JP2007515977A - 信号の解析及び処理方法 - Google Patents

Abstract

患者からフォトプレチスモグラフのようなパルスオキシメトリー信号を得ることができ、そして、呼吸作用、パルス、酸素飽和度および運動を含む生理学的パラメーターを測定するための信号を解析することができる、生理学的測定システムが開示される。本システムは、通常のモニターとして、または、より具体的には、幼児あるいは大人の無呼吸に、そして、幼児の突然死症候群を防ぐために用いられ得る。本システムは、パルスオキシメトリー信号を得るために被験者に取り付けることができる発光デバイスおよび光検出器と、該パルスオキシメトリー信号をデジタルパルスオキシメトリー信号に変換するために配置されたアナログデジタル変換手段と、前記デジタルパルスオキシメトリー信号を受け取るのに適しておりウェーブレット変換手段により該信号を分解するために配置された信号処理手段と、該分解された信号から生理学的情報を得るために配置された特徴抽出手段と、該特徴抽出手段から情報を収集するために配置されたアナライザコンポーネントと、該アナライザコンポーネントと通信するように配置されたデータ出力手段とを含むパルスオキシメトリーよりなる。
【選択図】図２

Description

１．序論：課題分野／技術分野
本発明は、信号の解析及び処理方法に関する。より具体的には、本発明はフォトプレチスモグラフ（ＰＰＧ）信号の解析および処理に関する。本発明は、呼吸作用、パルス、酸素飽和度、および患者の運動に関する情報を含むＰＰＧから臨床的に有用な情報を得るためにウェーブレット変換方法を用いる。該情報は、病院および家庭環境を含む環境範囲内において患者をモニターするためにデバイス内で用いられてよい。ある好適な態様において、前記デバイスは、得られた信号である呼吸作用、パルス、酸素飽和度、および運動の一つまたはそれ以上における異常を検出するために用いられてよい。前記デバイスは、臨床的に有用な形での前記情報の出力を可能にし、そして、信号異常の一つまたは組み合わせが検出される際に始動されるアラームを組み込む。特に注目すべきなのは、電流パルスオキシメーターデバイスの有用性が、ＰＰＧ信号から直接的に患者の呼吸作用の強力な測定を提供することによって、大いに増大することである。

２．背景技術
２．１ 血液酸素飽和度およびその測定
オキシメトリーは、血液中の酸素飽和度を測定する光学的な方法である。オキシメトリーは、異なる形態のヘモグロビンの異なる波長の光を吸収する能力に基づいている。酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ_２）は、赤色スペクトルの光を吸収し、そして、脱酸化または還元ヘモグロビン（ＲＨｂ）は、近赤外線スペクトルの光を吸収する。赤色および赤外光が血管を通過する際に、各波長の透過は、血液中のＨｂＯ_２およびＲＨｂの濃度に反比例する。パルスオキシメーターは、動脈拍動からの交互性光入力を、静脈および他の非拍動要素の一定レベルの寄与と識別することができる。前記交互性光入力のみが解析のために選択される。パルスオキシメトリーは、高度に正確な技術であることが示されてきた。現在のパルスオキシメトリーデバイスは、赤色および赤外線ＰＰＧ信号に質問することによって、血液の実際の酸素飽和度（ＳａＯ_２）を測定することを目的とする。この測定値をＳｐＯ_２と表示する。現在のデバイス製造者の目的は、前記デバイスにより与えられる前記パルスオキシメーターの測定値と患者の実際の血液酸素飽和度との最良の相関関係を実現することである。現行のデバイスにおいて患者の身体で得られたフォトプレチスモグラフ（ＰＰＧ）信号から得られた比率は、複数の対応する比率および飽和度の値を含んでいる参照テーブルを用いて酸素飽和度の測定値を決定するために用いられることが当業者に知られている。現在のパルスオキシメーターデバイスは患者の心拍数も測定する。現行のデバイスは、前記ＰＰＧ信号から直接的には呼吸作用の測定値を提供しない。この測定値を得るためには、さらなる高価で差し出がましい機器が必要とされる。

２．２ ウェーブレット空間における時間・周波数の解析
信号ｘ（ｔ）のウェーブレット変換は、次のように定義される。

ここで、Ψ^＊（ｔ）はウェーブレット関数Ψ（ｔ）の複素共役であり、ａはウェーブレットの相似変換パラメーターであり、そして、ｂは前記ウェーブレットの位置パラメーターである。方程式（１）によって与えられる変換は、変換表面上の信号の表現を構築するために用いられることが可能である。該変換は、前記ウェーブレットと結び付けられた特性周波数がスケールａと反比例する時間・スケールの表示または時間・周波数の表示と見なされてよい。次の議論において、「時間・スケール」と「時間・周波数」は入れ替えられてよい。時間・スケールまたは時間・周波数の枠組み内で実行に必要とされる基本的な数学的詳細は、一般的な文献、例えばアディソン（Ａｄｄｉｓｏｎ（２００２））による教科書において見つけることができる。

前記ウェーブレット変換のエネルギー密度関数、スケイログラムは、次のように定義される。

ここで‘｜｜’は、モジュラス演算子である。前記スケイログラムは、有用な目的のためにリスケールされてよい。一つの一般的なリスケーリングは、次のように定義される。

そしてこれは、例えばモレットウェーブレットが用いられる際に、ウェーブレット空間において稜線を定義するために有用である。稜線は、面における局所的な極大値の点の軌跡として定義される。稜線のあらゆる合理的な定義が、前記方法において用いられてよい。また、我々は、ここに稜線の定義として前記局所的な極大値の軌跡から変位された経路をも含める。我々は、前記面における前記局所的な極大値の点の軌跡のみと結び付けられた稜線を「極大稜線」と呼ぶ。速い数値計算を必要とする実用的な手段として、前記ウェーブレット変換が、フーリエ空間上に表現されてよく、そして、高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）アルゴリズムが用いられてよい。しかしながら、リアルタイムのアプリケーションには、方程式（１）により表される時間領域の畳み込みが、より適切であってよい。ここに続く技術の議論において、「スケイログラム」は、元のスケーリングされてないウェーブレット表示を含むがこれに限定されないリスケーリングのあらゆる合理的な形式を含むように取られてよく、線形のリスケーリングおよびウェーブレット変換のあらゆるベキのモジュラスが、その定義に用いられてよい。

上記のように方程式（１）の時間・スケール表示は、時間・周波数表示に変換されてよい。これを実現するために、我々は、ウェーブレットａスケール（代表的な時間と解釈され得る）から、前記ウェーブレット関数の特性周波数に切り換える必要がある。任意のウェーブレットと結び付けられた特性周波数は次の式によって与えられる。

ここで、ｆｃ、すなわちマザーウェーブレット（すなわちａ＝１）の特性周波数は、スケーリング定数となり、ｆは任意のスケールａにおけるウェーブレットに対する代表または特性周波数である。

あらゆる適切なウェーブレット関数が、ここに記載された方法において用いられてよい。最も共通に用いられる複素ウェーブレットの一つであるモレットウェーブレットは、次のように定義される。

ここで、ｆ_０は、マザーウェーブレットの中心周波数である。カッコ内の第二項は、ガウスウィンドウ内における複素正弦の非ゼロの平均を修正するので、修正項として知られている。実際には、ｆ_０＞＞０の値では無視できるようになり、無視されてよい場合には、モレットウェーブレットは、次のようなより簡単な形で書かれ得る。

このウェーブレットは、単にガウス包絡線の内における複素波である。我々は、ここでの我々の議論において、モレットウェーブレットの両方の定義を含める。しかしながら、方程式（６）の関数は、非ゼロの平均を有するので厳密にはウェーブレットではない。即ち、その対応するエネルギースペクトルのゼロ周波数の項は非ゼロであるため、それは認容できないということに留意すべきである。しかしながら、方程式（６）の関数は実際にはｆ_０＞＞０でわずかな誤差で用いられることが可能なことが、当業者によって認識されるであろう。そして、我々は、ここに、方程式（６）の関数およびウェーブレット関数に近い他の同様なものをウェーブレットの我々の定義に含める。さらに、ウェーブレット関数の定義を含む基本的なウェーブレット理論のより詳しい概要は、一般的な文献、例えばアディソン（Ａｄｄｉｓｏｎ（２００２））による教科書において見つけることができる。ここに我々は、どのように、ウェーブレット変換の特徴がパルスオキシメトリー信号のウェーブレット分解から抽出され、そして医療デバイス内における臨床的に有用な一連の情報を与えるために用いられるのかを示す。

３．ウェーブレットの特徴抽出
この節では、臨床的に有用な情報の提供に使用するためにＰＰＧ信号からウェーブレットの特徴を抽出および使用する方法を記載する。これらは医療デバイス内に組み入れられ、前記情報は、患者のモニタリングに使用するために一連のフォーマットで出力される。前記デバイスは、ウェーブレット変換情報を利用するための４つのキーコンポーネントを含み、これらは、パルスコンポーネント、呼吸作用モニタリングコンポーネント、酸素飽和度コンポーネント、および、運動コンポーネントである。これらのコンポーネントに関連する基本的な理論を以下に詳細に記載する。

３．１ パルスコンポーネント
信号における適正な繰り返しの特徴は、ウェーブレット空間またはリスケールされたウェーブレット空間における時間・周波数バンドを生じさせる。例えば、フォトプレチスモグラフ（ＰＰＧ）信号のパルス成分は、パルス周波数においてまたはその周囲においてウェーブレット空間での主要なバンドを生成する。図１（ａ）および（ｂ）は、ＰＰＧ信号から得られたスケイログラムの２つの図を含む。これらの図は、そのような信号におけるパルスコンポーネントにより発生したバンドの例を示す。前記パルスバンドは、図１（ａ）のプロットにおける破線の間に位置する。このバンドは、前記スケイログラムを横切る主要な合体した特徴のシリーズから形成される。これは、１Ｈｚ、即ち１分あたり６０回の息をちょうど超える領域内に位置する図１（ｂ）における変換表面を横切る隆起されたバンドとしてはっきり見られることが可能である。周波数に関するこのバンドの極大値は、稜線である。該稜線の軌跡は、図１（ｂ）における前記バンドの頂上部の黒い曲線として示される。例えば方程式（３）において与えられるような、スケイログラムの適切なリスケーリングを用いることによって、我々は、ウェーブレット空間において見出された稜線を、信号の瞬時周波数に関連付けることができる。このようにして、パルス周波数（パルス速度）が、ＰＰＧ信号から得られてよい。また、スケイログラムをリスケーリングする代わりに、ウェーブレット表面上の稜線から得られた周波数と実際のパルス周波数の間の適切な予め定義された関係が、前記パルス速度を決定するために用いられてよい。

パルス稜線の時間・周波数の座標を前記ウェーブレット変換から得られたウェーブレットの位相情報にマッピングすることによって、それぞれのパルスが獲得されてよい。このようにして、それぞれのパルスの間の時間と各パルス内の成分のタイミングの両方がモニターされ、そして、心拍異常を検出したり動脈系のアライアンスなどを測定したりする等のために用いられ得る。稜線の代わりの定義が用いられてよい。稜線とパルス周波数の代わりの関係が用いられてよい。

３．２ 呼吸作用モニタリングコンポーネント
呼吸作用モニタリングコンポーネントは、患者の呼吸作用のモニタリングのためにウェーブレットに基づく方法を用いる。これは、呼吸速度の測定および呼吸停止を含む異常な呼吸パターンの同定を含むことができる。呼吸作用モニタリングコンポーネントの重要な部分は、以下に記載された第２のウェーブレットの特徴分離（ＳＷＦＤ：ｓｅｃｏｎｄａｒｙ ｗａｖｅｌｅｔ ｆｅａｔｕｒｅ ｄｅｃｏｕｐｌｉｎｇ）の使用である。ＳＷＦＤの適用から得られた呼吸作用に関する情報は、他の方法からの呼吸作用の情報と比較され、かつ／または、結び付けられ、呼吸作用測定出力を提供することが可能である。

上記のように、信号における適正な繰り返しの特徴は、ウェーブレット空間またはリスケールされたウェーブレット空間における時間・周波数バンドを生じさせる。周期的な信号に対しては、該バンドは、時間・周波数面において一定の周波数レベルのままである。多くの実信号、特に生物学的信号に対しては、前記バンドは、固定されず、時間が経つと特有の周波数および／または振幅に変化する。図２は、変換空間における２つのバンドを導く２つの適正な成分を含んだ信号のウェーブレット変換の概略図を示す。これらのバンドは、ウェーブレット表面の三次元（３Ｄ）概略図において、バンドＡおよびバンドＢと呼ばれる。我々は、該バンドの稜線を周波数に関するこれらのバンドのピーク値の軌跡として定義する。この方法の議論のために我々は、バンドＢが重要な信号情報を含むと仮定する。我々は、これを「第１バンド」と呼ぶ。なお、我々は、信号が由来し、続いて変換が得られるシステムは、バンドＡおよびバンドＢにおける信号成分間の何らかの形のカップリングを示すものと仮定する。

