analytischen Bereiches beeinflussen kann, und deshalb wird die Genauigkeit der Analyse leiden, wenn sie mit einer einzigen Wellenlänge v&sub1; durchgeführt wird, oder wenn v&sub1; zu einer Bezugswellenlänge ins Verhältnis gesetzt ist. Die gemessene Aufnahmefähigkeit Am bei der Analysen-Wellenlänge v&sub1; für eine die Verunreinigung enthaltende Probe ist anders als die wahre Aufnahmefähigkeit A&sub1; des Analyten bei dieser Wellenlänge. Wenn die Kalibrationskurve in Fig. 3B aus den Spektren von Proben stammt, die keine Verunreinigung enthalten, dann wird das Präsenz dieser Verunreinigung in der Probe eine deutliche Konzentration erbringen, die ganz anders als die wirkliche Konzentration sein kann. Dieser Fehler wird unerfaßt bleiben, wenn die Intensität bei nur einer Wellenlänge gemessen wurde. Wenn in den Kalibrationsproben die Verunreinigung enthalten ist, sich aber in der Konzentration in den Proben zufällig verändert, wird eine der in Fig. 3B ähnliche Kalibrationsaufzeichnung eine große Streuung unter den Daten zeigen, wobei das Ergebnis sowohl eine schlechte Kalibrationskurve als auch Konzentrationswerte sein werden, die eine mangelhafte Genauigkeit für die unbekannten Proben besitzen. Jedoch kann mit der Analyse bei mehr als einer Wellenlänge nicht nur das Vorhandensein der Verunreinigung erfaßt werden, Fig. 3C, sondern, wenn deren Vorhandensein in die Kalibration einbezogen ist, wird eine quantitative Analyse des Analyten mit mehrdimensionalen Kalibrationsverfahren möglich, selbst wenn die Verunreinigung und ihre Konzentration unbekannt sind.
Eine Anzeige, daß die unbekannte Probe unterschiedlich zu einer Gruppe von Kalibrationsproben ist, die die Verunreinigung nicht enthalten, wird durch Aufzeichnen der Aufnahmefähigkeit der Kalibrationsproben und der Spektren der unbekannten Probe bei zwei für die Analyse ausgewählten Frequenzen erzielt. Gemäß Fig. 3C ist das Spektrum der die Verunreinigung (durch "X" angegeben) enthaltenden Probe deutlich anders als die des Kalibrationsspektrums (d. h. sie ist ein Ausreißer). Ausreißer sind solche Proben oder Spektren unter entweder der Kalibration oder unbekannten Daten, die nicht die charakteristische Beziehung zwischen der Zusammensetzung und den Spektren der anderen Kalibrationsproben zeigen. Die Empfindlichkeit beim Erfassen von Ausreißern ist vergrößert durch das Erhöhen der Anzahl von in der Analyse eingeschlossenen Frequenzen. Die Anzahl von sich unabhängig verändernden Verunreinigungen, die in der Analyse in Betracht gezogen werden können, ist ebenfalls erhöht durch die Zunahme der Anzahl von verwendeten Frequenzen.
Genaue eindimensionale Methoden sind von der Fähigkeit abhängig, ein einziges isoliertes Band für jeden Analyten zu erkennen. Mehrdimensionale Verfahren können selbst dann verwendet werden, wenn es eine Überdeckung der spektralen Informationen aus verschiedenen Bestandteilen über alle gemessenen Spektralbereiche gibt. Ganz anders als eindimensionale Verfahren können die mehrdimensionalen Verfahren eine erhöhte Genauigkeit aus redundanten Informationen in den Spektren erzielen, können für Änderungen der Basis berücksichtigt werden, können Nicht-Linearitäten vollständiger modellieren und können für die Erfassung von Ausreißern sorgen.
Der allgemeine Lösungsweg, der verwendet wird, wenn statistische mehrdimensionale Methoden auf quantitative Probleme der Spektroskopie angewandt werden, erfordert eine Kalibration, in der ein mathematisches Modell der Spektren erzeugt wird, siehe Fig. 4. Dieses Kalibrationsmodell kann anschließend zur Vorhersage von Konzentrationen in unbekannten Proben verwendet werden. Zuerst werden die Spektren einer Reihe von Kalibrationsstandards erzielt, so daß diese Spektren den Bereich der Änderung aller Faktoren überspannt, die die Spektren zukünftiger unbekannter Proben beeinflussen können. Setzt man voraus, daß die Kalibration Proben verwendet, die alle in den unbekannten Proben erwarteten Komponenten enthalten und ihren erwarteten Variationsbereich überspannen, wird die Kalibration in der Lage sein, ein nicht ideales Verhalten im Beerschen Gesetz empirisch (oder zumindest annähernd) zu berücksichtigen, unabhängig von der Quelle des nicht idealen Verhaltens. Nicht-Linearitäten können aus der spektroskopischen Instrumentierung, der Streuung oder aus intermolekularen Wirkungen entstehen. Gemäß Verwendung in dieser Anmeldung bezieht sich "nichtlinear" auf eine beliebige Abweichung im Beerschen Gesetz oder die umgekehrte Beziehung des Beerschen Gesetzes (d. h. die nicht mit dem normalen linearen Ausdruck y = mx + b modelliert werden kann; in dem y die abhängig Veränderliche und x die unabhängig Veränderliche ist, und m und b jeweils Anstieg und Schnittpunkt sind). Die spektrale Empfindlichkeit ist bei sich veränderender Sauerstoffsättigung nichtlinear.
Sobald die die drei Spektren und Bestandteilkonzentrationen betreffende empirische Kalibration durchgeführt wurde, kann anschließend das Spektrum der unbekannten Probe durch einen mehrdimensionalen Vorhersageschritt analysiert werden, um die Bestandteilkonzentration oder Eigenschaften abzuschätzen. Wenn die Kalibrationsproben für die unbekannte Probe genau repräsentativ sind, dann wird das Ergebnis der Analyse eine geschätzter Wert sein, der eine Genauigkeit aufweisen wird, die der ähnlich ist, die in der Gruppe von Kalibrationsproben herausgefunden wurde. Zusätzlich können spektrale Reste (d. h. die Differenz zwischen gemessenen und abgeschätzten Spektren) verwendet werden, um zu bestimmen, ob die unbekannte Probe den Kalibrationsproben ähnlich ist. Wenn die unbekannte Probe nicht repräsentativ für die Kalibrationsproben ist (d. h. sie ein Ausreißer ist), kann eine spektroskopische Interpretierung der Reste oft gemacht werden, um die Quelle von beliebigen Unterschieden zwischen unbekannten Proben und Kalibrationsproben zu bestimmen.
Die zur Analyse von Oxymeter-Daten am besten geeigneten mehrdimensionalen Verfahren sind diejenigen, die Spektren modellieren, indem ein Modell des umgekehrten Beerschen Gesetzes, etwa die Hauptkomponentenregression oder die partielle Methode der kleinsten Quadrate (PLS) verwendet wird. Im Modell des umgekehrten Beerschen Gesetzes wird die Konzentration jedes Bestandteils in der Mischung als lineare Funktion des abgetasteten Spektrums der Aufnahmefähigkeit dargestellt. Ein Vorteil dieses mehrdimensionalen Lösungsweges ist, daß die Nicht-Linearitäten in der Spektralempfindlichkeit gegenüber Änderungen in der Zusammensetzung ohne Notwendigkeit für ein explizites Modell aufgenommen werden können. Für die vorherzusagenden chemischen Bestandteile wird die PCR- oder PLS-Analyse verwendet, um eine linear unabhängige Gruppe von Faktoren anzulegen, die einem Satz von Kalibrationsspektren zugrundegelegt ist (d. h. Spektren, für welche die vorherzusagende Zusammensetzung bekannt ist). Die Anzahl dieser Bestandteilfaktoren, die zur Vorhersage brauchbar sind (der "Rang" des Modells), wird durch ein Verfahren des gegenseitigen Gültigmachens ausgewählt, das ebenfalls verwendet wird, um die Genauigkeit von aufeinanderfolgenden Vorhersagen abzuschätzen. Die PLS-Methode und die PCR-Methode sind in der Lage, genaue und präzise Ergebnisse beim Vorhandensein von linearen und nichtlinearen Abhängigkeiten im Spektrum der Aufnahmefähigkeit bei verschiedene Frequenzen zu erzielen. Somit kann in der mehrdimensionalen Analyse ein ganzer spektraler Bereich verwendet werden, ohne daß die Bedienperson des Spektroskopes für die Analyse eine optimale Gruppe von Wellenlängen wählen muß. Ebenso sind diese Berechnungsmethoden nicht empfindlich für lineare Abhängigkeiten, die durch das Probennehmen von Informationen bei vielen Frequenzen in der Zusammensetzung der Kalibrationsproben eingeführt werden.
Das US-Patent Nr. 4,975,581 für Robinson und andere offenbart Verfahren und Vorrichtung insbesondere für die mengenmäßige Bestimmung der Glukosemenge in einem Menschen. Das Verfahren betrifft das Bestimmen eines oder mehrerer unbekannter Konzentrationswerte eines bekannten Charakteristik (z. B. Glukose) über die Schritte:
a. Bestrahlen eines biologischen Fluides (d. h. Blut), das unbekannte Werte einer bekannten Charakteristik (d. h. Glukose) aufweist mit Infrarotenergie, die zumindest mehrere Wellenlängen besitzt, so daß es eine differentielle Absorption von zumindest einigen der Wellenlängen durch das biologische Fluid gibt als Funktion von sowohl den Wellenlängen als auch des bekannten Charakteristik.
