JP3115374B2 - Patient monitoring system - Google Patents

Patient monitoring system

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JP3115374B2
JP3115374B2 JP26403991A JP26403991A JP3115374B2 JP 3115374 B2 JP3115374 B2 JP 3115374B2 JP 26403991 A JP26403991 A JP 26403991A JP 26403991 A JP26403991 A JP 26403991A JP 3115374 B2 JP3115374 B2 JP 3115374B2
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耕二 土田
弘昌 河野
重和 関位
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テルモ株式会社
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Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [0001]

【産業上の利用分野】本発明は、病院等の医療施設に於ける手術室,ICU等において、患者の酸素需給バランスや循環動態の把握に有用な患者監視システムに関するものである。 The present invention relates, in the operating room in a medical facility such as a hospital, in the ICU, etc., the present invention relates to useful patient monitoring system to understand the patient's oxygen supply and demand balance and circulation dynamics.

【0002】 [0002]

【従来の技術】従来、心機能検査のために右心カテーテル法によって心拍出量を測定するには指示薬希釈法が用いられており、この指示薬希釈法には熱拡散から心拍出量を求める熱希釈法、色素拡散による照度の変化から心拍出量を求める色素希釈法がある。 Conventionally, to measure cardiac output by Migishin catheterization for cardiac function tests have been used indicator dilution method, the cardiac output from the thermal diffusion in the indicator dilution technique thermodilution seeking, there is a dye dilution method to determine the cardiac output from the change in illumination due to dye diffusion. 近年では、熱希釈法により求めた心拍出量と熱式領流量測定により求めた連続的な血流速度とから連続的に心拍出量の測定が行える心拍出量測定装置(例えば、特開昭61−125329 In recent years, cardiac output measuring apparatus capable of performing continuous measurement of cardiac output and a continuous blood flow rate obtained by cardiac output and thermal mass flow measurement obtained by the thermal dilution method (e.g., JP-A-61-125329
号公報など)も報告されている。 JP, etc.) have also been reported.

【0003】また、血液の吸光(反射)特性を利用した酸素飽和度モニタが一般に広まってきており、右心カテーテルに光ファイバーを組み込んだ、混合静脈血酸素飽和度(SvO 2 )測定を行なう装置も開発されてきている。 [0003] Blood absorption (reflection) properties oxygen saturation monitor utilizing has been widespread general, incorporating optical fibers into the right heart catheter, mixed venous oxygen saturation (SvO 2) also performs the measurement device it has been developed.

【0004】 [0004]

【発明が解決しようとしている課題】心拍出量は心機能評価において有用なパラメータであるが、しかしながらそれだけでは、循環,呼吸,代謝のバランス、言い替えると、酸素の需給バランスを総合的に判断することはできない。 While cardiac output THE INVENTION The object is solved] is a useful parameter in cardiac function evaluation, however only that, circulation, respiration, metabolic balance, in other words, comprehensively determine supply and demand balance of oxygen It is not possible. 一方、混合静脈血酸素飽和度値は、循環の指標である心拍出量、呼吸の指標である動脈血酸素飽和度、 On the other hand, the mixed venous blood oxygen saturation value, cardiac output, arterial oxygen saturation is indicative of respiration, an indicator of circulating,
および代謝の指標である酸素消費量のどれにも影響される複合パラメータであり、その値だけでは患者の病態把握は難しいと考えられる。 And a composite parameter is also affected by any of the oxygen consumption is indicative of metabolic, its value alone grasping clinical conditions of patients is considered difficult.

【0005】本発明は、上記従来例を鑑みてなされたもので、酸素の需給バランスをより確実に把握でき、術中,術後の患者管理に有用な患者監視システムを提供することを目的としている。 [0005] The present invention has been made in consideration of the above prior art, the supply-demand balance of oxygen can more surely grasp are intended intraoperative, to provide a useful patient monitoring system patient management after surgery .

【0006】 [0006]

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するために、本発明の患者監視システムは、混合静脈血の酸素飽和度値を連続的に測定する酸素飽和度測定手段と、連続的に心拍出量を測定する心拍出量測定手段と、動脈血酸素飽和度値とヘモグロビン濃度とを入力するパラメータ入力手段と、前記酸素飽和度測定手段により求められた混合静脈血の前記酸素飽和度値と、前記心拍出量測定手段により求められた前記心拍出量値と、前記パラメータ入力手段により入力された前記動脈血酸素飽和度値及びヘモグロビン濃度とから連続的に酸素消費量を算出する酸素消費量算出手段とを備える。 To achieve the above object, according to the Invention The patient monitoring system of the present invention, an oxygen saturation measuring means for continuously measuring the oxygen saturation value of mixed venous blood, continuously heart and cardiac output measuring means for measuring the stroke volume, the parameter input means for inputting an arterial oxygen saturation value and hemoglobin concentration, the oxygen saturation value of the mixed venous blood obtained by said oxygen saturation measuring means When oxygen for calculating said cardiac output value determined by said cardiac output measuring means, continuously oxygen consumption from said arterial blood oxygen saturation values ​​and hemoglobin concentrations input by the parameter input means and a consumption amount calculating means. 更に、前記酸素飽和度測定手段により求められた混合静脈血の前記酸素飽和度値と、前記パラメータ入力手段により入力された前記動脈血酸素飽和度値とから連続的に酸素摂取率を算出する酸素摂取率算出手段を備える。 Further, the oxygen uptake is calculated as the oxygen saturation value of the mixed venous blood obtained by said oxygen saturation measuring device, continuously oxygen uptake rate from the arterial blood oxygen saturation value and the inputted by said parameter input means comprising the rate calculation means.

【0007】ここで、酸素飽和度測定手段は2つの異なる波長の光の血液への照射に対する反射光強度の比に基づいて連続的に血液の酸素飽和度を測定する。 [0007] Here, the oxygen saturation measuring means continuously measures the oxygen saturation of the blood based on the ratio of reflected light intensity with respect to the irradiation of the two different wavelengths of light of the blood. また、心拍出量測定手段は校正時の血液温度,平衡温度及び熱希釈法により求めた心拍出量に基づいて、測定時の血液温度と平衡温度とから連続的に心拍出量を測定する。 Also, cardiac output measuring means blood temperature at the time of calibration, based on the cardiac output calculated by the equilibrium temperature and thermodilution, continuously the cardiac output from the blood temperature at the time of measurement and the equilibrium temperature Measure.

【0008】更に、前記酸素飽和度測定手段と前記心拍出量測定手段とに必要な信号を検出して供給する単一のプローブを備える。 Furthermore, comprising a single probe supplied by detecting a signal required for the said oxygen saturation measuring means and said cardiac output measuring means.