ノイズまたは他の誤った特徴が、バンドＢの特徴に類似のスペクトル特性を有する信号に存在する場合、バンドＢ内の情報は、不明瞭になる、即ち、不明瞭になり、寸断され、または、欠落し得る。この場合、バンドＡの稜線は、ウェーブレット空間において追跡され、我々がそれぞれ「稜線振幅摂動（ＲＡＰ：ｒｉｄｇｅ ａｍｐｌｉｔｕｄｅ ｐｅｒｔｕｒｂａｔｉｏｎ）信号」、「稜線周波数摂動（ＲＦＰ：ｒｉｄｇｅ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｐｅｒｔｕｒｂａｔｉｏｎ）信号」と呼ぶ振幅信号または周波数信号のどちらかとして抽出されることができる。ＲＡＰ信号およびＲＦＰ信号は、それぞれ稜線を時間・振幅、または、時間・周波数の面上に投影することによって抽出される。図３の上のプロットは、図２の稜線Ａに関するＲＡＰ信号およびＲＦＰ信号の概略図を示す。これらのＲＡＰ信号およびＲＦＰ信号の下には、これらの新しく得られた信号のさらなるウェーブレット分解の概略図を見ることが可能である。この第２のウェーブレット分解は、バンドＣおよびバンドＤとして利用可能にされる図２のバンドＢのスペクトル領域における情報を考慮する。バンドＣおよびＤの稜線は、バンドＣおよびＤを生じさせる信号成分の瞬間的な時間・周波数の特有の測定値として機能することが可能である。従って、この方法、すなわち、我々が、第２のウェーブレット特徴分離（ＳＷＦＤ：Ｓｅｃｏｎｄａｒｙ Ｗａｖｅｌｅｔ Ｆｅａｔｕｒｅ Ｄｅｃｏｕｐｌｉｎｇ）と呼ぶもの）は、ノイズまたは他の間違った信号の特徴の存在で、バンドＢそのものが不明瞭になる場合に、第１のバンドＢ（図２）を生じさせる基本的な物理的過程と結び付けられた信号成分の性質に関する情報が抽出されることを可能にする。

患者の脈拍と結び付けられた稜線から患者が呼吸するのを検出するためのＰＰＧ信号に関して用いられるＳＷＦＤ法の例は、図４および図５に示される。信号が取得される実験の間に、患者は、６秒間持続する息（０．１６７Ｈｚ）で規則的に呼吸をしていた。

図４（ａ）は、実験中に取得されたＰＰＧのトレースから得られたスケイログラムを含む。２つの主要なバンド、すなわち前記パルスバンドおよび患者の呼吸と結び付けられたバンドが、そのプロット中に現れている。このプロット中で、これらはそれぞれＰおよびＢとマークされる。この例において我々は、時間を通した呼吸の検出に関心があり、それゆえにここで呼吸バンドが第１バンドである。パルスバンドは、１Ｈｚをちょうど超える、すなわち、１分あたり６０拍動の心臓の拍動周波数で出現し、そして前記呼吸バンドは、呼吸作用の速度に対応する０．１６７Ｈｚに出現する。しかしながら、呼吸の特徴の同定は、しばしば、これらの信号における他の低い周波数のアーチファクトによって隠される。あるそのような低い周波数のアーチファクトの特徴である「Ｆ」は、前記スケイログラム上にマークされた点線の楕円内におけるプロットにおいて表示され、呼吸バンドを妨げるように見える。図４（ｂ）は、図４（ａ）に示されたスケイログラムプロットの３Ｄ図を含む。この３Ｄプロットから、我々は、前記低周波数のアーチファクトの特徴は、前記プロット中の矢印によって示される位置に呼吸バンドの分岐を生じさせるのを見ることができる。また、前記パルス稜線は、図４（ｂ）にも示され、パルスバンドに沿った黒い曲線によって示される。これは、前記パルスバンドに沿った周波数に関する極大値の軌跡である。

図４（ｃ）は、図４（ｂ）において示されたパルス稜線から得られたＲＡＰ信号を含み、そこでは、パルス稜線が追跡され、そしてその振幅が時間に対してプロットされる。図４（ｃ）の上のプロットは、全部のＲＡＰ信号を含む。図４（ｃ）の下のプロットは、５０秒の間隔にわたるＲＡＰ信号の引き伸ばしである。この引き伸ばしにおいて、６秒周期の明白な変調を見ることができる。図４（ｄ）の上のプロットは、図４（ｂ）におけるパルス稜線に対応する全部のＲＦＰ信号を含む。図４（ｄ）の下のプロットは、５０秒にわたるＲＦＰ信号の引き伸ばしを含む。この場合も、この引き伸ばしにおいて、明らかな変調（６秒周期の）を見ることができる。

そして、前記ＲＡＰおよびＲＦＰ信号について第２のウェーブレット変換が行われた。この結果の前記ＲＡＰおよびＲＦＰ信号に対応するスケイログラムが、図５（ａ）および図５（ｂ）にそれぞれ示され、そしてこれらのスケイログラムの３Ｄプロットが、図５（ｃ）および図５（ｄ）にそれぞれ示される。前記ＲＡＰおよびＲＦＰスケイログラムから得られた呼吸稜線は３Ｄスケイログラムに重ねられる。前記ＲＡＰスケイログラムは、２つのうちのはっきりした方であり、図４（ａ）の元の信号のスケイログラムにおいて見られるアーチファクトの特徴「Ｆ」からの妨害を含まないように見得る。この例として、ＲＡＰスケイログラムは、誤った信号の特徴の除去のための最良の解決法、および、元のスケイログラムおよびＲＦＰスケイログラムと比較された場合の呼吸バンドの同定を提供する。実際には、３つの全てのスケイログラムが比較され、そして、必要とされる情報を抽出するための、最適なスケイログラム、または、スケイログラムの組み合わせが決定される。

様々な患者の群（例えば、成人、子供、新生児）にわたる実験を通じて、我々は、ある信号に対してはこの方法は、ＳＷＦＤ法におけるバンド稜線から変位された経路を組み込むことによって高められ得ることを見出した。これらの場合において、変位された経路から得られたＲＡＰ信号は、元の稜線経路のＲＡＰ信号よりも非常に大きい振動を示す（低い周波数バックグラウンド波形と比較して）。我々は、この高まりによって前記ＳＷＦＤ法内で呼吸成分をよりよく検出することが可能になることを見いだす。従って、我々は、ピーク値の軌跡から変位された経路、パルスバンドの選択レベルにおける等高線、ならびに、一般的に調査中の適切な特徴の近傍の中であらゆる合理的に構築された経路であって該近傍が対応するバンドの領域内で取得されるような経路を含むように、前記方法で用いられる表面稜線の定義を拡張する。

上記の例から、どのように、パルスバンド稜線から得られたウェーブレット変換の稜線情報の第２のウェーブレット変換が、適正な呼吸情報が得られるウェーブレット空間における呼吸の特徴のより明確な顕示をもたらすために用いられ得るかを、見ることが可能である。

上記のＳＷＦＤ法は、別に隠された信号成分の検出を必要とするデバイス内への組み込みのための完全に新しいアルゴリズムの基礎を形成し得る。ここに、我々は、前記方法が他の問題の信号に適用されてよいことは当業者によって認識されるであろうが、フォトプレチスモグラフ内からの呼吸の特徴の検出への前記方法の適用を示す。

実際には、第１バンドの最初の直接的な観察および第２バンドに対する摂動を通じた間接的な観察の両方が同時に利用されてよく、そして、最適な時間・周波数情報が抽出されてよい。

当業者は、本発明の範囲から逸脱することなく、変更および改良がここに概説された方法論に組み込まれ得ることを認識するだろう。

当業者は、上記方法が、信号の代替的な時間・周波数表示を用いることによって行われてよく、そこでは時間・周波数の変換空間における振幅が、前記信号内の適正な特徴の振幅に関連づけられ得ることを認識するだろう。加えて、元の信号の分解およびそれに続くＲＦＰおよびＲＡＰのスケイログラムの分解が、それぞれ異なる時間・周波数の方法とともに行われてよい。しかしながら、異なるウェーブレット関数が前記方法に用いられるそれぞれのウェーブレット変換において用いられてよいが、好ましい方法においては連続的ウェーブレット変換が全ての分解において利用される。

ここに詳説された好ましい方法は、ウェーブレット空間における一定周波数の経路を追跡するウェーブレット空間内の時間・周波数情報を探る別の方法からは逸脱する。今の方法は、新しい信号が得られるウェーブレット空間において選択された経路を追跡することを含む。これは、非定常的な挙動も示す他の信号成分の情報を提供するために非固定的な周波数の特徴を有する信号成分が追跡され解析されることを可能にする。

前記方法はウェーブレット空間における高分解能に依存するので、前記連続的ウェーブレット変換が好ましい方法であることは、当業者に自明であろう。（離散的ウェーブレット変換および定常的ウェーブレット変換によって用いられる時間・周波数の離散化は、一般的に、前記方法の有用な活用のためには粗すぎる。）前記連続的ウェーブレット変換は、時間および周波数の両方における細かい離散化により前記方法において実施される。

ここに前記方法は、フォトプレチスモグラフのウェーブレット変換のパルスバンドからの呼吸の特徴の検出との関連で記載されているが、前記方法が、他の生命信号（例えば、心電図、脳電図、胃筋心電図、筋電図、心拍信号、病理学的音波、および、超音波）、動的信号、非破壊的検査信号、状態モニタリング信号、流動体信号、地球物理学的信号、天文学的信号、電気信号、金融指標を含む金融信号、音および音声信号、化学信号、ならびに気候信号を含む気象信号を含むがこれに限定されるものではない他の信号への広い適用性を有することを当業者は認識するだろう。

要約すれば、別に隠された基本的な信号が検出されることを可能にする、ウェーブレット変換を用いる信号の分解の方法を記載してきた。該方法は、以下の段階として記載される。
（ａ）信号のウェーブレット変換の分解が行われる。
（ｂ）変換表面は、適正な特徴と結び付けられた主要なバンド（第１バンド）を検出するために、適正な信号の特徴の特性周波数の近傍において検査される。そして、このバンドは、前記適正な特徴に対応する情報を明らかにするために調べられる。該調査は、時間・周波数面において局在化された周波数を同定するための稜線追跡方法を含んでよい。
（ｃ）そして、第２バンドが前記適正な特徴の領域の範囲を超えて同定され、その稜線が同定される。
（ｄ）そして、該第２稜線上の点の時間・周波数および時間・振幅の軌跡が抽出される。これらの新しい信号は、それぞれ稜線振幅摂動（ＲＡＰ：ｒｉｄｇｅ ａｍｐｌｉｔｕｄｅ ｐｅｒｔｕｒｂａｔｉｏｎ）信号」、「稜線周波数摂動（ＲＦＰ：ｒｉｄｇｅ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｐｅｒｔｕｒｂａｔｉｏｎ）信号」と示される。
（ｅ）そして、前記ＲＡＰおよびＲＦＰ信号のウェーブレット変換が、それぞれＲＡＰおよびＲＦＰスケイログラムを与えるために実行される。
（ｆ）そして、これらの第２スケイログラムは、前記元のスケイログラムの第１バンドの領域における情報を明らかにするために調べられる。この調査は、前記時間・周波数の面における局在化された周波数を同定するための稜線追跡方法を含んでよい。
（ｇ）そして、段階（ｂ）および段階（ｆ）から得られた情報は、調査する前記信号の単数または複数の特徴に関連ある最適な信号情報を提供するために用いられる。

２本以上の第２バンドがあってよい。これらの付加的な第２バンドは、同じ方法即ち段階（ｃ）から（ｇ）で、調べられてよい。

前記フォトプレチスモグラフからの呼吸の検出に関連して、上記において言及される「第１バンド」は呼吸バンドであり、「第２バンド」はパルスバンドである。前記方法では、ＰＰＧ信号の一つまたはそれ以上または組み合わせが用いられてよい。

ある別の方法論においては、一旦、前記ＲＡＰおよびＲＦＰ信号が段階（ｄ）において抽出されると、これらは、別の時間・周波数または周波数に基づく方法（例えば、標準ＦＦＴルーチンを用いて第１バンドの信号と結び付けられた主要なピークを見出す）、または、信号の転換点を含むがこれに限定されることがない別の信号反復の方法を用いることによって短い区分の上を調べられる。これは、前記ＲＡＰおよびＲＦＰスケイログラムバンドの特性周波数の計算を加速し、または前記の技術を高めるために用いられてよい。

また、上記の段階（ｄ）において前記ＲＡＰおよびＲＦＰ信号の組み合わせが、第２のウェーブレット分解のための代表的な信号を生成するために用いられてよい。

ＲＡＰおよびＲＦＰ信号を組み込む第２のウェーブレット特徴分離からの患者の呼吸作用情報は、患者の呼吸作用を直接的にモニターするために用いられる。これは、呼吸速度の測定および呼吸停止を含む異常呼吸パターンの同定を含み得る。ＲＡＰに基づくＳＷＦＤまたはＲＦＰに基づくＳＷＦＤの情報は、患者の呼吸作用モニタリングのために選択されてよい。または、両方の組み合わせが用いられてよく、そこで、各方法から得られた呼吸作用情報が、信頼の測定値によって定量的に傾斜されてよい。