b. Messen der Absorptionsänderungen aus dem biologischen Fluid.
c. Berechnen der unbekannten Werte der bekannten Charakteristik (d. h. Glukose) im biologischen Fluid aus den gemessenen Absorptionsänderungen, die einen mehrdimensionalen Algorithmus und ein mathematisches Kalibrationsmodell nutzen. Das Modell ist aus einer Gruppe von Proben konstruiert und ist eine Funktion der bekannten Werte der Charakteristik und der Intensitätsänderungen gegenüber den Informationen der Wellenlängen, die aus dem Bestrahlen der Gruppe von Proben erzielt wird.
Das Verfahren kann in vivo und nichtinvasiv, in vivo und invasiv sowie in vitro verwendet werden.
Die Anmelder anerkennen, daß das bevorzugte Ausführungsbeispiel des US-Patentes Nr. 4,975,581 den Algorithmus der partiellen kleinsten Quadrate verwendet. Jedoch sind die Gründe zur Nutzung des PLS-Algorithmus in der vorliegenden Erfindung ganz anders gegenüber den Gründen seiner Verwendung zur Bestimmung von Glukosekonzentrationen. Der Begrenzungsfaktor bei der Bestimmung eines Blut-Analyten, beispielsweise Glukose, ist das Fehlen von verfügbaren Informationen. Die Bestimmung eines Blut-Analyten erfordert einen sehr hohen Störabstand und einen ausgeklügelten Algorithmus zur Entnahme eines kleinen Wertes von Informationen (Glukose besitzt normalerweise 0,1 Gewichtsprozent von Blut). Im Fall eines zur fötalen Überwachung geeigneten Puls-Oxymeters ist die Information ausreichend, wobei aber die Umgebung der Operation extrem ist. Wie bereits zuvor erwähnt wurde, ist die Beziehung zwischen reflektiertem Licht und Sauerstoffsättigung in starkem Maße nichtlinear, ist das Signal für die Analyse extrem rauschbehaftet, und die vorliegende Erfindung muß die Komponenten des störenden Hintergrundes entfernen durch das Korrelieren zu dem pulsierenden Blut. Außerdem sind die zur Analyse verwendeten Frequenzbereiche getrennt und die grundlegende Instrumentierung ist anders.
Trotz zurückliegender und weitergehender Versagen kann eine genaue Beurteilung der fötalen Sauerstoffkonzentration durch Messen der peripheren Blutsauerstoffkonzentration in dem Fötus erzielt werden. Die angewandte Technik zur Verwirklichung dieses Ziels wird hier offenbart, die nicht invasiver als gegenwärtig verwendete elektronische Herzmonitore ist. Dieses verbesserte Verfahren und Vorrichtung sollten wegen der deutlichen fötalen Leiden zu einer Verringerung der Rate von Kaiserschnitten führen. Ein solcher Monitor sollte die Überlebensrate von anderweitig gefährdeten Föten durch frühe und genaue Erfassung wirklicher Probleme verbessern. Somit wird das unmittelbare Ziel von gesunder Mutter und gesundem Baby verbessert.
Es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein fötales Oxymeter bereitzustellen, das in dem extremen Umfeld der fötalen Überwachung leicht und genau arbeiten kann und die Nachteile der bestehenden angewandter. Technik überwindet.
Die Aufgabe und das Puls-Oxymeter der vorliegenden Erfindung soll die Beschränkungen von Oxymetern des Standes der Technik einschließlich ihrer Unfähigkeit, Informationen bei vielfältigen Wellenlängen gleichzeitig zu erzielen, und die Beschränkung überwinden, die der Zeit innewohnt, die notwendig ist, damit die diskontinuierlich erregten Lichtquellen in diesen Oxymetern des Standes der Technik die erforderliche Helligkeit und Stabilität erreichen.
Im Gegensatz zu Shaw und anderen, ist eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung, mehrere Frequenzen bei gleichzeitiger Probenentnahme zu nutzen, einen Algorithmus zu verwenden, der Nicht-Linearitäten über den gesamten klinisch beobachteten Bereich der Blutsauerstoffsättigung modellieren kann, und der für nichtinvasive Messungen in der Umgebung des Fötus geeignet ist.
Es ist eine weitere und wichtige Aufgabe zu bestimmen, ob das Spektrum einer Probe und der anschließend bestimmte Sauerstoffwert für die Kalibrationsproben repräsentativ ist. Das ist für die Verwirklichung eines genauen und zuverlässigen klinischen Instrumentes entscheidend. Das Bestimmen und Entfernen von Ausreißerproben aus der Kalibrationsgruppe wird die Genauigkeit und Präzision der Analyse durchgreifend verbessern. Die Bestimmung von Ausreißern unter den unbekannten Proben stellt eine Information bereit zur Bewertung der Gültigkeit der Bestimmung der fötalen Blutsauerstoffkonzentration. Diese Fähigkeit ist in dieser medizinischen Anwendung besonders wichtig, weil die Folgen einer Hypoxie auf den Fötus zum Tod oder einer lebenslangen Behinderung führen kann. Gemäß der vorliegenden Erfindung würde die Nutzung eines das Verfahren der Ausreißererfassung verwendende Puls-Oxymeter zur Erzeugung eines "Kennzeichens" führen, wenn eine falsche Probe analysiert wird, welches anzeigt, daß die Analyse unzuverlässig war.
Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Oxymeter vorzusehen, das einem mehrdimensionalen Modell des umgekehrten Beerschen Gesetzes beispielsweise der PLS oder PCR zugrundegelegt ist, um die folgenden Nutzen zu liefern:
a. Aufnahme für nichtlineare spektrale Empfindlichkeiten ohne einen Qualitätsverlust in der Vorhersagegenauigkeit;
b. Kompensation beim Vorhandensein von Störungen unbestimmten Ursprungs (z. B. chemische Verunreinigungen oder physiologische Veränderungen); und
c. Bestimmung von falschen Proben oder Ausreißerproben sowohl in den Kalibrationsproben als auch in den unbekannten Proben.
Die einfache oder eindeutige Kombination des Stands der Technik wird zu einem Instrument führen, das in der Lage ist, die fötale Sauerstoffsättigung über weite Bereiche von Sättigungswerten nichtinvasiv und genau zu überwachen. Zum Beispiel messen die bestehenden Oxymeter mehrere Wellenlängen nicht gleichzeitig. Deshalb könnten die ganzen Vorteile der Verwendung eines leistungsfähigen, mehrdimensionalen Algorithmus wie PLS infolge der unbegrenzten Anzahl von Frequenzen nicht erzielt werden, die verfügbar sind, wenn eine bestehende Instrumentierung verwendet wird. Obwohl Taylor und andere die Probenentnahme mit Reflexion offenbaren, verwenden alle handelsüblich erhältlichen Puls-Oxymeter die Probenentnahme mit Durchlässigkeit. Weiterhin verwenden herkömmliche Oxymeter keine Beugungsgitter oder eine beliebige Einrichtung, die Licht in seine Wellenlängenbestandteile trennt.
Die vorliegende Erfindung stellt einen bedeutenden Fortschritt für Vorrichtung und Methodenlehre dar, durch:
a. Gleichzeitige und schnelle Probenentnahme bei mehreren Frequenzen. Die schnelle Probenentnahme ist notwendig wegen des schnellen fötalen Pulsschlages und der großen Änderungen des Pulsdruckes bei aufeinanderfolgenden Herzschlägen. Um das wirkliche Maximum und Minimum des Gefäßsystems zu unterscheiden, würde eine Probenentnahmerate von ≤ 50 Hz wünschenswert sein und ist notwendig bei der Verwendung unserer angewandten Technik.
b. Verwendung einer Strahler/Detektor-Vorrichtung in Verbindung mit Faseroptiken, die gut geeignet ist zur Befestigung an einem Fötus zur Probenentnahme mit Reflexion.
c. Analyse der spektralen Information mit mehrdimensionalem Algorithmus. Eine mehrdimensionale Analyse wird sowohl als eindimensionale Analyse als auch zweidimensionale Analyse ausgezeichnet sein, weil die bei mehreren Frequenzen verfügbare Information kombiniert werden kann, um mehr Informationen mit einer höheren Genauigkeit und Zuverlässigkeit zu erbringen als die Information, die bei einer oder mehreren diskreten Frequenzen oder Verhältnissen verfügbar ist. Die bevorzugten Algorithmen sind als partielle Methode der kleinsten Quadrate (PLS) und Hauptkomponentenregression (PCR) bekannt. Andere geeignete Algo rithmen sind die klassische Methode der kleinsten Quadrate (CLS), Q-Matrixmethode, Kreuzkorrelation, das Kalman-Filtern und die mehrfache lineare Regression (MLR). MLR bezieht sich manchmal auf die umgekehrte Methode der kleinsten Quadrate (ILS).
d. Versorgung des Arztes mit einem gültigen Meßwert oder mit dem Vertrauen auf Genauigkeit durch Verwendung von Bestimmungsverfahren für Ausreißer. Die Fähigkeit der Bestimmung von falschen negativen Größen ist äußerst wichtig, weil die Folgen einer Hypoxie am Fötus zum Tode oder zu lebenslangen, neurologischen Defiziten führen kann. Andererseits wird die Fähigkeit, falsche positive Größen auszuschalten, das Vorkommen von unnötigen Kaiserschnitten, einem chirurgischen Eingriff mit Risiken sowohl für Fötus und Mutter, reduzieren.

