DE69700253T2

DE69700253T2 - Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung der Konzentration eines Bestandteils

Info

Publication number: DE69700253T2
Application number: DE69700253T
Authority: DE
Inventors: Hedwig Blank; Michael Blank; Siegfried Kaestle
Original assignee: Hewlett Packard Co
Current assignee: Agilent Technologies Inc
Priority date: 1997-04-12
Filing date: 1997-04-12
Publication date: 1999-09-23
Anticipated expiration: 2017-04-13
Also published as: JP4201876B2; JPH10323342A; EP0870466A1; US6122535A; EP0870466B1; DE69700253D1

Description

VERFAHREN UND VORRICHTUNG ZUR BESTIMMUNG DER KONZENTRATION EINES BESTANDTEILS

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Bestimmung der Konzentration eines Bestandteils aus der Intensität elektromagnetischer Wellen mit mindestens zwei ausgewählten Wellenlängen, die von menschlichem Gewebe reflektiert oder durch menschliches Gewebe transmittiert werden, z. B. zur Bestimmung einer Gassättigung, insbesondere der Sauerstoffsättigung.
Das Verfahren und die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung können z. B. vorteilhaft zum Messen und Berechnen der Sauerstoffsättigung verwendet werden.
Die Sauerstoffsättigung ist ein klinisch sehr relevanter Paramater zur Beurteilung des Zustands eines Patienten. Insbesondere im Operationssaal zeigt die Sauerstoffsättigung des Blutes den Zustand des Patienten, seine Versorgung mit Sauerstoff und andere physiologische Faktoren an.
Eine Möglichkeit, um einen sehr präzisen Wert der Sauerstoffsättigung des Patienten zu erhalten, besteht darin, eine Blutprobe abzunehmen und sie in einem Blutgasanalysegerät zu analysieren. Trotz der hohen Präzision dieses Verfahrens stellt sie eine invasive Technik dar, und das bedeutet, daß sie nicht häufig durchgeführt werden kann, d. h. sie eignet sich nicht zur kontinuierlichen Überwachung. Deswegen könnten wichtige Veränderungen der Sauerstoffkonzentration verpaßt werden. Zuletzt versteht es sich von selbst, daß eine invasive Technik nicht das Mittel der Wahl zur Patientenüberwachung darstellt.
Deswegen ist es sehr wünschenswert, die Sauerstoffsättigung nicht-invasiv zu messen. Dies kann durch eine Technik, die Oximetrie genannt wird, erreicht werden.
Ein Oximeter umfaßt normalerweise zwei oder mehr Lichtquellen verschiedener Wellenlängen. Das Licht wird auf das menschliche Gewebe gestrahlt, und entweder wird die Intensität des durch das Gewebe transmittierten Lichts oder die Intensität des reflektierten Lichts gemessen. Allgemeiner gesprochen steht "Licht" nicht nur für elektromagnetische Wellen im sichtbaren Spektrum. So verwenden z. B. die gebäuchlichsten Oximeter eine Wellenlänge im sichtbaren Spektrum und eine andere Wellenlänge im infraroten Spektrum. Ein solches Oximeter ist z. B. in "A New Family of Sensors for Pulse Oximetry", S. Kästle, F. Noller et al., Februar 1997, Hewlett-Packard Journal beschrieben. Für mehr Details zur Theorie der Sauerstoffsättigungsmessung wird auf frühere Veröffentlichungen zu diesem Thema, z. B. US 4,167,331 oder EP-A-262778 verwiesen (die letztere Patentanwendung enthält eine ziemlich umfassende Aufschlüsselung der Theorie).
Um einen Sättigungswert zu erhalten, wird immer ein Satz von vier Werten benötigt, der aus einem Wertepaar für jede der zwei Wellenlängen besteht, z. B. Rot und Infrarot (R&sub1;, IR&sub1;) und (R&sub2;, IR&sub2;). Normalerweise wird ein erstes Wertepaar als Ausgangskurve zum Zeitpunkt 1 und ein zweites Wertepaar als Ausgangskurve zum Zeitpunkt 2 genommen. Die zugrundeliegende Annahme dieser Vorgangsweise ist die, daß sich die Proben zum Zeitpunkt 1 und Zeitpunkt 2 nur in Hinblick auf eine Veränderung in der Höhe unterscheiden, die durch eine Veränderung im arteriellen Blutvolumen verursacht wurde. Üblicherweise wird der diastolische Pleth-Wert (Maximum) als ein erstes Wertepaar verwendet und der systolische Pleth-Wert (Minimum) als zweite Stichprobe genommen.
Allgemeiner gesprochen können beliebige, z. B. zusammengesetzte und/oder gemittelte Werte für Rot R und Infrarot IR verwendet werden, vorausgesetzt, daß die Paare R und IR als Signale zusammengehören und vorausgesetzt, daß die den Wertepaaren 1 und 2 zugrundeliegenden Daten sich nur im Hinblick auf eine Veränderung des arteriellen Blutes unterscheiden.
Ein Verhältnis der zwei Wertepaare kann wie folgt berechnet werden:
Verhältnis = In(R&sub1;/R&sub2;)/In(IR&sub1;/IR&sub2;) (1)
Die Sauerstoffsättigung kann dann auf der Grundlage dieses Verhältnisses in bekannter Weise berechnet werden.
SpO&sub2; = f(Verhältnis) (2)
Mit dem zuvor beschriebenen Verfahren werden die Ausgangssignale, die auf Grundlage der Intensitäten elektromagnetischer Wellen erhalten wurden, oder die zusammengesetzten oder gemittelten Werte, die von den Ausgangssignalen erhalten wurden, im Zeitfunktionsbereich zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung betrachtet. Falls es jedoch ein Störsignal gibt, ist es unmöglich, das Nutzsignal und das Störsignal im Zeitfunktionsbereich zu trennen, falls sie die ganze Zeit vorhanden sind. Die Methode der kleinsten Fehlerquadrate im Zeitfunktionsbereich ist normalerweise immer verfälscht und kann, falls die Störungen starke Störungen in der Größenordnung von S/N = 1 sind, nicht länger angewandt werden.
Zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung ist es auf dem Stand der Technik auch üblich, Signale in den Frequenzfunktionsbereich zu transformieren.
US-A-5,575,284 beschreibt ein Gerät zur Bestimmung der Sauerstoffsättigung von Hämoglobin. Das System bestimmt die Größenordnungen der Wechselstrom- und Gleichstrom-Anteile für sowohl die rote LED wie auch die infrarote LED durch eine Frequenzfunktionsbereichsanalyse, wie z. B. die Schnelle Fourier- Transformation. Die höchste Spektralspitze im Fourier-Spektrum bestimmt die korrekte Spitze, von der angenommen wird, daß sie die gegenwärtige Sauerstoffsättigung darstellt.
