JP3159955B2 - 成分濃度決定方法および装置 - Google Patents
成分濃度決定方法および装置Info
- Publication number
- JP3159955B2 JP3159955B2 JP09928598A JP9928598A JP3159955B2 JP 3159955 B2 JP3159955 B2 JP 3159955B2 JP 09928598 A JP09928598 A JP 09928598A JP 9928598 A JP9928598 A JP 9928598A JP 3159955 B2 JP3159955 B2 JP 3159955B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- component
- signal
- value
- determining
- average
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
- A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
- G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
- G01N21/314—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths
- G01N21/3151—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths using two sources of radiation of different wavelengths
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、人間の組織により
反射された、または人間の組織を通して伝えられた少な
くとも二つの所定波長の電磁波の強さに基づき、成分の
濃度を決定するための、例えば動脈血の酸素飽和度を決
定するための方法および装置に関する。
反射された、または人間の組織を通して伝えられた少な
くとも二つの所定波長の電磁波の強さに基づき、成分の
濃度を決定するための、例えば動脈血の酸素飽和度を決
定するための方法および装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】本発明による方法および装置に関して、
例えば酸素飽和度の測定および計算に有利に使用できる
従来の技術を説明する。
例えば酸素飽和度の測定および計算に有利に使用できる
従来の技術を説明する。
【０００３】酸素飽和度は、患者の状態を評価するのに
臨床的に非常に適切なパラメータである。特に手術室で
は、血液の酸素飽和度は、患者状態、その酸素の供給、
および他の生理学的因子を示す。
臨床的に非常に適切なパラメータである。特に手術室で
は、血液の酸素飽和度は、患者状態、その酸素の供給、
および他の生理学的因子を示す。
【０００４】患者の酸素飽和度の、非常に精密な値を得
る一つの可能性は、血液試料を採取し、これを血液ガス
分析器で分析することである。この方法は非常に精密で
あるが、侵入的方法であり、これを頻繁に行うことはで
きない、すなわち連続監視ができないということを意味
する。したがって、酸素飽和値の重要な変化を見落とす
ことがある。よって、この侵入的方法は患者を監視する
のに好ましい方法ではないことが理解される。
る一つの可能性は、血液試料を採取し、これを血液ガス
分析器で分析することである。この方法は非常に精密で
あるが、侵入的方法であり、これを頻繁に行うことはで
きない、すなわち連続監視ができないということを意味
する。したがって、酸素飽和値の重要な変化を見落とす
ことがある。よって、この侵入的方法は患者を監視する
のに好ましい方法ではないことが理解される。
【０００５】故に、酸素飽和度を非侵入的に測定するこ
とが非常に望まれる。これはパルス酸素計測法といわれ
る方法により行うことができる。
とが非常に望まれる。これはパルス酸素計測法といわれ
る方法により行うことができる。
【０００６】パルス酸素計は通常、波長の異なる二つ以
上の光源を備えている。光は人間の身体に照射され、身
体から伝えられた光の強さ、または反射された光の強さ
が測定される。さらに一般的に言えば、「光」は可視ス
ペクトル内の電磁波を意味するだけではない。例えば、
最も普通の酸素計は、可視スペクトル内の一つの波長、
および赤外スペクトル内の他の波長を使用している。こ
のようなパルス酸素計については、例えばＳ．Ｋａｅｓ
ｔｌｅ，Ｆ．Ｎｏｌｌｅｒ等がヒューレット・パッカー
ド・ジャーナルの１９９７年２月に、「パルス酸素計測
法用センサの新しいファミリー」という表題で説明して
いる。
上の光源を備えている。光は人間の身体に照射され、身
体から伝えられた光の強さ、または反射された光の強さ
が測定される。さらに一般的に言えば、「光」は可視ス
ペクトル内の電磁波を意味するだけではない。例えば、
最も普通の酸素計は、可視スペクトル内の一つの波長、
および赤外スペクトル内の他の波長を使用している。こ
のようなパルス酸素計については、例えばＳ．Ｋａｅｓ
ｔｌｅ，Ｆ．Ｎｏｌｌｅｒ等がヒューレット・パッカー
ド・ジャーナルの１９９７年２月に、「パルス酸素計測
法用センサの新しいファミリー」という表題で説明して
いる。
【０００７】酸素飽和度測定の理論に関するさらなる詳
細については、この主題に関する以前の出版物、例えば
米国特許第４，１６７，３３１号または欧州公開特許公
報（Ａ）第２６２７７８号に記されている。（後者の資
料は理論を完全に分析している。）
細については、この主題に関する以前の出版物、例えば
米国特許第４，１６７，３３１号または欧州公開特許公
報（Ａ）第２６２７７８号に記されている。（後者の資
料は理論を完全に分析している。）
【０００８】パルス酸素計測法で受信した強さは、時間
によって変わる重ね合わせ（重畳）を示している。さら
に、既知の方法は、酸素飽和度を受信した強さのピーク
値に関して計算する。加えて、前記既知の方法は、受信
した強さに、電磁波を送信および受信するのに用いられ
ているＬＥＤおよびホトダイオードの、例えば試験試料
としての指に対する変位により生ずるいわゆる「運動人
工生成物（motion artifacts）」が重畳しているとき、
精密な飽和計算を行うことができない。したがって、動
脈酸素飽和度を決定する既知の方法は、受信した強さの
時間によって変わる重畳のため不正確であり、同じまた
は高い周波数の交番信号時間スペクトルに影響されやす
く、既知の決定法はこの場合有効な結果を得ない。
によって変わる重ね合わせ（重畳）を示している。さら
に、既知の方法は、酸素飽和度を受信した強さのピーク
値に関して計算する。加えて、前記既知の方法は、受信
した強さに、電磁波を送信および受信するのに用いられ
ているＬＥＤおよびホトダイオードの、例えば試験試料
としての指に対する変位により生ずるいわゆる「運動人
工生成物（motion artifacts）」が重畳しているとき、
精密な飽和計算を行うことができない。したがって、動
脈酸素飽和度を決定する既知の方法は、受信した強さの
時間によって変わる重畳のため不正確であり、同じまた
は高い周波数の交番信号時間スペクトルに影響されやす
く、既知の決定法はこの場合有効な結果を得ない。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、成分
の濃度、例えば動脈酸素飽和度を、人間の組織により反
射された、または人間の組織を通して伝えられた少なく
とも二つの所定波長の電磁波の強さに基づき、精密にか
つ影響を受けにくい決定を行う方法および装置を提供す
ることである。
の濃度、例えば動脈酸素飽和度を、人間の組織により反
射された、または人間の組織を通して伝えられた少なく
とも二つの所定波長の電磁波の強さに基づき、精密にか
つ影響を受けにくい決定を行う方法および装置を提供す
ることである。
【００１０】
【００１１】
【課題を解決するための手段】本発明の目的は、請求項
１〜４による方法の他、請求項５〜７による装置によっ
て達成される。
１〜４による方法の他、請求項５〜７による装置によっ
て達成される。
【００１２】
【００１３】第１の形態によれば、本発明は、人間の組
織により反射された、または人間の組織を通して伝えら
れた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから、成
分の濃度を決定する方法が提供される。該方法は下に記
すステップを備えている。
織により反射された、または人間の組織を通して伝えら
れた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから、成
分の濃度を決定する方法が提供される。該方法は下に記
すステップを備えている。
【００１４】受信した電磁波の強さを少なくとも１つの
第１および第２の信号（Ｌ１［ｉ］、Ｌ２［ｉ］）に変
換するステップと、前記第１の信号の連続した第１の一
時平均値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）を形成するステップと、
前記第２の信号の連続した第２の一時平均値（Ｌ２ａｖ
ｇ［ｉ］）を形成するステップと、前記第１の信号（Ｌ
１［ｉ］）および前記第１の一時平均値（Ｌ１ａｖｇ
［ｉ］）から連続的に決定される第１の交番成分（ＡＣ
１［ｉ］）、または前記第２の信号（Ｌ２［ｉ］）およ
び前記第２の一時平均値（Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）から連続
的に決定される第２の交番成分（ＡＣ２［ｉ］）のゼロ
通過に近い領域を除き、前記第１の信号（Ｌ１
［ｉ］）、前記第２の信号（Ｌ２［ｉ］）、前記第１の
一時平均値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）および前記第２の一時
平均値（Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）を用いて、等式Ｒ［ｉ］＝
ｌｎ（Ｌ１［ｉ］／Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）／ｌｎ（Ｌ２
［ｉ］／Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）によって連続比（Ｒ
［ｉ］）を決定するステップと、前記連続比（Ｒ
［ｉ］）から成分の濃度を得るステップ。
第１および第２の信号（Ｌ１［ｉ］、Ｌ２［ｉ］）に変
換するステップと、前記第１の信号の連続した第１の一
時平均値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）を形成するステップと、
前記第２の信号の連続した第２の一時平均値（Ｌ２ａｖ
ｇ［ｉ］）を形成するステップと、前記第１の信号（Ｌ
１［ｉ］）および前記第１の一時平均値（Ｌ１ａｖｇ
［ｉ］）から連続的に決定される第１の交番成分（ＡＣ
１［ｉ］）、または前記第２の信号（Ｌ２［ｉ］）およ
び前記第２の一時平均値（Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）から連続
的に決定される第２の交番成分（ＡＣ２［ｉ］）のゼロ
通過に近い領域を除き、前記第１の信号（Ｌ１
［ｉ］）、前記第２の信号（Ｌ２［ｉ］）、前記第１の
一時平均値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）および前記第２の一時
平均値（Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）を用いて、等式Ｒ［ｉ］＝
ｌｎ（Ｌ１［ｉ］／Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）／ｌｎ（Ｌ２
［ｉ］／Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）によって連続比（Ｒ
［ｉ］）を決定するステップと、前記連続比（Ｒ
［ｉ］）から成分の濃度を得るステップ。
【００１５】本発明の方法によって得られた連続比およ
びＳｐ０２（酸素飽和度）値は、全パルス周期より長い
期間安定であり、それらの散乱は、心拡張期領域に達し
ても低い。本発明による方法はまた、決定された第１お
よび第２の交番成分のゼロ通過に基づき、潅流の脈拍数
を決定することも可能である。潅流が低いときおよび別
の妨害が発生したとき、脈拍数およびＳｐ０２の決定に
隙間がしばしば生ずる既知の方法とは対照的に、本発明
による方法は、散乱幅の小さい、したがって標準偏差の
小さい連続値を、または１パルス長にわたり平均化され
た、散乱幅の小さい値、を連続的に得ることができる。
びＳｐ０２（酸素飽和度）値は、全パルス周期より長い
期間安定であり、それらの散乱は、心拡張期領域に達し
ても低い。本発明による方法はまた、決定された第１お
よび第２の交番成分のゼロ通過に基づき、潅流の脈拍数
を決定することも可能である。潅流が低いときおよび別
の妨害が発生したとき、脈拍数およびＳｐ０２の決定に
隙間がしばしば生ずる既知の方法とは対照的に、本発明
による方法は、散乱幅の小さい、したがって標準偏差の
小さい連続値を、または１パルス長にわたり平均化され
た、散乱幅の小さい値、を連続的に得ることができる。
【００１６】さらに他の形態によれば、本発明は、人間
の組織により反射された、または人間の組織を通して伝
えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さか
ら、成分の濃度を決定する方法が提供され、その方法は
以下に記すステップを備えている。
の組織により反射された、または人間の組織を通して伝
えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さか
ら、成分の濃度を決定する方法が提供され、その方法は
以下に記すステップを備えている。
【００１７】受信した電磁波の強さを少なくとも１つの
第１および第２の信号（Ｌ１［ｉ］、Ｌ２［ｉ］）に変
換するステップと、前記第１の信号の連続した第１の一
時平均値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）を形成するステップと、
前記第２の信号の連続した第２の一時平均値（Ｌ２ａｖ
ｇ［ｉ］）を形成するステップと、前記第１の信号およ
び前記第１の一時平均値から第１の交番成分（ＡＣ１
［ｉ］）を連続的に決定するステップと、前記第２の信
号および前記第２の一時平均値から第２の交番成分（Ａ
Ｃ２［ｉ］）を連続的に決定するステップと、前記２つ
の交番成分の連続差値（ΔＡＣ［ｉ］）を決定するステ
ップと、前記第１の一時平均値を前記連続差値のサブ周
期にわたり積分することにより第１の積分平均値（Ｌ１
ａｖｇ［Ｔ／２］）を決定するステップと、前記第２の
一時平均値を前記サブ周期にわたり積分することにより
第２の積分平均値（Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／２］）を決定する
ステップと、前記第１の交番成分または前記第２の交番
成分を前記サブ周期にわたり積分することにより積分交
番成分（ＡＣ１［Ｔ／２］、ＡＣ２［Ｔ／２］）を決定
するステップと、前記連続差値を前記サブ周期にわたり
積分することにより積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）を決
定するステップと、を備え、前記瞬時的第１または第２