【0009】 [0009]

【作用】以上の構成において、連続測定した心拍出量と混合静脈血酸素飽和度値、およびモニタ開始時または定期的に、または連続的に装置に入力されるヘモグロビン濃度と動脈血酸素飽和度値から、酸素消費量や酸素摂取率が計算され、心拍出量および混合静脈酸素飽和度値と合わせ、連続的に酸素消費量と酸素摂取率とが監視されるようにしたものである。 [Action] In the above configuration, cardiac output and the mixed venous blood oxygen saturation values ​​measured continuously, and monitor start or periodically, or continuously by the hemoglobin concentration and arterial oxygen saturation value input to the device from oxygen consumption or oxygen uptake rate is calculated and combined with the cardiac output and the mixed venous oxygen saturation value, in which a continuous oxygen consumption and oxygen uptake rate was to be monitored.

【0010】 [0010]

【実施例】以下、添付図面を参照して本発明に関わる好適な一実施例を詳細に説明する。 BRIEF DESCRIPTION The preferred embodiment relating to the present invention with reference to the accompanying drawings. <システム構成>図1は本実施例の患者監視システム1 <System Configuration> FIG. 1 is a patient monitoring system 1 of this embodiment
の構成を示すブロック図である。 It is a block diagram showing a configuration. 本実施例の患者監視システム1は基本的には、酸素消費量を算出する酸素消費量演算部10と、心拍出量(以下CCOMともいう)を算出する心拍出量モニタ部20と、酸素飽和度(以下C The patient monitoring system 1 is basically of the present embodiment, the oxygen consumption amount calculation unit 10 that calculates the oxygen consumption, the cardiac output monitor unit 20 for calculating the cardiac output (hereinafter also referred to as CCOM), oxygen saturation (hereinafter C
OSMともいう)を算出する酸素飽和度モニタ部30 Oxygen saturation monitoring unit 30 for calculating the OSM also referred to)
と、電源部40と、プローブ50とから構成されている。 When a power supply unit 40, and a probe 50..

【0011】酸素消費量演算部10は、システム全体を制御するメインCPU回路11と、メインCPU回路1 [0011] Oxygen consumption calculation unit 10 includes a main CPU circuit 11 for controlling the entire system, the main CPU circuit 1
1の制御手順を格納するROM12と、ヘモグロビン濃度記憶部13a及び動脈血酸素飽和度記憶部13bを含む補助記憶用のRAM13と、システムの操作キーあるいはヘモグロビン濃度や動脈血酸素飽和度を入力する入力操作部14と、監視情報等を表示する表示部15と、 And ROM12 for storing the first control procedure, the RAM13 for auxiliary storage containing hemoglobin concentration storage portion 13a and arterial oxygen saturation storage unit 13b, an input operation unit for inputting an operation key or hemoglobin concentration and arterial oxygen saturation of the system 14, a display unit 15 for displaying the monitoring information or the like,
システム外へのデータのアナログ出力を実現するD/A D / A to implement the analog output of data to the outside of the system
変換及びアナログ出力部16と、システム外部へのデジタル出力を実現するRS−232C等のデジタル出力部17とを有する。 Having a conversion and the analog output section 16, a digital output section 17, such as RS-232C for implementing the digital output to outside the system.

【0012】心拍出量モニタ部20は、後で詳細に説明するが、基本的には人体に設置されたプローブからの必要なデータを入力処理するCCOM計測部21とCCO [0012] cardiac output monitor unit 20 will later be described in detail, is basically input processing necessary data from the probe placed on the human body CCOM measuring unit 21 and the CCO
M計測部21からのデータに基づいて心拍出量を算出するCCOM演算部22とから成る。 Consisting CCOM calculating section 22 for calculating cardiac output based on the data from the M measuring unit 21.

【0013】酸素飽和度モニタ部30は、後で詳細に説明するが、基本的には人体に設置されたプローブからの必要なデータを入力処理するCOSM計測部31とCO [0013] oxygen saturation monitoring unit 30 is described in detail later, basically a COSM measuring unit 31 for inputting the processing necessary data from the probe placed on the human body is CO
SM計測部31からのデータに基づいて酸素飽和度を算出するCOSM演算部22とから成る。 Consisting COSM calculation unit 22 for calculating the oxygen saturation based on the data from the SM measuring unit 31.

【0014】電源部40は、商用電源からの電源ノイズを減衰させるためのラインフイルタ41とシステム内の各種電源を作成して前記各部に供給するスイツチング・ [0014] Power unit 40 is switching--supplied to the respective units to create various power line filter 41 and a system for damping power supply noise from the commercial power source
レギユレータを有する電源回路42から成る。 Made from the power supply circuit 42 having a Regiyureta.

【0015】プローブ50は図5に詳細に示されているように単一のプローブであり、本システムに必要な全てのデータの収集が可能である。 [0015] Probe 50 is a single probe as shown in detail in FIG. 5, it is possible to collect all the data necessary for the system.

【0016】尚、本システムでは各制御部が独立に非同期で動作するようクロツクは独立しているが、メインC [0016] Incidentally, although the control unit in this system clock to operate asynchronously independently is independent, the main C
PU回路11からのクロツクに全ての制御を同期させるようにしてもよい。 It may be caused to synchronize all of the control to the clock from the PU circuit 11.

【0017】<動作手順>図2はメインCPU回路11 [0017] <Operation Procedure> FIG. 2 is the main CPU circuit 11
の制御手順を示すフローチヤートである。 Is a flow chart showing the control procedure.

【0018】まず、ステツプS21で数値(ヘモグロビン濃度あるいは動脈血酸素飽和度)の入力か否か、ステツプS25で酸素消費量(および/または酸素摂取率) [0018] First, numerical at step S21 the input whether, oxygen consumption in step S25 in (hemoglobin concentration or arterial oxygen saturation) (and / or oxygen uptake rate)
のモニタ表示か否かを判定する。 Determines whether the monitor display or. どちらの処理でもない場合は、ステツプS21,S25をループする。 If not in either processing loops through step S21, S25.

【0019】数値入力の場合は、ステツプS22でどちらの値の入力かを判断し、ヘモグロビン濃度の場合はステツプS23で入力値をヘモグロビン濃度記憶部13a [0019] Numerical For input determines input of either value at step S22, the hemoglobin concentration storage portion 13a of the input value in step S23 if the hemoglobin concentration
に記憶し、動脈血酸素飽和度の場合はステツプS24で動脈血酸素飽和度記憶部13bに記憶する。 Stored in the case of arterial oxygen saturation stored in the arterial oxygen saturation storage unit 13b at step S24.