さらにＲＡＰに基づくＳＷＦＤおよびＲＡＰに基づくＳＷＦＤから得られた呼吸情報は、呼吸作用の速度、呼吸のタイミング、呼吸異常等を含む呼吸作用の測定に最適な出力を提供するために他の方法から得られた呼吸作用情報と比較され、および／または結び付けられてよい。これらの他の方法は、国際特許出願Ｎｏ．ＰＣＴ／ＧＢ０２／０２８４３において記載されたアディソン（Ａｄｄｉｓｏｎ）およびワトソン（Ｗａｔｓｏｎ）による「パルスオキシメトリー信号のウェーブレットに基づく解析」を含んでよい。選択された出力のための呼吸作用測定は、各方法によって得られた呼吸作用情報の質の定量的な測定に基づくポーリング機構を用いることによって抽出されるであろう。

図６から１０は、呼吸作用モニタリングの方法論の好ましい態様を示す。ＰＰＧ信号のウェーブレット変換（図６（ａ））が計算される。結果として得られるスケイログラムのプロットが、図６（ｂ）に示される。この例において用いられる１０秒のＰＰＧ信号は、未熟児から取得された。また、同じ方法論が、成人および子供のＰＰＧにも機能する。パルス稜線が、これらの若い患者に典型的な、約２．５Ｈｚ付近において図６（ｂ）でのスケイログラムを横切って黒色の経路としてプロットされ示されている。そして、ＲＡＰおよびＲＦＰ信号は前記ウェーブレット変換のパルス稜線から得られる。該ＲＡＰおよびＲＦＰ信号は、それぞれ図６（ｃ）および図６（ｄ）に示される。また、図６（ｃ）は、高／低振幅の方形波のトレースとして、患者の吸息および呼息を示す患者の切替え信号を示す。該切替え信号は、観察者が実験中に新生児の胸壁の運動をモニターすることによって作動された。前記ＲＡＰおよびＲＦＰ信号における転換点は、各息についての初期検出機構として用いられてよい。前記ＲＦＰおよびＲＡＰ信号は、信頼の測定値を用いて質について評価される。この測定値は、信号のエントロピーを含むがこれに限定されないあらゆる合理的な測定に基づいてよい。最も高い信頼を有する信号は、多数の最近検出された息の平均継続時間を用いることによって、個々の息および呼吸速度について情報を抽出するために用いられる。第２のウェーブレット変換は、両信号について行われる。図６（ｃ）のＲＡＰ信号についての前記第２ウェーブレット変換の結果を図７（ａ）に示し、そして、図７（ｂ）に示されるようにこの変換表面の稜線を抽出する。図６（ｄ）のＲＦＰ信号についての第２ウェーブレット変換の結果を図７（ｃ）に示し、そして、図７（ｄ）に示されるようにこの変換表面の稜線を抽出する。

前記ＲＦＰおよびＲＡＰ信号変換から抽出された稜線、および、それぞれ図８（ａ）、（ｂ）および（ｃ）に示される呼吸作用の領域における元の変換に見出される稜線は、我々が「選択呼吸作用経路（ＳＲＰ：ｓｅｌｅｃｔｅｄ ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ ｐａｔｈ）」と呼ぶ合成経路を決定するために解析される。該解析は、前記稜線の強度と位置を含んでよいがこれに限定されない。前記ＳＲＰは、最も適当な呼吸成分を表す。図８（ａ）、（ｂ）および（ｃ）に示された抽出された稜線から得られた前記ＳＲＰは、図８（ｄ）に示される。前記ＳＲＰは、通常は最初の所定の「ラッチオン」時間ウィンドウ内に決定され、そして、更新された時間ウィンドウ内で再評価されるであろう。前記ＳＲＰを得るために用いられる稜線選択手順は、以下の局所的（即ち、特別な稜線セット内における稜線要素間の関係）な基準および大域的（即ち、稜線セットを超えた稜線要素間の相互の関係）な基準、すなわち、「始点位置および終点位置、長さ、平均およびピークの強度、分散およびエントロピーを含む様々な空間的（即ち、時間・周波数表面にわたる運動範囲）統計パラメーター、ならびに、相対的な切替え復帰位置の測定値（即ち、他の稜線との重なりの程度）」、に依存するがこれに限定されない加重された分岐を実行する決定木に基づく。これらの基準は、患者カテゴリーの範囲である成人、子供、および新生児にわたる我々の社内の実験の結果に基づいている。

また、ＲＡＰ信号から得られたＳＷＦＤ稜線の正確性についての信頼の測定基準は、バンドの極大稜線のＲＡＰ信号から結果として得られたＳＷＦＤ稜線強度とそれからの稜線オフセットを比較することによって、獲得され得る。呼吸作用と結び付けられた前記オフ稜線変換の稜線は、前記バンド極大稜線から得られたＲＡＰ−ＳＷＦＤと比較した場合、前記極大稜線からの前記オフ稜線の変位が増大するので、強度において（極大値まで）増大するのが観察されている。しかしながら、他の特徴と結び付けられたこれらの稜線は、振幅において相対的に静的なままである。このようにして、前記バンドの極大オフセットから得られた複数のＲＡＰ信号の稜線振幅を調べることによって、呼吸作用と結び付けられた前記単数または複数の稜線は、他と比較した振幅における著しい変化を通じて、同定され得る。

そして、前記選択稜線経路（ＳＲＰ）は、呼吸速度に関して全体的な信頼を与えるため、および／または、個々の息のモニタリングおよび／または予測をもたらすために用いられる。図８（ｄ）において示されたＳＲＰを元の変換から得られた位相情報に重ねることによって、該ＳＲＰに沿った位相が、図９に示されるように決定され得る。このように、個々の息は、前記位相の循環する挙動を通じて同定されてよい。前記ＳＲＰ経路に沿った位相情報は、図９に示されるように位相情報を表示すること、または、正弦波形を生成するための位相情報のコサインまたは類似の関数を取得することのいずれかによって、あるいは、呼吸信号の視覚的表示のための選択波形を与えるある別の方法によって、呼吸信号を得るために用いられてよい。ある別の態様において、前記第２変換の一つからの位相情報または、全ての変換からの位相情報の組み合わせが、前記方法において用いられてよい。尚、前記用いられる位相情報は、例えば運動アーチファクトによって発生する誤った位相情報を取り除くように処理されてよい。

前記ＳＰＲの一部は、例えば、信号アーチファクトによって発生する欠落部分を含んでよい。これらの領域において、前記ＳＰＲは、図１０に概略的に示されるようにすぐ前の利用可能な経路の点および次の利用可能な経路の点を用いることによって推測されてよい。好ましい態様において、これは、前記点の間の線形フィッテングを用いることによって、実行される。しかしながら、他の方法もまた、本発明の範囲を逸脱することなく用いられてよい。

３．３ 酸素飽和度コンポーネント
前記信号の振幅は、これらのウェーブレット変換表示を有するスケールを特徴とする。このように、赤外ＰＰＧ信号のウェーブレット変換成分によって赤色ＰＰＧ信号のウェーブレット変換成分を割ることによって、我々は、酸素飽和度の決定に用いられる信号比率についての有用な情報を含む新しいウェーブレットに基づく表示を得る。複素ウェーブレット関数が用いられるならば、前記情報は、前記変換のモジュラスの比率において定義された適切な経路を用いることによって、または、前記変換の実数または虚数部分からのリサジュープロットを用いることによって抽出されてよい。実数部のみを含むウェーブレット関数が用いられるのであれば、前記情報は、前記変換から得られたリサジュープロットを用いることによって抽出されるはずである。酸素飽和度の決定に必要とされるウェーブレットに基づく比率情報の抽出のための２つの称賛の方法が、以下に提供される。

図１１は、同時に収集された赤色および赤外ＰＰＧ信号のウェーブレット変換の実数部の三次元プロットを示す。複素モレットウェーブレットが、前記変換に用いられた。前記パルスバンドおよび呼吸バンド領域の主要な性質が、前記図において明白である。これらは前記図においてそれぞれ「Ｂ」および「Ｃ」と表される。また、パルス成分を含む第２バンドは、前記図面においても見られ得る（「Ａ」と表される）。このバンドは、前記ＰＰＧ波形の２つのこぶのある形態と結び付けられる。前記の新しいウェーブレットに基づくリサジュー法において、多くの周波数レベルが、動くウィンドウ内で選択される。該動くウィンドウは図１２においてプロット上に概略的に示される。（別のウィンドウ長が必要に応じて用いられてもよいが、ここに我々は、例示のために４．５６秒のウィンドウを用いる。）前記パルスバンドおよび呼吸バンドの領域の振動性の性質は、前記プロット中で明白である。赤色および赤外信号に関するこれらの周波数レベルのそれぞれに沿ったウェーブレット変換値は、ウェーブレットに基づくリサジュー（ＷＢＬ：Ｗｅｖｅｌｅｔ−Ｂａｓｅｄ Ｌｉｓｓａｊｏｕｓ）プロットを与えるために、相互に対してプロットされる。これは、結果として多数のＷＢＬプロットをもたらし、それぞれの周波数レベルに対して１つが選択される。前記方法において、前記選択された周波数レベルは、例示のために、ここでは０．６７と３．３３Ｈｚの間として定義される、要求されたパルス周波数の範囲内にある。この範囲は、用途を反映するために変えられてよい。前記多数のＷＢＬプロットは、図１３（ａ）に示されるように、３Ｄリサジュー図形を形成するために一緒に表示されてよい。

ここに示された例において複素ウェーブレット関数が用いられたため、前記変換の両実数または両虚数値が、前記方法において利用され得ることに留意すべきである。さらに、実数のＷＢＬプロットおよび虚数のＷＢＬプロットからの情報は、最適な解を提供するために組み合わされてよい。実数のみのウェーブレット変換関数が用いられるならば（即ち、実数部分のみを含み虚数部分を含まないウェーブレット関数）、１セットの変換（実数）のみが利用可能である。

そして、３Ｄリサジュー図形を構成する各リサジュープロットは、その主軸およびそれと直交する軸の両方に沿ってその広がりを見出すために調べられる。これを行うために、広がりのあらゆる合理的な測定値が用いられてよい。ここに我々は標準偏差（ＳＤ）を用いる。図１３（ｂ）は図１３（ａ）の３Ｄリサジューの図の端部を示す。パルス周波数の近傍における前記３Ｄリサジュー図１３（ａ）および１３（ｂ）の領域は、該図において文字「Ｂ」によって示され、より高い周波数は文字「Ａ」によって示される。図１４は、前記主軸（上のプロット）およびマイナー軸（中間のプロット）に沿ったデータの広がりの標準偏差のプロット、ならびに、図１３（ａ）における３Ｄリサジュープロットを構成する各リサジュー成分に対する標準偏差の比率（下のプロット）を含む。好ましい態様において、最大の広がりを有するリサジュー成分が、酸素飽和度の決定について用いられる。この成分の位置は、図１４の上のプロットにおいて矢印によって示される。メジャー主軸に沿った最大の広がりを有するこの成分は、図１３（ｃ）にプロットされる（その代表的な傾斜は、予め定義された参照テーブルを用いることによって局所的な酸素飽和値を決定するために計算され用いられる。）この最大の広がりは、前記パルス周波数においてまたはその近傍で通常見出される。また、前記メジャー軸に沿った広がりのＳＤを前記マイナー軸に沿った広がりのＳＤによって割ったものとして定義されるＳＤ比率についてもチェックが行われる。低いＳＤ比率は、２つの信号間のよい相関関係を暗示する。最大の広がりを有する成分に関するＳＤ比率は、図１４の下のプロットにおいて矢印によって示される。我々は、この場合に関して比較的低いＳＤ比率がこの位置において生じるのを見ることができる。前記ＳＤ比率チェックは、より適切なウェーブレットに基づくリサジュープロットを選択するために用いられてよく、ノイズの同定および／または縮小アルゴリズムの一部を形成することができる。また、最適なウェーブレットに基づくリサジューを選択する代わりの方法が、必要に応じて用いられてよい。過度のノイズがある時間中は、前記リサジュー成分は、形が広がるようになり、そして、ある場合において、前記メジャーおよびマイナー主軸の方向は、信号の比較的ノイズのない位置の方向から著しく変化し得る。そのため、前記選択リサジュー成分の最近の履歴を保持することによってこれが生じたかどうかを決定するためにチェックがなされ得る。これはさらに、酸素飽和度の決定において用いられる選択リサジュー図形についての信頼チェックとして用いられ得る。

また、選択されたリサジュー成分を構成する独立したウェーブレット信号の振幅の比率が、酸素飽和度を決定するために用いられてよいことにも留意すべきである。また、これらのウェーブレット信号の逆変換が、前記方法において、酸素飽和度を決定するために用いられてよいことに留意すべきである。記載された前記方法は、複素数のまたは実数のみのいずれかのウェーブレット関数を用いることによって計算されたウェーブレット変換からの適正な比率情報を抽出するために用いられてよい。

図１５は、前記３Ｄリサジュー方法を用いることによって決定される酸素飽和度（黒の実線）を、従来の信号振幅法（点線）および信号リサジュー法（破線）と比較して示す。３つの方法では全て、４秒の平滑化ウィンドウが用いられた。ここで調べられた特別な例の信号（立位で安静に座っている年齢４２歳の健康な男性患者の指から取得された信号）に関して、前記ウェーブレット方法はより矛盾のない値を生成する。