の交番成分が妨害を受けていると判定されれば、前記積
分差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）、決定された前記積分交番
成分が妨害を受けていないと判定された先行サブ周期中
に決定された積分交番成分（ＡＣ２’［Ｔ／２］）、お
よび比が人工生成物のもとで一定であるが突然の濃度変
化時には一定ではない前記２つの積分平均値（Ｌ１ａｖ
ｇ［Ｔ／２］、Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／２］）に基づき、積分
比値（Ｒ’［Ｔ／２］）を決定し、前記積分比値（Ｒ’
［Ｔ／２］）から成分の濃度を得るステップ。
第１および第２の信号（Ｌ１［ｉ］、Ｌ２［ｉ］）に変
換するステップと、前記第１の信号の連続した第１の一
時平均値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）を形成するステップと、
前記第２の信号の連続した第２の一時平均値（Ｌ２ａｖ
ｇ［ｉ］）を形成するステップと、前記第１の信号およ
び前記第１の一時平均値から第１の交番成分（ＡＣ１
［ｉ］）を連続的に決定するステップと、前記第２の信
号および前記第２の一時平均値から第２の交番成分（Ａ
Ｃ２［ｉ］）を連続的に決定するステップと、前記２つ
の交番成分の連続差値（ΔＡＣ［ｉ］）を決定するステ
ップと、前記第１の一時平均値を前記連続差値のサブ周
期にわたり積分することにより第１の積分平均値（Ｌ１
ａｖｇ［Ｔ／２］）を決定するステップと、前記第２の
一時平均値を前記サブ周期にわたり積分することにより
第２の積分平均値（Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／２］）を決定する
ステップと、前記第１の交番成分または前記第２の交番
成分を前記サブ周期にわたり積分することにより積分交
番成分（ＡＣ１［Ｔ／２］、ＡＣ２［Ｔ／２］）を決定
するステップと、前記連続差値を前記サブ周期にわたり
積分することにより積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）を決
定するステップと、を備え、前記瞬時的第１または第２
の交番成分が妨害を受けていると判定されれば、前記積
分差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）、決定された前記積分交番
成分が妨害を受けていないと判定された先行サブ周期中
に決定された積分交番成分（ＡＣ２’［Ｔ／２］）、お
よび比が人工生成物のもとで一定であるが突然の濃度変
化時には一定ではない前記２つの積分平均値（Ｌ１ａｖ
ｇ［Ｔ／２］、Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／２］）に基づき、積分
比値（Ｒ’［Ｔ／２］）を決定し、前記積分比値（Ｒ’
［Ｔ／２］）から成分の濃度を得るステップ。
【００１８】この結果、受信した強さの交番信号スペク
トルに同じかまたは高い周波数の妨害成分が入っていて
も、本発明のこの形態による方法を用いて酸素飽和度を
決定することができる。
トルに同じかまたは高い周波数の妨害成分が入っていて
も、本発明のこの形態による方法を用いて酸素飽和度を
決定することができる。
【００１９】
【００２０】
【００２１】本発明は、それぞれの方法を実行する装置
をも提供するものである。
をも提供するものである。
【００２２】
【発明の実施の形態】以下に、本発明の好適な実施の形
態を付属の図面を参照して詳細に説明する。
態を付属の図面を参照して詳細に説明する。
【００２３】本発明による方法を実行するために用いら
れる装置は、少なくとも二つの送信手段、好適には、発
光ダイオード（ＬＥＤ）と、少なくとも一つの光電受信
器、例えばホトトランジスタまたはホトダイオードとを
備えている。ＬＥＤは異なる波長の光を人間の組織、例
えば人間の指または人間の耳に放射する。一方のＬＥＤ
は、例えば６５０ｍｍ（赤）の波長の光を放射すること
ができるが、他方のＬＥＤは、９４０ｍｍ（赤外）の波
長の光を放射することができる。これらＬＥＤにより放
射された光は、人間の組織内に伝達、または人間の組織
によって反射され、伝達または反射された光は、両波長
に応答する受信器とすることもできる光電受信器により
受信される。光電受信器により発生された信号は、例え
ば電流／電圧変換器に送られ、続いて前記信号に基づい
てデジタル値を発生するようにアナログ／デジタル変換
器に供給される。デジタル値は、成分の濃度、例えば動
脈酸素飽和度を検出する方法を、本発明にしたがって実
行する処理ユニットに供給される。この処理ユニット
を、記憶装置、入力装置および出力装置（例えば、キー
ボード、出力画面およびプリンタ）の他、さらに他の処
理システムに伝えるインターフェースを備えた当該技術
において通常使用されている形式のマイクロプロセッサ
とすることができる。
れる装置は、少なくとも二つの送信手段、好適には、発
光ダイオード（ＬＥＤ）と、少なくとも一つの光電受信
器、例えばホトトランジスタまたはホトダイオードとを
備えている。ＬＥＤは異なる波長の光を人間の組織、例
えば人間の指または人間の耳に放射する。一方のＬＥＤ
は、例えば６５０ｍｍ（赤）の波長の光を放射すること
ができるが、他方のＬＥＤは、９４０ｍｍ（赤外）の波
長の光を放射することができる。これらＬＥＤにより放
射された光は、人間の組織内に伝達、または人間の組織
によって反射され、伝達または反射された光は、両波長
に応答する受信器とすることもできる光電受信器により
受信される。光電受信器により発生された信号は、例え
ば電流／電圧変換器に送られ、続いて前記信号に基づい
てデジタル値を発生するようにアナログ／デジタル変換
器に供給される。デジタル値は、成分の濃度、例えば動
脈酸素飽和度を検出する方法を、本発明にしたがって実
行する処理ユニットに供給される。この処理ユニット
を、記憶装置、入力装置および出力装置（例えば、キー
ボード、出力画面およびプリンタ）の他、さらに他の処
理システムに伝えるインターフェースを備えた当該技術
において通常使用されている形式のマイクロプロセッサ
とすることができる。
【００２４】図１〜図３を参照して、本発明の第１の形
態による方法の好適な実施形態を最初に以下に説明す
る。該方法は、原波（raw-wave）データから最大Ｓｐ０
２（酸素飽和度）情報を得ることができるので、脈拍数
および潅流などの確実なＳｐ０２値を低潅流状態でも保
証することができる。
態による方法の好適な実施形態を最初に以下に説明す
る。該方法は、原波（raw-wave）データから最大Ｓｐ０
２（酸素飽和度）情報を得ることができるので、脈拍数
および潅流などの確実なＳｐ０２値を低潅流状態でも保
証することができる。
【００２５】可能なかぎり「純粋な」動脈交番成分値
（ＡＣ値）を得るためには、他の全ての、時間により変
わる重畳を、可能な限り前記交番成分値から分離しなけ
ればならない。この目的で、本発明による方法は、原波
Ｌ１［ｉ］およびＬ２［ｉ］に基づき連続平均値Ｌ１ａ
ｖｇ［ｉ］、Ｌ２ａｖｇ［ｉ］を形成するステップを備
えている。Ｌ１［ｉ］は例えば赤信号を、Ｌ２［ｉ］は
例えば赤外信号を言う。また、これら連続平均値を基線
ということができる。赤信号に対する基線（baseline(r
ed)）は、例えば下記の式（１）によって決定される。
（ＡＣ値）を得るためには、他の全ての、時間により変
わる重畳を、可能な限り前記交番成分値から分離しなけ
ればならない。この目的で、本発明による方法は、原波
Ｌ１［ｉ］およびＬ２［ｉ］に基づき連続平均値Ｌ１ａ
ｖｇ［ｉ］、Ｌ２ａｖｇ［ｉ］を形成するステップを備
えている。Ｌ１［ｉ］は例えば赤信号を、Ｌ２［ｉ］は
例えば赤外信号を言う。また、これら連続平均値を基線
ということができる。赤信号に対する基線（baseline(r
ed)）は、例えば下記の式（１）によって決定される。
【００２６】
【数１】
【００２７】ここでＴはパルス周期あたりのサンプル数
である。脈拍数（ＰＲ）が毎分７５鼓動（ｂｐｍ）であ
るとき、得られるパルス周期は８００ｍｓである。した
がって、Ｔを１００にプリセットすると、サンプルは８
ｍｓおきに検出される。赤外信号に対する基線は同様に
して決定される。
である。脈拍数（ＰＲ）が毎分７５鼓動（ｂｐｍ）であ
るとき、得られるパルス周期は８００ｍｓである。した
がって、Ｔを１００にプリセットすると、サンプルは８
ｍｓおきに検出される。赤外信号に対する基線は同様に
して決定される。
【００２８】図１において、赤信号および赤外信号に対
して、原波Ｌ１［ｉ］を曲線１０として、原波Ｌ２
［ｉ］を曲線１２として、また決定された基線Ｌ１ａｖ
ｇ［ｉ］を曲線１４として、基線Ｌ２ａｖｇ［ｉ］を曲
線１６として図示してある。一定成分動力学も収縮期
（systole）と拡張期（diastole）との間で有効であ
る。
して、原波Ｌ１［ｉ］を曲線１０として、原波Ｌ２
［ｉ］を曲線１２として、また決定された基線Ｌ１ａｖ
ｇ［ｉ］を曲線１４として、基線Ｌ２ａｖｇ［ｉ］を曲
線１６として図示してある。一定成分動力学も収縮期
（systole）と拡張期（diastole）との間で有効であ
る。
【００２９】この点で、図４を除く各図において、横座
標はサンプル数を規定するが、縦座標は正規化振幅を規
定するということに注意すべきである。
標はサンプル数を規定するが、縦座標は正規化振幅を規
定するということに注意すべきである。
【００３０】本発明による方法において、交番成分を決
定するためのＡＣ分離を、今度は差形成（difference f
ormation）を用いて基線の助けを借りて行う。赤信号に
ついて、交番成分ＡＣ１［ｉ］を下記の式（２）にした
がって求める。
定するためのＡＣ分離を、今度は差形成（difference f
ormation）を用いて基線の助けを借りて行う。赤信号に
ついて、交番成分ＡＣ１［ｉ］を下記の式（２）にした
がって求める。
【００３１】
【数２】
【００３２】赤外信号に対する交番成分ＡＣ２［ｉ］
は、類似した仕方により決定される。その結果、ＡＣ情
報の他に、基線ドリフトが上の差形成により連続的に補
償される二つのパルス波が存在する。
は、類似した仕方により決定される。その結果、ＡＣ情
報の他に、基線ドリフトが上の差形成により連続的に補
償される二つのパルス波が存在する。
【００３３】原波および基線から得られた交番成分に基
づき、下記式（３）にしたがって連続比Ｒ［ｉ］を直接
得ることができる。
づき、下記式（３）にしたがって連続比Ｒ［ｉ］を直接
得ることができる。
【００３４】
【数３】
【００３５】しかしながら、この点について、比を計算
するために、０／０の状態がある場合もその付近（neig
hborhood）を使用することもないということは決定的に
重要である。すなわち、交番成分ＡＣ１、ＡＣ２および
その付近の全部０の通過は、計算から除外される。例え
ば、ゼロ通過前およびゼロ通過後のサンプルを、計算か
ら除外することができる。交番成分ＡＣ１である曲線２
０、交番成分ＡＣ２である曲線２２、および０点を除く
連続比Ｒ［ｉ］である曲線２４を図２に示す。標準偏差
が＋０．０３である正規化平均値１．０７が、ここでは
５１２サンプルの時間にわたる比に対して得られる。
するために、０／０の状態がある場合もその付近（neig
hborhood）を使用することもないということは決定的に
重要である。すなわち、交番成分ＡＣ１、ＡＣ２および
その付近の全部０の通過は、計算から除外される。例え
ば、ゼロ通過前およびゼロ通過後のサンプルを、計算か
ら除外することができる。交番成分ＡＣ１である曲線２
０、交番成分ＡＣ２である曲線２２、および０点を除く
連続比Ｒ［ｉ］である曲線２４を図２に示す。標準偏差
が＋０．０３である正規化平均値１．０７が、ここでは
５１２サンプルの時間にわたる比に対して得られる。
【００３６】ゼロ通過およびそれらの付近を除くことに
より、値はいくぶん予備フィルタリングされるか、また
は純粋の動脈情報が入っている値にある程度まで減少す
る。得られた比の値を、それぞれの連続Ｓｐ０２［ｉ］
値を決定するのに使用できる。個別Ｓｐ０２［ｉ］値
を、例えば変換器コードによる既知の方法で得ることが
できる。
より、値はいくぶん予備フィルタリングされるか、また
は純粋の動脈情報が入っている値にある程度まで減少す
る。得られた比の値を、それぞれの連続Ｓｐ０２［ｉ］
値を決定するのに使用できる。個別Ｓｐ０２［ｉ］値
を、例えば変換器コードによる既知の方法で得ることが
できる。
【００３７】一例で得られたＳｐ０２値を、図３に曲線
３０として示してある。これらＳｐ０２値は耳センサを
用いて、０点とその付近とを除いて、低潅流状態で得ら
れ、連続して得られたものである。図３には、赤信号お
よび赤外信号の交番成分も曲線３２、３４として示され
ている。図３の縦座標は１００％＝１０００に対して尺
度を調節してある。横座標はサンプル数ｉを表してい
る。未フィルタリング拍動間Ｓｐ０２値は、既知のアル
ゴリズム、すなわち「ＣＭＳ−Ｓｐ０２アルゴリズム」
を用いて得られたものであるが、図３に本発明の方法に
より得られ、かつ図３のＳｐ０２値の２倍の大きさの尺
度で、マーカ３６、３８として別に示されている。
３０として示してある。これらＳｐ０２値は耳センサを
用いて、０点とその付近とを除いて、低潅流状態で得ら
れ、連続して得られたものである。図３には、赤信号お
よび赤外信号の交番成分も曲線３２、３４として示され
ている。図３の縦座標は１００％＝１０００に対して尺
度を調節してある。横座標はサンプル数ｉを表してい
る。未フィルタリング拍動間Ｓｐ０２値は、既知のアル
ゴリズム、すなわち「ＣＭＳ−Ｓｐ０２アルゴリズム」
を用いて得られたものであるが、図３に本発明の方法に
より得られ、かつ図３のＳｐ０２値の２倍の大きさの尺
度で、マーカ３６、３８として別に示されている。
【００３８】図示した例では、５１２サンプルにわたり
決定されたＳｐ０２値の平均値は９６．７％であり、標
準偏差は±３．０％である。比較のため５，１２０サン
プル（約４０秒の事態継続（episode）期間）にわたる
平均値を計算した。この平均値は９７．３％であり、標
準偏差は±０．６％である。
決定されたＳｐ０２値の平均値は９６．７％であり、標
準偏差は±３．０％である。比較のため５，１２０サン
プル（約４０秒の事態継続（episode）期間）にわたる
平均値を計算した。この平均値は９７．３％であり、標
準偏差は±０．６％である。
【００３９】既知のアルゴリズムと比較して、本発明に
よる方法は、標準偏差に関して、特に平均値を５，１２
０サンプルにわたり計算したとき、明確な改善を表わし
ている。さらに、本発明により得られた連続比およびＳ
ｐ０２値は、全パルス周期より長い期間安定であり、そ
の散乱は心拡張期に到達しても低い。
よる方法は、標準偏差に関して、特に平均値を５，１２
０サンプルにわたり計算したとき、明確な改善を表わし
ている。さらに、本発明により得られた連続比およびＳ
ｐ０２値は、全パルス周期より長い期間安定であり、そ
の散乱は心拡張期に到達しても低い。
【００４０】本発明による上述の方法において比を計算
するとき、最大値（心拡張期）の代わりに平均値を考慮
するという事実に鑑み、潅流によって変わる小さい補正
係数が古典的計算である式（４）、すなわち式（５）と
の比較を生ずる。
するとき、最大値（心拡張期）の代わりに平均値を考慮
するという事実に鑑み、潅流によって変わる小さい補正
係数が古典的計算である式（４）、すなわち式（５）と
の比較を生ずる。
【００４１】
【数４】
【００４２】