【0020】一方、酸素消費量のモニタ表示の場合は、 [0020] On the other hand, in the case of the oxygen consumption of the monitor display,
ステツプS26に進んで、酸素飽和度モニタ部30から混合静脈血酸素飽和度を受信し、ステツプS27で心拍出量モニタ部40から心拍出量を受信する。 Proceed to step S26, it receives the mixed venous blood oxygen saturation from the oxygen saturation monitoring unit 30 receives the cardiac output from a cardiac output monitor 40 at step S27. ステツプS Step S
28で受信した混合静脈血酸素飽和度及び心拍出量と、 Mixed venous blood oxygen saturation and cardiac output is received at 28,
予め入力されて記憶されているヘモグロビン濃度及び動脈血酸素飽和度とから酸素消費量を算出する。 Calculating the oxygen consumption from the pre-hemoglobin concentration is input is stored, and arterial oxygen saturation.

【0021】ここで、酸素消費量の算出方法について説明する。 [0021] Here, a method of calculating the oxygen consumption. 以下に示すように、酸素消費量(VO 2 ),動脈血酸素含量(CaC 2 ),混合静脈血酸素含量(Cv As shown below, the oxygen consumption (VO 2), arterial oxygen content (CaC 2), mixed venous oxygen content (Cv
2 )、および心拍出量(CO)との間に成立する関係式として、Fickの式がある。 O 2), and a relational expression holds between the cardiac output (CO), there is expression of Fick.

【0022】 VO 2 =(CaO 2 −CvO 2 )×CO …[1] 一方、酸素含量は、次式のように、ヘモグロビン濃度(Hb),酸素飽和度(SxO 2 )および酸素分圧(P The VO 2 = (CaO 2 -CvO 2 ) × CO ... [1] On the other hand, the oxygen content is as follows, hemoglobin concentration (Hb), oxygen saturation (SXO 2) and oxygen partial pressure (P
xO 2 )とで表わされ(ここでxはa〜z)、 CaO 2 =1.34×Hb×SaO 2 +0.0031×PaO 2 …[2] CvO 2 =1.34×Hb×SvO 2 +0.0031×PvO 2 …[3] [2]および[3]式の第2項は極めて小さく無視できるので、[1]式は次式のようになる。 expressed out with xO 2) (where x is a~z), CaO 2 = 1.34 × Hb × SaO 2 + 0.0031 × PaO 2 ... [2] CvO 2 = 1.34 × Hb × SvO 2 since + 0.0031 × PvO 2 ... [3] [2] and [3] second term of the equation can be ignored very small, equation [1] is expressed by the following equation.

【0023】 VO 2 =1.34×Hb×(SaO 2 −SvO 2 )×CO …[4] [4]式より、酸素消費量(VO 2 )は、ヘモグロビン濃度(Hb)と動脈血酸素飽和度(SaO 2 )と混合静脈血酸素飽和度(SvO 2 )と心拍出量(CO)とから算出される。 The VO 2 = 1.34 × Hb × ( SaO 2 -SvO 2) × CO ... [4] from [4] where oxygen consumption (VO 2) is hemoglobin concentration (Hb) and arterial oxygen saturation It is calculated from (SaO 2) and mixed venous blood oxygen saturation and (SvO 2) cardiac output and (CO). 酸素消費量が算出できれば、酸素摂取率も算出できるのは自明である。 If calculated oxygen consumption, it is obvious that the oxygen uptake rate can be calculated.

【0024】ステツプS29で、酸素消費量以下酸素摂取率あるいは測定された混合静脈血酸素飽和度,心拍出量等を必要に応じてフオーマツト処理して表示器15に表示する。 [0024] In step S29, the oxygen consumption following oxygen uptake rate or measured mixed venous blood oxygen saturation, displayed in the format process to display 15 as necessary cardiac output, and the like.

【0025】<心拍出量モニタ部の構成例>図3は心拍出量モニタ部の一構成例のブロツク図である。 FIG. 3 <cardiac output monitor configuration example of> are block diagrams of an example of the configuration of the cardiac output monitor.

【0026】図3において、20は心拍出量モニタ部の本体であり、外部に交換自在型の心拍出量測定用カテーテル102及び107を接続する。 [0026] In FIG. 3, 20 is the main body of the cardiac output monitor unit, to connect the cardiac output measurement catheter 102 and 107 of the exchangeable mold to the outside. カテーテル102 Catheter 102
は、熱希釈法に基づく指示薬注入用及び指示薬温度検出用カテーテルであり、内部には指示薬温度を検出する感温素子103、及び前記感温素子の特性のバラツキを補正する補正抵抗器104から成る指示薬検温プローブ回路115を備える。 Is a indicator injection and indicator temperature detecting catheter based thermal dilution method, consists of the correction resistor 104 to correct variations in the characteristics of the temperature sensing element 103, and the temperature sensitive device detects the indicator temperature inside comprising an indicator thermometry probe circuit 115. そして、この指示薬検温プローブ回路115はコネクタ105及び106を介して心拍出量モニタ部本体の計測部21の注入液温度計測回路124 Then, infusate temperature measuring circuit 124 of the indicator thermometry probe circuit 115 cardiac output monitor main body of the measuring unit 21 via the connector 105 and 106
に電気的に接続され、心拍出量測定の際は心臓の右心房に位置する。 To be electrically connected, during the cardiac output measurement is located in the right atrium of the heart.

【0027】カテーテル107は、血液の温度を検出したり、定電流源回路123からの一定電流によつて加温され血流によつて冷却される感温素子の温度(以下、平衡温度と呼ぶ)を検出する血液温度・平衡温度検出用カテーテルであり、内部には右心房、及び右心室で熱希釈された血液温度を検出するサーミスタ108と前記サーミスタの特性を補正する補正抵抗器109から成る血液検温プローブ回路116、そして熱式流量測定法により血流速変化を平衡温度として検出するサーミスタ110 The catheter 107, and detect the temperature of the blood, the temperature of the temperature-sensitive element are due connexion cooling the blood stream is by connexion heated to a constant current from the constant current source circuit 123 (hereinafter, referred to as the equilibrium temperature ) is blood temperature and the equilibrium temperature detecting catheter for detecting a composed from the right atrium, and the correction resistor 109 for correcting the characteristic of the thermistor and the thermistor 108 for detecting the blood temperature that is thermally diluted in the right ventricle in the interior blood thermometry probe circuit 116 and the thermistor 110 for detecting the blood flow velocity changes as the equilibrium temperature by the thermal type flow measuring method,
(好ましくは自己加温型サーミスタ)から成る平衡温度検温プローブ回路117を備える。 (Preferably self-heating type thermistor) comprises equilibrium temperature thermometric probe circuit 117 consisting of.