図１６は、一例のＰＰＧ信号に対応する赤色および赤外スケイログラムの三次元図を含む。ここに、複素変換のモジュラスが用いられる。パルス成分と結び付けられたバンドの位置が、プロットにおいて示される（前記図において「Ｂ」と表される）。我々は、時間周波数面上に投影されたバンドの最大値の経路に対応する点の集合をＰとして定義する。ウェーブレット比率表面（Ｒ_ＷＴ）は、赤色信号の対数のウェーブレット変換を赤外信号の対数のウェーブレット変換によって割ることによって構築され、次のような前記ウェーブレット比率表面の時間・周波数の分布を得ることができる。

ここで、ＲおよびＩＲの添え字は、それぞれ赤色および赤外信号である。図１６における２つのスケイログラムから得られたウェーブレット変換表面が、図１７において概略的に示される。スケイログラムの我々の定義において前に記載したように、我々は、元のスケーリングされてないウェーブレット表示を含むリスケーリングの全ての合理的な形を含め、線形リスケーリング、および前記ウェーブレット変換のあらゆるベキのモジュラスが、前記定義において用いられてよい。誤った信号成分によって影響を受けない表面の領域についての信号成分の振幅を有する前記ウェーブレット成分スケールの振幅として、ウェーブレット比率表面は、予め定義された参照テーブルを用いて酸素飽和度を決定するために用いられ得る値を含むだろう。

図１７に見ることができるように、パルス稜線経路Ｐのウェーブレット比率表面への投影に沿った、およびその近傍の、時間周波数ウェーブレット比率表面は、安定であるので、酸素飽和度の強固な決定において用いられてよい。好ましい態様において、ＰのＲ_ＷＴに対する投影に沿って得られた数値は、Ｒ_ＷＴを酸素飽和度に相関を付けた予め定義された参照テーブルによって、酸素飽和度を決定するために用いられてよい。

Ｒ_ＷＴプロットの２Ｄまたは３Ｄ図は、前記方法によって得られた比率の比率の質の視覚的表示、および、これによる酸素飽和度の測定の質を提供するために、実数時間で計算され表示されてよい。

図１８は、図１７で示された前記ウェーブレット比率表面の端面図のプロットを含む。また、前記図面から、比較的安定で平坦な領域が、呼吸作用周波数において、またはその近辺で、見出されるのがわかる（前記図中のＲ）。ある場合には、前記ウェーブレット比率表面の呼吸作用の領域が、前記パルスバンド領域とは異なるレベルにあってよいことが、実験から留意されている。それゆえ、これらの場合には、前記呼吸領域において得られたＲ_ＷＴの使用は、酸素飽和度の誤った値を生成するであろう。我々の方法は、前記パルスバンドの領域において経路を追跡することによって、前記信号における誤った呼吸成分を自動的に除去する。

図１９は、２つの標準的な方法である、従来の信号振幅法および従来のリサジュー法と比較された、時間の関数としての、前記ウェーブレット比率表面方法によって決定された酸素飽和度のプロットを含む。ＰＰＧ信号は、再度、立位で安静に座っている年齢４２歳の健康な男性患者の指から取得された。前記プロットの視覚的検査から、この例に関して、前記ウェーブレットに基づく方法が、最新の方法と比較して酸素飽和度のより一貫性のある値を生成することが見られ得る。

ある別の態様においては、パルスバンド稜線経路Ｐは、実数または虚数の変換成分上に投影され得ることが、当業者によって認識されるであろう。選択された時間の間隔上のこの経路に沿った前記変換成分の値からリサジュー図形が得られ、酸素飽和度の決定に用いられる。また、ある別の態様において、別の経路が、前記ウェーブレット比率表面上に投影されてよく、酸素飽和度の決定に用いられてよいことが、当業者によって認識されるであろう。例えば、前記パルスバンドが実際のパルス周波数から遠くに動く稜線極大の経路を引き起こすノイズを示す領域に対して、そのようなノイズの事象を検出し、そして前記経路を最も適切な最近のパルス周波数に保持する方法は、アラームが始動される前記事象が通過するまでか、または予め設定された時間まで用いられてよい。

酸素飽和度の決定のための３Ｄリサジューおよびウェーブレット比率表面の方法論は、上記のように、パルスオキシメトリーデバイス内への組み込みのためのアルゴリズムの基礎を形成し得る。さらに、最適なリサジューを選択し、またはそれぞれパルスバンドを追跡することによって、それら自身を最適なウェーブレット変換値に制限するための前記方法論の能力は、誤った信号成分が自動的に切り捨てられるのを可能にし、それにより、酸素飽和度の決定のためのより強固なアルゴリズムを導く。

また、両方の新しい方法において、選択されたウェーブレット値の逆変換は、前記信号の特徴にそれらの方法も対応するようにも用いられてよいことに留意すべきである。

好ましい態様において、３Ｄリサジューおよびウェーブレット比率表面の両方の方法が、同時に用いられ、そして、最適な測定された飽和度値が決定される。上記の説明から、最初の入力された信号およびこれらの信号のウェーブレット変換は、両方法に対する共通の要素を形成することが明らかである。

当業者は、本発明の範囲から逸脱することなく、変更および改良がここに概説された方法論に組み込まれ得ることを認識するだろう。

上記方法は、時間・周波数の変換空間における振幅が、前記信号内の適正な特徴の振幅に関連づけられ得る、信号の別の時間・周波数表示を用いることによって行われてよいことを当業者は認識するだろう。しかしながら、好ましい方法において連続的なウェーブレット変換が用いられる。

要約すれば、臨床的に用いられる基本的な特徴が測定され表示されるのを可能にする、ウェーブレット変換を用いるパルスオキシメトリー信号の分解のための方法が記載された。そして、これらのウェーブレット分解は、以下のことをするために用いられ得る。
（ａ）信号ウェーブレット変換から（即ち、元の変換、リスケールされたウェーブレット変換、得られたウェーブレット変換の比率、スケイログラム、ウェーブレット稜線等から）得られた情報を用いて、酸素飽和度を測定するための方法を提供する。
（ｂ）信号ウェーブレット変換から（即ち、元の変換、リスケールされたウェーブレット変換、得られたウェーブレット変換の比率、スケイログラム、ウェーブレット稜線等から）得られた情報を用いて、参照テーブルを用いて信号の酸素飽和度を決定するために用いられる予め設定された基準および勾配を用いることにより最適なリサジュー表示が選択される複数のウェーブレットに基づくリサジュー図形を構築する。
（ｃ）前記信号ウェーブレット変換から（即ち、元の変換、リスケールされたウェーブレット変換、得られたウェーブレット変換の比率、スケイログラム、ウェーブレット稜線等から）得られた情報を用いて、時間・周波数面を通じた選択経路を追跡することによって信号の酸素飽和度を決定するための前記ウェーブレット比率表面の比率の時間・周波数の等価物を構築する。時間・周波数の面を通じた好ましい経路は、パルスバンドに対応するものとなる。
（ｄ）（ｂ）および（ｃ）において得られたものから最適な酸素飽和度値を提供する。

３．４ 患者の運動のモニタリング
現行のデバイスは、信号から有害な運動アーチファクトを取り除くように、例えばパルス速度または酸素飽和度のような重要な臨床的パラメーターの決定の前にそれを取り除くために構成される。しかしながら、デバイス内に具現化されたここに記載された方法は、大きいスケールの体の運動、呼吸作用、および拍動する心臓を含む一般的な患者の運動をモニターする。このように、患者の運動の欠如および／または運動の異常が検出され、アラームが始動され得る。

患者の運動は、結果としてＰＰＧ信号アーチファクトをもたらす。このアーチファクトの徴候は、信号のウェーブレット変換において観察され得る。スケイログラムにおける運動アーチファクトの例は、図２０（ａ）に示される。ウェーブレットプロットを得たＰＰＧ信号は、誕生後数週間の未熟児から取得された。運動アーチファクトの位置は、前記プロットにおいて矢印によって示される。呼吸バンド稜線は、前記ウェーブレットプロットに重ねられた（図においてＲと示す）。パルスバンドは、前記図においてＰと示される。前記アーチファクトは、検出された呼吸稜線においてドロップアウト（即ち、欠落断片）を生じさせ、そしてまた、パルス稜線の検出において発生するのと同様のドロップアウトを発生させ得る前記パルスバンドを横切る。正確な酸素飽和度およびパルス速度の測定値を得るために必要な情報を残す一方で、信号からの多くの運動アーチファクト成分として取り除くことが、パルスオキシメーターデバイス製造者の関心の的であった。ここに記載された前記方法の好ましい態様において、我々は、患者の運動のモニタリングに用いるため、特に幼児の運動のモニタリングのためにＰＰＧ信号から運動成分を抽出する。

図２０（ａ）のスケイログラムの三次元図は、図２０（ｂ）にプロットされる。ここに我々はウェーブレット空間における運動アーチファクトの特徴の優位性を見る。そのような特徴を同定することによって、我々は患者の運動をモニターすることができる。特に体の運動をする際に、とても変わりやすい呼吸作用パターンを示し、かつ、短時間呼吸を停止することが、幼い赤ちゃんに共通である。それゆえに、呼吸停止を含む不規則な呼吸作用信号が生じる際に得られた運動の信号の検査は、患者の状態のさらなる測定を与える。

ウェーブレット表面のモジュラス極大値は、時間に関するウェーブレット表面の極大の軌跡をである。図２１（ａ）は、図２０（ａ）と結び付けられたモジュラス極大線をプロットする。図２１（ｂ）は、前記モジュラス極大線が重ねられた変換表面の三次元図を示す。図２２（ａ）は、図２１（ａ）および２１（ｂ）において示されたものに対応する極大線の端面図を示す（前記表面は示されない）。我々は、前記端面図から、運動アーチファクトに対応するモジュラス極大線が、他の極大線と著しく異なる形態を有すること（それが、大きい周波数領域をカバーし、そして、特に低い周波数で他の極大値よりも著しく大きいエネルギーを含むこと）を知ることができる。ある周波数または周波数の範囲における振幅閾値基準を設定することによって、我々は、前記アーチファクトのモジュラス極大を他の特徴から区別することができる。この例は、ｆ_（１）＜ｆ＜ｆ_（２）によって与えられた周波数範囲内で予め定義された振幅閾値を超える極大が運動アーチファクトに対応するように同定される、図２２（ｂ）上に表現された閾値レベルおよび周波数範囲によって概略的に示される。加えて、検出されたパルスおよび呼吸稜線における局所的な異常のチェックがなされてもよい。例えば、その近傍における前記パルス稜線平均値よりも著しく高い振幅におけるモジュラス極大は、運動アーチファクトに対応すると見なされる。これは、図２２（ｃ）に表現される。その近傍における呼吸作用稜線の平均値よりも著しく高い振幅におけるモジュラス極大は、運動アーチファクトに対応すると見なされる。これは、図２２（ｄ）に表現される。

そして、ウェーブレットのサポート内の時間・周波数の面における領域は、アーチファクトを含むと見なされる。前記ウェーブレットのサポートは、前記ウェーブレットの時間的な「幅」の予め定義された測定値として取られる。モレットウェーブレットのような理論的な無限の幅を有するウェーブレットでは、前記幅は、時間的な広がりの標準偏差に関して定義される（例えば我々は、ウェーブレット中心から各側部へ広がりの標準偏差の３倍を用いる）。このように、前記アーチファクトの影響の円錐が、前記ウェーブレット変換表面上に定義されてよい。

上記方法を用いることによって、我々は、運動アーチファクトに対応するモジュラス極大を検出することにより患者の運動をモニターすることができる。この情報は、患者の運動をモニターするため、および／または他の測定の取得値（例えば、酸素飽和度、パルス、および、呼吸作用）についての信頼の測定値を提供するために用いられ得る。これらの測定値は、例えば、検出された運動の事象が過ぎるまで、前の値に保たれてよい。

他のアーチファクトは、自動利得調整（ａｕｔｏｍａｔｉｃ ｇａｉｎ ａｄｊｕｓｔｍｅｎｓ）を含むがこれに限定されることはない駆動および制御用電子機器に由来するかもしれない信号において現れてよい。このタイプのアーチファクトの発生はわかるだろうし、前記信号において説明でき、それゆえ運動アーチファクトから区別され得る。

４．デバイスの構成および使用法
デバイスは、次の信号、呼吸作用、パルス、呼吸、および運動のひとつまたはそれ以上をモニターするために用いられてよい。これらの信号に関する有用な情報は、デバイス上に表示され、又は使用のために適したフォーマットで出力されるであろう。