【数５】
【００４３】ここでＬ１ｍｉｎ、Ｌ１ｍａｘ、Ｌ２ｍｉ
ｎ、Ｌ２ｍａｘは、それぞれ赤色波の最小値、赤外波の
最小値、赤色波の最大値、赤外波の最大値を表す。しか
しながら、補正係数は、潅流が１０％以上（＞１０％）
の値に達するまでＳｐ０２で有意（significant）にな
らず、これらの場合にはこれを補正することができる。
ｎ、Ｌ２ｍａｘは、それぞれ赤色波の最小値、赤外波の
最小値、赤色波の最大値、赤外波の最大値を表す。しか
しながら、補正係数は、潅流が１０％以上（＞１０％）
の値に達するまでＳｐ０２で有意（significant）にな
らず、これらの場合にはこれを補正することができる。
【００４４】低潅流および別の妨害の場合には、上述の
ＣＭＳアルゴリズムを用いるとき、それぞれの拍動およ
びＳｐ０２に隙間が頻繁に生ずるが、ここで前に説明し
た方法を用いることにより、値を連続値の形で、または
１パルス長にわたって平均した値の形で、連続して得る
ことができ、既知のアルゴリズムと比較して、前記値の
散乱幅は半分である。確認された連続交番成分を別に使
用してそこから脈拍数を得ることができ、これは、それ
ぞれのゼロ通過、すなわち符号反転を検出することによ
り好適に行われる。これにより、中間最大値（「ダイク
ロチー（Dichrotie）」）で、および古典的「ピーク探
索」法を使用するとき人工生成物の影響により、しばし
ば生ずる可能な不良トリガが減少する。
ＣＭＳアルゴリズムを用いるとき、それぞれの拍動およ
びＳｐ０２に隙間が頻繁に生ずるが、ここで前に説明し
た方法を用いることにより、値を連続値の形で、または
１パルス長にわたって平均した値の形で、連続して得る
ことができ、既知のアルゴリズムと比較して、前記値の
散乱幅は半分である。確認された連続交番成分を別に使
用してそこから脈拍数を得ることができ、これは、それ
ぞれのゼロ通過、すなわち符号反転を検出することによ
り好適に行われる。これにより、中間最大値（「ダイク
ロチー（Dichrotie）」）で、および古典的「ピーク探
索」法を使用するとき人工生成物の影響により、しばし
ば生ずる可能な不良トリガが減少する。
【００４５】連続ＤＣ比（DC#Ratio）が下の式（６）に
したがって形成されるとき、興味あるパラメータも得ら
れる。
したがって形成されるとき、興味あるパラメータも得ら
れる。
【００４６】
【数６】
【００４７】この比は、運動人工生成物が生じても、セ
ンサがその位置を変えないかぎり非常に安定したままで
ある。短い低潅流または人工生成物状態では、監視Ｓｐ
０２または保持機能をこのように取り入れて前記状態を
つなぐことができる。上の例について、このＤＣ比を
５，１２０サンプルにわたり平均して図３に曲線４０と
して示してある。動脈Ｓｐ０２の突然の降下または変化
もこの値を変化させる。
ンサがその位置を変えないかぎり非常に安定したままで
ある。短い低潅流または人工生成物状態では、監視Ｓｐ
０２または保持機能をこのように取り入れて前記状態を
つなぐことができる。上の例について、このＤＣ比を
５，１２０サンプルにわたり平均して図３に曲線４０と
して示してある。動脈Ｓｐ０２の突然の降下または変化
もこの値を変化させる。
【００４８】下記では、本発明の第２の形態による方法
の実施形態を図４〜図１０に基づき説明する。
の実施形態を図４〜図１０に基づき説明する。
【００４９】上述の連続基線法を用いて、低周波妨害成
分（ｆｓ＿ｌｏｗ＜パルスおよび平均割合がそれぞれ１
／Ｔｐおよび１／Ｔ）を全て排除した。したがって、Ａ
Ｃスペクトル内で妨害（disturbance）としてなお有効
な唯一の成分は、同じまたは高い周波数を有する成分で
ある。主として、ＬＥＤのまたはホトダイオードの指ま
たは動脈に対する変位により生ずる運動人工生成物は、
このような障害（interference）である。このような運
動を図解する概略図を図４に示す。
分（ｆｓ＿ｌｏｗ＜パルスおよび平均割合がそれぞれ１
／Ｔｐおよび１／Ｔ）を全て排除した。したがって、Ａ
Ｃスペクトル内で妨害（disturbance）としてなお有効
な唯一の成分は、同じまたは高い周波数を有する成分で
ある。主として、ＬＥＤのまたはホトダイオードの指ま
たは動脈に対する変位により生ずる運動人工生成物は、
このような障害（interference）である。このような運
動を図解する概略図を図４に示す。
【００５０】このような人工生成物が生ずると、同じ変
位ａ［ｉ］が両ＡＣ信号、ＡＣ１［ｉ］およびＡＣ２
［ｉ］、について生ずる。したがって、第１近似で、そ
れぞれの妨害変調信号ＡＣｓ［ｉ］は、以下の式（７）
および式（８）により与えられる。
位ａ［ｉ］が両ＡＣ信号、ＡＣ１［ｉ］およびＡＣ２
［ｉ］、について生ずる。したがって、第１近似で、そ
れぞれの妨害変調信号ＡＣｓ［ｉ］は、以下の式（７）
および式（８）により与えられる。
【００５１】
【数７】
【００５２】
【数８】
【００５３】図５は、二つのＡＣ信号、ＡＣ１［ｉ］で
ある曲線５０、およびＡＣ２［ｉ］である曲線５２を５
００個のサンプルｉの窓上に示した図である。その周波
数が脈拍数より高いか等しい運動人工生成物から生じ、
かつホトダイオードの位置で強さの変化を生ずる妨害ａ
［ｉ］を図６で曲線６０として図示してある。また、図
７に両妨害信号ＡＣ１ｓ［ｉ］である曲線７０、および
ＡＣ２ｓ［ｉ］である曲線７２を図示する。図７は、妨
害が生じている期間中、純粋ピークも正しいゼロ通過
も、特に妨害の振幅が動脈信号振幅に等しいか大きくな
る場合に、パルス継続時間の決定に対して存在しないこ
とを示している。これらの場合には、「ピーク探索」法
による、飽和の既知の「古典的」計算を適用できない。
ある曲線５０、およびＡＣ２［ｉ］である曲線５２を５
００個のサンプルｉの窓上に示した図である。その周波
数が脈拍数より高いか等しい運動人工生成物から生じ、
かつホトダイオードの位置で強さの変化を生ずる妨害ａ
［ｉ］を図６で曲線６０として図示してある。また、図
７に両妨害信号ＡＣ１ｓ［ｉ］である曲線７０、および
ＡＣ２ｓ［ｉ］である曲線７２を図示する。図７は、妨
害が生じている期間中、純粋ピークも正しいゼロ通過
も、特に妨害の振幅が動脈信号振幅に等しいか大きくな
る場合に、パルス継続時間の決定に対して存在しないこ
とを示している。これらの場合には、「ピーク探索」法
による、飽和の既知の「古典的」計算を適用できない。
【００５４】妨害信号成分はそれだけでは知られない。
しかしながら、信号ＡＣ１ｓ［ｉ］およびＡＣ２ｓ
［ｉ］だけにこの妨害信号成分が重畳しているため、妨
害が両波長について同じ位相および振れを生ずると仮定
すれば、前記妨害を以下の式（９）に示すような差の形
成により排除することができる。
しかしながら、信号ＡＣ１ｓ［ｉ］およびＡＣ２ｓ
［ｉ］だけにこの妨害信号成分が重畳しているため、妨
害が両波長について同じ位相および振れを生ずると仮定
すれば、前記妨害を以下の式（９）に示すような差の形
成により排除することができる。
【００５５】
【数９】
【００５６】差曲線ΔＡＣ［ｉ］を図８に曲線８０とし
て示してある。図８は、差曲線のそれぞれのゼロ通過か
ら得ることができる正しいパルス周期ＴPULSEをも示し
ている。このような運動人工生成物が生ずるとき、脈拍
数を決定できない既知の方法とは対照的に、ここで前に
説明した方法は、このような運動人工生成物が存在して
も、人間の組織の潅流の正確な脈拍数を決定できる。
て示してある。図８は、差曲線のそれぞれのゼロ通過か
ら得ることができる正しいパルス周期ＴPULSEをも示し
ている。このような運動人工生成物が生ずるとき、脈拍
数を決定できない既知の方法とは対照的に、ここで前に
説明した方法は、このような運動人工生成物が存在して
も、人間の組織の潅流の正確な脈拍数を決定できる。
【００５７】正しい人工生成物排除の必要条件は、赤お
よび赤外に対するＤＣ成分がほぼ等しいということであ
る。これは、例えば不等ＬＥＤ強度制御を行うことによ
り達成することができる。比≒１（式（１３））の場合
には、差ΔＡＣは０であるが、Ｓｐ０２は、人工生成物
が重畳していても、例えば８５％に与えられる。この場
合について正しい脈拍数を計算するには、例えば異なる
ＬＥＤ強度を使用することにより、有限差を人工的に計
算することができる。
よび赤外に対するＤＣ成分がほぼ等しいということであ
る。これは、例えば不等ＬＥＤ強度制御を行うことによ
り達成することができる。比≒１（式（１３））の場合
には、差ΔＡＣは０であるが、Ｓｐ０２は、人工生成物
が重畳していても、例えば８５％に与えられる。この場
合について正しい脈拍数を計算するには、例えば異なる
ＬＥＤ強度を使用することにより、有限差を人工的に計
算することができる。
【００５８】既に述べたとおり、本発明の第１の形態を
参照して前に説明した方法は、低周波妨害信号に対して
良い結果を与える。下記では、上に説明した差値ΔＡＣ
［ｉ］を用いて比を形成することができ、例えば運動人
工生成物が存在する場合に成分の濃度、好適な実施形態
の場合には動脈酸素飽和度をも決定できる方法を説明す
る。
参照して前に説明した方法は、低周波妨害信号に対して
良い結果を与える。下記では、上に説明した差値ΔＡＣ
［ｉ］を用いて比を形成することができ、例えば運動人
工生成物が存在する場合に成分の濃度、好適な実施形態
の場合には動脈酸素飽和度をも決定できる方法を説明す
る。
【００５９】比Ｒ［ｉ］を式（１０）のように式（１）
と同等の形で書くことができる。
と同等の形で書くことができる。
【００６０】
【数１０】
【００６１】比ＡＣ／ＤＣ＜５％（潅流＜１０％）の場
合には、目立った誤差を生ぜずに下記の式（１１）のよ
うに単純化したものを用いることができる。
合には、目立った誤差を生ぜずに下記の式（１１）のよ
うに単純化したものを用いることができる。
【００６２】
【数１１】 式（１１）に以下の式（１２）を代入すると、式（１
３）のようになる。
３）のようになる。
【００６３】
【数１２】
【００６４】
【数１３】
【００６５】また、ＡＣ１［ｉ］を置き換える代わり
に、上記の式（８）および式（９）でＡＣ２［ｉ］を同
等に置き換えることもできる。したがって、下に説明す
る方法を交番成分ＡＣ２［ｉ］の代わりに、交番成分Ａ
Ｃ１［ｉ］を用いて行うことができる。
に、上記の式（８）および式（９）でＡＣ２［ｉ］を同
等に置き換えることもできる。したがって、下に説明す
る方法を交番成分ＡＣ２［ｉ］の代わりに、交番成分Ａ
Ｃ１［ｉ］を用いて行うことができる。
【００６６】運動人工生成物により生ずる妨害の場合に
は、無妨害信号ＡＣ２［ｉ］の代わりにＡＣ２ｓ［ｉ］
が有効である。しかし、ΔＡＣ［ｉ］は、妨害ばかりで
なく無妨害に対しても同じままであり、また係数Ｌ２ａ
ｖｇ［ｉ］／Ｌ１ａｖｇ［ｉ］は人工生成物の影響があ
っても不変である。
は、無妨害信号ＡＣ２［ｉ］の代わりにＡＣ２ｓ［ｉ］
が有効である。しかし、ΔＡＣ［ｉ］は、妨害ばかりで
なく無妨害に対しても同じままであり、また係数Ｌ２ａ
ｖｇ［ｉ］／Ｌ１ａｖｇ［ｉ］は人工生成物の影響があ
っても不変である。
【００６７】したがって、人工生成物が存在するとき、
主要な仕事はこの人工生成物を認識することであり、一
方で最も正しい可能な（人工生成物が全く無い）交番成
分ＡＣ２［ｉ］（または代わりにＡＣ１［ｉ］）を見付
けることである。
主要な仕事はこの人工生成物を認識することであり、一
方で最も正しい可能な（人工生成物が全く無い）交番成
分ＡＣ２［ｉ］（または代わりにＡＣ１［ｉ］）を見付
けることである。
【００６８】妨害の場合には、ゼロ通過またはピークの
ようなスポット曲線決定を行う代わりに、計算領域また
はサブ周期にわたり積分した値の使用が有利である。こ
の目的で、それぞれの値を、例えば連続ＡＣ差の半周期
長にわたり積分することができる。
ようなスポット曲線決定を行う代わりに、計算領域また
はサブ周期にわたり積分した値の使用が有利である。こ
の目的で、それぞれの値を、例えば連続ＡＣ差の半周期
長にわたり積分することができる。
【００６９】連続ＡＣ差について、下記の式（１４）が
得られる。
得られる。
【００７０】
【数１４】
【００７１】他の数量ＡＣ２［ｉ］、Ｌ１ａｖｇ
［ｉ］、Ｌ２ａｖｇ［ｉ］の積分値を、対応する仕方で
確認できる。これらの数量について、値ＡＣ２［Ｔ／
２］、Ｌ１ａｖｇ［Ｔ／２］、Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／２］が
得られる。したがって、以下の式（１５）が各半パルス
周期での比Ｒについて得られる。
［ｉ］、Ｌ２ａｖｇ［ｉ］の積分値を、対応する仕方で
確認できる。これらの数量について、値ＡＣ２［Ｔ／
２］、Ｌ１ａｖｇ［Ｔ／２］、Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／２］が
得られる。したがって、以下の式（１５）が各半パルス
周期での比Ｒについて得られる。
【００７２】
【数１５】
【００７３】比Ｒ［Ｔ／２］の基礎を成す数量の中で、
妨害により変化するＡＣ２［Ｔ／２］だけが不可欠であ
る。妨害の存在が検出されると、本発明は、先行するサ
ブ周期中に決定されている人工生成物皆無（artifacts-
free）のＡＣ２'［Ｔ／２］の値を使用して、式（１
５）に従い比Ｒ'［Ｔ／２］を決定する。この方法を、
妨害の認識後、少なくとも特定の期間、および差値ΔＡ
Ｃ［Ｔ／２］が実質的に変わらないかぎり行うことがで
きる。妨害が検出されなければ、瞬時的に検出されたＡ
Ｃ２値を使用し続けて積分比Ｒ［Ｔ／２］を決定する。
妨害により変化するＡＣ２［Ｔ／２］だけが不可欠であ
る。妨害の存在が検出されると、本発明は、先行するサ
ブ周期中に決定されている人工生成物皆無（artifacts-
free）のＡＣ２'［Ｔ／２］の値を使用して、式（１
５）に従い比Ｒ'［Ｔ／２］を決定する。この方法を、
妨害の認識後、少なくとも特定の期間、および差値ΔＡ
Ｃ［Ｔ／２］が実質的に変わらないかぎり行うことがで
きる。妨害が検出されなければ、瞬時的に検出されたＡ
Ｃ２値を使用し続けて積分比Ｒ［Ｔ／２］を決定する。
【００７４】ＡＣ２に対する無妨害値の存在を、０．６
・ＡＣ２＜ＡＣ２ｓ＜１．４・ＡＣ２であるかぎり、仮
定することができる。値ＡＣ２ｓがこの範囲外にあれ
ば、これは妨害の存在を示すと判定することができる。
妨害はΔＡＣ［ｉ］とＡＣ２ｓ［ｉ］とのゼロ通過の間
の相違に基づいて判定することもできる。なぜならば、
妨害がなければこれらゼロ通過は一致するからである。
値ΔＡＣ（Ｔ／２）の他、ＤＣ比Ｌ２ａｖｇ／Ｌ１ａｖ
ｇも飽和の変化に応答するが、前に述べた人工生成物に
は応答しない。これにより上述の計算は、積分比値Ｒ'
［Ｔ／２］に基づき成分の濃度を決定することにより、
成分の濃度、例えば人間の組織の中の動脈酸素飽和度を
検出するのに優れた近似を与える。
・ＡＣ２＜ＡＣ２ｓ＜１．４・ＡＣ２であるかぎり、仮
定することができる。値ＡＣ２ｓがこの範囲外にあれ
ば、これは妨害の存在を示すと判定することができる。
妨害はΔＡＣ［ｉ］とＡＣ２ｓ［ｉ］とのゼロ通過の間
の相違に基づいて判定することもできる。なぜならば、
妨害がなければこれらゼロ通過は一致するからである。
値ΔＡＣ（Ｔ／２）の他、ＤＣ比Ｌ２ａｖｇ／Ｌ１ａｖ
ｇも飽和の変化に応答するが、前に述べた人工生成物に
は応答しない。これにより上述の計算は、積分比値Ｒ'
［Ｔ／２］に基づき成分の濃度を決定することにより、
成分の濃度、例えば人間の組織の中の動脈酸素飽和度を
検出するのに優れた近似を与える。
【００７５】図９に、上述の近似法にしたがって計算し
た比を、無妨害信号である曲線２４に基づく第１の形態