WO A-96/12435 beschreibt einen Signalprozessor und das dazugehörige System für physiologische Überwachungssysteme, einschließlich Blutsauerstoffsättigungssysteme. Die Blutsauerstoffsättigung wird bestimmt durch eine zeitdiskrete Transformation der Signale der roten und infraroten LED in den Frequenzfunktionsbereich zur Bestimmung deren Spektralwerte, die Kombination der transformierten Signale, die Auswahl einer korrekten Spitze, von der angenommen wird, daß sie die gegenwärtige Sauerstoffsättigung darstellt, und die Berechnung der Blutsauerstoffsättigung anhand dieser Werte.
Es hat sich herausgestellt, daß im Falle zunehmender Störungen der gemessenen Signale die Auswahl der korrekten Spitze, von der angenommen wird, daß sie die gegenwärtige Sauerstoffsättigung zur Berechnung der Blutsauerstoffsättigung darstellt, schwieriger wird und mit den Verfahren auf dem Stand der Technik nicht durchgeführt werden kann.
Es ist somit ein Ziel der vorliegenden Erfindung, eine verbesserte Auswahl von Signalen vorzusehen, die aus der Intensität elektromagnetischer Wellen mit mindestens zwei ausgewählten Wellenlängen empfangen wurden, die z. B. von menschlichem Gewebe reflektiert oder durch menschliches Gewebe transmittiert und in den Frequenzfunktionsbereich transformiert wurden, der eine zuverlässige Bestimmung der Konzentration des Bestandteils auch bei starken Störungen erlaubt.
Dieses Ziel wird gemäß den unabhängigen Ansprüchen erreicht. Bevorzugte Ausführungen werden in den abhängigen Ansprüchen dargestellt.
Gemäß einer bevorzugten Ausführung der vorliegenden Erfindung wird zur Bestimmung der Konzentration eines Bestandteils eine elektromagnetische Welle im roten Bereich und eine elektromagnetische Welle im infraroten Bereich für die mindestens zwei ausgewählten Wellenlängen verwendet. Die empfangenen zeitabhängigen Signale bei dieser Wellenlänge werden am besten einer Datenvorbereitung unterzogen, um zeitabhängige Verschiebungen von den ersten und zweiten Signalen vor dem Ausführen der zeitdiskreten Transformation in den Frequenzfunktionsbereich zu entfernen. Die folgende zeitdiskrete Transformation wird am besten unter Verwendung eines geeigneten Zeitfensters durch eine Fourier-Transformation ausgeführt. In Einklang mit einer bevorzugten Ausführung wird die Auswahl der physiologisch relevanten kombinatorischen Werte auf Basis der Maximalwertbereiche in dem Mengenspektrum der komplexen kombinatorischen Werte ausgeführt. In Einklang mit bevorzugten Ausführungen der vorliegenden Erfindung werden auch eine Pulsfrequenz und ein Perfusionsindex auf Basis der ausgewählten kombinatorischen Werte oder durch Verwendung der frequenzweise zugeordneten Spektralwerte ermittelt.
Mindestens zwei der in Anspruch 10 angegebenen Kriterien können als gegebene Kriterien für die physiologische Relevanz der komplexen kombinatorischen Werte verwendet werden.
Die Schritte des Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung werden normalerweise zyklisch wiederholt; die in mehreren Zyklen erhaltenen Sättigungswerte können gefiltert und/oder gemittelt werden. Die verwendeten gegebenen Kriterien können außerdem noch die durch Anspruch 11 vorgegebenen Kriterien sein.
Im Unterschied zu bekannten Pulsoximetrieverfahren, die einen Schritt der Signalfilterung im Zeitfunktionsbereich, eine Auswertung und anschließendes Korrelieren der für Rot und Infrarot erhaltenen Signale umfassen, basiert die fundamentale Idee der vorliegenden Erfindung auf dem Konzept, die Signale einer Frequenztransformation zu unterziehen, woraufhin die transformierten Signale "gefiltert", ausgewertet und korreliert werden, um somit ein Verhältnis zu bilden. Die Grundschwingung und alle Oberschwingungen des arteriellen Pulses ergeben einzeln und zusammen ein richtiges Verhältnis, wenn sie im Frequenzfunktionsbereich betrachtet werden. Alle anderen Frequenzanteile, sei es Rauschen oder Bewegungsstörungen, unterscheiden sich normalerweise vom "Kammspektrum" des Pulses. Zumindest können die Störer nicht in identischen Verhältnissen in jedem Frequenzanteil gefunden werden.
Wenn das Verfahren zur Bestimmung der Konzentration eines Bestandteils, z. B. der Gassättigung, aus der Intensität elektromagnetischer Wellen mit mindestens zwei ausgewählten Wellenlängen, die durch menschliches Gewebe reflektiert oder durch menschliches Gewebe transmittiert werden, verwendet wird, ergibt das Verfahren gemäß der Erfindung zuverlässige Ergebnisse, wenn die Perfusion hoch und wenn die Perfusion niedrig ist. Besonders im Fall von Signalen mit niedriger Perfusion und geringen Bewegungsstörungen, sogenannten Bewegungsartefakten, die durch die Bewegungen des zu analysierenden Objekts verursacht werden, können sehr zuverlässig genaue Ergebnisse gewonnen werden.
Im folgenden werden bevorzugte Ausführungen der vorliegenden Erfindung im Detail unter Bezug auf die beiliegenden Zeichnungen erklärt, wobei:
Abb. 1 ein schematisches Blockdiagramm, das ein Oximeter darstellt, zeigt;
Abb. 2 eine Darstellung vorbereiteter Ausgangssignale R und IR im Zeitfunktionsbereich zeigt;
Abb. 3 eine Darstellung der Fourier-transformierten Werte der Signale aus Abb. 2 zeigt;
Abb. 4 eine komplexe Darstellung der Signale aus Abb. 3 zeigt;
Abb. 5 eine Darstellung des Mengenspektrums komplexer kombinatorischer Werte, die auf Basis der in Abb. 3 dargestellten Signale bestimmt wurden, zeigt und
Abb. 6 einen Überblick über eine bevorzugte Ausführung des Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung in der Form eines Flußdiagramms zeigt.