Zusammenfassung

Diese Erfindung betrifft ein Oxymeter nach Anspruch 1 und ein Verfahren nach Anspruch 6.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

In den Zeichnungen zeigen
Fig. 1 eine schematische Darstellung des bevorzugten Ausführungsbeispiels der Erfindung;
Fig. 2 eine grafische Darstellung des grundlegenden Prinzips, wie ein herkömmliches Puls-Oxymeter das "zusätzliche" Blutsignal erzielt;
Fig. 3 eine Reihe von Kurven, in denen eine eindimensionale Kalibration mit einer mehrdimensionalen Kalibration verglichen wird;
Fig. 4 eine grafische Darstellung, die den allgemeinen Lösungsweg darstellt, der in mehrdimensionalen statistischen Methoden verwendet wird, um ein mathematisches Kalibrationsmodell zu erzeugen und zur Verwendung dieses Modells, um Konzentrationen und/oder Eigenschaften aus den Spektren unbekannter Proben zu bestimmen;
Fig. 5 eine schematische Ansicht der Versuchsvorrichtung der vorliegenden Erfindung;
Fig. 5A eine vergrößerte Ansicht des faseroptischen Bündels der Fig. 5;
Fig. 6 eine Kurve, die die groben Daten (Reflexionsintensität gegenüber Wellenlänge) veranschaulicht, die mit der Vorrichtung der Fig. 5 bei verschiedenen Sauerstoffsättigungen erzielt werden;
Fig. 7 eine Kurve, die die Analyse der Ursprungsdaten mit dem Algorithmus von New und anderen veranschaulicht;
Fig. 8 eine Kurve, die die nichtlineare Beziehung zwischen einem Verhältnis der reflektierten Lichtverhältnisse, wie von New und anderen angegeben, sowie eine Sauerstoffsättigung darstellt;
Fig. 9 eine Kurve, die die Analyse der Ursprungsdaten mit dem Algorithmus von Hoeft und anderen veranschaulicht;
Fig. 10 eine Kurve, die die Analyse der Ursprungsdaten mit dem Algorithmus von Shaw und anderen veranschaulicht;
Fig. 11 eine Kurve, welche die Wechselbeziehung zwischen Sauerstoffsättigung und Frequenz darstellt und die von New und anderen, Shaw und anderen genutzten Frequenzen sowie die mehrdimensionalen Algorithmen der vorliegenden Erfindung vergleicht;
Fig. 12 die Aufzeichnung einer gemessenen Sauerstoffsättigung gegenüber der durch den Algorithmus der Hauptkomponentenregression (PCR) vorhergesagten Sauerstoffsättigung;
Fig. 13 die Aufzeichnung einer gemessenen Sauerstoffsättigung gegenüber einer durch den Algorithmus der kleinsten Quadrate (PLS) vorhergesagten Sauerstoffsättigung;
fig. 14 eine Kurve, die die Addition von statistischem Rauschen zu einem Einzelstrahlspektrum veranschaulicht, das einer Probe mit einer Sauerstoffsättigung von 70% und einem Hämatokriten (HCT) von 35% entspricht;
Fig. 15 die Aufzeichnung einer gemessenen Sauerstoffsättigung gegenüber einer durch die Analyse von Einstrahlspektren (mit hinzugefügtem Rauschen) mit dem Algorithmus von New und anderen vorhergesagten Sauerstoffsättigung;
Fig. 16 die Aufzeichnung einer gemessenen Sauerstoffsättigung gegenüber einer Sauerstoffsättigung, die durch die Analyse von Einstrahlspektren (mit hinzugefügtem Rauschen), mit dem Algorithmus von Hoeft und anderen vorhergesagt wurde;
Fig. 17 die Aufzeichnung einer gemessenen Sauerstoffsättigung gegenüber einer durch die Analyse der Einstrahlspektren (mit hinzugefügtem Rauschen) mit dem Algorithmus vor. Shaw und anderen vorhergesagten Sauerstoffsättigung;
Fig. 18 die Aufzeichnung einer gemessenen Sauerstoffsättigung gegenüber einer durch die Analyse der Einstrahlspektren (mit addiertem Rauschen) mit dem PCR-Algorithmus vorhergesagten Sauerstoffsättigung;
Fig. 19 die Aufzeichnung einer gemessenen Sauerstoffsättigung gegenüber einer durch die Analyse der Einstrahlspektren (mit addiertem Rauschen) mit dem PLS-Algorithmus vorhergesagten Sauerstoffsättigung; und
Fig. 20 die grafische Darstellung der elektrischen Aktivität des Herzens und deren zeitlichen Beziehung zum Druck oder zur Größe des Gefäßsystems.