に従う計算と比較して曲線９０で示してある。
た比を、無妨害信号である曲線２４に基づく第１の形態
に従う計算と比較して曲線９０で示してある。
【００７６】前に記した方法の効率は、図１０からも見
ることができる。図１０は、耳センサを用いて検出され
た弱い信号、および軽い揺れにより生ずる強い人工生成
物の影響のある状態の詳細を示す。ステップ周波数は脈
拍数とわずかだけ異なる。
ることができる。図１０は、耳センサを用いて検出され
た弱い信号、および軽い揺れにより生ずる強い人工生成
物の影響のある状態の詳細を示す。ステップ周波数は脈
拍数とわずかだけ異なる。
【００７７】通常のピーク探索アルゴリズムはここで
は、「メルリンＳｐ０２アルゴリズム」第４改訂版とし
て知られているアルゴリズムから得られたステップ周波
数（ＣＭＳ−Ｓｐ０２値を参照）、ドット１００に応答
してトリガし、５１２サンプルにわたる平均飽和値８
４．６％を与え、標準偏差は±１４．８％である。図４
〜図８を参照して前に説明した方法によれば、５１２サ
ンプルにわたる平均飽和値９４．９％、標準偏差±３．
９％が得られ（曲線１０２を参照）、これは正常値に対
応する。
は、「メルリンＳｐ０２アルゴリズム」第４改訂版とし
て知られているアルゴリズムから得られたステップ周波
数（ＣＭＳ−Ｓｐ０２値を参照）、ドット１００に応答
してトリガし、５１２サンプルにわたる平均飽和値８
４．６％を与え、標準偏差は±１４．８％である。図４
〜図８を参照して前に説明した方法によれば、５１２サ
ンプルにわたる平均飽和値９４．９％、標準偏差±３．
９％が得られ（曲線１０２を参照）、これは正常値に対
応する。
【００７８】図１０のドット１０４は、上述の通常の方
法を用いて得られた１２７．４ｂｐｍの平均脈拍数を表
している。本発明による方法によれば、さらに精密な脈
拍数１１３ｂｐｍ（ドット１０６を参照）が得られる。
法を用いて得られた１２７．４ｂｐｍの平均脈拍数を表
している。本発明による方法によれば、さらに精密な脈
拍数１１３ｂｐｍ（ドット１０６を参照）が得られる。
【００７９】図１０は別に、二つの妨害交番信号ＡＣ１
ｓ［ｉ］およびＡＣ２ｓ［ｉ］ならびに値ΔＡＣ・５
（曲線１０８を参照）を示すが、曲線１１０は、図１０
の連続ＤＣ比を表している。本発明の第１の形態に従う
方法の場合に得られる脈拍数は、図１０にドット１１２
により表されている。
ｓ［ｉ］およびＡＣ２ｓ［ｉ］ならびに値ΔＡＣ・５
（曲線１０８を参照）を示すが、曲線１１０は、図１０
の連続ＤＣ比を表している。本発明の第１の形態に従う
方法の場合に得られる脈拍数は、図１０にドット１１２
により表されている。
【００８０】下記に、人工生成物の場合の比決定の他の
方法を説明する。第１のステップは、図１〜図３に関し
て、前に説明した仕方で連続比Ｒ［ｉ］を決定すること
である。さらに、ＡＣ差分であるΔＡＣ［ｉ］を形成
し、パルス周期をそのゼロ通過から得ることができる。
酸素飽和度を決定するための比として、ＡＣゼロ点を通
過せず、振幅の振れがΔＡＣ［ｉ］値と同じ方向（ＳＩ
ＧＮ）であるＡＣ２ｓ［ｉ］値によってだけ形成される
ｉサンプルだけを使用する。これにより無妨害位相を有
するさらに多数の信号成分が考慮される可能性が増大す
るが、反対方向に向かうものは全て考慮外とされる。こ
れは、弱い妨害振幅から中間の大きさの妨害振幅までに
対して特に役立つことが証明されている、比較的簡単な
方法である。しかしながら、図１０に示してある、５１
２サンプルにわたって平均された結果の、飽和の信号曲
線である曲線１１４は強い妨害振幅を有する場合を基準
としており、この場合、ＡＣ［ｉ］はほぼａ［ｉ］に等
しい。この場合には、平均飽和値９０．８％、標準偏差
±９．６％が得られた。
方法を説明する。第１のステップは、図１〜図３に関し
て、前に説明した仕方で連続比Ｒ［ｉ］を決定すること
である。さらに、ＡＣ差分であるΔＡＣ［ｉ］を形成
し、パルス周期をそのゼロ通過から得ることができる。
酸素飽和度を決定するための比として、ＡＣゼロ点を通
過せず、振幅の振れがΔＡＣ［ｉ］値と同じ方向（ＳＩ
ＧＮ）であるＡＣ２ｓ［ｉ］値によってだけ形成される
ｉサンプルだけを使用する。これにより無妨害位相を有
するさらに多数の信号成分が考慮される可能性が増大す
るが、反対方向に向かうものは全て考慮外とされる。こ
れは、弱い妨害振幅から中間の大きさの妨害振幅までに
対して特に役立つことが証明されている、比較的簡単な
方法である。しかしながら、図１０に示してある、５１
２サンプルにわたって平均された結果の、飽和の信号曲
線である曲線１１４は強い妨害振幅を有する場合を基準
としており、この場合、ＡＣ［ｉ］はほぼａ［ｉ］に等
しい。この場合には、平均飽和値９０．８％、標準偏差
±９．６％が得られた。
【００８１】以下に本発明の実施の形態を要約する。 １． 人間の組織により反射されたまたは人間の組織を
通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の
強さから成分の濃度を決定する成分濃度決定方法であっ
て、 １．１ 受信した電磁波の強さを少なくとも一つの第１
のおよび一つの第２の電気信号（Ｌ１［ｉ］、Ｌ２
［ｉ］）に変換するステップと、 １．２ 第１の信号の連続第１一時平均値（Ｌ１ａｖｇ
［ｉ］）を形成するステップと、 １．３ 第２の信号の連続第２一時平均値（Ｌ２ａｖｇ
［ｉ］）を形成するステップと、 １．４ 前記第１の信号および前記第１の平均値から第
１の交番成分（ＡＣ１［ｉ］）を連続的に決定するステ
ップと、 １．５ 前記第２の信号および前記第２の平均値から第
２の交番成分（ＡＣ２［ｉ］）を連続的に決定するステ
ップと、 １．６ 交番成分のゼロ通過に近い領域を除き、前記第
１および第２の信号からの他、前記第１および第２の連
続一時的平均値からも連続比（Ｒ［ｉ］）を決定するス
テップと、 １．７ 前記連続比（Ｒ［ｉ］）から成分の濃度を得る
ステップと、を備えている成分濃度決定方法。
通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の
強さから成分の濃度を決定する成分濃度決定方法であっ
て、 １．１ 受信した電磁波の強さを少なくとも一つの第１
のおよび一つの第２の電気信号（Ｌ１［ｉ］、Ｌ２
［ｉ］）に変換するステップと、 １．２ 第１の信号の連続第１一時平均値（Ｌ１ａｖｇ
［ｉ］）を形成するステップと、 １．３ 第２の信号の連続第２一時平均値（Ｌ２ａｖｇ
［ｉ］）を形成するステップと、 １．４ 前記第１の信号および前記第１の平均値から第
１の交番成分（ＡＣ１［ｉ］）を連続的に決定するステ
ップと、 １．５ 前記第２の信号および前記第２の平均値から第
２の交番成分（ＡＣ２［ｉ］）を連続的に決定するステ
ップと、 １．６ 交番成分のゼロ通過に近い領域を除き、前記第
１および第２の信号からの他、前記第１および第２の連
続一時的平均値からも連続比（Ｒ［ｉ］）を決定するス
テップと、 １．７ 前記連続比（Ｒ［ｉ］）から成分の濃度を得る
ステップと、を備えている成分濃度決定方法。
【００８２】２． 人間の組織を通る血液の流れの酸素
飽和度を決定する上記１に記載の成分濃度決定方法。
飽和度を決定する上記１に記載の成分濃度決定方法。
【００８３】３． 別に、前記第１の交番成分（ＡＣ１
［ｉ］）または前記第２の交番成分（ＡＣ２［ｉ］）の
ゼロ通過に基づき血液の前記流れの脈拍数を決定するス
テップを備えている上記２に記載の成分濃度決定方法。
［ｉ］）または前記第２の交番成分（ＡＣ２［ｉ］）の
ゼロ通過に基づき血液の前記流れの脈拍数を決定するス
テップを備えている上記２に記載の成分濃度決定方法。
【００８４】４． 前記第１および第２の連続一時平均
値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］、Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）はそれぞ
れ、前記第１の信号または前記第２の信号のパルス周期
の継続期間にわたり決定される上記１〜３の一つに記載
の成分濃度決定方法。
値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］、Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）はそれぞ
れ、前記第１の信号または前記第２の信号のパルス周期
の継続期間にわたり決定される上記１〜３の一つに記載
の成分濃度決定方法。
【００８５】５． 成分の濃度を決定する基となる連続
比（Ｒ［ｉ］）は、前記第１の信号（Ｌ１［ｉ］）、前
記第２の信号（Ｌ２［ｉ］）、前記第１の連続一時平均
値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）および前記第２の連続一時平均
値（Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）を用いて、等式Ｒ［ｉ］＝ｌｎ
（Ｌ１［ｉ］／Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）／ｌｎ（Ｌ２［ｉ］
／Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）により決定される上記１〜４の一
つに記載の成分濃度決定方法。
比（Ｒ［ｉ］）は、前記第１の信号（Ｌ１［ｉ］）、前
記第２の信号（Ｌ２［ｉ］）、前記第１の連続一時平均
値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）および前記第２の連続一時平均
値（Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）を用いて、等式Ｒ［ｉ］＝ｌｎ
（Ｌ１［ｉ］／Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）／ｌｎ（Ｌ２［ｉ］
／Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）により決定される上記１〜４の一
つに記載の成分濃度決定方法。
【００８６】６． 前記第１の交番成分（ＡＣ１
［ｉ］）は前記第１の信号Ｌ１［ｉ］から前記連続第１
一時平均値Ｌ１ａｖｇ［ｉ］を減ずることにより形成さ
れ、前記第２の交番成分（ＡＣ２［ｉ］）は前記第２の
信号Ｌ２［ｉ］から前記連続第２一時平均値Ｌ２ａｖｇ
［ｉ］を減ずることにより形成される上記１〜５の一つ
に記載の成分濃度決定方法。
［ｉ］）は前記第１の信号Ｌ１［ｉ］から前記連続第１
一時平均値Ｌ１ａｖｇ［ｉ］を減ずることにより形成さ
れ、前記第２の交番成分（ＡＣ２［ｉ］）は前記第２の
信号Ｌ２［ｉ］から前記連続第２一時平均値Ｌ２ａｖｇ
［ｉ］を減ずることにより形成される上記１〜５の一つ
に記載の成分濃度決定方法。
【００８７】７． 人間の組織により反射されたまたは
人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波
長の電磁波の強さから成分の濃度を決定する成分濃度決
定方法であって、 ７．１ 前記受信された電磁波の強さを少なくとも一つ
の第１のおよび一つの第２の電気信号（Ｌ１［ｉ］、Ｌ
２［ｉ］）に変換するステップと、 ７．２ 前記第１の信号の連続第１一時平均値（Ｌ１ａ
ｖｇ［ｉ］）を形成するステップと、 ７．３ 前記第２の信号の連続第２一時平均値（Ｌ２ａ
ｖｇ［ｉ］）を形成するステップと、 ７．４ 前記第１の信号および前記第１の平均値から第
１の交番成分（ＡＣ１［ｉ］）を連続的に決定するステ
ップと、 ７．５ 前記第２の信号および前記第２の平均値から第
２の交番成分（ＡＣ２［ｉ］）を連続的に決定するステ
ップと、 ７．６ 前記二つの交番成分の連続差値（ΔＡＣ
［ｉ］）を決定するステップと、 ７．７ 前記第１の平均値を前記連続差値のサブ周期に
わたり積分することにより第１の積分平均値（Ｌ１ａｖ
ｇ［Ｔ／２］）を決定するステップと、 ７．８ 前記第２の平均値を前記サブ周期にわたり積分
することにより第２の積分平均値（Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／
２］）を決定するステップと、 ７．９ 前記第１の交番成分または前記第２の交番成分
を前記サブ周期にわたり積分することにより積分交番成
分（ＡＣ１［Ｔ／２］、ＡＣ２［Ｔ／２］）を決定する
ステップと、 ７．１０ 前記差値を前記サブ周期にわたり積分するこ
とにより第１の積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）を決定す
るステップと、 ７．１１ 瞬時的第１または第２の交番成分を、妨害皆
無または妨害を受けていると判定するステップと、 ７．１２ 前記瞬時的第１または第２の交番成分が妨害
皆無と判定されれば、 ・前記積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）、前記積分交番成
分（ＡＣ２［Ｔ／２］）、および前記二つの積分平均値
（Ｌ１ａｖｇ［Ｔ／２］、Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／２］）に基
づき積分比値（Ｒ［Ｔ／２］）を決定し、 ・前記積分比値（Ｒ［Ｔ／２］）から成分の濃度を得る
ステップと、 ７．１３ その他の場合には、 ・前記積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）、決定された前記
積分交番成分が妨害皆無と判定された前記先行サブ周期
中に決定された積分交番成分（ＡＣ２'［Ｔ／２］）、
および比が人工生成物のもとで一定であるが、突然の濃
度変化時には一定でない前記二つの積分平均値（Ｌ１ａ
ｖｇ［Ｔ／２］、Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／２］）に基づき、積
分比値（Ｒ'［Ｔ／２］）を決定し、 ・前記積分比値（Ｒ'［Ｔ／２］）から成分の濃度を得
るステップと、を備えている成分濃度決定方法。
人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波
長の電磁波の強さから成分の濃度を決定する成分濃度決
定方法であって、 ７．１ 前記受信された電磁波の強さを少なくとも一つ
の第１のおよび一つの第２の電気信号（Ｌ１［ｉ］、Ｌ
２［ｉ］）に変換するステップと、 ７．２ 前記第１の信号の連続第１一時平均値（Ｌ１ａ
ｖｇ［ｉ］）を形成するステップと、 ７．３ 前記第２の信号の連続第２一時平均値（Ｌ２ａ
ｖｇ［ｉ］）を形成するステップと、 ７．４ 前記第１の信号および前記第１の平均値から第
１の交番成分（ＡＣ１［ｉ］）を連続的に決定するステ
ップと、 ７．５ 前記第２の信号および前記第２の平均値から第
２の交番成分（ＡＣ２［ｉ］）を連続的に決定するステ
ップと、 ７．６ 前記二つの交番成分の連続差値（ΔＡＣ
［ｉ］）を決定するステップと、 ７．７ 前記第１の平均値を前記連続差値のサブ周期に
わたり積分することにより第１の積分平均値（Ｌ１ａｖ
ｇ［Ｔ／２］）を決定するステップと、 ７．８ 前記第２の平均値を前記サブ周期にわたり積分
することにより第２の積分平均値（Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／
２］）を決定するステップと、 ７．９ 前記第１の交番成分または前記第２の交番成分
を前記サブ周期にわたり積分することにより積分交番成
分（ＡＣ１［Ｔ／２］、ＡＣ２［Ｔ／２］）を決定する
ステップと、 ７．１０ 前記差値を前記サブ周期にわたり積分するこ