Abb. 1 stellt die grundlegende Struktur eines Oximeters dar, welches für die Ausführung des Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung angepaßt ist. Das Oximeter verfügt über einen Sensor 10 zum Senden und Empfangen elektromagnetischer Wellen mit mindestens zwei ausgewählten Wellenlängen. In Einklang mit einer bevorzugten Ausführung der vorliegenden Erfindung wird eine Wellenlänge im sichtbaren roten Spektrum und eine andere im infraroten Spektrum zu diesem Zweck verwendet. Das Signal, das durch den fotoelektrischen Empfänger im Sensor 10 erzeugt wird, wird durch eine Leitung 12 in einen Strom-Spannungswandler 14 eingespeist, und anschließend in einen Analog-Digital-Wandler 16, der eine digitale Darstellung der gemessenen Intensität erzeugt. Dieser digitale Wert wird dann einem Mikroprozessor 18 eingespeist, der von einem Programmspeicher 20 gesteuert wird. Der Programmspeicher 20 enthält den gesamten Code, den der Prozessor zum Ermitteln der Sauerstoffsättigung benötigt, und, falls gewünscht, auch einen Perfusionsindex oder eine Pulsfrequenz, wie es weiter unten im Detail beschrieben wird. Der Programmcode im Speicher 20 weist den Prozessor 18 an, alle für das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung notwendigen Schritte durchzuführen.
Es ist offensichtlich, daß es statt der zuvor beschriebenen besonderen Anordnung auch möglich ist, beliebige Datenverarbeitungseinheiten, die in diesem Bereich bekannt sind und die in der Lage sind, die Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung auszuführen, zu verwenden. Solche Datenverarbeitungseinheiten können z. B. ein Display und Eingabegeräte und zusätzlichen Speicher sowie Hilfsgruppen in bekannter Weise umfassen.
Gemäß bevorzugten Ausführungen der vorliegenden Erfindung werden die elektrischen Ausgangssignale, die auf Basis der Intensität elektromagnetischer Wellen mit mindestens zwei ausgewählten Wellenlängen, typischerweise rot und infrarot, erhalten wurden, zuerst einer Datenvorbereitung unterzogen, um somit zeitabhängige Verschiebungen von den ersten und zweiten Signalen zu ent fernen. In Abb. 2 werden die Ausgangskurven R (rot) und IR (infrarot), die einer solchen Datenvorbereitung unterzogen wurden, dargestellt.
Im folgenden wird eine kurze Erklärung dieser Datenvorbereitung gegeben. Die Datenvorbereitung zielt darauf ab, falls möglich, alle zeitabhängigen Überlagerungen von den Ausgangssignalen zu trennen. Zu diesem Zweck wird ein stetiger Mittelwert auf der Basis der Ausgangswellen Ri und IRi gebildet, um eine sogenannte Grundlinie gemäß der folgenden Gleichungen zu bestimmen:
mit i = stetige Probe
MRi, MIRi = stetige Mittelwerte von und , welche die Probe i symmetrisch umgeben
T = Mittlungszeitraum (z. B. eine Sekunde).
Die Grundlinie wird nun aus den Ausgangssignalen mit Hilfe der folgenden Gleichungen eliminiert:
sRi = In(Ri/MIR) (4a)
sIRi = In(Ri/MIRi) (4b)
sRi und sIRi stehen jetzt für die stetigen Proben der Originalausgangsdaten für Rot und Infrarot im Zeitfunktionsbereich.
Beispiele solcher zeitabhängigen Proben sRi, Kurve 22, und IRis, Kurve 24, werden in Abb. 2 in Form von Kurven dargestellt. Auf der Ordinate ist im Diagramm gemäß Abb. 2 die Zeit aufgetragen, wohingegen auf der Abszisse die normalisierten Amplituden von sRi und sIRi aufgetragen sind. In Anbetracht der Tatsache, daß im obigen Beispiel die Ausgangskurven bei einer Frequenz von 125 Hz abgetastet wurden, aber stark auf ein Band von 10 Hz beschränkt sind, wurde weitere Redundanz während der Datenvorbereitung eliminiert und um den Faktor 4 auf 31,25 Hz heruntergesetzt.
Das oben beschriebene Datenvorbereiten der Ausgangssignale gewährt eine Reihe von Vorteilen. Einerseits werden die Signale normalisiert, wobei der Wertebereich kleiner wird, und das ist in Bezug auf die Verarbeitung ganzer Zahlen vorteilhaft. Des weiteren gibt das Signalverhältnis eines jeden Probepaars R zu IR schon ein Verhältnis an, das gemäß Gleichung (2) genutzt werden kann. Außerdem werden lineare Verschiebungen der Signale durch das symmetrische Mitteln komplett eliminiert.
Gemäß der vorliegenden Erfindung werden die Signale, die im Zeitfunktionsbereich vorliegen, jetzt einer zeitdiskreten Transformation in den Frequenzfunktionsbereich unterzogen. Gemäß der bevorzugten Ausführung werden die vorbereiteten Signale sRi und IRis einer schnellen Fourier- Transformation (FFT) unter Verwendung geeigneter Fenster unterzogen. Die Wahl der Fensterform ist in diesem Zusammenhang unkritisch. In der beschriebenen Ausführung wurde das kosinusförmige Hanning-Fenster verwendet, welches Vorteile in Hinblick auf eine Vergrößerung einer Minimumspitze und kleiner sekundärer Spitzen verbindet. Wichtiger ist die Fenstergröße. In diesem Zusammenhang muß ein Kompromiß zwischen einer hinreichend langen Fenstergröße für einen gute Frequenzauflösung, d. h. viele Punkte, und einer hinreichend kurzen Fenstergröße zum Darstellen von schnellen Veränderungen der Signalfrequenzen, der Pulsfrequenz und diskontinuierlicher Störungen eingegangen werden. In der bevorzugten Ausführung wurde ein Fenster von 8 Sekunden und n = 256 Werte verwendet. Durch Verwendung eines solchen Fensters wird eine ausreichende Frequenzauflösung von 1/(32 ms · n) = 0,12 Hz erzielt. Somit erhält man im Frequenzband von Interesse von 0 bis 10 Hz 82 Werte.
Die Fourier-transformierten Werte SRk, Kurve 26, und SIRk, Kurve 28, der Signale aus Abb. 2 werden in Abb. 3 dargestellt, wobei die besagten Fouriertransformierten Werte in der zuvor beschriebenen Weise gewonnen wurden. Auf der Ordinate des Diagramms der Abb. 3 wird die Frequenz aufgetragen, auf der Abszisse werden wiederum die normalisierten Amplituden von SRk und SIRk aufgetragen. Aufgrund der zuvor beschriebenen Datenvorbereitung der Grundlinie ist der DC-Anteil, abgesehen von Rundungsfehlern, praktisch null.
Wenn als Amplitudenspektrum (Absolutwert der Fourier-transformierten Werte) der Zeitfunktion s (Gleichungen 4a und 4b) definiert ist, dann kann ein Verhältnis auf der Basis des Verhältnisses der Koeffizienten für jedes Paar von Frequenzpunkten gebildet werden:
Verhältnisk = Rk / IRk (5)
wobei k jeweils den entsprechenden Frequenzbasispunkt bezeichnet.
Für die Spitzen des Spektrums, die von einem Puls stammen, sollte ein Verhältnis auf die Weise gewonnen werden, die zu dem wahren SpO2-Wert (d. h. Sauerstoffsättigungswert) führt. Für Spektralanteile, die außerhalb der Bereiche um die Grund- und Oberschwingungen des Pulses liegen, erhält man Ergebnisse für die Verhältnisse, die als Störer betrachtet und eliminiert werden müssen. Diese Eliminierung wird nachfolgend im Detail beschrieben.