ある態様において、前記デバイスは、これらの信号の一つまたはそれ以上を繰り返しモニターするために用いられるであろう。

別の態様において、前記デバイスは、これらの信号の一つまたはそれ以上を間欠的にモニターするために用いられるであろう。

４．１ デバイスの構成
前記デバイスの詳細なブロックダイアグラムが、図２３、２４，２５および２６に提供される。

以下、図２３を参照する。本発明において、信号は、患者の体において取得される（１０）。これらは、デジタル化のために送信される（１１）。前記システムのコンポーネント間のリンクは、固定の物理的または無線通信のリンク、例えば、無線周波数リンクであってよい。特に、１０および１１間、または、１１および１２間のリンクのいずれかもしくは両方、または、アナライザコンポーネントおよび視覚的表示の間のリンクは、無線周波数送信器によって可能となる無線通信リンクであってよい。前記デジタル化された心臓の信号１１は、好ましい態様において前記信号の自然対数が計算される１２に送信される。そして、これらは前記信号のウェーブレット変換が行われる１３に送信される。モジュラス、位相、実数部、虚数部を含むウェーブレット変換された信号の成分は、前記パルス稜線が同定される１４に送信される。そして、１３および１４からの情報は、患者のパルス情報１５、酸素飽和度１６、患者の運動情報１７、および呼吸作用情報１８の抽出に用いられる。酸素飽和度、パルス、呼吸作用、および患者の運動に関する情報は、すべて、２０での出力に備えて収集され照合されるアナライザコンポーネント１９に送信される。前記酸素飽和度、呼吸作用、パルス速度、および運動の情報は、プリントアウト、表示スクリーン、または他の視覚的デバイス、可聴な音を含んでよい多くの方法を通じて、そして電子的に、固定されたまたは遠隔のリンクによってデバイス２０から出力される。前記出力情報は、前記患者から遠隔の位置に送られてよく、例えば、電話線、衛星通信方法、または他の方法を通じて送信されてよい。さらに、前記信号（元の変換および／または投影されたパルス稜線経路を有するウェーブレット比率表面を含む）のリアルタイムのウェーブレットに基づく視覚化が、デバイス２０に表示されてよい。これらの視覚化は、出力された測定値の質に関する情報を際立たせるであろう。運動アーチファクトおよび呼吸情報に関する付加的な有用情報は、そのようなリアルタイム表示から明らかになるかもしれない。

図２３に示されるコンポーネント１５，１６，１７および１８の機能は、より詳細には以下に記載される。

パルスコンポーネント１５：図２３を参照して、パルス速度およびパルス異常を含むパルス情報は、１４で決定されたパルスバンド稜線の瞬時周波数を用いることによって１５において得られる。該瞬時周波数は、直接的に瞬時稜線周波数に対応してよく、または、瞬時稜線周波数および真の呼吸作用の速度からのマッピングを必要としてよい。さらに、前記方法は、固定された時間間隔上でこの数値の平滑化を可能にする。さらに、前記方法は、この方法で得られたパルス速度の誤った値が、出力された値から除去されるのを可能にする。また、このコンポーネント１５は、拍動間の間隔および適正なパルス波のタイミングを測定するために用いられてよい。そして、１５において決定された前記パルス情報は、アナライザーコンポーネント１９に送信される。

酸素飽和度コンポーネント１６：以下、図２３および２４を参照する。図２３に示される酸素飽和度コンポーネント１６は、図２４に示されるサブコンポーネント３１，３２，３３，３４，３５，３６および３７を含む。１４からの前記ウェーブレット情報およびパルス稜線情報は、関連ある情報をリサジュー計算部（コンポーネント３２、３３および３４）およびパルス稜線計算部（コンポーネント３５および３６）に送信する特徴選別機３１においてこのモジュールへ入力される。所定の数のウェーブレットに基づくリサジューが、パルス領域上で計算される（３２）。自動化された手順が酸素飽和度計算（３３）において用いるための最適なリサジューの決定のために用いられる。好ましい態様において、このことは、前記リサジュープロットの主軸に沿ったデータの広がりの標準偏差を比較することによって達成されるであろう。そして、前記主軸の傾斜は、該傾斜を酸素飽和度に関連づける適切な参照テーブルを用いることによって、前記酸素飽和度を決定するために用いられる（３４）。３４で決定される酸素飽和度は、「酸素飽和度決定（１）」と表される。

ＰＰＧ信号のウェーブレット変換およびパルス稜線の経路に関する情報は、ウェーブレット比率表面を計算するために用いられる前記特徴選別機３１で収集される（３５）。パルス経路に対応するウェーブレット比率は、前記パルス経路を前記ウェーブレット比率表面上に投影することによって決定される。そして、この比率は、ウェーブレット比率を酸素飽和度に関連づける参照テーブルを用いることによって酸素飽和度を決定するために用いられる（３６）。３６で決定された酸素飽和度は、「酸素飽和度決定（２）」と表される。そして、前記２つの酸素飽和度の値（１）および（２）は、酸素飽和度の最も適切な値を決定するために用いられる（３７）。そして、この値は、アナライザコンポーネント１９に送信される。

運動コンポーネント１７：以下、図２３および２６を参照する。図２３の運動コンポーネント１７は、図２６に示されるようにサブコンポーネント５１，５２，５３，５４，５５を含む。前記ウェーブレット変換情報およびパルス稜線情報は、１４から、前記ウェーブレット表面のモジュラス極大が計算されるモジュラス極大コンポーネント５１に送信される。そして、モジュラス極大情報は、運動アーチファクトのための解析が行われるように送信される。前記モジュラス極大情報は、コンポーネント５２、５３、および５４に送信される。これらは以下のように記載される。閾値コンポーネント５２は、予め設定された閾値を越え、かつ、運動アーチファクトとして定義される予め設定された周波数範囲内にある極大値を検出する。パルスチェックコンポーネント５３は、局所的な平均レベルから異常に大きい変位が発生したかどうかを見るためにパルスバンドに対応する極大をチェックする。もしそうであるならば、運動アーチファクトが検出される。呼吸作用チェックコンポーネント５４は、前記局所的な平均レベルから異常に大きい変位が発生したかどうかを決定するために１８から得られた選択呼吸作用経路（ＳＲＰ：ｓｅｌｅｃｔｅｄ ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ ｐａｔｈ）の近傍における極大値をチェックする。そうであるならば、運動アーチファクトが検出される。そして、コンポーネント５２、５３および５４からの情報が収集され、運動信号が生成される運動信号コンポーネント５５において照合される。そして、これはアナライザコンポーネント１９に送信される。

呼吸作用コンポーネント１８：以下、図２３および２５を参照する。図２３の呼吸作用コンポーネント１７は、図２５に示されるようにサブコンポーネント６１，６２，６３，および６４を含む。１４からの前記ウェーブレット変換およびパルス稜線情報は、稜線振幅摂動（ＲＡＰ：ｒｉｄｇｅ ａｍｐｌｉｔｕｄｅ ｐｅｒｔｕｒｂａｔｉｏｎ）信号、および、稜線周波数摂動（ＲＦＰ：ｒｉｄｇｅ ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ ｐｅｒｔｕｒｂａｔｉｏｎ）信号を得るために前記情報を用いるコンポーネント６１においてこのモジュールへ入力される。前記ＲＡＰおよびＲＦＰ信号は、パルスバンドの極大の投影またはこの極大経路から変位された点の軌跡によって定義された経路を用いることによって得られる。第２のウェーブレット変換は、これらの信号について行われ（６２）、そして、呼吸作用稜線がＲＦＰおよびＲＡＰ信号のウェーブレット変換のために検出される呼吸作用検出コンポーネント６３に渡される。そして、これらは、選択呼吸作用経路（ＳＲＰ：ｓｅｌｅｃｔｅｄ ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ ｐａｔｈ）を決定するアルゴリズム内において用いられる。また、このアルゴリズムは、補助的な方法を用いることによって呼吸作用情報を組み込んでもよい（６４）。前記方法において１３で得られた元の変換および第２の変換６２は、異なるウェーブレット関数を用いて計算されてよいことに注意する。そして、前記呼吸作用情報は、アナライザコンポーネント１９に、および運動コンポーネント１７にも送信される。

アナライザコンポーネント１９：図２３を参照して、アナライザコンポーネントは、パルスコンポーネント１５、酸素飽和度コンポーネント１６、運動コンポーネント１７、および呼吸作用コンポーネント１８からの情報を収集する。検出される動作又は他の信号アーチファクトの時間中、アナライザは、アーチファクトの事象が終わるまで、または、アラーム信号がデバイス出力２０に送信される所定の間隔が経過するまで、これらの信号の最も適切な最新の値を保持する決定をする。さらに、前記アナライザは、低いおよび／または高いパルス速度、パルス異常、低いおよび高い呼吸速度、呼吸異常、低いおよび高い酸素飽和速度、過度な運動および運動の欠如を含む運動異常、が含まれるがこれに限定されることはない異常な挙動に対して、入ってくる信号をチェックする。検出される異常な挙動または挙動の組み合わせは、アラーム信号の前記デバイス出力２０への送信を始動するであろう。

４．２ 探針の物理的取り付けおよびＰＰＧ信号の送信
図２３を参照して、信号の取得１０は、患者の体の適した部位で行われる。そして、この信号は、前記信号がデジタル化されるコンポーネント１１に送信され、その後、自然対数が１３でウェーブレット解析の前に計算されるコンポーネント１２に送信される。前記患者の信号は、標準の探針構成を用いることによって取得されてもよい。例えば、指またはつま先の探針、足の探針、額の探針、耳の探針等。さらに、前記探針は、透過または反射モードのいずれかにおいて機能してよい。

新生児に使用するためのある好ましい態様において、カフ等の足／足首に取り付けられるデバイスが、図２７において概略的に表現されるように用いられる。該カフは、探針の電子機器、無線周波数送信器のモジュールおよびバッテリーを収容するために用いられる。図２７（ａ）は、患者の下肢８０および足を、この足に取り付けられたカフ８３の好ましい態様と共に示す。患者のかかと８１およびつま先８２は、前記カフから突き出す。図２７（ｂ）は、信号の取得と伝送に必要とされる電子装置を収容するための区画を有するカフを示す足のそれぞれの側のものである、２つの図を示す。ＰＰＧ信号は、示されたように設置される発光ダイオード（ＬＥＤ）８６および光検出器８８を用いて足を通じて直接的に取得されてよく、または、ある別の態様においては、それらは、パルスオキシメーター探針を前記カフに収容される電子機器に取り付ける長さの短いケーブルを用いて、つま先において取得されてよい。さらに別の態様においては、反射モードのフォトプレチスモグラフが用いられてよい。さらに成人のモニタリングにより適する別の態様においては、電子装置が、図２８に示されるように手首の周りが包まれ固定される柔らかいハウジング内に詰められる。ＰＰＧを受け取って処理し送信するための電子部品は、バンド９１によって患者の手首に固定されたユニット９０内に収容される。ＰＰＧ信号は、該リストバンドに近くの部位で取得される。例えば、リストユニット９０からのリード線９２を通じて指９３から、または、例えば反射モードのフォトプレチスモグラフを用いてリストバンドとハウジングの部位で。さらにもう一つの別の態様において、前記パルスオキシメトリー探針からの信号が、ここに記載された前記無線通信方法の代わりに、物理的なリード線を用いることによってモニターデバイスに送信されるであろう。

ＬＥＤ以外の光送信器は、本発明の範囲から逸脱することなく前記デバイスに用いられてよい。

ある別の態様においては、１１からのデジタル化された信号は、自然対数を取ることなしで、ウェーブレット変換コンポーネント１３に直接入力してよい。

ある別の態様においては、２つより多い光の波長または２つより多い光の波長の組み合わせが、オキシメトリー法において用いられてよい。

４．３ 前記デバイスの使用法
４．３．１ 一般的な使用法
前記デバイスは、病院、家庭、歩行中または他の環境における一般的な患者のモニタリングに用いられてよい。例えば、病院環境内での使用のためのデバイスに対して好ましい態様においては、継続的または間欠的に患者の呼吸作用を、酸素飽和度およびパルス速度とともに、モニターするために用いられてよい。

４．３．２ 無呼吸のモニターとしての実施形態
前記デバイスの別の好ましい態様においては、それは無呼吸のモニターとして用いられるだろう。無呼吸は、通常睡眠中に起こる呼吸の停止である。成人および幼児において多くの重大な病状の原因として、この睡眠障害の認識が増大している。分離した使用区域は、無呼吸のモニターとしてのデバイスに対しては予想される。この使用の例は、（１）潜在的な無呼吸患者に対してそれが家庭用検診診断ツールとして用いられ得るような、成人モニタリング、および（２）潜在的に致死的な呼吸作用の異常に対して、子供の介護人に警報するための、病院または家庭のいずれかにおけるモニタリングツールとして用いられ得るような、幼児モニタリングを含むがこれに限定されることはない。

無呼吸モニターは、無呼吸症状の出現（通常２０秒より長い呼吸停止として定義される）を検出するために、心臓および呼吸作用の信号をモニターする。無呼吸は、パルスの減速（徐脈）、または、酸化ヘモグロビンの欠如によって皮膚が蒼白になること（チアノーゼ）と結び付けられる。成人における無呼吸の長期の影響は、非常に重大なものであり、ひどいいびき、疲労および入眠への異常意欲、肉体的精神的健康の低減、発作、緊張感、集中力の低下および頭痛、憂うつに至る精神的徴候、性機能障害、インポテンス、目まい、および夜に起こる発汗を含むことが報告されている。乳児における無呼吸は、適した蘇生手段がとられなければ、死に至る可能性がある。