とにより第１の積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）を決定す
るステップと、 ７．１１ 瞬時的第１または第２の交番成分を、妨害皆
無または妨害を受けていると判定するステップと、 ７．１２ 前記瞬時的第１または第２の交番成分が妨害
皆無と判定されれば、 ・前記積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）、前記積分交番成
分（ＡＣ２［Ｔ／２］）、および前記二つの積分平均値
（Ｌ１ａｖｇ［Ｔ／２］、Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／２］）に基
づき積分比値（Ｒ［Ｔ／２］）を決定し、 ・前記積分比値（Ｒ［Ｔ／２］）から成分の濃度を得る
ステップと、 ７．１３ その他の場合には、 ・前記積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）、決定された前記
積分交番成分が妨害皆無と判定された前記先行サブ周期
中に決定された積分交番成分（ＡＣ２'［Ｔ／２］）、
および比が人工生成物のもとで一定であるが、突然の濃
度変化時には一定でない前記二つの積分平均値（Ｌ１ａ
ｖｇ［Ｔ／２］、Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／２］）に基づき、積
分比値（Ｒ'［Ｔ／２］）を決定し、 ・前記積分比値（Ｒ'［Ｔ／２］）から成分の濃度を得
るステップと、を備えている成分濃度決定方法。
【００８８】８． ステップ７．７〜ステップ７．１０
のそれぞれに使用した前記サブ周期は、前記連続差値
（ΔＡＣ［ｉ］）の半波である上記７に記載の成分濃度
決定方法。
のそれぞれに使用した前記サブ周期は、前記連続差値
（ΔＡＣ［ｉ］）の半波である上記７に記載の成分濃度
決定方法。
【００８９】９． ＡＣを妨害皆無交番成分、ＡＣｓを
妨害を受ける交番成分としたとき、ステップ７．１１に
おいて、前記第１の交番成分または前記第２の交番成分
は、０．６・ＡＣ＜ＡＣｓ＜１．４・ＡＣのとき妨害皆
無と判定される上記７または８に記載の成分濃度決定方
法。
妨害を受ける交番成分としたとき、ステップ７．１１に
おいて、前記第１の交番成分または前記第２の交番成分
は、０．６・ＡＣ＜ＡＣｓ＜１．４・ＡＣのとき妨害皆
無と判定される上記７または８に記載の成分濃度決定方
法。
【００９０】１０． ステップ１１で、前記第１の交番
成分または前記第２の交番成分は、前記差値（ΔＡＣ
［ｉ］）のゼロ通過、および前記第１の交番成分または
前記第２の交番成分（ＡＣ１［ｉ］、ＡＣ２［ｉ］）に
基づき判定される上記７または８に記載の成分濃度決定
方法。
成分または前記第２の交番成分は、前記差値（ΔＡＣ
［ｉ］）のゼロ通過、および前記第１の交番成分または
前記第２の交番成分（ＡＣ１［ｉ］、ＡＣ２［ｉ］）に
基づき判定される上記７または８に記載の成分濃度決定
方法。
【００９１】１１． 決定される前記成分の前記濃度
は、ガス飽和、特に動脈酸素飽和度である上記１〜１０
の一つに記載の成分濃度決定方法。
は、ガス飽和、特に動脈酸素飽和度である上記１〜１０
の一つに記載の成分濃度決定方法。
【００９２】１２． 人間の組織により反射されたまた
は人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定
波長の電磁波の強さから人間の組織を通る血液の流れの
脈拍数を決定する脈拍数決定方法であって、 １２．１ 前記受信された電磁波の強さを少なくとも一
つの第１のおよび一つの第２の電気信号（Ｌ１［ｉ］、
Ｌ２［ｉ］）に変換するステップと、 １２．２ 前記第１の信号の連続第１一時平均値（Ｌ１
ａｖｇ［ｉ］）を形成するステップと、 １２．３ 前
記第２の信号の連続第２一時平均値（Ｌ２ａｖｇ
［ｉ］）を形成するステップと、 １２．４ 前記第１
の信号および前記第１の平均値から第１の交番成分（Ａ
Ｃ１［ｉ］）を連続的に決定するステップと、 １２．５ 前記第２の信号および前記第２の平均値から
第２の交番成分（ＡＣ２［ｉ］）を連続的に決定するス
テップと、 １２．６ 前記二つの交番成分の連続差値（ΔＡＣ
［ｉ］）を決定するステップと、 １２．７ 前記差値（ΔＡＣ［ｉ］）のゼロ通過に基づ
き血液の流れの脈拍数を決定するステップと、を備えて
いる脈拍数決定方法。
は人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定
波長の電磁波の強さから人間の組織を通る血液の流れの
脈拍数を決定する脈拍数決定方法であって、 １２．１ 前記受信された電磁波の強さを少なくとも一
つの第１のおよび一つの第２の電気信号（Ｌ１［ｉ］、
Ｌ２［ｉ］）に変換するステップと、 １２．２ 前記第１の信号の連続第１一時平均値（Ｌ１
ａｖｇ［ｉ］）を形成するステップと、 １２．３ 前
記第２の信号の連続第２一時平均値（Ｌ２ａｖｇ
［ｉ］）を形成するステップと、 １２．４ 前記第１
の信号および前記第１の平均値から第１の交番成分（Ａ
Ｃ１［ｉ］）を連続的に決定するステップと、 １２．５ 前記第２の信号および前記第２の平均値から
第２の交番成分（ＡＣ２［ｉ］）を連続的に決定するス
テップと、 １２．６ 前記二つの交番成分の連続差値（ΔＡＣ
［ｉ］）を決定するステップと、 １２．７ 前記差値（ΔＡＣ［ｉ］）のゼロ通過に基づ
き血液の流れの脈拍数を決定するステップと、を備えて
いる脈拍数決定方法。
【００９３】１３． 人間の組織により反射されたまた
は人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定
波長の電磁波の強さから成分の濃度を決定する成分濃度
決定装置であって、前記受信された電磁波の強さを少な
くとも一つの第１のおよび一つの第２の電気信号（Ｌ１
［ｉ］、Ｌ２［ｉ］）に変換する手段と、前記第１の信
号の連続第１一時平均値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）を形成す
る手段と、前記第２の信号の連続第２一時平均値（Ｌ２
ａｖｇ［ｉ］）を形成する手段と、前記第１の信号およ
び前記第１の平均値から第１の交番成分（ＡＣ１
［ｉ］）を連続的に決定する手段と、前記第２の信号お
よび前記第２の平均値から第２の交番成分（ＡＣ２
［ｉ］）を連続的に決定する手段と、前記交番成分のゼ
ロ通過に近い領域を除き、前記第１および第２の信号か
らの他、前記第１および第２の連続一時平均値からも連
続比（Ｒ［ｉ］）を決定する手段と、前記連続比（Ｒ
［ｉ］）から成分の濃度を得る手段と、を備えている成
分濃度決定装置。
は人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定
波長の電磁波の強さから成分の濃度を決定する成分濃度
決定装置であって、前記受信された電磁波の強さを少な
くとも一つの第１のおよび一つの第２の電気信号（Ｌ１
［ｉ］、Ｌ２［ｉ］）に変換する手段と、前記第１の信
号の連続第１一時平均値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）を形成す
る手段と、前記第２の信号の連続第２一時平均値（Ｌ２
ａｖｇ［ｉ］）を形成する手段と、前記第１の信号およ
び前記第１の平均値から第１の交番成分（ＡＣ１
［ｉ］）を連続的に決定する手段と、前記第２の信号お
よび前記第２の平均値から第２の交番成分（ＡＣ２
［ｉ］）を連続的に決定する手段と、前記交番成分のゼ
ロ通過に近い領域を除き、前記第１および第２の信号か
らの他、前記第１および第２の連続一時平均値からも連
続比（Ｒ［ｉ］）を決定する手段と、前記連続比（Ｒ
［ｉ］）から成分の濃度を得る手段と、を備えている成
分濃度決定装置。
【００９４】１４． 人間の組織により反射されたまた
は人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定
波長の電磁波の強さから成分の濃度を決定する成分濃度
決定装置であって、前記受信された電磁波の強さを少な
くとも一つの第１のおよび一つの第２の電気信号（Ｌ１
［ｉ］、Ｌ２［ｉ］）に変換する手段と、前記第１の信
号の連続第１一時平均値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）を形成す
る手段と、前記第２の信号の連続第２一時平均値（Ｌ２
ａｖｇ［ｉ］）を形成する手段と、前記第１の信号およ
び前記第１の平均値から第１の交番成分（ＡＣ１
［ｉ］）を連続的に決定する手段と、前記第２の信号お
よび前記第２の平均値から第２の交番成分（ＡＣ２
［ｉ］）を連続的に決定する手段と、前記二つの交番成
分の連続差値（ΔＡＣ［ｉ］）を決定する手段と、前記
第１の平均値を前記連続差値のサブ周期にわたり積分す
ることにより第１の積分平均値（Ｌ１ａｖｇ［Ｔ／
２］）を決定する手段と、前記第２の平均値を前記サブ
周期にわたり積分することにより第２の積分平均値（Ｌ
２ａｖｇ［Ｔ／２］）を決定する手段と、前記第１の交
番成分または前記第２の交番成分を前記サブ周期にわた
り積分することにより積分交番成分（ＡＣ１［Ｔ／
２］、ＡＣ２［Ｔ／２］）を決定する手段と、前記差値
を前記サブ周期にわたり積分することにより第１の積分
差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）を決定する手段と、瞬時的第
１または第２の交番成分を、妨害皆無または妨害を受け
ていると判定する手段と、前記積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／
２］）、前記積分交番値（ＡＣ２［Ｔ／２］）、および
前記二つの積分平均値（Ｌ１ａｖｇ［Ｔ／２］、Ｌ２ａ
ｖｇ［Ｔ／２］）に基づき積分比値（Ｒ［Ｔ／２］）を
決定し、さらに、前記瞬時的第１または第２の交番成分
が、判定する前記手段により妨害皆無と判定されれば、
前記積分比値（Ｒ［Ｔ／２］）から成分の濃度を得る手
段を備えている手段と、前記積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／
２］）に基づき、決定された前記積分交番成分が妨害皆
無と判定された前記先行サブ周期中に決定された前記積
分交番成分（ＡＣ２'［Ｔ／２］）に基づき、および二
つの積分平均値（Ｌ１ａｖｇ［Ｔ／２］、Ｌ２ａｖｇ
［Ｔ／２］）に基づき、積分比値（Ｒ'［Ｔ／２］）を
決定し、さらに、前記瞬時的第１または第２の交番成分
が、判定する前記手段により妨害皆無と判定されれば、
前記積分比値（Ｒ'［Ｔ／２］）から成分の濃度を得る
手段を備えている手段と、を備えている成分濃度決定装
置。
は人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定
波長の電磁波の強さから成分の濃度を決定する成分濃度
決定装置であって、前記受信された電磁波の強さを少な
くとも一つの第１のおよび一つの第２の電気信号（Ｌ１
［ｉ］、Ｌ２［ｉ］）に変換する手段と、前記第１の信
号の連続第１一時平均値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）を形成す
る手段と、前記第２の信号の連続第２一時平均値（Ｌ２
ａｖｇ［ｉ］）を形成する手段と、前記第１の信号およ
び前記第１の平均値から第１の交番成分（ＡＣ１
［ｉ］）を連続的に決定する手段と、前記第２の信号お
よび前記第２の平均値から第２の交番成分（ＡＣ２
［ｉ］）を連続的に決定する手段と、前記二つの交番成
分の連続差値（ΔＡＣ［ｉ］）を決定する手段と、前記
第１の平均値を前記連続差値のサブ周期にわたり積分す
ることにより第１の積分平均値（Ｌ１ａｖｇ［Ｔ／
２］）を決定する手段と、前記第２の平均値を前記サブ
周期にわたり積分することにより第２の積分平均値（Ｌ
２ａｖｇ［Ｔ／２］）を決定する手段と、前記第１の交
番成分または前記第２の交番成分を前記サブ周期にわた
り積分することにより積分交番成分（ＡＣ１［Ｔ／
２］、ＡＣ２［Ｔ／２］）を決定する手段と、前記差値
を前記サブ周期にわたり積分することにより第１の積分
差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）を決定する手段と、瞬時的第
１または第２の交番成分を、妨害皆無または妨害を受け
ていると判定する手段と、前記積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／
２］）、前記積分交番値（ＡＣ２［Ｔ／２］）、および
前記二つの積分平均値（Ｌ１ａｖｇ［Ｔ／２］、Ｌ２ａ
ｖｇ［Ｔ／２］）に基づき積分比値（Ｒ［Ｔ／２］）を
決定し、さらに、前記瞬時的第１または第２の交番成分
が、判定する前記手段により妨害皆無と判定されれば、
前記積分比値（Ｒ［Ｔ／２］）から成分の濃度を得る手
段を備えている手段と、前記積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／
２］）に基づき、決定された前記積分交番成分が妨害皆
無と判定された前記先行サブ周期中に決定された前記積
分交番成分（ＡＣ２'［Ｔ／２］）に基づき、および二
つの積分平均値（Ｌ１ａｖｇ［Ｔ／２］、Ｌ２ａｖｇ
［Ｔ／２］）に基づき、積分比値（Ｒ'［Ｔ／２］）を
決定し、さらに、前記瞬時的第１または第２の交番成分
が、判定する前記手段により妨害皆無と判定されれば、
前記積分比値（Ｒ'［Ｔ／２］）から成分の濃度を得る
手段を備えている手段と、を備えている成分濃度決定装
置。
【００９５】１５． 決定される前記成分の前記濃度
は、ガス飽和、特に動脈酸素飽和度である上記１３また
は１４に記載の成分濃度決定方法。
は、ガス飽和、特に動脈酸素飽和度である上記１３また
は１４に記載の成分濃度決定方法。
【００９６】１６． 人間の組織により反射されたまた
は人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定
波長の電磁波の強さから人間の組織を通る血液の流れの
脈拍数を決定する脈拍数決定方法であって、前記受信さ
れた電磁波の強さを少なくとも一つの第１のおよび一つ
の第２の電気信号（Ｌ１［ｉ］、Ｌ２［ｉ］）に変換す
る手段と、前記第１の信号の連続第１一時平均値（Ｌ１
ａｖｇ［ｉ］）を形成する手段と、前記第２の信号の連
続第２一時平均値（Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）を形成する手段
と、前記第１の信号および前記第１の平均値から第１の
交番成分（ＡＣ１［ｉ］）を連続的に決定する手段と、
前記第２の信号および前記第２の平均値から第２の交番
成分（ＡＣ２［ｉ］）を連続的に決定する手段と、前記
二つの交番成分の連続差値（ΔＡＣ［ｉ］）を決定する
手段と、前記差値（ΔＡＣ［ｉ］）のゼロ通過に基づき
血液の流れの脈拍数を決定する手段と、を備えている脈
拍数決定方法。
は人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定
波長の電磁波の強さから人間の組織を通る血液の流れの
脈拍数を決定する脈拍数決定方法であって、前記受信さ
れた電磁波の強さを少なくとも一つの第１のおよび一つ
の第２の電気信号（Ｌ１［ｉ］、Ｌ２［ｉ］）に変換す
る手段と、前記第１の信号の連続第１一時平均値（Ｌ１
ａｖｇ［ｉ］）を形成する手段と、前記第２の信号の連
続第２一時平均値（Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）を形成する手段
と、前記第１の信号および前記第１の平均値から第１の