Beschreibung des bevorzugten Ausführungsbeispiels

Zum Nachweis der nichtlinearen Reflexlicht-Empfindlichkeit des Blutes bei verschiedenen Sauerstoffpegeln, der Wirkung einer physiologischen Hämatokritänderung, der Nachteile der in den gegenwärtigen Oxymetern verwendeten Algorithmen und der Überlegenheit der mehrdimensionalen Analyse wurde eine Gruppe von Proben menschlichen Blutes unter Verwendung der Remissionspektroskopie untersucht. Die Proben wurden bei Hämatokritpegeln im Bereich von 25% bis 47% und mit Sauerstoffsättigungen im Bereich von 30% bis 100% geprüft. Es wurden normale Blutbanklösungen von eingedosten roten Blutzellen verwendet, um Lösungen mit unterschiedlichen Hämatokriten zu erzeugen. Die Lösungen eingedoster roter Blutzellen wurden mit normaler physiologischer Salzlösung verdünnt, um Hämatokritpegel zu erzeugen, denen man in der klinischen Medizin allgemein verbreitet begegnet. Die vier untersuchten Hämatokritpegel betrugen a7%, 35%, 33% und 25%.
Jede der Blutlösungen mit den oben bestimmten Hämatokritpegeln wurde in ein Tonometer gegeben, das eine gesteuerte Sauerstoffanlagerung des Blutes erlaubte, während eine normale physiologische Temperatur (d. h. 37ºC/98,6ºF) aufrechterhalten wurde. Die Blutlösungen wurden leicht geschüttelt, um ein Setzen oder eine Trennung der Blutbestandteile zu verhindern und um eine ausreichende Mischung bereitzustellen. Die Drehzahl der Rührstange des Tonometers wurde auf ein Minimum gebracht, um die Auflösung von Zellen zu verhindern.
Die Sauerstoffanreicherung des Blutes wurde durch die Verwendung einer gasförmigen Mischung aus Stickstoff, Sauerstoff und Kohlendioxid durchgeführt. Der prozentuale Gehalt von Sauerstoff und Stickstoff wurden variiert, um angemessene Änderungen in der Sauerstoffsättigung der Blutlösung zu erzeugen. Der prozentuale Gehalt von Kohlendioxid wurde im gesamten Experiment auf einem physiologischen Pegel zwischen 4% und 8% gehalten.
Die Daten wurden erzielt, indem zuerst ein passender Pegel des Hämatokriten eingerichtet und anschließend die Sauerstoffsättigung von ungefähr 30% auf 100%, wie oben erläutert, variiert wurde. Für jede untersuchte Sauerstoffsättigung wurde eine 4 ml Blutprobe aus dem Tonometer entnommen, indem eine normale versiegelte Spritze verwendet wurde. Eine Menge von 2 ml der Probe wurde unmittelbar in einer gläsernen Küvette untergebracht, und die Spritze mit den verbleibenden 2 ml wurde mit einer Abdeckung versehen. Anschließend wurde die Spritze auf Eis gelegt, um Änderungen der Sauerstoffsättigung während des Transportes zu einem Labor für konventionelle Blutgasanalyse zu verhindern. Die Bestimmung der Sauerstoffsättigung wurde auf einem Radiometer OSM3 Blut-Oxymeter durchgeführt.
Für jede geprüfte Sauerstoffsättigung wurden die in der gläsernen Küvette untergebrachten 2 ml durch Remission mit der Versuchsvorrichtung 11 geprüft, die in Fig. 5 veranschaulicht ist. Die Vorrichtung 11 enthält ein Spektrometer 13, einen Küvettenhalter 15 und einen Computer 17. Das Spektrometer 13 enthält eine Halogenlichtquelle 21, einen konkav fokussierenden Spiegel 23, ein Faseroptikgehäuse 25, ein zweites Faseroptikgehäuse 27, ein Beugungsgitter 29 und eine Detektoranordnung 31 sowie ein Elektronikinstrument 35. Das Spektrometer 13 ist mit dem Küvettenhalter 15 über ein Faseroptikbündel 37, und mit dem Computer 17 über ein Kabel 39 verbunden. Der Küvettenhalter 15 umfaßt eine Basis 41 mit einem ersten oder Küvettenhaltearm 43 und einem zweiten Arm 45. Der Arm 43 umfaßt einen Hohlraum 47 zum Aufnehmen und genauen Positionieren einer normalen Laborküvette 49. Der Arm 45 enthält eine Öffnung 51, durch die ein Faseroptikbündel 37 verläuft, und trägt ein Paar Druckfedern 53 und 55. Das rechts befindliche Ende 57 des Bündels 37, das genau abgewinkelt ist, wird in einer starren Hülse 59 sicher aufgenommen, die ihrerseits in der Klammer 61 über der Einstellschraube 63 festgehalten ist. Die Federn 53, 55 halten das Ende 57 fest mit wiederherstellbarem Kontakt gegen einen Abstandsschlitten 65, der seinerseits mit einer der beiden Seiten der Küvette 49 in Kontakt gebracht ist. Der Computer 17 enthält einen Mikroprozessor und dazugehörige Elektronik 71, einen Videomonitor 73, eine Platteneinheit 75 und eine Tastatur 77. Gemäß Fig. 5 und 5A enthält das Bündel 37 eine zentrale Beleuchtung oder Eingangsfaser 81 und ein umgebendes Bündel von Aufnahme- oder Ausgangsfasern 83.
Wieder mit Bezug auf Fig. 5 ist eine Licht im Bereich von 500 nm bis 1000 nm erzeugende Quartz-Halogen-Lichtquelle mit dem Faseroptikbündel 37 gekoppelt, um eine Beleuchtung der Probe 85 zu erzeugen. Die zentrale Faser 81 dient als Beleuchtungsfaser, während die umgebenden Fasern 83 als Empfänger zum Transport des reflektierten Lichtes aus der Probe zurück zum Spektrometer 13 dienen. Das Reflexionslicht wird anschließend durch die Frequenz getrennt, indem ein normales Beugungsgitter-Spektrometer verwendet wird und aufgezeichnet, indem eine CCD-Fotoelement-Detektoranordnung 31, speziell eine CCD-Fotoelement-Detektoranordnung vom Modultyp 56470 Phillips bei Frequenzen von 500 bis 1000 nm verwendet wird. Der Detektor wurde bei einer Gesamtabtastzeit von ungefähr einer Minute 128 mal mit den Intensitätswerten aus einer vorgegebenen Frequenz abgetastet, die aufeinanderfolgend dazu addiert wurden, um den Störabstand zu verbessern. Die sich ergebenden Intensitätswerte bei jeder Frequenz (d. h. Einstrahl- Spektralwerte) wurden anschließend in einer CD ohne weitere Handhabung gespeichert, um als diejenigen Daten zu dienen, die für die anschießende Analyse eingestellt wurden.
Das Verfahren zur Einrichtung eines Hämatokriten und das anschließende Ändern der Sauerstoffsättigung für einen solchen Hämatokriten wurde mehrere Male bei jedem der zuvor bestimmten Hämatokritpegel durchgeführt (d. h. 47%, 35%, 33%, 25%). Es wurden ungefähr 25 Proben bei jedem Hämatokritpegel erzielt, wobei die Werte der Sauerstoffsättigung dieser Proben von 30% bis ungefähr 100% Sättigung verteilt sind. Die Ursprungsdaten sind in Fig. 6 veranschaulicht.
Die mit der Vorrichtung von Fig. 5 erzielten eingestellten Daten wurden anschließend analysiert, indem eine Vielfalt von Algorithmen verwendet wurde, die darstellen: (1) Algorithmen, die gegenwärtig in handelsüblich erhältlichen Oxymetern verwendet werden und in Patenten des Standes der Technik beschrieben wurden; (2) Algorithmen, die in der derzeitigen Literatur veröffentlicht wurden; und (3) mehrdimensionale Algorithmen, die zuvor nicht zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung genutzt wurden. Die spezifischen Algorithmen und wie auf sie Bezug genommen wird, sind:
(1) Einzelverhältnismethode gemäß Beschreibung durch New und andere im US-Patent Nr. 4,653,498;
(2) Methode des Verhältnisses der Intensitätensumme wie von Hoeft und anderen beschrieben;
(3) Mehrfach-Verhältnismethode wie von Shaw und anderen im US- Patent Nr. 4,114,604 beschrieben;
(4) Hauptkomponentenregression (PCR), die früher bei der Bestimmung der Sauerstoffsättigung nicht verwendet wurde; und
(5) Partielle Methode der kleinsten Quadrate (PLS), die früher bei der Bestimmung der Sauerstoffsättigung nicht verwendet wurde.