パルスオキシメーター信号から直接的に呼吸作用および運動（酸素飽和度およびパルスに加えて）を測定するので、前記デバイスは、頭から遠い、例えば、患者の足または腕に装備され得る。これは、患者の鼻および／または口において呼吸を測定するために、患者の頭および顔に取り付けられる探針を含む現行のデバイスに対して利点を有する。そういうものなので、これらは成人の患者には不快であり、そして、潜在的な窒息の可能性を引き起こすという明白な理由のために、乳児に取り付けるのは全く実用的ではない。我々の発明の好ましい態様は、患者で収集されたＰＰＧ信号を遠隔に設置されたデバイスに無線通信リンクを通じて、送信されることを可能にする。

要約すると、無呼吸のモニターに具現化されるように、前記デバイスは、患者のパルス速度、酸素飽和度、呼吸作用および運動についての臨床的に有用な情報を提供するために、パルスオキシメーター信号の取得解析および解釈のための方法を提供する。この情報のいくらかの組み合わせまたはすべてから、臨床的な決定が、患者の健康に関してなされ得る。患者の呼吸作用情報は、呼吸作用の速度を計算し、そして、呼吸異常、例えば、無呼吸の事象、呼吸停止、息切れ、咳、過度に速い呼吸、過度に遅い呼吸、等を検出するために用いられてよい。前記呼吸作用、運動、酸素飽和度、および、パルスの測定の一つまたはそれ以上から得られた情報は、医療扶助を求めるための、または、治療的介入の管理のために自動化されたプロセスを開始するための、アラームを始動するために用いられてよい。後日臨床医による解析のために用いられてよいような、患者の解析時間中に得られた信号のアーカイビングのために用いられてよい。

前記デバイスは、睡眠中および起きているときの両方で、患者をモニターするために用いられてよい。

前記デバイスは、次の、酸素飽和度、呼吸作用、運動およびパルスのうち一つまたはそれ以上の測定において異常を検出し解析することによって、幼児の突然死症候群ＳＩＤＳの発症を検出するために用いられてよい。

４．３．３ アラーム
上記のように、収集された情報は、ベッドサイドにおいて、および／または遠隔のナースステーションにおいて、アラームを始動するために用いられる。このアラームは、患者情報の分類に従って等級分けされるだろう。例えば、関連する患者の運動の欠如または異常、パルス速度の異常、および、患者の呼吸作用の欠如または異常を伴う予め定義された閾値より下への酸素飽和度の低下は、最も高レベルのアラームを始動し得る。一方で、患者の運動の通常のレベル、および／または、規則的な呼吸作用のパターンを伴う予め定義された閾値より下への酸素飽和度の低下は、より低レベルのアラームを始動し得る。

６．一般事項
本発明は、具体的な態様を具体的に参照して記載されそして示されてきた。しかしながら、開示された態様の形式および詳細に対する変更が、本発明の精神および範囲から逸脱することなくなされてよいことが当業者によって理解されるであろう。例えば、ウェーブレット変換以外の信号変換が用いられてよい。他の変形は、取得機器および送信電子機器の変形物を用いることによってパルス、酸素飽和度、呼吸作用および運動アーチファクトについての測定を交互に行う、多重化された配置を用いることが含まれてよい。これらの変形は、２つより多い光の波長の使用および様々なパワーおよび／または様々な光送信器へのデューティーサイクルが含まれてよいがこれに限定されない。

Ａｄｄｉｓｏｎ Ｐ．Ｓ． Ｔｈｅ ‘Ｉｌｌｕｓｔｒａｔｅｄ Ｗａｖｅｌｅｔ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ Ｈａｎｄｂｏｏｋ’， Ｉｎｓｔｉｔｕｅ ｏｆ Ｐｈｙｓｉｃｓ Ｐｕｂｌｉｓｈｉｎｇ， ２００２， Ｂｒｉｓｔｏｌ， ＵＫ（アディソンＰ．Ｓ、「図解ウェーブレット変換ハンドブック」、物理学協会出版、２００２、ブリストル、ＵＫ）。

（ａ）は、パルスバンド（破線の位置に位置する）を示すウェーブレット変換表面である。（エネルギーが、高い方から低い方へ、グレースケールプロットおいて白から黒へと徐々に変化する）。（ｂ）は、周波数に関するパルスバンドの極大値（稜線） が、周波数バンドの極大値を横断する黒色の経路として重ねられたのを示す図１（ａ）のウェーブレット変換表面の３次元（３Ｄ）図である。（エネルギーが、高い方から低い方へ、グレースケールプロットおいて白から黒へと徐々に変化する）。 ２本のバンドを含むウェーブレット変換表面の３Ｄ概略図である。該バンドの局所的な極大値（「稜線」）が破線によって示される。 図１における稜線Ａから得られたＲＡＰ（左上）およびＲＦＰ（右上）信号が、それぞれ下に（２Ｄで）対応するウェーブレット変換とともに示された概略図である。 （ａ）パルスオキシメーター信号に適用されたＳＷＦＤ法−元の信号のスケイログラムである。（エネルギーが、高い方から低い方へ、グレースケールプロットおいて白から黒へと徐々に変化する）。（ｂ）パルスオキシメーター信号に適用されたＳＷＦＤ法−前記パルスバンド稜線の経路と重ねられた（ａ）におけるスケイログラムの３Ｄ図である。（ｃ）パルスオキシメーター信号に適用されたＳＷＦＤ法―ＲＡＰ信号である（上は、全部の信号である。下は、選択された領域の引き伸ばしである）。（ｄ）パルスオキシメーター信号に適用されたＳＷＦＤ法―ＲＦＰ信号である。（上は、信号全部の場合である。下は、選択された領域の引き伸ばしである）。 （ａ）パルスオキシメーター信号に適用されたＳＷＦＤ法―ＲＡＰスケイログラムである。（エネルギーが、高い方から低い方へ、グレースケールプロットおいて白から黒へと徐々に変化する）。（ｂ）パルスオキシメーター信号に適用されたＳＷＦＤ法―ＲＦＰスケイログラムである。（エネルギーが、高い方から低い方へ、スケールプロットおいて白から黒へと徐々に変化する）。（ｃ）パルスオキシメーター信号に適用されたＳＷＦＤ法−呼吸バンド稜線が示されたＲＡＰスケイログラムの３Ｄ図である。（エネルギーが、高い方から低い方へ、グレースケールプロットおいて白から黒へと徐々に変化する）。（ｄ）パルスオキシメーター信号に適用されたＳＷＦＤ法−稜線が示されたＲＦＰスケイログラムの３Ｄ図である。（エネルギーが、高い方から低い方へ、グレースケールプロットおいて白から黒へと徐々に変化する）。 （ａ）ＰＰＧ信号である。（ｂ）信号（ａ）に対応するパルスバンド及び稜線である（エネルギーが、高い方から低い方へ、グレースケールプロットおいて白から黒へと徐々に変化する）。（ｃ）呼吸切替（方形波形）が重ねられた（ｂ）における稜線から得られたＲＡＰ信号である。（ｄ）（ｂ）における稜線から得られたＲＦＰ信号である。 （ａ）ＲＡＰ信号のウェーブレット変換である。（エネルギーが、高い方から低い方へ、グレースケールプロットおいて白から黒へと徐々に変化する）。（ｂ）（ａ）におけるウェーブレット変換から抽出された稜線である。（エネルギーが、高い方から低い方へ、グレースケールプロットおいて白から黒へと徐々に変化する）。（ｃ）ＲＦＰ信号のウェーブレット変換である。（エネルギーが、高い方から低い方へ、グレースケールプロットおいて白から黒へと徐々に変化する）。（ｄ）（ｃ）におけるウェーブレット変換から抽出された稜線である（エネルギーが、高い方から低い方へ、グレースケールプロットおいて白から黒へと徐々に変化する）。 （ａ）元のウェーブレット変換から抽出された呼吸の稜線である。（ｂ）ＲＡＰ信号の第２のウェーブレット変換から抽出されれた呼吸の稜線である。（ｃ）ＲＦＰ信号の第２のウェーブレット変換から抽出されれた呼吸の稜線である。 （ｄ）選択された呼吸作用の経路（ＳＲＰ：Ｓｅｒｅｃｔｅｄ ｒｅｓｐｉｒａｔｉｏｎ ｐａｔｈ）である。 前記ＳＲＰに沿った変換位相である。 前記ＳＲＰの欠落した部分における充填である。 赤色ＰＰＧ（上）および赤外ＰＰＧ（下）のウェーブレット表示である。 ３Ｄリサジューのためにウェーブレット成分を得るために用いられたスライドウィンドウの概略図である。 （ａ）ウェーブレットに基づく３Ｄリサジュー：３Ｄ図である。（ｂ）ウェーブレットに基づく３Ｄリサジュー：（ａ）の図の端部である。（ｃ）ウェーブレットに基づく３Ｄリサジュー：選択された成分の図の端部である。 図３におけるリサジュー成分の標準偏差（ＳＤ）である。上のプロットは、主成分のＳＤである。中央のプロットは、マイナー成分のＳＤである。下のプロットはＳＤ成分の比率である。３つのすべてのプロットは、Ｈｚで周波数に対してプロットされたものである。 計算された酸素飽和度曲線である。点線は、信号振幅法であり、破線は、従来の信号リサジュー法であり、実線は、ウェーブレットに基づく３Ｄリサジュー法である。 ＰＰＧ信号の４５秒部分に対応する赤色および赤外ウェーブレットモジュラス表面である。（エネルギーが、高い方から低い方へ、グレースケールプロットおいて白から黒へと徐々に変化する）。 図１６に示された赤外ウェーブレット表示による赤色ウェーブレット表示の割り算から得られたウェーブレット比率表面である。 図１７において示されたウェーブレット比率表面の端面図である。 計算された酸素飽和度曲線である。点線は従来の信号振幅法からの酸素飽和度であり、破線は、従来の信号リサジュー法からの酸素飽和度であり、実線は従来のウェーブレット比率表面法からの酸素飽和度である。 患者の運動への対応を示す、幼い赤ちゃんから取られたＰＰＧ信号のウェーブレット変換プロットである。エネルギーが、低い方から高い方へ、グレースケールプロットおいて黒から白へと表現される。 （ａ）の３次元図である。エネルギーが、低い方から高い方へ、グレースケールプロットおいて黒から白へと表現される。 モジュラス極大値が重ねられた図２０（ａ）の変換プロットである。エネルギーが、低い方から高い方へ、グレースケールプロットおいて黒から白へと表現される。 図２１（ａ）の３次元図である。エネルギーが、低い方から高い方へ、グレースケールプロットおいて黒から白へと表現される。 図２１（ｂ）におけるモジュラス極大値の線の端面図である。 運動アーチファクトと結び付けられたモジュラス極大値を同定する振幅閾値の方法である。 運動アーチファクトと結び付けられたモジュラス極大値を同定するパルス稜線に基づく方法である。 運動アーチファクトと結び付けられたモジュラス極大値を同定する呼吸作用稜線に基づく方法である。 デバイス構成のブロック図である。 図２３に示された酸素飽和度コンポーネント（１６）のサブコンポーネントのブロック図である。 図２３に示された呼吸作用コンポーネント（１８）のサブコンポーネントのブロック図である。 図２３に示された運動コンポーネント（１７）のサブコンポーネントのブロック図である。 （ａ）足のカフの実装の概略図であり、モニター装置を保持するために用いられる柔らかいハウジングが足を取り囲む。８０が患者の足であり、８１が患者のかかとであり、８２が患者のつま先であり、８３が脚を包む柔らかいハウジングである。（ｂ）考えられるデバイスの両側からの図であり、新生児のモニターに好ましい態様である。８４が接続ケーブルであり、８５がハウジングに取り付けられたＲＦコンポーネントであり、８６がＬＥＤであり、８７が、ハウジングに取り付けられたパルスオキシメーターのコンポーネントであり、８８が光検出器である。（ＬＥＤおよび光検出器は、カフからの短いケーブル長を用いてつま先に設置されてもよいことに留意する） 手首のカフの実装図である。９０は電子部品のハウジングであり、９１はリストバンドであり、９２は接続ケーブルであり、９３は指の短針である。

符号の説明

８０…足、 ８１…かかと、 ８２…つま先、 ８３…柔らかいハウジング、 ８４…接続ケーブル、 ８５…ＲＦコンポーネント、 ８６…ＬＥＤ、 ８７…パルスオキシメーターのコンポーネント、 ８８…光検出器、 ９０…電子部品のハウジング、 ９１…リストバンド、９２…接続ケーブル、 ９３…指の探針。

Claims (100)