【0028】血液検温プローブ回路116及び平衡温度検温プローブ回路117は、コネクタ111及び112 [0028] Blood thermometry probe circuit 116 and the equilibrium temperature thermometric probe circuit 117, connectors 111 and 112
を介して、それぞれ心拍出量モニタ部本体の計測部21 Via a cardiac output monitor main bodies measuring unit 21
の血液温度計測回路125と平衡温度計測回路126に電気的に接続され、心拍出量測定の際は肺動脈に位置し、中枢部の体温を血液温度信号として検出する。 It is connected to the blood temperature measurement circuit 125 and the equilibrium temperature measurement circuit 126 electrically, when cardiac output measurement is located in the pulmonary artery to detect the temperature of the central portion as a blood temperature signal.

【0029】次に、心拍出量モニタ部の動作を説明する。 [0029] Next, the operation of the cardiac output monitor unit.

【0030】心拍出量モニタ部20は、機能の面から以下の如く分けられる。 The cardiac output monitor unit 20 can be divided as follows in terms of function. 即ち、カテーテル102及び10 That is, the catheter 102 and 10
7を介して各種温度計測を実行する計測部21と、計測部21で計測した測定データ等を光学的手段により伝送するオプトアイソレーシヨン通信回路135と、オプトアイソレーシヨン通信回路135を介して入力した測定データに基づいて熱希釈法により間欠的に、あるいは平衡温度測定により連続的に心拍出量を演算し出力するメインCPU部22と、前記メインCPU部22が演算して求めた心拍出量値を外部に出力する外部出力回路15 7 a measurement unit 21 for executing various temperature measurements through the measurement data and the like measured by the measurement unit 21 and the opto-isolation are communication circuit 135 for transmitting the optical means, through the opto isolation are communication circuit 135 a main CPU section 22 intermittently or continuously calculates the cardiac output outputted by the equilibrium temperature measurement by the thermal dilution method based on the input measurement data, heart the main CPU 22 is obtained by calculating external output circuit 15 for outputting a stroke volume value to the outside
1とに分けられる。 It is divided into 1 and.

【0031】計測部21において、注入液温度計測回路124はカテーテル102の開口部から右心房に吐出する指示薬温度を検出し、その温度に対応する電圧信号を出力する。 [0031] In the measuring unit 21, infusate temperature measuring circuit 124 detects the indicator temperature for ejecting the right atrium through the opening of the catheter 102, and outputs a voltage signal corresponding to the temperature. また、血液温度計測回路125は肺動脈において血液温度を検出して、対応する電圧信号を出力し、 Further, the blood temperature measurement circuit 125 detects the blood temperature in the pulmonary artery, and outputs a corresponding voltage signal,
平衡温度計測回路126は、例えば自己加温型のサーミスタに加えた熱量と周囲の血液の流速によつて奪われる熱量との関係から平衡温度を検出し、対応する電圧信号を出力する。 Equilibrium temperature measurement circuit 126 detects, for example, the equilibrium temperature from the relationship between I connexion deprived heat to the flow rate of heat and the surrounding blood was added to the self-heating type thermistor and outputs a corresponding voltage signal.

【0032】メインCPU144はローカルCPU13 The main CPU144 local CPU13
0に対して、ROM145に格納されたプログラムに従い前記各計測回路(注入液温度計測回路124、血液温度計測回路125、平衡温度計測回路126)に計測の実行を指示し、計測動作を制御する信号を送る。 Against 0, the according to a program stored in ROM145 each measuring circuit signal (injectate temperature measurement circuit 124, the blood temperature measurement circuit 125, the equilibrium temperature measurement circuit 126) to instruct the execution of the measurement, the control the measurement operation a letter. RAM RAM
146には制御に必要なデータを一時的に格納する。 Temporarily storing data necessary for control to 146. これらの信号は、後述する伝送形式にてオプトアイソレーシヨン通信回路を介して伝えられる。 These signals are transmitted through the opto isolation are communication circuit at transmission format to be described later. また、ローカルC In addition, local C
PU130は前記各計測回路からの計測データを選択するために、アナログスイツチ127に選択信号を送る。 PU130 is to select the measurement data from the respective measuring circuit, and sends a selection signal to the analog switch 127.
その結果、各計測回路からの計測データはアナログスイツチを介してA/D変換器128に達し、そこでデジタルデータに変換された後ローカルCPU130に取り込まれる。 As a result, measurement data from each measurement circuit reaches the A / D converter 128 via the analog switch, where it is incorporated into the local CPU130 after being converted into digital data. そして、ローカルCPU130は、ROM12 Then, the local CPU130 is, ROM12
9に格納されたプログラムに従い、自己の有するシリアル通信機能により受信データをシリアルデータとしてオプトアイソレーシヨン通信回路135に送る。 In accordance with a program stored in the 9, and sends the received data by serial communication function of the self-in opto isolation are communication circuit 135 as serial data.

【0033】オプトアイソレーシヨン通信回路135 [0033] Opto-isolation are communication circuit 135
は、計測部21とメインCPU部22間のデータの送受信を電気的に完全に絶縁した状態で行ない、計測部21 It is electrically completely done in insulated state transmission and reception of data between the measuring unit 21 and the main CPU 22, the measuring unit 21
側及びメインCPU144側それぞれに、フオトダイオード回路及びフオトトランジスタ回路から成る光送受信回路136,137と、前記光送受信回路を互いに電気的に絶縁させ、両者の信号伝達媒体となる光フアイバグラス138とで構成される。 In the side and the main CPU144 side respectively, the optical transceiver circuit 136 and 137 made of photo-diode circuit and a photo-transistor circuit, said light receiving circuit electrically to insulate each other, the light Fuaibagurasu 138 serving as both a signal transmission medium constructed. 従つて、計測部20の電圧信号とメインCPU部22の電圧信号との電気的接続は完全に遮断され、被験者人体とメインCPU側とは如何なる閉ループも形成されることがないので、安全な計測が行なえる。 Accordance connexion, the electrical connection between the voltage signal and the voltage signal of the main CPU 22 of the measuring part 20 is completely shut off, since never has any closed loop is also formed between the subject body and the main CPU side, safe measurement There can be carried out.