In einem kontinuierlichen Betriebsmodus wird das FFT-Fenster um eine vorgegebene Zeitdauer von jeweils z. B. 1 Sekunde verschoben. Somit wird ein neues Spektrum (Paar) für jede vorgegebene Zeitdauer bestimmt. Obwohl dies eine Überlappung von 7/8 der Fenster und eine dementsprechend große Redundanz ergibt, stellte sich heraus, daß die spektralen Veränderungen, die innerhalb der 1/8-Verschiebung auftreten, bereits einen neuen Berechnungszyklus rechtfertigen. Das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung wird deshalb vorzugsweise zyklisch ausgeführt, die Dauer eines Zyklus beträgt z. B. 1 Sekunde.
Wenn im Falle einer alternativen Ausführung des Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung die oben beschriebene Datenvorbereitung der zeitabhängigen Signale aufgegeben wird, kann die Grundlinie oder der Referenzwert im Frequenzfunktionsbereich auf andere Weise bestimmt werden, z. B. als der Gleichstrom-Anteil des Signals im FFT-Fenster oder als Ausgangssignal eines normalen Kausaltiefbandfilters, der eine ausreichend geringe Begrenzungsfrequenz (z. B. im Bereich von 0,5 Hz) aufweist. In diesem Falle wird die Fourier- Transformation direkt auf die erhaltenen Ausgangssignale angewandt.
In der bevorzugten Ausführung des Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung werden jetzt komplexe kombinatorische Werte auf der Basis der Fourier-transformierten Werte gebildet. Um dies leichter verständlich zu machen, kann dies als eine parametrische x-y-Darstellung der Fourier-transformierten Werte angesehen werden. Wenn das infrarote Spektrum in x-Richtung und das rote Spektrum in die y-Richtung aufgetragen wird, erhält man eine Darstellung mit nadelförmigen Spitzen. Eine solche Darstellung für die in Abb. 3 dargestellten Spektren enthält Abb. 4. Diese "Nadeln" entsprechen den Spitzen der Spektren. Für ungestörte Signale erhält man sehr schmale Nadeln, wobei die entsprechenden Nadeln für die Grund- und Oberschwingungen übereinander liegen. Die Richtung der Nadeln entspricht der Sättigung. Das heißt, konkret ausgedrückt, daß die mittlere Steigung einer Nadel das gesuchte Verhältnis ist.
Verschiedene Störungsfrequenzanteile liegen außerhalb der durch einen Puls erzeugten Nadel. Hintergrundrauschen und kleinere Störungen verursachen eine Anhäufung von Punkten um den Ursprung der x-y-Darstellung, die als "Wolke" bezeichnet werden könnte. Außerdem verursachen das Hintergrundrauschen und die kleineren Störungen einen Versatz der Nadeln.
Es können auch korrelierte Störungen des roten Spektrums und des infraroten Spektrums wie Bewegungsartefakte, die ähnliche Spektralanteile aufweisen, als zusätzliche Nadeln wahrgenommen und normalerweise nicht in die Regression mit den nützlichen Signalnadeln des Pulsspektrums einbezogen werden. Die gestrichelte Linie 40 in Abb. 4 zeigt einen SpO2-Grenzwert von 0 Prozent an, wohingegen die gestrichelte Linie 60 einen SpO2-Grenzwert von 100 Prozent anzeigt.
Um die "Nadeln" mittels eines Algorithmus zu identifizieren, ist es zuallererst einmal nötig, die Länge der Nadeln zu bestimmen. Zu diesem Zweck wird ein sogenanntes Längenspektrum auf Basis der Amplituden Rk und IRk des roten Spektrums und des infraroten Spektrums berechnet, wobei die Werte des besagten Längenspektrums für jede Frequenz k gemäß der folgenden Gleichung ermittelt werden:
Ak = ²Rk + ²IRk (6)
Die Werte Ak stellen somit die Menge der komplexen kombinatorischen Werte dar, die auf Basis der roten und infraroten Spektren bestimmt wurden. Die Phase der komplexen kombinatorischen Werte ist durch Gleichung (5) gegeben. Das Längenspektrum, d. h. das Mengenspektrum der komplexen kombinatorischen Werte, ist in Form eines Strichdiagramms in Abb. 5 dargestellt. Abschnitte 70, 72, 74 und 76, die als Spitzenbereiche (= Nadeln) in der weiteren Erkennung identifiziert sind, werden in Abb. 5 dargestellt.
Zur Erkennung der "Nadeln" ist es nun notwendig, das Längenspektrum mittels eines Algorithmus nach Spitzen, d. h. nach Maxima und deren zugeordneten Fußpunkte, zu durchsuchen. Ein solcher Algorithmus muß dann folglich die Spitzen, die zu der ungestörten Pleth-Welle gehören und welche die korrekten Werte liefern, aus dem Längenspektrum identifizieren. Zusätzlich sollte der Algorithmus es wahlweise erlauben, die ausgegebenen Kurven durch die Eliminierung von Ausreißern, z. B. durch einen Zentralwertfilter und möglicherweise durch zusätzliches zeitliches Mitteln, etwas zu glätten. Außerdem sollte der Algorithmus eine besondere Kennzeichnung, falls die Bestimmung des Sättigungswertes auf der Basis der verfügbaren Daten nicht möglich ist, vorsehen.
Das Längenspektrum muß nun so untersucht werden, um Spitzenbereiche, die mit den sogenannten "Nadeln" assoziiert sind, vgl. Abb 4, zu bestimmen. Im folgenden wird eine bevorzugte Ausführung zur Erkennung der Spitzenbereiche im Längenspektrum erklärt; aus Gründen der Einfachheit wird auf diese Bereiche von hier ab nur als Spitzen Bezug genommen. Es wird jedoch darauf hingewiesen, daß die beschriebene Ausführung nur eine bevorzugte Ausführung zur Erkennung von Spitzen ist; alternative Verfahren, die sich zur Erkennung von Spitzen eignen und die von dem beschriebenen Verfahren abweichen, können genausogut verwendet werden.
In der bevorzugten Ausführung für die Erkennung von Spitzenbereichen werden die folgenden Schritte ausgeführt:
1. Suchen der höchsten Spitze, die das Maximumkriterium erfüllt, siehe unten;
2. Suchen des Fußpunkts rechts, der das Fußpunktkriterium erfüllt, siehe unten;
3. Suchen des Fußpunkts links;
4. Eliminieren der gefundenen Spitze zwischen den Fußpunkten des Spektrums;
5. Wiederholen der Schritte 1 bis 5, bis eine maximale Anzahl von 10 Spitzen gefunden wurde oder die restlichen Spektrallinien unter einer Minimalgrenze, z. B. 3%, sind, und
6. Übernehmen aller Spitzen, die das Spitzenkriterium erfüllen, siehe unten.