1. 信号取得手段を用いてパルスオキシメトリー信号を得て、該パルスオキシメトリー信号をウェーブレット変換解析によって分解し、該ウェーブレット変換解析によって構築された変換表面上の第１バンドおよび第２バンドを同定し、第２バンドを解釈して第１バンドを生じさせる生理学的パラメーターに関連する情報を明らかにすることを含むことを特徴とする生理学的パラメーターを測定する方法。
2. 前記第２バンドから情報を得る段階は、選択経路を前記第２バンドに沿って定義し、該選択経路上の点の時間・周波数の軌跡を抽出し、該選択経路上の点の時間・振幅の軌跡を抽出し、そして、ウェーブレット変換解析によって前記時間・周波数および時間・振幅の軌跡を分解することを含むことを特徴とする請求項１に記載の方法。
3. 前記選択経路が、稜線の近傍にあることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の方法。
4. 前記選択経路が、稜線であることを特徴とする請求項３に記載の方法。
5. 前記パルスオキシメトリー信号が、フォトプレチスモグラフ（ＰＰＧ）であることを特徴とする前記請求項のいずれか一項に記載の方法。
6. 前記ウェーブレット変換解析が連続的ウェーブレット変換を用いることを特徴とする前記請求項のいずれか一項に記載の方法。
7. 第２の選択経路を前記第１バンドに沿って定義し、該第２の選択経路から第１バンド情報を得て、該第１バンド情報を前記第２バンドから得られた情報と比較し、そして、前記第１バンドを生じさせる生理学的パラメーターを最も正確に表すデータセットである最適データセットを前記情報から選択する段階をさらに含むことを特徴とする前記請求項のいずれか一項に記載の方法。
8. 前記最適データーセットは、前記第１バンドから得られた情報、前記分解された時間・周波数の軌跡から得られた情報、および、前記時間・振幅の軌跡から得られた情報を含む群から選択されるものであることを特徴とする請求項２ないし請求項６のいずれか一項に従属する場合の請求項７に記載の方法。
9. 前記第１バンドが呼吸のバンドであり、かつ前記第２バンドがパルスバンドであることを特徴とする前記請求項のいずれか一項に記載の方法。
10. 前記得られた情報が患者の呼吸作用の情報であることを特徴とする前記請求項のいずれか一項に記載の方法。
11. 前記情報が前記患者の呼吸作用の速度を決定するために用いられることを特徴とする請求項１０に記載の方法。
12. 前記情報が前記患者の個々の息を同定するために用いられることを特徴とする請求項１０または請求項１１に記載の方法。
13. 呼吸の異常を明らかにするために用いられることを特徴とする請求項１０ないし請求項１２のいずれか一項に記載の方法。
14. パルスオキシメトリー信号を得るために被験者に取り付けることができる発光デバイスおよび光検出器を含む信号取得手段、該パルスオキシメトリー信号をデジタルパルスオキシメトリー信号に変換するように配置されたアナログデジタル変換手段、前記デジタルパルスオキシメトリー信号を受け取るのに適しておりウェーブレット変換手段により該信号を分解するように配置された信号処理手段、ならびに、前記ウェーブレット変換解析によって構築された変換表面上の第１バンドおよび第２バンドを同定し、そして、前記第２バンドを解釈して前記第１バンドを生じさせる生理学的パラメーターに関連する情報を明らかにするように配置された呼吸作用コンポーネントを含むものであることを特徴とする生理学的測定システム。
15. 前記信号処理手段および呼吸作用コンポーネントは、請求項２ないし請求項１３のいずれか一項に記載の方法によって前記パルスオキシメトリー信号を処理するように配置されたものであることを特徴とする請求項１４に記載のシステム。
16. 前記呼吸作用コンポーネントから情報を収集するように配置されたアナライザコンポーネント、および、該アナライザコンポーネントと通信するように配置されたデバイス出力をさらに含むものであることを特徴とする請求項１４または請求項１５に記載のシステム。
17. 前記アナライザコンポーネントが、所定の条件のセットを検出したらアラーム信号を発生するように配置されたものであることを特徴とする請求項１６に記載のシステム。
18. 前記所定の条件セットが、少なくとも既定の時間に呼吸作用アーチファクトが存在することを含むものであることを特徴とする請求項１７に記載のシステム。
19. 前記デバイス出力が、前記パルスオキシメトリー信号およびこれから得られた情報をリアルタイムで表示することができる視覚的表示手段、ならびに、前記アナライザコンポーネントからのアラーム信号を受け取ってアラームを発生することができるアラーム手段とを含むものであることを特徴とする請求項１６ないし請求項１８のいずれか一項に記載のシステム。
20. 赤色光スペクトルにおいて赤色パルスオキシメトリー信号を、および、赤外スペクトルにおいて赤外パルスオキシメトリー信号を得るために信号取得手段を用い、各パルスオキシメトリー信号をウェーブレット変換解析によって分解し、そして、生理学的パラメーターの測定値を得るために該分解された信号を合成するために該分解された信号を合成することを含むことを特徴とする生理学的パラメーターを測定する方法。
21. 生理学的パラメーターの測定値を得るために前記分解された信号を合成する段階は、各分解された信号に対して複数の周波数および第１のセット時間枠を選択し、そして、該セット時間枠にわたる前記分解された赤色パルスオキシメトリー信号の各周波数における変換値を、前記分解された赤外パルスオキシメトリー信号の周波数に対して複数のリサジュー図形としてプロットすることを特徴とする請求項２０に記載の方法。
22. 前記リサジュー図形が３次元であることを特徴とする請求項２１に記載の方法
23. 前記第１セット時間枠の開始よりも開始が遅い第２のセット時間枠上で前記選択周波数についてリサジュー図形をプロットすることをさらに含むことを特徴とする請求項２１または請求項２２に記載の方法。
24. 複数の連続するより遅い時間枠が、周波数ウィンドウが各分解された信号の時間・周波数の平面を横断して動くように選択されることを特徴とする請求項２３に記載の方法。
25. 各リサジュー図形の特有のパラメーターを解析し、前記複数のリサジュー図形から一つのリサジュー図形を選択するために該特有のパラメーターの値を用い、生理学的パラメーターを決定するために前記選択リサジュー図形を用いる段階をさらに含むことを特徴とする請求項２１ないし請求項２４のいずれか一項に記載の方法。
26. 前記リサジュー図形の特有のパラメーターは、その主成分に沿ってその広がりから得られ、かつ、前記選択リサジュー図形は最大の広がりを有するものであることを特徴とする請求項２５に記載の方法。
27. 前記リサジュー図形の広がりは、単数または複数の前記主成分に沿って標準偏差によって表されることを特徴とする請求項２６に記載の方法。
28. ２つの直交する主成分に沿う前記標準偏差の比率が、生理学的パラメーターを決定する際に使用するためのリサジュー図形選択にさらなる補助を与えるために計算されることを特徴とする請求項２７に記載の方法。
29. 前記選択リサジュー図形の勾配は、患者の酸素飽和度の測定値として用いられることを特徴とする請求項２１ないし請求項２８のいずれか一項に記載の方法。
30. 予め定義された参照テーブルが、前記勾配と前記酸素飽和度の間の関係を推定するために用いられることを特徴とする請求項２９に記載の方法。
31. 生理学的パラメーターの測定値を得るために前記分解された信号を合成する段階は、一つの前記分解された信号の他の前記分解された信号に対する比率に基づいたウェーブレット比率表面を構築し、そして、前記ウェーブレット比率表面から一つまたはそれ以上の生理学的パラメーターを得る段階を含むことを特徴とする請求項２０に記載の方法。
32. 前記ウェーブレット比率表面から生理学的パラメーターを一つまたはそれ以上得る段階は、前記生理学的パラメーターを決定する際に使用するウェーブレット比率表面の領域を選択する段階を含むことを特徴とする請求項３１に記載の方法。
33. 前記選択領域は、パルスバンドの極大の近傍における点の集合から形成された前記ウェーブレット比率表面における経路から得られたものであることを特徴とする請求項３２に記載の方法。
34. 前記選択領域は、パルスバンドの極大に対応する点の集合から形成されたウェーブレット比率表面における経路から得られたものであることを特徴とする請求項３３に記載の方法。
35. 前記経路と前記酸素飽和度の間の相関関係を決定するために予め定義された参照テーブルを検査する段階をさらに含むことを特徴とする請求項３３または請求項３４に記載の方法。
36. 局所的な撹乱がパルスバンド極大において生じる場合に、指定された継続時間の間または前記局所的な撹乱が止まるまで、前もって定められた酸素飽和度の値を保持する段階をさらに含むことを特徴とする請求項３１ないし請求項３５のいずれか一項に記載の方法。
37. 前記パルスオキシメトリー信号は、フォトプレチスモグラフ（ＰＰＧ）信号であることを特徴とする請求項２０ないし請求項３６のいずれか一項に記載された方法。
38. 前記ウェーブレット変換解析は、連続的なウェーブレット変換を用いることを特徴とする請求項２０ないし請求項３７のいずれか一項に記載された方法。
39. 赤色光スペクトルにおいて赤色パルスオキシメトリー信号を、および、赤外スペクトルにおいて赤外パルスオキシメトリー信号を得るために被験者に取り付けることができる発光デバイスおよび光検出器を含む信号取得手段、該パルスオキシメトリー信号をデジタルパルスオキシメトリー信号に変換するように配置されたアナログデジタル変換手段、前記デジタルパルスオキシメトリー信号を受け取るのに適しておりウェーブレット変換手段により前記信号を分解するように配置された信号処理手段、および、生理学的パラメーターの測定値を得るために前記分解された信号を合成するように配置された酸素飽和度コンポーネント、を含むものであることを特徴とする生理学的測定システム。
40. 前記酸素飽和度コンポーネントは、前記分解された信号を前記信号処理手段から受け取り、そして、各分解された信号に対しては、複数の周波数および第１のセット時間枠を選択し、該第１セット時間枠上で前記分解された赤色パルスオキシメトリー信号の各周波数における変換値を前記分解された赤外パルスオキシメトリー信号の周波数に対して複数のリサジュー図形としてプロットするように配置されたリサジュー計算部を含むものであることを特徴とする請求項３９に記載のシステム。
41. 前記信号処理手段および前記リサジュー計算部は、請求項２１ないし請求項３０のいずれか一項に記載の方法を行うように配置されたものであることを特徴とする請求項４０に記載のシステム。
42. 前記酸素飽和度コンポーネントは、前記信号処理手段から前記分解された信号を受け取り、前記分解された信号の一つの他の前記分解された信号に対する比率に基づいてウェーブレット比率表面を構築し、そして、前記ウェーブレット比率表面から一つまたはそれ以上の生理学的パラメーターを得るように配置されたパルス稜線計算部を含むものであることを特徴する請求項３９に記載のシステム。
43. 前記信号処理装置および前記パルス稜線計算部は、請求項３１ないし請求項３８のいずれか一項に記載の方法を行うように配置されたものであることを特徴とする請求項４２に記載のシステム。
44. 前記酸素飽和度部は、請求項４０のリサジュー計算部および請求項４２のパルス稜線計算部を含んでおり、該システムは前記信号処理手段から信号を受け取りかつ該信号を前記リサジュー計算部および前記パルス稜線計算部の両方に割り当てるように配置された信号選別コンポーネントをさらに含むものであることを特徴とする請求項３９に記載のシステム
45. 前記リサジュー計算部および前記パルス稜線計算部のそれぞれから信号を受け取りかつ前記生理学的パラメーターを代表する信号を選択するように配置された比較手段をさらに含むものであることを特徴とする請求項４４に記載のシステム。
46. 前記信号処理手段および前記酸素飽和度コンポーネントは、請求項２０ないし請求項３８のいずれか一項に記載の方法を行うように配置されたものであることを特徴とする請求項４５に記載のシステム。
47. 前記呼吸作用コンポーネントから情報を収集するように配置されたアナライザコンポーネント、および、該アナライザコンポーネントと通信するように配置されたデバイス出力をさらに含むことを特徴とする請求項３９ないし請求項４６のいずれか一項に記載のシステム。
48. 前記アナライザコンポーネントは、所定の条件のセットを検出したらアラーム信号を発生するように配置されたものであることを特徴とする請求項４７に記載のシステム。
49. 前記所定の条件セットが、少なくとも既定の時間に異常な酸素飽和度が存在することを含むものであることを特徴とする請求項４８に記載のシステム。
50. 前記デバイス出力が、前記パルスオキシメトリー信号およびこれから得られた情報をリアルタイムで表示することができる視覚的表示手段、ならびに前記アナライザコンポーネントからのアラーム信号を受け取りかつアラームを発生することができるアラーム手段を含むものであることを特徴とする請求項４７ないし請求項４９のいずれか一項に記載のシステム。
51. 信号取得手段を用いてパルスオキシメトリー信号を得て、該パルスオキシメトリー信号をウェーブレット変換解析によって分解し、該ウェーブレット変換解析によって構築された変換表面のモジュラス極大値を求め、前記所定の振幅の閾値内にあるモジュラス極大値のセットを決定し、該モジュラス極大値のセットを前記運動アーチファクトと結びつけることを含むことを特徴とするパルスオキシメトリー信号において生じる運動アーチファクトを測定する方法。
52. 前記所定の閾値は、パルス稜線の局所的な平均値からのモジュラス極大値の既定の定量的な偏位として定義され、該偏位は前記稜線を追跡したときに出会うものであることを特徴とする請求項５１に記載の方法。
