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Bestimmung der Sauerstoffsättigung

Abbildung 6.4: Schichtenmodell der Transmissionspulsoximetrie
\begin{figure}\begin{center}
\epsfig{file=kap9-3.eps, height=50mm} \par\end{center}\end{figure}

Wie das Bild zeigt, setzt sich die transmittierte Lichtintensität aus drei Teilen zusammen (hier nur 2 dargestellt): Einem Gewebeanteil (rel. konstant; Gleichanteil), einem Anteil des Streu- bzw. umgebungslichtes und dem gesuchten arteriellen Anteil (pulsierender Anteil).
Maximale transmittierte Lichtintensität während der Diastole (d am kleinsten), minimal während der Systole (d am größten).

$\displaystyle I_{\text{max}} = I_0 e^{-\alpha d_{\text{min}}} := I_0\cdot A(\la...
...\text{min}} = I_0 A(\lambda)\cdot e^{-\alpha(d_{\text{max}} - d_{\text{min}})}
$

Somit:

$\displaystyle I(\lambda,t) = I_0 A(\lambda) e^{-\alpha(\lambda)\cdot d(t)}
$

Extinktionskoeffizienten werden durch Kalibration ermittelt. Noch Unbekannt: $ A(\lambda)$, $ d(t)$, $ c_{\text{ges}}$ (= $ c_Hb + c_{HbO_2}$) und $ SaO_2$. Daher vier Intensitätswerte benötigt. Da A von $ \lambda$ abhängt: Messung bei gleicher Wellenlänge zu zwei Zeitpunkten; da d zeitabhängig: Messung gleichzeitig mit zwei verschiedenen Wellenlängen.

$\displaystyle \frac{I(\lambda_1,t_1)}{I(\lambda_1,t_2)} = e^{-\alpha(\lambda_1)\cdot(d(t_1) - d(t_2))}
$

Der andere Bruch analog (mit $ \lambda_2$ Gemessen wird also eine Messvariable $ \Omega$, welche alle Informationen enthält:

$\displaystyle \Omega = \frac{\frac{I(\lambda_1,t_1)}{I(\lambda_1,t_2)}}{\frac{I(\lambda_2,t_1)}{I(\lambda_2,t_2)}} = \frac{\alpha(\lambda_1)}{\alpha(\lambda_2)}$ (6.2)

Somit lässt sich die Sauerstoffsättigung bestimmen zu:

$\displaystyle SaO_2 = \frac{\epsilon_{Hb}(\lambda_1)-\Omega\cdot\epsilon_{Hb}(\...
...Omega\cdot\left(\epsilon_{HbO_2}(\lambda_2) - \epsilon_{Hb}(\lambda_2)\right)}
$

In der Praxis ergeben sich Abweichungen, da das Lambert-Beersche Gesetz aufgrund von nichtlinearem Lichttransport in biologischem Gewebe nur näherungsweise gilt. Daher Kalibration vor Messung notwendig. (Invasive Messung der Konzentration der einzelnen Hämoglobinfraktionen, Vergleich mit pulsoximetrisch gewonnenem Wert $ \rightarrow $ Anpassen der Kalibrationsfunktion). Name: Pulsoximetrie, da Berechnung von $ \Omega$ die Pulsation des Signals ausnutzt.
Messtechnische Unterscheidung zwischen ``Full-Pulse-Wave-Algorithmus'' (pro Pulswelle ein Sättigungswert errechnet) (bei Erfassen der Maximal- bzw. Minimalwerte bestes Signal-Rausch-Verhältnis) und ``Splitted-Pulse-Wave-Algorithmus'' (pro Pulswelle mehrere Messungen). SPW schneller, technisch aufwendiger (wegen geringerer Intensitätsdifferenzen (rauscharmer Aufbau, hochauflösender A/D-Wandler). Heute meist SPW mit 2 Wellenlängen. (Nur wenige Geräte mehr Wellenlängen zur Differenzierung der dysfunktionellen Hämoglobinfraktionen).

Abbildung 6.5: Prinzipieller Aufbau eines Transmissionssensors
\begin{figure}\begin{center}
\epsfig{file=kap9-5.eps, height=30mm} \par\end{center}\end{figure}

Heute LED's als Lichtquellen (heute 660nm rot, 940nm infrarot) und Photodioden als Detektoren. Photodioden besitzen spektrale Empfindlichkeit, die Auswahl der Bauteile nötig macht. Für gutes Signal-Rausch-Verhältnis: hohe Empfindlichkeit im zudetektierenden Wellenlängenbereich. Transimpedanzverstärker (Strom (prop. zur Lichtintensität) in Spannung umgesetzt, dann zum A/D-Wandler). Da Strom im $ \mu A$ Bereich $ \rightarrow $ Differenzverstärker notwendig (mit hoher Gleichtaktunterdrückung).
Dreiphasig getaktete Ansteuerung:
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Michael Aschke 2000-04-14