Maximumkriterium

Das Maximum liegt nicht am Rand des Spektrums, d. h. für die Berührungsgrenzen, d. h. die Fußpunkte, einer ausgeschnittenen Spitze sind 10 Hz die obere Grenzfrequenz und 0,5 Hz die untere Grenzfrequenz.

Fußpunktkriterien

Ein Fußpunkt muß eines der folgenden Kriterien erfüllen:
- Er muß an eine Spitze angrenzen, die bereits eliminiert wurde, mindestens aber in einer Entfernung von einer Linie von der Spitze; ==> neuer Fußpunkt = alter Spitzenrand; somit existiert ein gemeinsamer Fußpunkt.
- Die Amplitude zweier aufeinanderfolgender Linien liegt unter 25% der Amplitude der Spitze ==> Fußpunkt = erste Linie.
- Die Amplitude zweier aufeinanderfolgender Linien liegt unter 50% der Amplitude der Spitze und die Linien fallen monoton und sanft ab, d. h. die Veränderung der Höhe, normalisiert zur Höhe der Spitze, beträgt weniger als 5% ==> Fußpunkt = Linie vor der ersten Linie.
- Die Amplitude zweier aufeinanderfolgender Linien liegt unter 50% der Amplitude der Spitze und die letzte Linie steigt wieder an ==> Fußpunkt = Linie vor der ersten Linie.

Spitzenkriterien

Eine Spitze muß zusätzlich die folgenden Kriterien erfüllen:
- minimale Breite der Spitze = drei Linien (ungefähr 0,36 Hz) und
- maximale Breite der Spitze = 4 Hz.
Für jede so bestimmte Spitze wird eine Vielzahl an spezifischen Merkmalen ermittelt, die für eine weitere Klassifikation der Spitzen verwendet wird:
Im folgenden werden die Bezeichnungen, die in der Tabelle verwendet werden, im Detail erklärt.
Zeit: Signalzeit nach Messkriterien;
Nadel
(Spitze) [#]: Folge der gefundenen Spitzen/Nadeln;
GesZeit: diese Zeile bezieht sich nicht auf eine Spitze, sondern auf das gesamte (vorbereitete) Zeitsignal im aktuellen FFT- Fenster; für die Regressionsanalyse werden die entsprechenden zeitlichen Proben anstelle der Frequenzlinien genommen;
GesFreq: diese Zeile bezieht sich nicht auf eine Nadel, sondern auf das gesamte Spektrum von 0,5 bis 10 Hz; für die Regressionsanalyse werden alle darin enthaltenen Linien verwendet;
fCtr [Hz]: Frequenz der längsten Linie einer Spitze;
fGew [Nz]: gewichtete Frequenz aller Linien einer Spitze;
relH [%]: relative Höhe der Spitze in Vergleich mit allen gefunden Spitzen;
absH [norm]: absolute Höhe der Spitze wie nach der Datenvorbereitung normalisiert; entspricht dem Modulationsgrad oder ungefähr der Perfusion;
Pslim [Fktr]: Schmalheit der Spitze, definiert als die Breite von Fußpunkt zu Fußpunkt in Hertz;
Asym [Fktr] Maß für die Asymmetrie einer Spitze, definiert als
Asym =
wobei fo = oberer Fußpunkt, fu = unterer Fußpunkt,
fg = gewichtete Frequenz der Spitze und
b = Breite der Spitze;
Korel [Koeff): Korrelationskoeffizient einer Nadel, d. h. nach einer linearen Regressionsanaylse von Rk und IRk vom linken zum rechten Fußpunkt einer Spitze; beschreibt die Schmalheit der Nadel in der x-y-Darstellung (Abb. 4), aber nicht der Spitze im Mengenspektrum;
Steig [Verh]: Steigung der Regressionsgeraden, entspricht dem Verhältnis;
SpO2 [%]: SpO2-Wert, der auf der Basis der Steigung bestimmt wurde (gemäß der bekannten empirischen Beziehung, siehe Gleichung 2);
Perf [%]: Perfusionsindex, der auf Basis der Höhe von R und IR am Punkt fCtr (z. B. mit Hilfe der bekannten Formel
Perf = 0,116 · 2 R + 0,626 · 2 IR);
NadelPkt: Punktzahl gemäß einer Klassifizierung, die weiter unten erklärt wird.
Die Spitzen, d. h. die Nadeln in der x-y-Darstellung, die in Einklang mit der beschriebenen Ausführung des Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung erkannt und charakterisiert wurden, müssen nun einer Auswahl unterzogen werden, da die gefundenen Spitzen exakt mit den Grund- und Oberschwingungen des Nutzsignals nur dann korrespondieren, wenn das Signal ungestört ist. Normalerweise muß jedoch angenommen werden, daß zusätzlich zu den Nutzsignalanteilen willkürliche Störungsanteile vorliegen oder daß willkürliche Störungsanteile dem Nutzsignal überlagert sind.
Einerseits können Störungsanteile der Nutzsignalspitze spektral überlagert und deshalb ein integraler Bestandteil einer Nadel sein. Andererseits können Störungsanteile jeweils als getrennt erkennbare Nadeln und Spitzen vorhanden sein. Der erstere Fall ist, im Prinzip, unkritisch im Falle des Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung, solange davon ausgegangen wird, daß die Störung innerhalb der Spitze zu einem gewissen Grad konstant ist. Eine solche Störung ergibt nur eine Verbreiterung der Nadel und eine Verschiebung vom Ursprung. Solange der Korrelationskoeffizient nicht viel kleiner als 1 ist, wird diese Art von Hintergrundstörung im wesentlichen durch das Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung, d. h. die Regressionsanalyse, eliminiert.
Um jedoch Störungsspitzen, die im Längenspektrum getrennt auftreten, zu eliminieren, wird es notwendig sein, die Spitzen, die auf Basis der vorhergehenden Erkennung der Spitzen erhalten wurden, einer Klassifizierung zu unterziehen.
Im folgenden werden besondere Relevanzkriterien, die zur Klassifizierung der Spitzen verwendet werden können, im Detail erklärt. Es ist jedoch offensichtlich, daß diese Beschreibung nur eine besondere Ausführung darstellt; abweichend von dieser Ausführung ist es auch möglich, nur einige der beschriebenen Kriterien zu verwenden, die Grenzen für diese Kriterien anders zu definieren und die Punkte anders zu vergeben.
Zuallererst muß die Korrelation der Zeitsignale (GesZeit) verwendbar sein, z. B. Korel > 0,4, da ansonsten der (vollkommen korrelierte) Nutzsignalanteil nicht hinreichend groß ist; in diesem Fall sollte diesmal das Signal überhaupt nicht mehr weiter verwendet werden.
Eine Spitze und die ihr zugeordnete Nadel, die zur Verwendung als Nutzsignal angepaßt sind, müssen alle folgenden Eigenschaften aufweisen:
- Die Spitze paßt gut in eine Reihe von harmonischen Frequenzen, die eine oder mehrere andere Spitzen umfaßt, und die Sättigungswerte der harmonischen Welle unterscheiden sich nicht groß voneinander.
- E gibt so viele harmonische Wellen wie möglich.
- Die Nadel ist dünn, d. h. der Korrelationskoeffizient ist nahe 1.
- Die Frequenz der Grundschwingung liegt innerhalb des physiologischen oder vorgegebenen Rahmens (zusätzlich Toleranz).
- Der Sättigungswert liegt in einem theoretisch nützlichen physiologischen Bereich (zusätzlich Toleranz).
- Die Perfusion liegt im physiologischen Bereich.
- Die Pulsfrequenz, d. h. die Spitzenfrequenz, liegt in einem physiologisch wahrscheinlichen Bereich für den überwachten Patienten, z. B. Neugeborene vs. Erwachsene.
Eine durch eine Störung verursachte Spitze, d. h. eine Störnadel, ist besonders auffallend wegen der Tatsache, daß sie es nicht schafft, eine oder mehrere der oben geforderten Eigenschaften in besonderem Maße zu erfüllen.
Das Maß der Erfüllung der einzelnen Kriterien kann jetzt durch ein K.O.- und ein Punkteprinzip beurteilt werden. Zu diesem Zweck können z. B. die folgenden K.O.-Kriterien benutzt werden, d. h. eine Spitze, die diese Kriterien nicht erfüllt, wird nicht berücksichtigt: Korrelationskoeffizient > 0,5; Pulsfrequenz zwischen 30 und 360 Schläge in der Minute; SpO2 zwischen 0% und 110%; und ein Perfusionsindex zwischen 0,05 (%) und 25 (%).
Zusätzlich können für das Erfüllen der folgenden Kriterien Punkte vergeben werden:
- +20 Punkte für jede passende Oberschwingung, wenn die Frequenzabweichung der besagten Oberschwingung weniger als 10% (oder weniger als 5% für die dritte und vierte Oberschwingung) von der Grundschwingung und wenn die entsprechende Sauerstoffdrucksättigung weniger als 10% von der besagten Grundschwingung abweicht.
- +10 Punkte für einen Korrelationskoeffizient, der größer als 0,9 ist.
- +30 Punkte, falls die Frequenz im wahrscheinlichen Pulsfrequenzbereich liegt.
Die Spitzen und die der ihren zugeordneten Nadeln können auch auf der Basis von Tendenzabweichungen in Bezug auf einen Referenzwert, der in einem vorhergegangenen Durchlauf gesichert wurde, bewertet werden. Dadurch können z. B. +20 Punkte für eine entsprechende Spitze für kleine Frequenzabweichungen (< 10% relativ), kleine Perfusionsabweichungen (< 10% relativ) oder kleine Sättigungsabweichungen (< 5% absolut) vergeben werden.
Zusätzlich ist es auch möglich, K.O.-Kriterien für übermäßig große Tendenzabweichungen in Bezug auf einen Referenzwert aus dem vorangegangen Algorithmuszyklus zu verwenden, wenn die Punktzahl für eine Spitze und jeweils zugeordneten Nadel vergleichsweise niedrig ist. Somit werden Spitzen zurückgewiesen, welche die folgenden Kriterien erfüllen und eine niedrige Punktzahl aufweisen:
-- Innerhalb eines kurzen Zeitraums (15 Sekunden) nach dem Start der Werteausgabe:
- Frequenzabweichung außerhalb des Bereichs von -20% relativ ... +30% relativ,
- Perfusionsindexabweichung außerhalb des Bereichs von -20% relativ ... +40% relativ,
- Sättigungsabweichung außerhalb des Bereichs von -10% absolut +5% absolut.
-- In dem Zeitraum, der auf den obigen Zeitraum folgt (> 15 Sekunden):
- Frequenzabweichung außerhalb des Bereichs von -40% relativ ... +80% relativ,
- Perfusionsindexabweichung außerhalb des Bereichs von -40% relativ ... +80% relativ,
- Sättigungsabweichung außerhalb des Bereichs von -15% absolut +30% absolut.
Wenn für jede Spitze, d. h. für jede dazugehörige Nadel, eine so aufsummierte Nadelpunktzahl ermittelt wurde, werden die Werte der Spitzen, deren Punktzahl am höchsten ist und mindestens 60 Punkte ergibt, für die Ausgabe im Einklang mit der beschriebenen Ausführung verwendet. Auf der Grundlage der Eigenschaften für diese Spitze, siehe Tabelle 1 oben, wird der Sättigungswert SpO2 für diese Spitze als der ermittelte Sättigungsdruck ausgegeben. Zusätzlich kann die gewichtete Frequenz dieser Spitze als die ermittelte Pulsfrequenz und der Perfusionsindex dieser Spitze als die ermittelte Perfusion ausgegeben werden.
Wahlweise ist es dann möglich, einzelne oder jeden der oben erwähnten ermittelten Werte zu filtern. Das Wertetripel kann z. B. zusammen mit den letzten zwei Wertetripeln der vorangegangenen Algorithmuszyklen in einen Zentralwertfilter eingespeist werden, um somit mögliche Ausreißer zu eliminieren, falls eine falsche Nadel durch einen Fehler nicht durch das obige Erkennungs- und Klassifizierungsverfahren herausgefiltert worden sein sollte. Das Zentralwerttripel, das durch den Zentralwertfilter ermittelt wurde, ergibt dann die Referenzwerte, die zuvor beschrieben wurden und die zur Beurteilung der Tendenz verwendet werden können. Um stark dynamische oder verrauschte Werte zu glätten, kann ein Mittelungsfilter, z. B. ein 5-Werte deep box-car- Mittelungsfilter, zusätzlich nach dem Mittelungsfilter geschaltet werden.
Wenn eine Nadel mit den Mitteln des oben genannten Verfahrens nicht gefunden werden kann, oder wenn keine der Nadeln eine vorgegebene Mindestanzahl an Punkten aufweist, kann die alte Wertemenge für einen vorgegebenen Zeitraum, der einen Bereich von 20 bis 40 Sekunden umfassen kann, beibehalten werden. Anschließend wird mit einer Sondermeldung, INOP-Meldung (INOP: funktionsunfähig), angezeigt, daß im Moment keine verwertbaren Werte erstellt werden. Die Werte können so auf "?" oder "0" gesetzt werden.
Ein besonderer Fall kann auftreten, wenn trotz eines Nutzsignals keine Spitzen oder Nadeln gefunden werden, weil z. B. ein sehr arhythmisches Pulsmuster auftritt. In diesem Fall kann eine besondere Verarbeitung durchgeführt werden. Obwohl es unmöglich ist, aufgrund des arhythmischen Pulsmusters eine Pulsfrequenz zu berechnen, kann der SpO2-Wert immer noch berechnet werden. Zur Weiterverarbeitung ist dann erforderlich, daß der Korrelationskoeffizient im Zeitfunktionsbereich (GesZeit) und im Frequenzfunktionsbereich (GesFreq) größer als 0,98 ist und daß der Mittelwert der Sättigungswerte der GesZeit- und Frequenzkorrelation nicht mehr als 5% vom Referenzwert abweicht. Dieser Mittelwert wird dann als SpO2 ausgegeben.
Abb. 6 zeigt eine Übersicht einer bevorzugten Ausführung eines Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung in Form eines Flußdiagramms. Zuallererst werden die Ausgangssignale R und IR, welche aus den Intensitäten gewonnen wurden, in eine Rechnereinheit bei 100 wie oben beschrieben eingespeist. Diese Ausgangssignale R und IR werden bei 110 einer Datenvorbereitung unterzogen, um im wesentlichen die sogenannte Grundlinienkorrektur vorzunehmen. Anschließend werden die so erhaltenen Werte einer FFT unterzogen, die resultierenden Amplitudenspektren für Rot und Infrarot werden bei 120 dargestellt. Wie bei 130 dargestellt, werden diese Amplitudenspektren in eine xy-Darstellung umgewandelt; dies entspricht einer komplexen Darstellung der Amplitudenspektren. Ein Längenspektrum 140 wird aus der Menge der komplexen kombinatorischen Werte gewonnen. Aus diesem Längenspektrum 140 werden einzelne Spitzen, welche die relevanten Kriterien erfüllen, ausgewählt. Anschließend werden diese Spitzen klassifiziert, z. B. in Form der Tabelle 150. Auf der Basis der Eigenschaften der einzelnen Spitzen werden für die Spitzen bei 160 Punktzahlen vergeben, um dadurch die Spitzen, die zu einem Puls gehören, zu ermitteln. Danach wird der Zentralwert gefiltert, der Mittelwert gebildet oder eine historische Bewertung 170 ausgeführt. Schließlich werden ein SpO2-Wert, ein Pulsfrequenzwert und/oder ein Perfusionswert als Ergebnis der obigen Auswahl oder als Ergebnis der Werte der Amplitudenspektren 120, die durch die obige Auswahl bestimmt wurden, oder als Ergebnis der komplexen kombinatorischen Werte 130 ausgegeben. Falls nötig wird eine Ausgabe von INOP anstelle der entsprechenden Werte erwirkt.
Im folgenden werden weitere Entwicklungen von und Alternativen zu der oben beschriebenen besonderen Ausführung des Verfahrens gemäß der vorliegenden Erfindung beschrieben.
Es ist z. B. möglich, die oben beschriebene Spitzenbestimmung im roten und/oder infraroten Spektrum separat zu bestimmen. Zu diesem Zweck wird das unten folgende Verhältnis für jede Probe der FFT mit den Fourierkoeffizienten aIR und aR gebildet: Verhältnis (f) = aR(f)/ aIR(f). Zur Bestimmung der gewünschten SpO2 werden dann die folgenden Frequenzen ausgeschlossen: alle Frequenzanteile, deren Fourierkoeffizient unter einem absoluten Minimalwert liegt, um Quantisierungsprobleme zu vermeiden. Außerdem werden alle Frequenzanteile unterhalb einer relativen Detektorschwelle ausgeschlossen. Die Detektorschwelle könnte als eine abfallende Kurve, z. B. in der Form 1/f, der Form 1/f² oder der Form e-x definiert sein, in Abhängigkeit von dem größten Fourierkoeffizient amte, z. B. 1/2 amte. Nur die Frequenzwerte oberhalb der besagten Schwelle werden dann für ein Verhältnis verwendet. Anschließend wird durch den Zentralwert ein Mittelwertverhältnis gebildet, auf Basis dessen die Standardabweichung aller Verhältnisse berechnet wird. Außerhalb einer gewissen Standardabweichung wird anstelle des SpO2-Werts ein INOP ausgegeben. Daraufhin werden alle Verhältnisse, die sich vom Zentralwert um einen Faktor der Standardabweichung, z. B. einer Standardabweichung, unterscheiden, eliminiert. Die verbleibenden Verhältnispunkte werden zur Bildung des Mittelwerts verwendet. Dies ergibt die gesuchte SpO2. Die Pulsfrequenz wäre die Frequenz beim Maximalwert amax.

Claims

1. Verfahren zur Bestimmung von mindestens der Konzentration eines Bestandteils aus der Intensität elektromagnetischer Wellen mit mindestens zwei ausgewählten Wellenlängen, die durch menschliches Gewebe reflektiert oder durch menschliches Gewebe transmittiert werden, wobei dieses Verfahren die folgenden Schritte umfaßt:

(a) Umwandeln der Intensitäten der empfangenen elektromagnetischen Signale in mindestens ein erstes und ein zweites zeitabhängiges elektrisches Signal (R&sub1;, IRi);

(b) zeitdiskrete Transformation des ersten und des zweiten elektrischen Signals in den Frequenzfunktionsbereich, um die ersten und zweiten Spektralwerte (SRk, SIRk) des ersten und zweiten Signals zu ermitteln;

(c) Auswählen eines physiologisch relevanten ersten und eines physiologisch relevanten zweiten Spektralwerts durch Bewertung der ersten und zweiten Spektralwerte gemäß gegebener Kriterien für deren physiologische Relevanz und

(d) Berechnen der Konzentration des Bestandteils unter Verwendung der gewählten ersten und zweiten Spektralwerte.

2. Verfahren gemäß Anspruch 1, wobei zusätzlich zur Konzentration des Bestandteils, auch eine Pulsfrequenz und/oder ein Perfusionsindex unter Verwendung der ausgewählten ersten und zweiten Spektralwerte berechnet werden.

3. Verfahren von Anspruch 1, wobei:

Schritt(e) die folgenden Schritte umfaßt:

(c1) Umformen komplexer kombinatorischer Werte (Ak, Verhältnisk) von den ersten und zweiten Spektralwerten und

(c2) Auswählen physiologisch relevanter kombinatorischer Werte durch Bewertung der komplexen kombinatorischen Werte gemäß gegebener Kriterien für deren physiologische Relevanz;

und Schritt (d) den folgenden Schritt umfaßt:

(d1) Berechnen der Konzentration des Bestandteils unter Verwendung der ausgewählten kombinatorischen Werte.

4. Verfahren gemäß Anspruch 3, wobei vor der zeitdiskreten Transformation in den Frequenzfunktionsbereich die ersten und zweiten zeitabhängigen Signale (Ri, IRi) einer Datenvorbereitung unterzogen werden, um zeitabhängige Drifikomponenten von den ersten und zweiten Signalen zu entfernen.

5. Verfahren gemäß Anspruch 3 oder 4, wobei die zeitdiskrete Transformation durch eine Fourier-Transformation unter Verwendung eines geeigneten Zeitfensters durchgeführt wird.

6. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 3 bis 5, wobei die Auswahl der physiologisch relevanten kombinatorischen Werte auf Basis von Maximalwertbereichen in dem Längenspektrum (Ak) der komplexen kombinatorischen Werte durchgeführt wird.

7. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Konzentration des Bestandteils, die bestimmt werden soll, eine Gassättigung, insbesondere die arterielle Sauerstoffsättigung, ist.

8. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 3 bis 7, wobei eine Pulsfrequenz zusätzlich bestimmt wird, indem die selektiven kombinatorischen Werte verwendet werden.

9. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 3 bis 8, wobei ein Perfusionsindex zusätzlich bestimmt wird, indem die selektiven kombinatorischen Werte verwendet werden.

10. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 6 bis 9, wobei als vorgegebene Kriterien für die physiologische Relevanz der komplexen kombinatorischen Werte mindestens zwei der folgenden Kriterien verwendet werden: Breite des Maximalwertbereichs; Frequenz des Maximalwertes im Maximalwertbereich; gewichtete Frequenz aller kombinatorischer Werte im Maximalwertbereich; Lage des Maximalwertbereichs in Bezug auf weitere Maximalwertbereiche im Mengenspektrum; für den Maximalwert im Maximalwertbereich erhaltener Sättigungswert; vom Maximalwert im Maximalwertbereich bestimmter Perfusionsindex; und aus gewichteter Frequenz im Maximalwertbereich bestimmte Pulsfrequenz.

11. Verfahren gemäß Anspruch 10, wobei die Schritte (a), (b), (c1), (c2) und (d1) zyklisch wiederholt werden, die vorgegebenen Kriterien zusätzlich folgendes umfassen: Frequenzabweichung vom Maximalwert des Maximalwertbereichs und/oder des Perfusionsindexes und/oder des Sättigungswerts von Referenzwerten, die in einem vorhergegangen Zyklus ermittelt wurden.

12. Verfahren gemäß einem der Ansprüche 3 bis 11, wobei die Schritte (a), (b), (c1), (c2) und (d1) zyklisch wiederholt werden, die Konzentrationswerte, die in mehreren Zyklen gewonnen wurden, gefiltert und/oder gemittelt werden.

13. Vorrichtung zur Bestimmung von mindestens der Konzentration eines Bestandteils aus der Intensität elektromagnetischer Wellen mit mindestens zwei ausgewählten Wellenlängen, die durch menschliches Gewebe reflektiert oder durch menschliches Gewebe transmittiert werden, die folgendes umfaßt:

Mittel zur Konversion der Intensitäten der erhaltenen elektromagnetischen Signale in mindestens ein erstes und zweites zeitabhängiges elektrisches Signal (Ri, IRi);

Mittel zur zeitdiskreten Transformation des ersten und zweiten elektrischen Signals in den Frequenzfunktionsbereich zur Bestimmung erster und zweiter Spektralwerte (SRk, SIRk) des ersten und zweiten Signals;

Mittel zur Auswahl eines physiologisch relevanten ersten und eines physiologisch relevanten zweiten Spektralwertes durch Bewertung der ersten und zweiten Spektralwerte gemäß vorgegebener Kriterien für deren physiologische Relevanz und

Mittel zur Berechnung der Konzentration des Bestandteils unter Verwendung der ausgewählten ersten und zweiten Spektralwerte.

14. Vorrichtung des Anspruchs 13, wobei:

die Mittel zur Auswahl folgendes umfassen:

Mittel zur Bildung komplexer kombinatorischer Werte (Ak, Verhältnisk) aus den ersten und zweiten Spektralwerten und

Mittel zur Auswahl physiologisch relevanter kombinatorischer Werte durch Bewertung der komplexen kombinatorischen Werte gemäß gegebener Kriterien für deren physiologischen Relevanz und

Mittel zur Berechnung, die Mittel umfassen, welche die ausgewählten kombinatorischen Werte verwenden.