53. 前記所定の閾値は、呼吸の稜線の局所的な平均値からモジュラス極大値の既定の定量的な偏位として定義され、該偏位は前記稜線を追跡したときに出会うものであることを特徴とする請求項５１に記載の方法。
54. 前記振幅の閾値が、特定の周波数の範囲で定義されることを特徴とする請求項５１ないし請求項５３のいずれか一項に記載の方法。
55. パルスオキシメトリー信号を得るために被験者に取り付けることができる発光デバイスおよび光検出器を含む信号取得手段、該パルスオキシメトリー信号をデジタルパルスオキシメトリー信号に変換するように配置されたアナログデジタル変換手段、前記デジタルパルスオキシメトリー信号を受け取るのに適しておりウェーブレット変換手段により前記信号を分解するように配置された信号処理手段、ならびに、前記分解された信号を受け取り、前記ウェーブレット変換解析により構築された変換表面のモジュラス極大値を求め、所定の振幅の閾値内にあるモジュラス極大値のセットを決定し、そして該モジュラス極大値のセットを前記分解された信号での運動アーチファクトと結びつけるように配置された運動の測定手段を含むものであることを特徴とする運動の測定システム。
56. 前記運動の測定手段は、前記所定の振幅の閾値内にある前記モジュラス極大値のセットがパルスバンドからの偏位を表すかどうかを決定するように配置されたパルスチェック手段をさらに含むものであることを特徴とする請求項５５に記載のシステム。
57. 前記運動の測定手段は、前記所定の振幅の閾値内にある前記モジュラス極大値のセットが呼吸バンドからの偏位を表すかどうかを決定するように配置された呼吸作用チェック手段をさらに含むものであることを特徴とする請求項５５または請求項５６に記載のシステム。
58. 前記運動の測定手段から情報を収集するように配置されたアナライザコンポーネント、および該アナライザコンポーネントと通信するように配置されたデバイス出力をさらに含むことを特徴とする請求項５５ないし請求項５７のいずれか一項に記載のシステム。
59. 前記アナライザコンポーネントは、所定の条件のセットを検出したらアラーム信号を発生するように配置されたものであることを特徴とする請求項５８に記載のシステム。
60. 前記所定の条件セットが、少なくとも既定の時間に過度のもしくは異常な運動、または運動の欠如が存在することを含むことを特徴とする請求項５９のシステム。
61. 前記デバイス出力が、前記パルスオキシメトリー信号およびこれから得られた情報をリアルタイムで表示することができる視覚的表示手段、ならびに前記アナライザコンポーネントからのアラーム信号を受け取ってアラームを発生することができるアラーム手段を含むものであることを特徴とする請求項５８ないし請求項６０のいずれか一項に記載のシステム。
62. パルスオキシメトリー信号を得るために信号取得手段を用い、該パルスオキシメトリー信号をウェーブレット変換解析によって分解し、該ウェーブレット変換解析によって構築された変換表面における主要なバンドを同定し、該バンドが前記パルスオキシメトリー信号におけるパルス成分と結び付けられることを特徴とする生理学的パラメーターを測定する方法。
63. 選択された時間・周波数の経路を前記主要なバンドに沿って得る段階をさらに含むことを特徴とする請求項６２に記載の方法。
64. 前記選択された時間・周波数の経路が前記バンドの稜線であることを特徴とする請求項６３に記載の方法。
65. 前記測定された生理学的パラメーターがパルス速度であることを特徴とする請求項６２ないし請求項６４のいずれか一項に記載の方法。
66. 各パルス間の時間についての情報を提供するために前記選択経路に沿った変換情報を用いる段階をさらに含むことを特徴とする請求項６３ないし請求項６５のいずれか一項に記載の方法。
67. 前記選択経路に沿った変換情報を用いて前記パルス内における特徴のタイミングについての情報をもたらす段階をさらに含むことを特徴とする請求項６３ないし請求項６５のいずれか一項に記載の方法。
68. 前記パルス内の前記特徴に特有なタイミングについての情報を動脈コンプライアンスの測定値として用いることを特徴とする請求項６７に記載の方法。
69. 前記パルスオキシメトリー信号は、フォトプレチスモグラフ（ＰＰＧ）信号であることを特徴とする請求項６２ないし請求項６８のいずれか一項に記載された方法。
70. パルスオキシメトリー信号を得るために被験者に取り付けることができる発光デバイスおよび光検出器を含む信号取得手段、該パルスオキシメトリー信号をデジタルパルスオキシメトリー信号に変換するように配置されたアナログデジタル変換手段、前記デジタルパルスオキシメトリー信号を受け取るのに適しておりかつウェーブレット変換手段により前記信号を分解するように配置された信号処理手段、ならびに、前記ウェーブレット変換解析によって構築された変換表面における主要なバンドであって前記パルスオキシメトリー信号におけるパルス成分と結び付けられたバンドを同定するように配置されたパルスコンポーネントを含むことを特徴とする生理学的測定システム。
71. 請求項５８ないし請求項６５のいずれか一項に記載の方法によって前記パルスオキシメトリー信号を処理するように配置された請求項７０に記載のシステム。
72. 前記パルスコンポーネントから情報を得るように配置されたアナライザコンポーネント、および、該アナライザコンポーネントと通信するように配置されたデバイス出力をさらに含むものであることを特徴とする請求項７０または請求項７１に記載のシステム。
73. 前記アナライザコンポーネントが、所定の条件のセットを検出したらアラーム信号を発生するように配置されたものであることを特徴とする請求項７２に記載のシステム。
74. 前記所定の条件セットが、少なくとも既定の時間にパルス異常が存在することを含むものであることを特徴とする請求項７３に記載のシステム。
75. 前記デバイス出力が、前記パルスオキシメトリー信号およびこれから得られた情報をリアルタイムで表示することができる視覚的表示手段、ならびに前記アナライザコンポーネントからのアラーム信号を受け取ってアラームを発生することができるアラーム手段とを含むものであることを特徴とする請求項７２ないし請求項７４のいずれか一項に記載のシステム。
76. パルスオキシメトリー信号を得るために被験者に取り付けることができる発光デバイスおよび光検出器を含む信号取得手段、該パルスオキシメトリー信号をデジタルパルスオキシメトリー信号に変換するように配置されたアナログデジタル変換手段、前記デジタルパルスオキシメトリー信号を受け取るのに適しておりウェーブレット変換手段により前記信号を分解するように配置された信号処理手段、前記分解された信号から生理学的情報を得るように配置された特徴抽出手段、該特徴抽出手段から情報を収集するように配置されたアナライザコンポーネント、ならびに、該アナライザコンポーネントと通信するように配置されたデータ出力手段とを含むものであることを特徴とする生理学的測定システム。
77. 前記特徴抽出手段は、
    （ａ）前記ウェーブレット変換解析によって構築された変換表面上の第１バンドおよび第２バンドを同定し、そして、前記第２バンドを解釈して前記第１バンドを生じさせる生理学的パラメーターに関連する情報を明らかにするように配置された呼吸作用コンポーネント、
    （ｂ）生理学的パラメーターの測定値を得るために前記分解された信号を合成するように配置された酸素飽和度コンポーネント、
    （ｃ）前記分解された信号を受け取り、前記ウェーブレット変換解析により構築された変換表面のモジュラス極大値を求め、所定の振幅の閾値内にあるモジュラス極大値のセットを決定し、そして該モジュラス極大値のセットを前記分解された信号での運動アーチファクトと結びつけるように配置された運動の測定手段、ならびに、
    （ｄ）前記ウェーブレット変換解析によって構築された変換表面における主要なバンドであって前記パルスオキシメトリー信号におけるパルス成分と結び付けられたバンドを同定するように配置されたパルスコンポーネント
    のいずれか一つ以上を含むものであることを特徴とする請求項７６に記載のシステム。
78. 前記呼吸作用コンポーネントは、請求項１ないし請求項１３のいずれか一項に記載の方法によってパルスオキシメトリー信号を処理するように配置されたものであることを特徴とする請求項７７に記載のシステム。
79. 前記酸素飽和度コンポーネントは、請求項２０ないし請求項３８のいずれか一項に記載の方法によってパルスオキシメトリー信号を処理するように配置されたものであることを特徴とする請求項７７に記載のシステム。
80. 前記運動の測定手段は、請求項５１ないし請求項５４のいずれか一項に記載の方法によってパルスオキシメトリー信号を処理するように配置されたものであることを特徴とする請求項７７に記載のシステム。
81. 呼吸作用コンポーネントからの前記出力が、前記運動の測定手段の入力として用いられることを特徴とする請求項８０に記載のシステム。
82. 前記パルスコンポーネントは、請求項６２ないし請求項６９のいずれか一項に記載の方法によってパルスオキシメトリー信号を処理するように配置されたものであることを特徴とする請求項７７に記載のシステム。
83. 前記アナライザコンポーネントが、前記特徴抽出手段から収集された情報によって表された所定の条件のセットを検出したらアラーム信号を発生するように配置されたものであることを特徴とする請求項７６ないし請求項８２のいずれか一項に記載のシステム。
84. 前記アラーム信号を受け取りかつアラームを発生するように配置されたアラーム手段を更に含むことを特徴とする請求項８３に記載のシステム。
85. 前記データ出力手段は、前記パルスオキシメトリー信号およびこれから得られた情報をリアルタイムで表示することができる視覚的表示手段を含むことを特徴とする請求項７６ないし請求項８４のいずれか一項に記載のシステム。
86. 前記アナログデジタル変換手段、信号処理手段、特徴抽出手段、アナライザコンポーネント、およびデータ出力手段のうちいずれか一つ以上が、無線通信リンクによって信号を受信しかつ／または送信するために配置されたことを特徴とする請求項７６ないし請求項８５のいずれか一項に記載のシステム。
87. 前記信号取得手段が、無線通信リンクによって信号を送信するために設置されたことを特徴とする請求項７６ないし請求項８５のいずれか一項に記載のシステム。
88. 前記信号取得手段は、無線通信リンクによって前記アナログデジタル変換手段に信号を送信するために配置されたものであることを特徴とする請求項８７に記載のシステム。
89. 前記アナログデジタル変換手段は、無線通信リンクによって信号処理手段に信号を送信するために配置されたものであることを特徴とする請求項８６ないし請求項８８のいずれか一項に記載のシステム。
90. 前記アナライザコンポーネントは、無線通信リンクによって前記データ出力手段に信号を送信するために設けられたものであることを特徴とする請求項８６ないし請求項８９のいずれか一項に記載のシステム。
91. 前記無線通信リンクは、無線周波数（ＲＦ）リンクであることを特徴とする請求項８６ないし請求項９０のいずれか一項に記載のシステム。
92. 前記信号取得手段、前記アナログデジタル変換手段、信号処理手段、特徴抽出手段、アナライザコンポーネント、およびデータ出力手段のうちいずれか一つ以上は、患者の身体に装着されるために適した形状に具体化されたものであることを特徴とする請求項８５ないし請求項９１のいずれか一項に記載のシステム。
93. 前記信号取得手段、前記アナログデジタル変換手段、信号処理手段、特徴抽出手段、アナライザコンポーネント、およびデータ出力手段のうちいずれか一つ以上は、患者の足首に取り付けるためにカフとして具体化されたものであることを特徴とする請求項９２に記載のシステム。
94. 前記信号取得手段、アナログデジタル変換手段、信号処理手段、特徴抽出手段、アナライザコンポーネント、およびデータ出力手段はのうちいずれか一つ以上は、患者の手首および指に取り付けるためにそれぞれリストバンドおよびシンブルとして具体化されたものであることを特徴とする請求項９２に記載のシステム。
95. 家庭用に適した形式に具現化されたものであることを特徴とする請求項７６ないし請求項９４のいずれか一項に記載のシステム。
96. 前記呼吸作用コンポーネント、酸素飽和度コンポーネント、運動の測定手段、およびパルスコンポーネントのいずれか一つ以上は、無呼吸のモニターとして用いられることを特徴とする請求項７６ないし請求項９５のいずれか一項に記載のシステム。
97. 前記呼吸作用コンポーネント、酸素飽和度コンポーネント、運動の測定手段、およびパルスコンポーネントのいずれか一つ以上は、幼児の突然死症候群のモニターとして用いられることを特徴とする請求項７７ないし請求項９５のいずれか一項に記載のシステム。
98. 特有のパラメーターを含むパラメーターのセットに従って変化する信号を得て、該信号をウェーブレット変換解析によって分解し、該ウェーブレット変換解析によって構築された変換表面上に、前記特有のパラメーターを代表する第１のバンド、および、第２のパラメーターを代表する第２のバンドを同定し、そして、該第２バンドを解釈して前記第１バンドを生じさせる前記パラメーターに関連する情報を明らかにすることを含むことを特徴とする特有のパラメーターを測定する方法。
99. 前記信号は、心電図、脳電図、胃筋心電図もしくは筋電図、心拍信号、病理学的音波、および、超音波、動的信号、非破壊的検査信号、状態モニタリング信号、流動体信号、地球物理学的信号、天文学的信号、電気信号、金融指標を含む金融信号、音および音声信号、化学信号、ならびに気候信号を含む気象信号を含む信号の群の一つであることを特徴とする請求項９８に記載の方法。
100. 請求項１ないし請求項９６のいずれか一項とともに適用されることを特徴とする請求項９７または請求項９８に記載の方法。

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