【0034】次に、メインCPU部22の動作を説明する。 [0034] Next, the operation of the main CPU 22. オプトアイソレーシヨン通信回路135からのシリアルデータは、メインCPU144にて受信される。 Serial data from the opto-isolation are communication circuit 135 is received by the main CPU 144. 心拍出量校正手段141は、心拍出量の校正が熱希釈法によつて行なわれる場合を例にとると、冷却された、あるいは暖められた注入液の注入によつて生じる血液の温度変化を計測する前記血液温度計測回路125から、熱希釈された血液温度に関する信号をメインCPU144から受け取る。 Cardiac output calibration means 141, heart rate when cardiac output calibration is taken as an example a case where performed Te cowpea to thermodilution, cooled, or warmed infusate temperature by One to occur blood infusion from the blood temperature measurement circuit 125 for measuring the change, it receives a signal about the heat diluted blood temperature from the main CPU 144. 同時に心拍出量校正手段141は、スチユワート・ハミルトンの式に基づいて注入液温度、注入液比熱、注入液比重、血液比重、血液比熱、及び熱希釈された血液温度から熱希釈心拍出量を演算し、結果を校正時心拍出量信号として校正時信号記憶手段142に出力する。 Cardiac output calibration means 141 at the same time, the injection liquid temperature based on equation Suchiyuwato Hamilton, infusate specific heat, infusate gravity, blood density, thermodilution cardiac output from the blood specific heat, and thermal diluted blood temperature It calculates the outputs results to the calibration time of the signal storage unit 142 as a correction-time cardiac output signals. 尚、重篤な患者で熱希釈法による指示薬の注入が行なえない場合には、サムホイールスイツチやデジタルスイツチ等の設定スイツチ、並びにキーボードより成る心拍出量入力手段150により相応の心拍出量の値が入力され、校正時の心拍出量値として校正時信号記憶手段142に出力するという方法を採る。 Incidentally, in the absence perform the injection of the indicator by the thermal dilution method in critically ill patients, thumbwheel Sui Tutsi and digital Sui Tutsi settings such switch, as well as cardiac output commensurate with cardiac output input means 150 consisting of a keyboard values ​​are inputted, taking a method of outputting the calibration-time signal storage means 142 as a cardiac output value at the time of calibration.

【0035】校正時信号記憶手段142は、熱希釈法による心拍出量値、あるいは前記心拍出量入力手段150 The calibration time of the signal storage unit 142, cardiac output value by the thermal dilution method, or the cardiac output input means 150
によつて入力された心拍出量値を校正時心拍出量として記憶保持すると共に、血液温度計測回路125からの血液温度信号と平衡温度計測回路126からの平衡温度信号を、それぞれ校正時血液温度、校正時平衡温度として保持記憶する。 Stores hold by connexion input stroke volume value as the calibration time of cardiac output, the equilibrium temperature signal from the blood temperature signal and the equilibrium temperature measurement circuit 126 from the blood temperature measurement circuit 125, during each calibration blood temperature, retains stored as calibration at equilibrium temperature. そして、連続心拍出量演算手段143から要求があつた場合、記憶保持したデータを出力する。 Then, if the request has been made from the continuous cardiac output calculating unit 143, and outputs the data stored and held.

【0036】連続心拍出量演算手段143は、前記校正時信号記憶手段142が記憶保持している校正時心拍出量、校正時血液温度、校正時平衡温度、並びに計測時の血液温度、計測時の平衡温度とから、以下の[5]式に基づいて連続心拍出量を演算する。 [0036] Continuous cardiac output calculating unit 143, the correction-time signal storage unit 142 is calibrated during cardiac output that stored and held, during calibration blood temperature, calibration at equilibrium temperature, and blood temperature during measurement, from an equilibrium temperature during measurement, it computes the continuous cardiac output based on the following [5] expression.

【0037】 CO=CO CAL ×((Tt R −K・(TB −TB CAL )) / Tt CAL ) 1/A …[5] ここで、CO:心拍出量、CO CAL :校正時の心拍出量T [0037] CO = CO CAL × ((Tt R -K · (TB -TB CAL)) / Tt CAL) 1 / A ... [5] Here, CO: cardiac output, CO CAL: mind at the time of calibration stroke volume T
R :計測時の平衡温度、TB: 血液温度TB CAL :校正時の血液温度、K: 温度補正定数Tt CAL :校正時の平衡温度、A: 定数である。 t R: equilibrium temperature at the time of measurement, TB: blood temperature TB CAL: blood temperature at the time of calibration, K: temperature correction constant Tt CAL: equilibrium temperature at the time of calibration, A: is a constant.

【0038】上記[5]式より、校正時からの血液温度変化に伴う平衡温度変化の補正も成されていることがわかる。 [0038] than the [5] where it can be seen that have been made also corrected equilibrium temperature change due to blood temperature change from the time of calibration. 従つて、血流速の絶対値を計測しなくても、連続的に高精度な心拍出量の測定が可能となる。 Accordance connexion, without measuring the absolute value of the blood flow velocity, it is possible to continuously measure the accurate cardiac output.

【0039】以上の構成において、計測時並びに校正時の中枢部の体温(肺動脈中での血液温度)、加温が行なわれ血流により冷却され平衡状態に達したときの平衡温度、及び心拍出量が得られ、血流速の変化を温度変化として検出しその温度変化情報から直接心拍出量の変化を求め、実験的にプローブ出力に合わせた関数、パラメータによつて演算することにより、血流速の絶対値を計測せずに連続的に心拍出量の測定が行なえるようにしたものである。 [0039] In the above configuration, (blood temperature in the pulmonary artery) temperature of the central portion of the time of measurement and during calibration, the equilibrium temperature at which equilibrium is reached is cooled by heating is performed bloodstream, and heart volume is obtained, determine the change in the direct cardiac output changes in blood flow velocity from the detected temperature change information as a temperature change, a function tailored to experimentally probe output, by by connexion calculation to the parameter , in which continuous measurement of cardiac output absolute value without measurement of blood flow velocity was so performed.

【0040】<酸素飽和度モニタ部の構成例>図4は酸素飽和度モニタ部の一構成例を示すブロツク図である。 [0040] Figure 4 <configuration example of the oxygen saturation monitor unit> is a block diagram showing a configuration example of an oxygen saturation monitor.