交番成分（ＡＣ１［ｉ］）を連続的に決定する手段と、
前記第２の信号および前記第２の平均値から第２の交番
成分（ＡＣ２［ｉ］）を連続的に決定する手段と、前記
二つの交番成分の連続差値（ΔＡＣ［ｉ］）を決定する
手段と、前記差値（ΔＡＣ［ｉ］）のゼロ通過に基づき
血液の流れの脈拍数を決定する手段と、を備えている脈
拍数決定方法。
【００９７】
【発明の効果】上述のように本発明によれば、低潅流お
よび別の妨害が発生したとき、脈拍数およびＳｐ０２の
決定に隙間がしばしば生ずる既知の方法とは対照的に、
標準偏差の小さい連続値を得ることができる。また、人
間の組織により反射された、または人間の組織を通して
伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さか
ら、成分の濃度を決定する方法および装置が提供され
る。この結果、受信した強さの交番信号スペクトルに同
じかまたは高い周波数の妨害成分が入っていても、酸素
飽和度を決定することができる。
よび別の妨害が発生したとき、脈拍数およびＳｐ０２の
決定に隙間がしばしば生ずる既知の方法とは対照的に、
標準偏差の小さい連続値を得ることができる。また、人
間の組織により反射された、または人間の組織を通して
伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さか
ら、成分の濃度を決定する方法および装置が提供され
る。この結果、受信した強さの交番信号スペクトルに同
じかまたは高い周波数の妨害成分が入っていても、酸素
飽和度を決定することができる。
【００９８】
【図１】記録された信号および関連する連続平均値を示
す図である。
す図である。
【図２】ゼロ点を除く、決定された連続比を示す図であ
る。
る。
【図３】本発明による方法の結果と既知の方法との比較
を示す図である。
を示す図である。
【図４】送信ＬＥＤおよび受信ホトダイオードを用いる
試験を示す概略図である。
試験を示す概略図である。
【図５】二つの代表的無妨害交番成分を示す図である。
【図６】高い周波数を有し、運動人工生成物により生じ
た強さ変化を示す概略図である。
た強さ変化を示す概略図である。
【図７】妨害交番成分を示す図である。
【図８】図７に示した妨害交番成分から得られた差値を
示す図である。
示す図である。
【図９】本発明の第２の形態による方法を用いて得られ
た結果を示す図である。
た結果を示す図である。
【図１０】本発明の第２の形態による方法を用いて得ら
れた結果を示す図である。
れた結果を示す図である。
１０ Ｌ１［ｉ］ １２ Ｌ２［ｉ］ １４ Ｌ１ａｖｇ［ｉ］ １６ Ｌ２ａｖｇ［ｉ］ ２０ ＡＣ１［ｉ］ ２４ ＡＣ２［ｉ］ ２４ Ｒ［ｉ］ ３０ Ｓｐ０２値 ７０ ＡＣ１ｓ［ｉ］ ７２ ＡＣ２ｓ［ｉ］ ８０ ΔＡＣ［ｉ］
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (73)特許権者 399117121 395 Ｐａｇｅ Ｍｉｌｌ Ｒｏａｄ Ｐａｌｏ Ａｌｔｏ，Ｃａｌｉｆｏｒｎ ｉａ Ｕ．Ｓ．Ａ. (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/145
Claims (7)
- 【請求項１】 少なくとも２つの所定波長の電磁波の強
さから成分の濃度を決定する成分濃度決定方法であっ
て、 受信した電磁波の強さを少なくとも１つの第１および第
２の信号（Ｌ１［ｉ］、Ｌ２［ｉ］）に変換するステッ
プと、 前記第１の信号の連続した第１の一時平均値（Ｌ１ａｖ
ｇ［ｉ］）を形成するステップと、 前記第２の信号の連続した第２の一時平均値（Ｌ２ａｖ
ｇ［ｉ］）を形成するステップと、前記第１の信号（Ｌ１［ｉ］）および前記第１の一時平
均値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）から連続的に決定される第１
の交番成分（ＡＣ１［ｉ］）、または前記第２の信号
（Ｌ２［ｉ］）および前記第２の一時平均値（Ｌ２ａｖ
ｇ［ｉ］）から連続的に決定される第２の交番成分（Ａ
Ｃ２［ｉ］） のゼロ通過に近い領域を除き、前記第１の
信号（Ｌ１［ｉ］）、前記第２の信号（Ｌ２［ｉ］）、
前記第１の一時平均値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）および前記
第２の一時平均値（Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）を用いて、等式
Ｒ［ｉ］＝ｌｎ（Ｌ１［ｉ］／Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）／ｌ
ｎ（Ｌ２［ｉ］／Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）によって連続比
（Ｒ［ｉ］）を決定するステップと、 前記連続比（Ｒ［ｉ］）から成分の濃度を得るステップ
と、 を備えたことを特徴とする成分濃度決定方法。 - 【請求項２】 前記第１および第２の一時平均値（Ｌ１
ａｖｇ［ｉ］、Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）はそれぞれ、前記第
１の信号または前記第２の信号のパルス周期の継続期間
にわたり決定されることを特徴とする請求項１に記載の
成分濃度決定方法。 - 【請求項３】 少なくとも２つの所定波長の電磁波の強
さから成分の濃度を決定する成分濃度決定方法であっ
て、 受信した電磁波の強さを少なくとも１つの第１および第
２の信号（Ｌ１［ｉ］、Ｌ２［ｉ］）に変換するステッ
プと、 前記第１の信号の連続した第１の一時平均値（Ｌ１ａｖ
ｇ［ｉ］）を形成する ステップと、 前記第２の信号の連続した第２の一時平均値（Ｌ２ａｖ
ｇ［ｉ］）を形成するステップと、 前記第１の信号および前記第１の一時平均値から第１の
交番成分（ＡＣ１［ｉ］）を連続的に決定するステップ
と、 前記第２の信号および前記第２の一時平均値から第２の
交番成分（ＡＣ２［ｉ］）を連続的に決定するステップ
と、 前記２つの交番成分の連続差値（ΔＡＣ［ｉ］）を決定
するステップと、 前記第１の一時平均値を前記連続差値のサブ周期にわた
り積分することにより第１の積分平均値（Ｌ１ａｖｇ
［Ｔ／２］）を決定するステップと、 前記第２の一時平均値を前記サブ周期にわたり積分する
ことにより第２の積分平均値（Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／２］）
を決定するステップと、 前記第１の交番成分または前記第２の交番成分を前記サ
ブ周期にわたり積分することにより積分交番成分（ＡＣ
１［Ｔ／２］、ＡＣ２［Ｔ／２］）を決定するステップ
と、 前記連続差値を前記サブ周期にわたり積分することによ
り積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）を決定するステップ
と、 を備え、 前記瞬時的第１または第２の交番成分が妨害を受けてい
ないと判定されれば、 前記積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）、前記積分交番成分
（ＡＣ２［Ｔ／２］）、および前記２つの積分平均値
（Ｌ１ａｖｇ［Ｔ／２］、Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／２］）に基
づき、積分比値（Ｒ［Ｔ／２］）を決定し、 前記積分比値（Ｒ［Ｔ／２］）から成分の濃度を得るこ
とを特徴とする成分濃度決定方法。 - 【請求項４】 前記瞬時的第１または第２の交番成分が
妨害を受けていると判定されれば、 前記積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）、決定された前記積
分交番成分が妨害を受けていないと判定された先行サブ
周期中に決定された積分交番成分（ＡＣ２’［Ｔ／
２］）、および比が人工生成物のもとで一定であるが突
然の濃度変化時には 一定ではない前記２つの積分平均値
（Ｌ１ａｖｇ［Ｔ／２］、Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／２］）に基
づき、積分比値（Ｒ’［Ｔ／２］）を決定し、 前記積分比値（Ｒ’［Ｔ／２］）から成分の濃度を得る
ことを特徴とする請求項３記載の成分濃度決定方法。 - 【請求項５】 少なくとも２つの所定波長の電磁波の強
さから成分の濃度を決定する成分濃度決定装置であっ
て、 受信した電磁波の強さを少なくとも１つの第１および第
２の信号（Ｌ１［ｉ］、Ｌ２［ｉ］）に変換する手段
と、 前記第１の信号の連続した第１の一時平均値（Ｌ１ａｖ
ｇ［ｉ］）を形成する手段と、 前記第２の信号の連続した第２の一時平均値（Ｌ２ａｖ
ｇ［ｉ］）を形成する手段と、 前記第１の信号（Ｌ１［ｉ］）および前記第１の一時平
均値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）から連続的に決定される第１
の交番成分（ＡＣ１［ｉ］）、または前記第２の信号
（Ｌ２［ｉ］）および前記第２の一時平均値（Ｌ２ａｖ
ｇ［ｉ］）から連続的に決定される第２の交番成分（Ａ
Ｃ２［ｉ］）のゼロ通過に近い領域を除き、前記第１の
信号（Ｌ１［ｉ］）、前記第２の信号（Ｌ２［ｉ］）、
前記第１の一時平均値（Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）および前記
第２の一時平均値（Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）を用いて、等式
Ｒ［ｉ］＝ｌｎ（Ｌ１［ｉ］／Ｌ１ａｖｇ［ｉ］）／ｌ
ｎ（Ｌ２［ｉ］／Ｌ２ａｖｇ［ｉ］）によって連続比
（Ｒ［ｉ］）を決定する手段と、 前記連続比（Ｒ［ｉ］）から成分の濃度を得る手段と、 を備えたことを特徴とする成分濃度決定装置。 - 【請求項６】 少なくとも２つの所定波長の電磁波の強
さから成分の濃度を決定する成分濃度決定装置であっ
て、 受信した電磁波の強さを少なくとも１つの第１および第
２の電気信号（Ｌ１［ｉ］、Ｌ２［ｉ］）に変換する手
段と、 前記第１の信号の連続した第１の一時平均値（Ｌ１ａｖ
ｇ［ｉ］）を形成する手段と、 前記第２の信号の連続した第２の一時平均値（Ｌ２ａｖ
ｇ［ｉ］）を形成する手段と、 前記第１の信号および前記第１の一時平均値から第１の
交番成分（ＡＣ１［ｉ］）を連続的に決定する手段と、 前記第２の信号および前記第２の一時平均値から第２の
交番成分（ＡＣ２［ｉ］）を連続的に決定する手段と、 前記２つの交番成分の連続差値（ΔＡＣ［ｉ］）を決定
する手段と、 前記第１の一時平均値を前記連続差値のサブ周期にわた
り積分することにより第１の積分平均値（Ｌ１ａｖｇ
［Ｔ／２］）を決定する手段と、 前記第２の一時平均値を前記サブ周期にわたり積分する
ことにより第２の積分平均値（Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／２］）
を決定する手段と、 前記第１の交番成分または前記第２の交番成分を前記サ
ブ周期にわたり積分することにより積分交番成分（ＡＣ
１［Ｔ／２］、ＡＣ２［Ｔ／２］）を決定する手段と、 前記連続差値を前記サブ周期にわたり積分することによ
り積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）を決定する手段と、 前記積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）、前記積分交番成分
（ＡＣ２［Ｔ／２］）、および前記２つの積分平均値
（Ｌ１ａｖｇ［Ｔ／２］、Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／２］）に基
づき、積分比値（Ｒ［Ｔ／２］）を決定し、さらに、前
記瞬時的第１または第２の交番成分が妨害を受けていな
いと判定されれば、前記積分比値（Ｒ［Ｔ／２］）から
成分の濃度を得る手段と、 を備えたことを特徴とする成分濃度決定装置。 - 【請求項７】 前記積分差値（ΔＡＣ［Ｔ／２］）、決
定された前記積分交番成分が妨害を受けていないと判定
された先行サブ周期中に決定された前記積分交番成分
（ＡＣ２’［Ｔ／２］）、および２つの積分平均値（Ｌ
１ａｖｇ［Ｔ／２］、Ｌ２ａｖｇ［Ｔ／２］）に基づ
き、積分比値（Ｒ’［Ｔ／２］）を決定し、さらに、前
記瞬時的第１または第２の交番成分が妨害を受けている
と判定されれば、前記積分比値（Ｒ’［Ｔ／２］）から
成分の濃度を得る手段と、を備えたことを特徴とする請
求項６記載の成分濃度決定装置。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE97106032-2 | 1997-04-12 | ||
| EP97106032-2 | 1997-04-12 | ||
| EP97106032A EP0870465B1 (en) | 1997-04-12 | 1997-04-12 | Method and apparatus for the non-invasive determination of the concentration of a component |
Related Child Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000398119A Division JP4056697B2 (ja) | 1997-04-12 | 2000-12-27 | 脈拍数決定方法および脈拍数決定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10323343A JPH10323343A (ja) | 1998-12-08 |
| JP3159955B2 true JP3159955B2 (ja) | 2001-04-23 |
Family
ID=8226685
Family Applications (2)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP09928598A Expired - Lifetime JP3159955B2 (ja) | 1997-04-12 | 1998-04-10 | 成分濃度決定方法および装置 |
| JP2000398119A Expired - Lifetime JP4056697B2 (ja) | 1997-04-12 | 2000-12-27 | 脈拍数決定方法および脈拍数決定装置 |
Family Applications After (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000398119A Expired - Lifetime JP4056697B2 (ja) | 1997-04-12 | 2000-12-27 | 脈拍数決定方法および脈拍数決定装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6083157A (ja) |
| EP (1) | EP0870465B1 (ja) |
| JP (2) | JP3159955B2 (ja) |
| DE (1) | DE69704264T2 (ja) |
Families Citing this family (86)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6018673A (en) | 1996-10-10 | 2000-01-25 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Motion compatible sensor for non-invasive optical blood analysis |