Einzelverhältnismethode

Die Einzelverhältnismethode beschreibt die Entwicklung einer linearen Regression, indem vier Konstanten verwendet werden, die einem Verhältnis der Intensitäten bei 660 nm bis 940 nm zugrunde gelegt sind. Weil New und andere die Lichtquellen als lichtemittierende Dioden (LEDs) bezeichnen, die einen engen Bereich von Frequenzen über ihrer mittleren Frequenz aussenden, war der für eine vorgegebene Frequenz verwendete Intensitätswert der durchschnittliche Intensitätswert mehrerer Umgebungsfrequenzen. Zur Modellierung des Verfahrens und der Vorrichtung von New und anderen wurde der Intensitätswert 660 nm als Durchschnittswert der Einstrahl-Intensitäten von 658 nm bis 662 nm (d. h. 5 Intensitätswerte) berechnet. Der Wert für 940 nm wurde von 938 nm bis 942 nm in ähnlicher Art und Weise erzielt, indem wiederum 5 Intensitätswerte verwendet werden.
Bei New und anderen ist die Gleichung zur Bestimmung der Regressionskonstanten:
O&sub2; Sättigung = KB1 - RKB2/R(KA2 - KB2) - (KA1 - KB1)
New und andere nennen im Einzeln die Verwendung von vier unterschiedlichen Sättigungswerten und ihrer entsprechenden Intensitätswerte zur Bestimmung der Regressionskonstanten (d. h. KB1, KB2, KA1, KA2). Dies stellt eine Bedingung von vier Gleichungen und vier Unbekannten dar. Für die tatsächliche Bestimmung der Koeffizientenwerte muß einer der vier Koeffizienten willkürlich, typischerweise auf 1,0, eingestellt werden. Diese Methode der Koeffizientenbestimmung ist durchführbar, aber ein besseres Verfahren zur Bestimmung der Konstanten besteht darin, die Intensitätsverhältnisse aus allen Kalibrationsproben und ihre entsprechenden Sättigungswerte zu nutzen, und eine Situation zu schaffen, in der es viel mehr Gleichungen als Unbekannte gibt. In einem Zustand mit mehr Gleichungen als Unbekannten kann eine nichtlineare Analyse der Regression der kleinsten Quadrate durchgeführt werden, um den Fehler zu minimieren. Wir bestimmten die Konstanten, indem wir die modifizierte Gauss-Newton-Methode verwendet haben, um die nichtlinearer. Regressionsfunktionen durch die kleinsten Quadrate anzupassen. Die Analyse wurde bei jedem einzelnen Hämatokriten (und bei allen Sauerstoffsättigungspegeln für jeden Hämatokriten) getrennt und anschließend auf der gesamten Datengruppe einschließlich aller Hämatokriten und Sauerstoffsättigungspegel gemeinsam durchgeführt. Die Ergebnisse sind in Fig. 7 dargestellt, wo die vorhergesagte Sauer stoffsättigung durch die modifizierte Gauss-Newton-Methode und die gemessene Sauerstoffsättigung mit dem Radiometer OSM3 Hemoximeter bestimmt wurde. Die durchschnittlichen Fehler werden in Tabelle I erläutert.

Tabelle 1

Hämatokrit Durchschnittlicher absoluter Fehler der prozentualen Sauerstoffsättigung

25% 4,4
33% 11,1
35% 8,4
47% 4,2
alle zusammen 8,9%

Methode des Verhältnisses der Intensitätensumme

Das durch Hoeft und andere beschriebene Verfahren besteht aus einer einfachen linearen Regression, die einem Verhältnis der Summe der Intensitäten von 600 nm bis 840 nm, Rsig, und einer zweiten Summe der Intensitäten von 840 bis 850 nm, Kref, zugrundegelegt ist. Speziell ist Rsig die Summe von 289 Intensitätswerten, die den Frequenzen zwischen 600 nm und 840 nm entsprechen, und Ref ist die Summe der 13 Intensitätswerte von 840 nm bis 850 nm. Das Verhältnis wird angegeben als:
O&sub2; Sättigung = A + E (Rref/Rsig)
wobei A und B vom Hämatokriten abhängig sind. Durch Nutzung der von der Vorrichtung der Fig. 5 erzielten Datengruppe wurde eine lineare Regression an jeder Hämatokrit-Gruppe einzeln und an den vier unterschiedlichen Hämatokrit-Gruppen zusammen kombiniert durchgeführt. Die Ergebnisse sind so, wie in Fig. 9 dargestellt. Die durchschnittlichen Fehler werden in Tabelle 2 dargelegt.

Tabelle 2

25% 2,9
33% 3,1
35% 3,1
47% 2,6
alle zusammen 5,3

Methode des Mehrfachverhältnisses

Das US-Patent Nr. 4,114,604 für Shaw und andere beschreibt die Verwendung von Mehrfachverhältnissen, die in einer nichtlinearen Funktion genutzt werden. Die beschriebenen speziellen Verhältnisse sind R&sub1; = (Intensität bei 669 nm)/(Intensität bei 698 nm) und R&sub2; (Intensität bei 798 nm)/(Intensität bei 698 nm). Wieder waren die in unserer Analyse verwendeten spezifischen Intensitätswerte der Durchschnittswert von 5 Datenwerten, die die gewünschte spezifische Frequenz umgeben. Shaw und andere schlagen ein rationales Funktionsmodell der Form:
vor, wobei S die prozentuale Sauerstoffsättigung, Ai und Bi (8 insgesamt) Modellparameter sind, die alle berechnet werden müssen. Shaw und andere empfehlen bestimmte Nebenbedingungen unter den Parameterschätzwerten, wie A&sub3; = A&sub0; + A&sub1;+ A&sub2; und B&sub3; = B&sub0; + B&sub1; + B&sub2;. Shaw und andere schlagen außerdem vor, daß die Parameterschätzwerte so ausgewählt werden sollten, daß die partielle Ableitung der obigen Gleichung mit Bezug auf R&sub1; in der Nähe eines Extrempunktes von S Null liegen sollte, während die partielle Ableitung von S mit Bezug auf R&sub2; in der Nähe des anderen Extrempunktes von S Null sein sollte. Wenn alle vier dieser Nebenbe dingungen verwendet werden, gibt es im wesentlichen vier im Modell verbleibende Parameter. Jedoch sehen Shaw und andere keine anderen Einzelheiten vor hinsichtlich dessen, wie man die Modellparameter abschätzt. Beim Versuch, ein Modell nach den Empfehlungen von Shaw zu konstruieren, wurden die Nebenbedingungen für A&sub3; und B&sub3; leicht in das Originalmodell einbezogen. Es war außerdem notwendig, den Wert B&sub0; auf 1 einzustellen, um ein Modell zu erzielen, in dem
wobei Si die mit der i. Beobachtung verbundene Modellvorhersage ist, und R1i und R2i die beobachteten Werte der mit der i. Beobachtung verbundenen Spektralverhältnisse (R&sub1; und R&sub2;) sind.
Die Parameterschätzwerte (mit den dazugehörigen normalen Fehlern in runden Klammern), die zu den eingestellten Daten (einschließlich den Daten von allen Hämatokriten) über die Sättigung von 30% bis ungefähr 100% zugehörig sind, betragen:
A&sub0; = 46,6 (38);
A&sub1; = -105 (89);
A&sub2; = 64,5 (53);
B&sub1; = -2,13 (0,10); und
B&sub2; = 1,19 (0,11).
Die Bewertung der Modellparameter wurde mit der nichtlinearen Regression der kleinsten Quadrate in Verwendung der Gauss-Newton-Methode vorgenommen. Diese Parameterwerte sind sehr stark korreliert. Das zeigt wahrscheinlich an, daß das Modell mehr angepaßte Parameter als notwendig enthält, mit dem potentiellen Zufall, daß Fehler in den Kalibrationsdaten übermäßig in das Modell einbezogen werden. Die Analyse für jeden Hämatokriten einzeln und für alle Hämatokrite in Gruppen zusammen ist in Fig. 10 dargestellt. Die durchschnittlichen Fehler werden in Tabelle 3 erläutert.

Tabelle 3

25% 1,4
33% 1,2
35% 1,2
47% 0,9
alle zusammen 2,7

Mehrdimensionale Analyse

Es gibt vier mehrdimensionale Algorithmen für das Gesamtspektrum (PLS, PCR, CLS und MLR/ILS), die normalerweise in der Spektroskopie verwendet werden. Wir haben festgelegt, daß die beiden zur genauen Bestimmung der Sauerstoffsättigung in einem Fötus am besten geeigneten Methoden die PLS und PCR sind.
Zur Erläuterung der Überlegenheit der mehrdimensionalen Algorithmen des Gesamtspektrums muß man verstehen, daß (1) eine Information hinsichtlich der Sauerstoffsättigung bei mehreren Frequenzen vorhanden ist, (2) mehrdimensionale Methoden in dem Gesamtspektrum die Wirkung der Durchschnittsbildung des Signals aufweisen, und (3) einige mehrdimensionale Methoden (besonders PLS und PCR) nichtlineare spektrale Empfindlichkeiten aufnehmen können. Eine Prüfung der Fig. 1, die Korrelationskurve (zwischen Sauerstoffsättigung und Frequenz) gegenüber der Frequenz offenbart, daß die Korrelation übermäßig ist mit 0,80 von 600 nm bis 710 nm. Im Gegensatz dazu ist die Korrelation für Frequenzen über 850 nm geringer als 0,10. Für Vergleichszwecke zeigt Fig. 11 außerdem die von New und anderen, Shaw und anderen verwendeten Frequenzbereiche sowie die mehrdimensionalen Algorithmen. Bitte anzumerken, daß: (1) die von Hoeft verwendeten Frequenzbereiche in der Zeichnung nicht dargestellt sind; und (2) die Höhe der verschiedenen schraffierten Bereiche willkürlich ist. Es ist außerdem anzumerken, daß die Breiten, die für New und andere sowie Shaw und andere veranschaulicht wurden, breiter sind wie es tatsächlich in diesen beiden Verweisungen offenbart ist.
Gemäß Darstellung in der Fig. 11 ist unsere Einbeziehung aller Intensitäten im Spektralbereich (im Gegensatz zu den vom Stand der Technik genutzten diskreten eingeschränkten Bereichen) für die Analyse nützlich, weil die meisten von diesen Intensitäten beträchtliche Informationsmengen enthalten, die eine Sauerstoffsättigung betreffen. Die Wirkung der Durchschnittsbildung des mehrdimensionalen Gesamtspektrumsignals rührt von der Tatsache her, daß Informationen über jeden Analyten oder Eigenschaften bei vielen Wellenlängen enthalten sind, und die statistische Analyse dazu dient, alle diese Informationen gleichzeitig zu nutzen. Außerdem wird ein unechter Datenpunkt bei gegebener Wellenlänge nur einer von vielen in der Analyse enthaltenen Datenpunkten sein, und sein Einfluß auf die Analyse wird verringert werden. Somit ist das relative Gewicht der Intensität einer speziellen Frequenz vermindert, und ihre ungünstige Wirkung auf die mengenmäßige Analyse ist auf ein. Minimum gebracht.
Ein zusätzlicher Vorteil der mehrdimensionalen Methoden ist ihre Fähigkeit, nichtlineare Beziehungen zwischen den Spektren und der Konzentration zu modellieren. Unsere Erfahrung bei einer Reflexionslicht verwendenden Bestimmung der Blutsauerstoffsättigung hat den Nachweis erbracht, daß die Beziehung zwischen der Intensität des Reflexionslichtes und der Sauerstoffsättigung nichtlinear ist. Die Quellen dieser Nicht-Linearität bestehen zumindest teilweise wegen der Nicht-Linearitäten von Instrument/ Detektor und der S-förmigen Sauerstoff-Hämoglobin Bindungskurve.
Zusammengefaßt haben uns die mit der Überwachung des Fötus wie geringer Pulsdruck und der Notwendigkeit für Reflexionsproben verbundenen physiologischen und physikalischen Schwierigkeiten, die in verringerten Störabstandsverhältnissen und der nichtlinearen Beziehung zwischen der Sättigung und der Intensität des Reflexionslichtes resultieren, zu der Schlußfolgerung geführt, daß die Verwendung der mehrdimensionalen Analyse im Gesamtspek trum wie hier erläutert, der korrekte Lösungsweg ist. Die Analyse von experimentellen Daten mit mehrdimensionalen Methoden und der Vergleich zu Algorithmen im Stand der Technik erbringen den Nachweis der Überlegenheit unserer Methodenlehre und der dazugehörigen Instrumentierung.
Die Hauptkomponentenregression (PCR) und die Partielle Methode der kleinsten Quadrate (PLS) sind ähnliche Verfahren der multivariablen Analyse. Beides sind Faktoranalyseverfahren, die in ihrer Beschaffenheit ein Gesamtspektrum sind; wobei beide einige Nicht-Linearitäten modellieren können; und beide die Erfassung von Ausreißern ermöglichen. PLS und PCR können selbst dann verwendet werden, wenn die Konzentrationen oder Eigenschaften nur von einem Bestandteil in den Kalibrationsproben bekannt sind.

Hauptkomponentenregression

Die Analyse der Einstrahl-Spektraldaten durch PCR wurde für jeden Hämatokriten einzeln und anschließend auf die gesamte Datengruppe (d. h. alle Hämatokriten zusammen) durchgeführt. Die Ergebnisse der Analyse sind so wie in Fig. 14 veranschaulicht. Die durchschnittlichen Fehler sind in Tabelle 4 erläutert.

Tabelle 4

25% 1,8
33% 1,2
35% 1,2
47% 0,4
alle zusammen 2,3

Methode der kleinsten Quadrate

Die Analyse der Einstrahl-Spektraldaten durch PLS wurde, wie bei der PCR, für jeden Hämatokriten einzeln und anschließend auf die gesamte Datengruppe (d. h. alle Hämatokriten zusammen) durchgeführt. Die Ergebnisse der Analyse sind in Fig. 15 dargestellt. Die durchschnittlichen Fehler sind in Tabelle 5 dargelegt.

Tabelle 5

25% 0,6
33% 1,2
35% 1,0
47% 1,6
alle zusammen 2,0

Analyse mit Addition von Raschen

Wie es zuvor erörtert wurde, stellt die fötale Umgebung einen Zustand dar, in dem das "zusätzliche" Blutspektrum schlechte Störspannungseigenschaften aufweisen wird. Die oben erläuterten experimentellen Spektraldaten, die für die Vergleichsanalyse verwendet wurden, sind in einer Art und Weise erfaßt worden, um das Rauschen auf ein Minimum zurückzuführen. Speziell wurde die Blutprobe 128 abgetastet, und aus den Werten der Reflexionsintensität bei einer vorgegebenen Wellenlänge wurde hinterher ein Mittelwert gebildet, um statistisches Rauschen auf ein Minimum zu bringen.
Zur Simulierung des vorhergesehenen Rauschpegels bei Überwachung eines echten Fötus wurde der. Ursprungsdaten ein durch Computer erzeugtes statistisches Rauschen hinzugefügt. So wurde dem vorhergesehenen fötalen Spektrum ein Rauschen mit einem Pegel von 30% des durchschnittlichen maximalen Wertes aller Spektren hinzugefügt, wobei die Intensitätswerte bei allen Wellenlängen der gleichen Größe und Verteilung des statistischen Rauschens unterworfen wurden. Fig. 16 erläutert eine visuelle Darstellung der Größe des hinzugefügten Rauschens. Das gezeigte spezifische Spektrum entspricht einer Sauerstoffsättigung von 70% und einem Hämatokriten von 35%. Die sich ergebenden rauschbehafteten Spektraldaten aus allen Datenpunkten wurden anschließend analysiert, indem die gleichen Algorithmen wie oben beschrieben verwendet wurden. Die Analyse der rauschbehafteten Daten wurde in genau der gleichen Weise wie die Ursprungsdaten vorgenommen. Die Ergebnisse der Analyse, die unten dargestellt sind, erbringen deutlich den Nachweis der Überlegenheit der multivariablen Analyse.
Der Algorithmus von New und anderen wurde auf die rauschbehafteten Spektren in der oben beschriebenen Art und Weise angewandt. Wie es aus Fig. 17 am besten ersichtlich ist, besaßen die Ergebnisse der Analyse keinen beliebigen Vorhersagewert. Die wirklichen Ergebnisse sind unten zusammengefaßt:

Tabelle 6

25% 16,5
33% 13,2
35% 11,3
47% 19,7
alle zusammen 16,0
Der Algorithmus von Hoeft und anderen wurde auf die rauschbehafteten Spektren in dergleichen Weise wie zuvor beschrieben angewandt. Wiederum besaßen die Ergebnisse der Analyse keinen Vorhersagewert. Siehe Fig. 18. Die wirklichen Ergebnisse sind unten zusammengefaßt:

Tabelle 7

25% 16,0
33% 11,0
35% 9,2
47% 18,1
alle zusammen 13,6
Der Algorithmus von Shaw und anderen wurde ebenfalls auf die rauschbehafteten Spektren in der zuvor beschriebenen Art und Weise bezüglich der nichtrauschbehafteten Daten angewandt. Wie bei New und anderen sowie Hoeft und anderen und wie in Fig. 19 veranschaulicht, besaßen die Ergebnisse der Analyse keinen Vorhersagewert. Die tatsächlichen Ergebnisse sind in Tabelle 8 zusammengefaßt.

Tabelle 8

25% 15,5
33% 12,7
35% 8,0
47% 14,5
alle zusammen 13,6
Der Algorithmus der Hauptkomponentenregression wurde auf die rauschbehafteten Spektren in der zuvor beschriebenen Art und Weise angewandt. Im Gegensatz zu New und anderen, Hoeft und anderen sowie Shaw und anderen zeigten die in Fig. 20 dargestellten Ergebnisse der Analyse nur eine leichte Abnahme in der Vorhersagemöglichkeit. Somit ist der PCR-Algorithmus noch gut erfüllt. Die tatsächlichen Ergebnisse sind unten zusammengefaßt:

Tabelle 9

25% 3,7
33% 3,4
35% 3,8
47% 4,2
alle zusammen 5,8
Schließlich wurde der Algorithmus der kleinsten Quadrate auf die rauschbehafteten Spektren in zuvor beschriebener Art und Weise angewandt. Die Ergebnisse der Analyse zeigten eine leichte Abnahme des Vorhersagewertes, wobei aber der Algorithmus noch gut erfüllt ist, speziell bei vorgegebenem, den Spektraldaten hinzugefügtem Rauschpegel. Siehe Fig. 21. Der durchschnittliche, absolute Fehler der Vorhersage änderte sich von 2,0% Sauerstoffsättigung bei Verwendung der nicht rauschbehafteten Spektren auf 2,6% Sauerstoffsättigung in den rauschbehafteten Spektren. Die tatsächlichen Ergebnisse sind unter zusammengefaßt:

Tabelle 10

25% 3,1
33% 2,9
35% 3,4
47% 3,5
alle zusammen 2,6

Bevorzugtes Ausführungsbeispiel

Mit Bezug auf Fig. 1 umfaßt das Oxymeter 111 ein Spektrometer 113, einen Elektronik- und Computerrechnermodul 115 und einen visuellen Displaymodul 117. Das Spektrometer 113 enthält eine Breitband-Halogenlichtquelle 121, einen konkav fokussierenden Spiegel 123, ein Faseroptikgehäuse 125, ein zweites Faseroptikgehäuse 127, ein Beugungsgitter 129, einen Detektor 131 mit Fotoelementanordnung und einen elektrischen Informationskanal 135. Der Modul 115 enthält einen Mikroprozessor 141, einen Speicher 143, in welchem das mehrdimensionale Kalibrationsmodell gespeichert ist, sowie einen Modul 145, in dem der Algorithmus zur Erfassung von Ausreißern gespeichert ist. Mikroprozessor 141, Speicher 143 und Modul 145 sind gemäß schematischer Darstellung beim Bezugszeichen 147 über geeignete elektronische Anschlußstücke miteinander verbunden. Der visuelle Anzeigemodul 117 enthält eine Blutsauerstoffsättigungsanzeige 151, eine Pulsschlaganzeige 153, eine Anzeige 155 der Bestimmungsgenauigkeit, die Tendenz 157 zur Sauerstoffsättigung und eine Abtastung 159 des Pulsschlages 159. Schließlich umfaßt die Vorrichtung 111 ein Faseroptikbündel 161 mit einer zentralen Steuereingangsfaser 163, und ein umgebendes Bündel von Ausgangsfasern 165. Das Bündel 161 weist im Querschnitt die in Fig. 5A dargestellte Anordnung auf. Das Ende des Bündels 161 ist über eine geeignete Saugvorrichtung oder eine andere Vorrichtung an der Kopfhaut des Fötus befestigt.
Gemäß Darstellung in Fig. 11 sendet die Quelle 121 Frequenzen von ungefähr 500 mm bis 1000 mm aus. Dieses Licht wird über eine Eingangsfaser 163 zum Fötus übertragen, um einen Blut enthaltenden Teil des Fötus, wie die in Fig. 1 veranschaulichte Kopfhaut, zu beleuchten. Das zurück reflektierte Licht oder Reflexionslicht wird anschließend durch das Faserbündel 165 zu dem Spektrometer 113 zurück übertragen. Abwechselnd könnte die gleiche optische Faser oder eine sekundäre optische Faser verwendet werden. Das zurückkehrende Licht wird anschließend in verschiedene Frequenzen getrennt und durch die Detektoranordnung 131 mit Fotoelement (CCD) erfaßt.
Die Intensitäten des Reflexionslichts bei verschiedenen Frequenzen werden anschließend durch den Computer 141 analysiert, indem ein mehrdimensionaler Algorithmus (wie PLS oder PCR) verwendet wird, der Informationen über den gesamten Spektralbereich nutzt. Die Spektraldaten werden analysiert, um festzusetzen, welche Spektren mit der maximalen Blutkonzentration (oder maximalen Erweiterung) im arteriellen System des Fötus übereinstimmen, und welche Spektren der minimalen Konzentration oder Erweiterung des arteriellen Systems entsprechen. Die der minimalen Erweiterung zugehörigen Spektren werden Informationen über Blut, Haut, Knochen usw. enthalten. Die der maximalen Erweiterung zugehörigen Spektren werden die gleichen Informationen plus einer zusätzlichen Größe der Blutinformation enthalten. Jedoch können Behandlungen der Daten oder spektrale Übertragungen für Reflexionsspektren anders sein als für Absorptionsspektren, weil Reflexionslicht nicht notwendigerweise dem Modell des Beerschen Gesetzes folgt. Normalerweise ist zu erwarten, daß diffus reflektiertes Licht der Gleichung von Kubelka-Munk wie folgt genügt:
f(R∞) = (1 - R∞)/2R∞ = k/s
wobei R∞ die absolute Reflexion einer "unendlich dicken" Schicht, s der Streuungskoeffizient und k die molekulare Extinktionskonstante ist. Jedoch ergibt der Logarithmus des umgekehrten Reflexionskoeffizienten manchmal beste quantitative Ergebnisse. Die Subtraktion der angemessen transformierten Spektraldaten aus der maximalen und minimalen Erweiterung werden der zusätzlichen Größe des Blutes entsprechen, das infolge des Pulsdruckes vorhanden ist, der durch das Herz erzeugt wird. Der obige Vorgang subtrahiert wirksam den störenden Hintergrund heraus und liefert den multvariablen Algorithmus mit einem Spektrum, das dem zusätzlichen Blut entspricht. Das subtrahierte Spektrum wird durch einen mehrdimensionalen Algorithmus analysiert. In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel würde der benutzte Algorithmus die partielle Methode der kleinsten Quadrate oder die Hauptkomponentenregression sein. Der Algorithmus wird der Bedienperson die Blutsauerstoffsättigung bereitstellen wie es durch das Bezugszeichen 151 angegeben ist.
Ein zusätzliches Ausführungsbeispiel der Erfindung enthält eine Vorrichtung zur Erhalten von Informationen, die die elektrische Aktivität des fötalen Herzens betreffen, wobei die Aktivität eine Information liefern kann, um die Bestimmung der maximalen und minimalen Erweiterung zu unterstützen. Mit Bezug auf Fig. 23 tritt eine maximale Ausdehnung des arteriellen Systems infolge der ventrikulären Kontraktion bei einem eingestellten Intervall auf, das der R-Spitze des QRS-Komplexes folgt. Dieser Komplex führt die ventrikuläre Kontraktion, die zum Ausstoßen von Blut aus dem Herzen führt. Eine minimale Ausdehnung des arteriellen Systems ist vor der ventrikulären Kontraktion vorhanden und entspricht einer Zeitperiode in der Nähe der P-Welle. Die Wechselwirkung mit der elektrischen Aktivität des Herzens kann notwendig sein für eine effektive Funktion während der Perioden der maximalen Kontraktion der Gebärmutter. Wenn sich der Fötus in normaler vertikaler Stellung befände, könnte der Kopf bis zu dem Punkt zusammengedrückt werden, daß der Pulsdruck oder eine Durchmesseränderung des Gefäßsystems zu klein wird, um dies schnell durch Verwendung optischer Methoden zu erfassen. Somit würde die elektrische Aktivität des fötalen Herzens die zusätzliche Information für die Funktion unter umgekehrten Bedingungen liefern.
Es ist die Erfahrung des Autors, daß die vorherige Behandlung der Spektraldaten oder Konzentrationsdaten oft die Genauigkeit der Analyse in der Kalibration und unbekannten Analysen ebenso verbessern kann, wie die Robustheit der Modelle zu vergrößern. Somit können die Vorbearbeitungen von Daten, die das Zentrieren, Skalieren, Normalisieren, Bestimmen der ersten oder von höheren Ableitungen, Glätten, Fourier-Transformieren und/oder Linearisieren einschließen aber nicht darauf beschränkt sind, Präzision und Genauigkeit gemeinsam verbessern. Diese Vorbearbeitungen können außerdem die Robustheit des Modells gegenüber einer Instrumentverschiebung verbessern und können die Übertragung des Kalibrationsmodells zwischen den Instrumenten verbessern.
Durch die Erfinder wird zusätzlich verständlich, daß die Sauerstoffmenge im Blut als Sauerstoffsättigung oder Partialdruck des Sauerstoffs aufgezeichnet werden kann. Diese beiden Anzeigen des Sauerstoffpegels sind stark korreliert, obwohl der Partialdruck von Sauerstoff durch den pH-Wert und den Partialdruck von Kohlendioxid beeinflußt ist. In der Beschreibung ist auf eine Be stimmung der Sauerstoffsättigung wegen ihres gegenwärtigen Gebrauchs in der klinischen Praxis verwiesen.
Während die Zeichnungen und die begleitende Beschreibung das bevorzugte Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung dargestellt und beschrieben haben, sollte dem Fachmann deutlich werden, daß verschiedene Änderungen in der Form der Erfindung vorgenommen werden können, ohne deren Umfang zu beeinflussen.

Claims

1. Quantitatives Analysegerät zum nichtinvasiven Messen der Blutsauerstoffsättigung in einem Fötus, wobei das Gerät aufweist:

(a) eine Breitbandlichtquelle (121), wobei die Quelle Wellenlängen im Bereich von 500 bis 1000 nm erzeugt;

(b) eine optische Einrichtung, um die Wellenlängen gleichzeitig in den Fötus einzuleiten (163) und um zumindest einen Teil der Wellenlängen, die von dem Fötus zurückreflektiert werden, gleichzeitig aufzufangen (165);

(c) eine Einrichtung (161) zum Positionieren der optischen Einrichtung relativ zu dem Fötus, wodurch zumindest ein Teil der Wellenlängen in den Fötus eingeleitet und der Teil der reflektierten Wellenlängen aufgefangen wird;

(d) zumindest einen Detektor (131), der relativ zu der optischen Einrichtung angeordnet ist, um die Spektralintensitäten der reflektierten Wellenlängen während der Diastole des Herzzyklus des Fötus zu messen, um einen diastolischen Satz von Spektralintensitäten über die Wellenlängen zu erhalten, und uni die Spektralintensitäten der reflektierten Wellenlängen während der Systole des Herzzyklus zu messen, um einen systolischen Satz von Spektralintensitäten über die Wellenlängen zu erhalten;

(e) elektronische Einrichtungen, die einen Mikroprozessor (141) und Speichereinrichtungen (143) enthalten, um (i) den diastolischen Satz von Spektralintensitäten über die Wellenlängen und den systolischen Satz von Spektralintensitäten über die Wellenlängen zu speichern; (ii) den diastolischen und den systolischen Satz von Spektralintensitäten zu verarbeiten, um einen Meßwert der Veränderung zwischen dem diastolischen und dem systolischen Satz zu bestimmen, um einen dritten Satz von Spektralintensitäten über die Wellenlängen zu erhalten; und (iii) den dritten Satz von Spektralinten sitäten über die Wellenlängen zu verarbeiten, um einen Meßwert der Sauerstoffsättigung zu bestimmen, wobei die Speichereinrichtungen einen mehrdimensionalen Algorithmus und ein mehrdimensionales Kalibrationsmodell enthalten, wobei der Algorithmus zumindest drei Variablen verwendet; und

(f) eine Einrichtung (151), um den bestimmten Meßwert der Sauerstoffsättigung anzuzeigen.

2. Analysegerät nach Anspruch 1, bei dem der Algorithmus aus der Gruppe ausgewählt ist, die PLS, PCR, CLS, Q-Matrix, Kreuzkorrelation, Kalman-Filtern und MLR umfaßt.

3. Analysegerät nach Anspruch 2, bei dem der Algorithmus ein Algorithmus ist, der in der Lage ist, eine Anzahl von diskreten Spektralintensitäten je Probe zu verwenden, die größer ist als die Anzahl der Kalibrations-Proben, die verwendet werden, um das Modell zu erzeugen.

4. Analysegerät nach Anspruch 1, bei dem die elektronischen Einrichtungen außerdem eine Einrichtung enthalten, um die elektrische Aktivität des Herzens des Fötus zu messen, um das Bestimmen der Systole und der Diastole des Herzzyklus zu erleichtern.

5. Analysegerät nach Anspruch 1, bei dem die elektronischen Einrichtungen eine Einrichtung zum Erfassen von Ausreißern enthalten.

6. Verfahren zum nichtinvasiven Messen der Blutsauerstoffsättigung in einem Fötus, wobei das Verfahren die Schritte umfaßt:

(a) Erzeugen einer Anzahl verschiedener Lichtwellenlängen mittels einer Breitbandlichtquelle, wobei einige der Wellenlängen im Bereich von 500 bis 1000 nm liegen;

(b) gleichzeitiges Bestrahlen des Fötus mit diesen Wellenlängen und gleichzeitiges Auffangen eines Teils der Wellenlängen, die vom Fötus zurückreflektiert werden;

(c) Messen der Spektralintensitäten der reflektierten Wellenlängen während der Diastole des Herzzyklus des Fötus, um einen diastolischen Satz von Spektralintensitäten über die Wellenlängen zu erhalten, und Messen der Spektralintensitäten der reflektierten Wellenlängen während der Systole des Herzzyklus, um einen systolischen Satz von Spektralintensitäten über die Wellenlängen zu erhalten; und

(d) Bestimmen eines dritten Satzes von Spektralintensitäten über die Wellenlängen aus dem diastolischen und dem systolischen Satz der Spektralintensitäten und Bestimmen eines Meßwerts der Sauerstoffsättigung aus dem dritten Satz von Spektralintensitäten über die Wellenlängen unter Verwendung eines mehrdimensionalen Algorithmus und eines mehrdimensionalen Kalibrationsmodells, wobei der Algorithmus zumindest drei Variablen verwendet.

7. Verfahren nach Anspruch 6, bei dem der Schritt des Bestimmens der Sauerstoffsättigung die Verwendung eines Algorithmus umfaßt, der aus der Gruppe ausgewählt ist, die PLS, PCR, CLS, Q-Matrix, Kreuzkorrelation, Kalman-Filtern und MLR enthält.

8. Verfahren nach Anspruch 7, bei dem der Algorithmus in der Lage ist, eine Anzahl von diskreten Spektralintensitäten je Probe zu verwenden, die größer ist als die Anzahl von Kalibrations-Proben, die verwendet werden, um das Modell zu erzeugen.

9. Verfahren nach Anspruch 6, das weiterhin umfaßt: Bestimmen, ob der dritte Satz von Spektralintensitäten über die Wellenlängen von dem Fötus ein Ausreißer ist, indem der dritte Satz von Spektralintensitäten über die Wellenlängen von dem Fötus mit einem Satz von Spektralintensitäten über die Wellenlängen verglichen wird, der von Strahlungskalibrations- Proben erhalten wird.

10. Verfahren nach Anspruch 6, das außerdem den Schritt umfaßt: Vorbearbeiten des Satzes von Spektralintensitäten über die Wellenlängen von dem Fötus.

11. Verfahren nach Anspruch 10, bei dem das Vorbearbeiten das Zentrieren, Skalieren, Normalisieren, Bestimmen der ersten oder von höheren Ableitungen, Glätten, Fourier-Transformieren oder Linearisieren enthält.

12. Verfahren nach Anspruch 6, das das Bestimmen der Diastole und der Systole des Herzzyklus durch gleichzeitiges Messen der elektrischen Aktivität des Herzens des Fötus enthält.