【0041】図において、211は肺動脈等に留置され血液中での光の反射光強度を測定するためのカテーテルである。 [0041] In Figure, 211 is a catheter for measuring the reflected light intensity of light at the left in the pulmonary artery and the like in blood. 212はパルスタイミング回路で、LED駆動回路213にLED214(241と242)の駆動タイミング信号を出力するとともに、各LEDより発光される波長の異なる光よりの反射光強度をサンプリングするためのタイミング信号をサンプル・ホールド回路21 212 is a pulse timing circuit outputs a driving timing signal to the LED drive circuit 213 LEDs 214 (241 and 242), a timing signal for sampling the reflected light intensity than lights of different wavelengths emitted from the LED sample-and-hold circuit 21
8に出力している。 Is output to 8. 213はLED駆動回路で、パルスタイミング回路212よりのタイミング信号により、L 213 is a LED driver circuit, the timing signal from the pulse timing circuit 212, L
ED214の2つのLED241と242のいずれかを駆動して発光させている。 And emit light by driving one of two LED241 and 242 of ED214. 214は660nmの波長の光と805nmの波長の光とを出力することができる発光ダイオード(LED)で、ここではLED241( 波長が660nm ) とLED242( 波長が805nm)の2つで構成している。 214 is constituted by a light emitting diode capable of outputting the light of the wavelength of light and 805nm of 660nm wavelength (LED), 2 single LED241 (wavelength 660nm) and LED 242 (wavelength 805nm) here . こうして各LEDから発せられる波長の異なる光は、光カプラで結合されて1本の光フアイバにまとめられ、カテーテル211に送られる。 Thus light having different wavelengths emitted from the LED are combined by the optical coupler are combined into one optical fiber is fed into the catheter 211.

【0042】なお、LED214を、例えば駆動電圧などを変化させることによりその出力光の波長を660n [0042] Incidentally, 660N wavelength of the output light by changing the like the LEDs 214, for example, the drive voltage
mと805nmとの間で変更できるLEDとすると、1 When LED can be changed between m and 805 nm, 1
つのLEDで代用できる。 One of can be replaced by LED.

【0043】215はカテーテル211と酸素飽和度モニタ部本体とを接続する接続部で、カテーテル211と本体とは光ケーブル228で接続されている。 [0043] 215 is a connection unit for connecting the catheter 211 and the oxygen saturation monitor main body, are connected by optical cable 228 and catheter 211 and the body. 216は光電変換部とプリアンプとが一体化された部分で、カテーテル211よりの反射光を入力して、その入力光の強度に対応した電気信号を出力している。 216 is a portion where the a preamplifier photoelectric conversion unit are integrated, by entering the light reflected from the catheter 211, and outputs an electric signal corresponding to the intensity of the input light. 217はメインアンプで、光電変換部216よりの電気信号を更に増幅している。 217 is the main amplifier, and further amplifies the electric signal from the photoelectric conversion unit 216. サンプルホールド回路218は、パルスタイミング回路212よりのタイミング信号を入力し、そのタイミング信号に同期してメインアンプ部217よりのアナログ信号をサンプルホールドする。 Sample-and-hold circuit 218 receives a timing signal from the pulse timing circuit 212 samples and holds the analog signal from the main amplifier 217 in synchronism with the timing signal.

【0044】なお、LED214より発光される各波長の光は、互いに時間的な重なりが生じないようにパルスタイミング回路212よりのタイミング信号で制御されているため、サンプルホールド回路218では各波長に対する反射光強度を独立してホールドすることができる。 [0044] The light of each wavelength is emitted from the LEDs 214, since it is controlled by a timing signal from the pulse timing circuit 212 so as not to cause temporal overlapping with each other, reflected against the sample and hold the circuit 218 each wavelength it can be held independently of light intensity. こうしてサンプルホールドされた信号は、フイルタ回路219によりノイズ成分がフイルタリングされた後、制御部32に出力される。 Thus sampled and held signal is subjected to noise component is filtering by filter circuit 219, is output to the control unit 32.

【0045】制御部32では、フイルタ回路219よりのアナログ信号をA/Dコンバータ222によりデジタル信号に変換してCPU回路221に入力している。 [0045] The control unit 32, is input to the CPU circuit 221 the analog signal from the filter circuit 219 is converted by the A / D converter 222 into a digital signal. 制御部32はパルスタイミング回路212よりのタイミング信号233,234を入力しており、これによりA/ The control unit 32 is to input timing signals 233 and 234 of the pulse timing circuit 212, thereby A /
Dコンバータ222より入力したデジタル信号が、いずれよりのどの波長に対する反射光強度であるかを判別することができる。 Digital signal input from the D converter 222, it is possible to determine whether the reflected light intensity versus wavelength of one from the throat. ここでは、例えばタイミング信号23 Here, for example, the timing signal 23
3は波長が660nmの光に対する反射光強度の入力タイミングを示し、タイミング信号234は波長805n 3 shows the input timing of the reflected light intensity wavelength for 660nm light, the timing signal 234 wavelength 805n
mの光に対する反射光強度の入力タイミングを示している。 It shows an input timing of the reflected light intensity for the light of m.

【0046】221はマイクロプロセツサなどを含むC [0046] 221 including microprocessor C
PU回路で、ROM224に記憶されている制御プログラムや各種データに従つて制御を行つている。 In PU circuit, Gyotsu the Supporting connexion controlled by the control program and various data stored in the ROM 224. 225はCPU回路のワークエリアとして使用され、各種データを一時保存するRAMである。 225 is used as a work area for the CPU circuit, a RAM for storing various data time. 228は、例えば外部出力端子を通して接続されている外部装置に測定データなどを出力するための外部出力回路である。 228, for example, an external output circuit for outputting the measured data to an external device connected through an external output terminal.

【0047】酸素と結合していないヘモグロビンの吸光特性と酸素と結合しているヘモグロビンの吸光特性との差が大きくなるときと、これら2つの特性の差が“0” [0047] and when the difference between the light absorption characteristic of hemoglobin bonded light absorption characteristics of hemoglobin not bonded with oxygen and oxygen increases, the difference between these two properties "0"
になるときとに、それぞれに対応する波長は660n In the case to be a wavelength corresponding to each 660n
m,805nmとなつている。 m, and summer and 805nm. 従つて、これら2つの波長のそれぞれを血液中に照射し、その反射光を検出して、その比を取ることにより、血液中の酸素飽和度を求めることができる。 Accordance connexion, each of these two wavelengths is irradiated to the blood, and detecting the reflected light, by taking the ratio, it is possible to determine the oxygen saturation in the blood.

【0048】<プローブの構成例>図5はプローブ50 [0048] <Configuration example of a probe> Fig. 5 is a probe 50
の構成例を示す図である。 It is a diagram illustrating a configuration example of a. 本プローブは、心拍出量測定用カテーテル107と、酸素飽和度モニタ用カテーテル211とを1つにまとめて含むもので、光照射用の光フアイバや血液中で反射されて入射される光を取り入れるための光入射用の光フアイバ等を一体化したものである。 The probe, the cardiac output measurement catheter 107, and a oxygen saturation monitoring catheter 211 as it contains together into one, the light incident is reflected by the optical fiber and blood for light irradiation it is obtained by integrating the optical fibers or the like for the light incident to incorporate. このプローブ50は、例えば肺動脈等に挿入されて、連続的に心拍出量及び血液の酸素飽和度が測定される。 The probe 50, for example, is inserted into the pulmonary artery or the like, the oxygen saturation of the continuous cardiac output and blood is measured.

【0049】 [0049]

【発明の効果】本発明により、酸素の需給バランスをより確実に把握でき、術中,術後の患者管理に有用な患者監視システムを提供できる。 According to the present invention, the supply-demand balance of oxygen can more surely grasp, intraoperative, can provide a useful patient monitoring system management of patients after surgery.

【0050】すなわち、連続的に酸素飽和度値と心拍出量を単一のプローブでモニタできる。 [0050] That is, it continuously monitors the oxygen saturation value and the cardiac output with a single probe. また、混合静脈血酸素飽和度(SvO 2 )と心拍出量の連続情報と、ヘモグロビン濃度および動脈血酸素飽和度の入力情報とから酸素消費量を連続的に算出できる。 Further, the mixed venous blood oxygen saturation and (SvO 2) a continuous information in cardiac output can be continuously calculated oxygen consumption from the input information of the hemoglobin concentration and arterial oxygen saturation. さらに、パルスオキシメータ等から動脈血酸素飽和度を連続的に入力することにより、酸素消費量をより正確にモニタでき、また酸素摂取率も算出できる。 Further, by the pulse oximeter or the like continuously enter the arterial oxygen saturation, can more accurately monitor the oxygen consumption, it can also be calculated the oxygen uptake rate.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【図1】本実施例の患者監視システムの構成を示すブロック図である。 1 is a block diagram showing the configuration of a patient monitoring system of the present embodiment.

【図2】メインCPU回路の制御手順を示すフローチヤートである。 2 is a flow chart showing the control procedure of the main CPU circuit.

【図3】心拍出量モニタ部の一構成例のブロツク図である。 3 is a block diagram of an example of the configuration of the cardiac output monitor.

【図4】酸素飽和度モニタ部の一構成例を示すブロツク図である。 4 is a block diagram showing a configuration example of an oxygen saturation monitor.

【図5】プローブの構成例を示す図である。 5 is a diagram showing a configuration of a probe.

【符合の説明】 Description of the sign]

10…酸素消費量演算部、20…心拍出量モニタ部、3 10 ... oxygen consumption calculation unit, 20 ... cardiac output monitor unit, 3
0…酸素飽和度モニタ部、40…電源部、50…プローブ 0 ... oxygen saturation monitor, 40 ... power unit, 50 ... probe

フロントページの続き (56)参考文献 特開 平2−134132(JP,A) 特開 平2−111343(JP,A) 特開 平2−13450(JP,A) 特開 昭64−11531(JP,A) 特開 平1−146524(JP,A) (58)調査した分野(Int.Cl. 7 ,DB名) A61B 5/145 A61B 5/00 102 A61B 5/0205 Following (56) references of the front page Patent flat 2-134132 (JP, A) JP flat 2-111343 (JP, A) JP flat 2-13450 (JP, A) JP Akira 64-11531 (JP , a) JP flat 1-146524 (JP, a) (58 ) investigated the field (Int.Cl. 7, DB name) A61B 5/145 A61B 5/00 102 A61B 5/0205

Claims (5)

    (57)【特許請求の範囲】 (57) [the claims]
  1. 【請求項1】 混合静脈血の酸素飽和度値を連続的に測定する酸素飽和度測定手段と、 連続的に心拍出量を測定する心拍出量測定手段と、 動脈血酸素飽和度値とヘモグロビン濃度とを入力するパラメータ入力手段と、 前記酸素飽和度測定手段により求められた混合静脈血の前記酸素飽和度値と、前記心拍出量測定手段により求められた前記心拍出量値と、前記パラメータ入力手段により入力された前記動脈血酸素飽和度値及びヘモグロビン濃度とから連続的に酸素消費量を算出する酸素消費量算出手段とを備えることを特徴とする患者監視システム。 And 1. A oximetry means the oxygen saturation value of the mixed venous blood is continuously measured, and cardiac output measuring means for measuring the continuous cardiac output, and arterial oxygen saturation value a parameter input means for inputting and hemoglobin concentration, and the oxygen saturation value of the mixed venous blood obtained by said oxygen saturation measuring device, and the cardiac output value determined by said cardiac output measuring means , patient monitoring system, comprising an oxygen consumption amount calculating means for calculating a continuous oxygen consumption from said arterial blood oxygen saturation values ​​and hemoglobin concentrations input by the parameter input means.
  2. 【請求項2】 前記酸素飽和度測定手段により求められた混合静脈血の前記酸素飽和度値と、前記パラメータ入力手段により入力された前記動脈血酸素飽和度値とから連続的に酸素摂取率を算出する酸素摂取率算出手段を更に備えることを特徴とする請求項1記載の患者監視システム。 Calculating a wherein said oxygen saturation value of the mixed venous blood obtained by said oxygen saturation measuring device, continuously oxygen uptake rate from the arterial blood oxygen saturation value and the inputted by said parameter input means further patient monitoring system according to claim 1, characterized in that it comprises an oxygen uptake rate calculating means for.
  3. 【請求項3】 酸素飽和度測定手段は2つの異なる波長の光の血液への照射に対する反射光強度の比に基づいて連続的に血液の酸素飽和度を測定することを特徴とする請求項1記載の患者監視システム。 3. A process according to claim 1 oxygen saturation measuring means, characterized in that to measure continuously the oxygen saturation of the blood based on the ratio of reflected light intensity with respect to the irradiation of the two different wavelengths of light of the blood patient monitoring system described.
  4. 【請求項4】 心拍出量測定手段は校正時の血液温度, 4. A cardiac output measuring means blood temperature at the time of calibration,
    血流速に依存する平衡温度及び熱希釈法により求めた心拍出量に基づいて、測定時の血液温度と血流速に依存する平衡温度とから連続的に心拍出量を測定することを特徴とする請求項1記載の患者監視システム。 Based on cardiac output determined by equilibrium temperature and thermodilution depends on the blood flow rate, continuously measuring cardiac output from the equilibrium temperature which depends on the blood temperature and blood flow rate at the time of measurement patient monitoring system of claim 1, wherein.
  5. 【請求項5】 前記酸素飽和度測定手段と前記心拍出量測定手段とに必要な信号を検出して供給する単一のプローブを更に備えることを特徴とする請求項1記載の患者監視システム。 Wherein said oxygen saturation measuring means and said cardiac output measuring means and the patient monitoring system according to claim 1, further comprising a single probe supplied by detecting a signal required for .
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Cited By (25)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7650177B2 (en) 2005-09-29 2010-01-19 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same
US7657295B2 (en) 2005-08-08 2010-02-02 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US7676253B2 (en) 2005-09-29 2010-03-09 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US7684842B2 (en) 2006-09-29 2010-03-23 Nellcor Puritan Bennett Llc System and method for preventing sensor misuse
US7796403B2 (en) 2006-09-28 2010-09-14 Nellcor Puritan Bennett Llc Means for mechanical registration and mechanical-electrical coupling of a faraday shield to a photodetector and an electrical circuit
US7869849B2 (en) 2006-09-26 2011-01-11 Nellcor Puritan Bennett Llc Opaque, electrically nonconductive region on a medical sensor
US7881762B2 (en) 2005-09-30 2011-02-01 Nellcor Puritan Bennett Llc Clip-style medical sensor and technique for using the same
US7894869B2 (en) 2007-03-09 2011-02-22 Nellcor Puritan Bennett Llc Multiple configuration medical sensor and technique for using the same
US7899510B2 (en) 2005-09-29 2011-03-01 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US8073518B2 (en) 2006-05-02 2011-12-06 Nellcor Puritan Bennett Llc Clip-style medical sensor and technique for using the same
US8145288B2 (en) 2006-08-22 2012-03-27 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same
US8190225B2 (en) 2006-09-22 2012-05-29 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same
US8219170B2 (en) 2006-09-20 2012-07-10 Nellcor Puritan Bennett Llc System and method for practicing spectrophotometry using light emitting nanostructure devices
US8265724B2 (en) 2007-03-09 2012-09-11 Nellcor Puritan Bennett Llc Cancellation of light shunting
US8280469B2 (en) 2007-03-09 2012-10-02 Nellcor Puritan Bennett Llc Method for detection of aberrant tissue spectra
US8311602B2 (en) 2005-08-08 2012-11-13 Nellcor Puritan Bennett Llc Compliant diaphragm medical sensor and technique for using the same
US8315685B2 (en) 2006-09-27 2012-11-20 Nellcor Puritan Bennett Llc Flexible medical sensor enclosure
US8346328B2 (en) 2007-12-21 2013-01-01 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same
US8352009B2 (en) 2005-09-30 2013-01-08 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same
US8352004B2 (en) 2007-12-21 2013-01-08 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same
US8386002B2 (en) 2005-09-30 2013-02-26 Covidien Lp Optically aligned pulse oximetry sensor and technique for using the same
US8396527B2 (en) 2006-09-22 2013-03-12 Covidien Lp Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same
US8528185B2 (en) 2005-08-08 2013-09-10 Covidien Lp Bi-stable medical sensor and technique for using the same
US8649839B2 (en) 1996-10-10 2014-02-11 Covidien Lp Motion compatible sensor for non-invasive optical blood analysis
US8728059B2 (en) 2006-09-29 2014-05-20 Covidien Lp System and method for assuring validity of monitoring parameter in combination with a therapeutic device

Cited By (33)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8649839B2 (en) 1996-10-10 2014-02-11 Covidien Lp Motion compatible sensor for non-invasive optical blood analysis
US7738937B2 (en) 2005-08-08 2010-06-15 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US7657295B2 (en) 2005-08-08 2010-02-02 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US8311602B2 (en) 2005-08-08 2012-11-13 Nellcor Puritan Bennett Llc Compliant diaphragm medical sensor and technique for using the same
US7684843B2 (en) 2005-08-08 2010-03-23 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US8528185B2 (en) 2005-08-08 2013-09-10 Covidien Lp Bi-stable medical sensor and technique for using the same
US7904130B2 (en) 2005-09-29 2011-03-08 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US7729736B2 (en) 2005-09-29 2010-06-01 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US7676253B2 (en) 2005-09-29 2010-03-09 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US7869850B2 (en) 2005-09-29 2011-01-11 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same
US7650177B2 (en) 2005-09-29 2010-01-19 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same
US8060171B2 (en) 2005-09-29 2011-11-15 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same
US7899510B2 (en) 2005-09-29 2011-03-01 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US8965473B2 (en) 2005-09-29 2015-02-24 Covidien Lp Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same
US7881762B2 (en) 2005-09-30 2011-02-01 Nellcor Puritan Bennett Llc Clip-style medical sensor and technique for using the same
US8386002B2 (en) 2005-09-30 2013-02-26 Covidien Lp Optically aligned pulse oximetry sensor and technique for using the same
US8352009B2 (en) 2005-09-30 2013-01-08 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same
US8073518B2 (en) 2006-05-02 2011-12-06 Nellcor Puritan Bennett Llc Clip-style medical sensor and technique for using the same
US8145288B2 (en) 2006-08-22 2012-03-27 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same
US8577436B2 (en) 2006-08-22 2013-11-05 Covidien Lp Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same
US8219170B2 (en) 2006-09-20 2012-07-10 Nellcor Puritan Bennett Llc System and method for practicing spectrophotometry using light emitting nanostructure devices
US8190225B2 (en) 2006-09-22 2012-05-29 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same
US8396527B2 (en) 2006-09-22 2013-03-12 Covidien Lp Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same
US7869849B2 (en) 2006-09-26 2011-01-11 Nellcor Puritan Bennett Llc Opaque, electrically nonconductive region on a medical sensor
US8315685B2 (en) 2006-09-27 2012-11-20 Nellcor Puritan Bennett Llc Flexible medical sensor enclosure
US7796403B2 (en) 2006-09-28 2010-09-14 Nellcor Puritan Bennett Llc Means for mechanical registration and mechanical-electrical coupling of a faraday shield to a photodetector and an electrical circuit
US8728059B2 (en) 2006-09-29 2014-05-20 Covidien Lp System and method for assuring validity of monitoring parameter in combination with a therapeutic device
US7684842B2 (en) 2006-09-29 2010-03-23 Nellcor Puritan Bennett Llc System and method for preventing sensor misuse
US7894869B2 (en) 2007-03-09 2011-02-22 Nellcor Puritan Bennett Llc Multiple configuration medical sensor and technique for using the same
US8280469B2 (en) 2007-03-09 2012-10-02 Nellcor Puritan Bennett Llc Method for detection of aberrant tissue spectra
US8265724B2 (en) 2007-03-09 2012-09-11 Nellcor Puritan Bennett Llc Cancellation of light shunting
US8352004B2 (en) 2007-12-21 2013-01-08 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same
US8346328B2 (en) 2007-12-21 2013-01-01 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same

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