| IL121079A0 (en) * | 1997-06-15 | 1997-11-20 | Spo Medical Equipment Ltd | Physiological stress detector device and method |
| AU7672698A (en) * | 1998-06-11 | 1999-12-30 | S.P.O. Medical Equipment Ltd. | Physiological stress detector device and method |
| US6463311B1 (en) * | 1998-12-30 | 2002-10-08 | Masimo Corporation | Plethysmograph pulse recognition processor |
| US6675031B1 (en) | 1999-04-14 | 2004-01-06 | Mallinckrodt Inc. | Method and circuit for indicating quality and accuracy of physiological measurements |
| US20070000494A1 (en) * | 1999-06-30 | 2007-01-04 | Banner Michael J | Ventilator monitor system and method of using same |
| DK2322085T3 (da) | 2000-04-17 | 2014-06-16 | Covidien Lp | Pulsoximetersensor med trinvis funktion |
| US8224412B2 (en) | 2000-04-17 | 2012-07-17 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Pulse oximeter sensor with piece-wise function |
| US6505060B1 (en) * | 2000-09-29 | 2003-01-07 | Datex-Ohmeda, Inc. | Method and apparatus for determining pulse oximetry differential values |
| US6434408B1 (en) * | 2000-09-29 | 2002-08-13 | Datex-Ohmeda, Inc. | Pulse oximetry method and system with improved motion correction |
| JP4642279B2 (ja) * | 2001-06-28 | 2011-03-02 | 株式会社日立メディコ | 生体光計測装置 |
| US6748254B2 (en) | 2001-10-12 | 2004-06-08 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Stacked adhesive optical sensor |
| US7024235B2 (en) | 2002-06-20 | 2006-04-04 | University Of Florida Research Foundation, Inc. | Specially configured nasal pulse oximeter/photoplethysmography probes, and combined nasal probe/cannula, selectively with sampler for capnography, and covering sleeves for same |
| US7190986B1 (en) | 2002-10-18 | 2007-03-13 | Nellcor Puritan Bennett Inc. | Non-adhesive oximeter sensor for sensitive skin |
| JP4594236B2 (ja) * | 2003-11-27 | 2010-12-08 | ソリアニス・ホールディング・アーゲー | グルコースレベルを測定するための方法 |
| ATE556654T1 (de) | 2003-12-30 | 2012-05-15 | Univ Florida | Neues speziell konfiguriertes nasalpulsoxymeter |
| US7194293B2 (en) | 2004-03-08 | 2007-03-20 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Selection of ensemble averaging weights for a pulse oximeter based on signal quality metrics |
| WO2008020845A2 (en) | 2006-08-15 | 2008-02-21 | University Of Florida Research Foundation, Inc. | Methods and devices for central photoplethysmographic monitoring methods |
| US7657294B2 (en) | 2005-08-08 | 2010-02-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Compliant diaphragm medical sensor and technique for using the same |
| US7590439B2 (en) | 2005-08-08 | 2009-09-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Bi-stable 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 |
| US20070060808A1 (en) | 2005-09-12 | 2007-03-15 | Carine Hoarau | Medical sensor for reducing motion artifacts 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 |
| US7869850B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-01-11 | 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 |
| US8092379B2 (en) | 2005-09-29 | 2012-01-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and system for determining when to reposition a physiological sensor |
| US7881762B2 (en) | 2005-09-30 | 2011-02-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Clip-style medical sensor and technique for using the same |
| US8233954B2 (en) | 2005-09-30 | 2012-07-31 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Mucosal sensor for the assessment of tissue and blood constituents and technique for using the same |
| US7483731B2 (en) | 2005-09-30 | 2009-01-27 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
| US7555327B2 (en) | 2005-09-30 | 2009-06-30 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Folding medical sensor and technique for using the same |
| US8062221B2 (en) | 2005-09-30 | 2011-11-22 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Sensor for tissue gas detection and technique for using the same |
| US7486979B2 (en) | 2005-09-30 | 2009-02-03 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Optically aligned pulse oximetry sensor and technique for using the same |
| US8050730B2 (en) * | 2005-12-23 | 2011-11-01 | Shenzhen Mindray Bio-Medical Electrics Co., Ltd. | Method and apparatus for eliminating interference in pulse oxygen measurement |
| US8073518B2 (en) | 2006-05-02 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Clip-style medical sensor and technique for using the same |
| JP4901309B2 (ja) | 2006-05-31 | 2012-03-21 | 株式会社デンソー | 生体状態検出装置、制御装置、及び脈波センサ装着装置 |
| US8145288B2 (en) | 2006-08-22 | 2012-03-27 | 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 |
| US8396527B2 (en) | 2006-09-22 | 2013-03-12 | Covidien Lp | 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 |
| US8175671B2 (en) | 2006-09-22 | 2012-05-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | 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 |
| US7574245B2 (en) | 2006-09-27 | 2009-08-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Flexible medical sensor enclosure |
| US7922665B2 (en) | 2006-09-28 | 2011-04-12 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for pulse rate calculation using a scheme for alternate weighting |
| 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 |
| US7890153B2 (en) | 2006-09-28 | 2011-02-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for mitigating interference in pulse oximetry |
| US8175667B2 (en) | 2006-09-29 | 2012-05-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Symmetric LED array for pulse oximetry |
| US7684842B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-03-23 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for preventing sensor misuse |
| US7680522B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-03-16 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and apparatus for detecting misapplied sensors |
| US8068891B2 (en) | 2006-09-29 | 2011-11-29 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Symmetric LED array for pulse oximetry |
| US7476131B2 (en) | 2006-09-29 | 2009-01-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Device for reducing crosstalk |
| 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 |
| US7894869B2 (en) | 2007-03-09 | 2011-02-22 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Multiple configuration medical sensor and technique for using the same |
| US8529459B2 (en) | 2007-08-08 | 2013-09-10 | Convergent Engineering, Inc. | Processing of photoplethysmography signals |
| US8346328B2 (en) | 2007-12-21 | 2013-01-01 | 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 |
| US8366613B2 (en) | 2007-12-26 | 2013-02-05 | Covidien Lp | LED drive circuit for pulse oximetry and method for using same |
| US8577434B2 (en) | 2007-12-27 | 2013-11-05 | Covidien Lp | Coaxial LED light sources |
| US8452364B2 (en) | 2007-12-28 | 2013-05-28 | Covidien LLP | System and method for attaching a sensor to a patient's skin |
| US8442608B2 (en) | 2007-12-28 | 2013-05-14 | Covidien Lp | System and method for estimating physiological parameters by deconvolving artifacts |
| US8199007B2 (en) | 2007-12-31 | 2012-06-12 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Flex circuit snap track for a biometric sensor |
| US8092993B2 (en) | 2007-12-31 | 2012-01-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Hydrogel thin film for use as a biosensor |
| US8897850B2 (en) | 2007-12-31 | 2014-11-25 | Covidien Lp | Sensor with integrated living hinge and spring |
| US8070508B2 (en) | 2007-12-31 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and apparatus for aligning and securing a cable strain relief |
| US8437822B2 (en) | 2008-03-28 | 2013-05-07 | Covidien Lp | System and method for estimating blood analyte concentration |
| US8112375B2 (en) | 2008-03-31 | 2012-02-07 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Wavelength selection and outlier detection in reduced rank linear models |
| US8071935B2 (en) | 2008-06-30 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Optical detector with an overmolded faraday shield |
| US7880884B2 (en) | 2008-06-30 | 2011-02-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for coating and shielding electronic sensor components |
| US7887345B2 (en) | 2008-06-30 | 2011-02-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Single use connector for pulse oximetry sensors |
| JP5245618B2 (ja) * | 2008-07-30 | 2013-07-24 | 富士通株式会社 | 生体情報測定装置および生体情報測定方法 |
| US8364220B2 (en) | 2008-09-25 | 2013-01-29 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
| US8914088B2 (en) | 2008-09-30 | 2014-12-16 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
| US8423112B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-04-16 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
| US8417309B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-04-09 | Covidien Lp | Medical sensor |
| US8452366B2 (en) | 2009-03-16 | 2013-05-28 | Covidien Lp | Medical monitoring device with flexible circuitry |
| US8221319B2 (en) | 2009-03-25 | 2012-07-17 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical device for assessing intravascular blood volume and technique for using the same |
| US8509869B2 (en) | 2009-05-15 | 2013-08-13 | Covidien Lp | Method and apparatus for detecting and analyzing variations in a physiologic parameter |
| US8634891B2 (en) | 2009-05-20 | 2014-01-21 | Covidien Lp | Method and system for self regulation of sensor component contact pressure |
| US8311601B2 (en) | 2009-06-30 | 2012-11-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Reflectance and/or transmissive pulse oximeter |
| US8505821B2 (en) | 2009-06-30 | 2013-08-13 | Covidien Lp | System and method for providing sensor quality assurance |
| US9010634B2 (en) | 2009-06-30 | 2015-04-21 | Covidien Lp | System and method for linking patient data to a patient and providing sensor quality assurance |
| US8290730B2 (en) | 2009-06-30 | 2012-10-16 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for assessing measurements in physiological monitoring devices |
| US8391941B2 (en) | 2009-07-17 | 2013-03-05 | Covidien Lp | System and method for memory switching for multiple configuration medical sensor |
| US8417310B2 (en) | 2009-08-10 | 2013-04-09 | Covidien Lp | Digital switching in multi-site sensor |
| US8428675B2 (en) | 2009-08-19 | 2013-04-23 | Covidien Lp | Nanofiber adhesives used in medical devices |
| CA2808457C (en) | 2010-08-17 | 2018-09-04 | University Of Florida Research Foundation, Inc. | Intelligent drug and/or fluid delivery system to optimize medical treatment or therapy using pharmacodynamic and/or pharmacokinetic data |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4800495A (en) * | 1986-08-18 | 1989-01-24 | Physio-Control Corporation | Method and apparatus for processing signals used in oximetry |
| US4824242A (en) * | 1986-09-26 | 1989-04-25 | Sensormedics Corporation | Non-invasive oximeter and method |
| JPS63218841A (ja) * | 1986-10-29 | 1988-09-12 | Nippon Koden Corp | 血中吸光物の濃度測定装置 |
| US5216598A (en) * | 1989-10-04 | 1993-06-01 | Colin Electronics Co., Ltd. | System for correction of trends associated with pulse wave forms in oximeters |
| US5365922A (en) * | 1991-03-19 | 1994-11-22 | Brigham And Women's Hospital, Inc. | Closed-loop non-invasive oxygen saturation control system |
| US5285782A (en) * | 1992-01-17 | 1994-02-15 | Physio-Control Corporation | Method and apparatus for improving the accuracy of pulse transmittance oximeter |
-
1997
- 1997-04-12 EP EP97106032A patent/EP0870465B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-04-12 DE DE69704264T patent/DE69704264T2/de not_active Expired - Lifetime
-
1998
- 1998-03-10 US US09/040,354 patent/US6083157A/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-04-10 JP JP09928598A patent/JP3159955B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
2000
- 2000-12-27 JP JP2000398119A patent/JP4056697B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH10323343A (ja) | 1998-12-08 |
| EP0870465A1 (en) | 1998-10-14 |
| DE69704264D1 (de) | 2001-04-19 |
| EP0870465B1 (en) | 2001-03-14 |
| JP4056697B2 (ja) | 2008-03-05 |
| DE69704264T2 (de) | 2001-06-28 |
| JP2001204699A (ja) | 2001-07-31 |
| US6083157A (en) | 2000-07-04 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3159955B2 (ja) | 成分濃度決定方法および装置 | |
| US10130289B2 (en) | Pulse and confidence indicator displayed proximate plethysmograph | |
| US8611977B2 (en) | Method and apparatus for optical detection of mixed venous and arterial blood pulsation in tissue | |
| US6606511B1 (en) | Pulse oximetry pulse indicator | |
| US8948835B2 (en) | Systems and methods for determining blood oxygen saturation values using complex number encoding | |
| US9211090B2 (en) | Selection of ensemble averaging weights for a pulse oximeter based on signal quality metrics | |
| US20140343385A1 (en) | Method for enhancing pulse oximetry calculations in the presence of correlated artifacts | |
| JPH08502434A (ja) | 電子式モニター機器における周辺ノイズの影響を減少するための方法および装置 | |
| JPH11192217A (ja) | 生理的信号内のアーチファクト信号のレベルを低減する方法及び装置 | |
| JPH10323342A (ja) | 成分濃度決定方法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090216 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090216 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100216 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110216 Year of fee payment: 10 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120216 Year of fee payment: 11 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130216 Year of fee payment: 12 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130216 Year of fee payment: 12 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140216 Year of fee payment: 13 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |