JP3483635B2 - 非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態検出方法 - Google Patents
非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態検出方法Info
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、一般に、動脈内の酸素
飽和度をモニタするための非侵襲的方法に関するもので
あり、とりわけ、非侵襲的脈拍オキシメータ装置におけ
る異常状態を検出する方法、及び、動脈内のヘモグロビ
ン酸素飽和度を測定するための非侵襲的脈拍オキシメー
タ装置において、非生理的事象によって生じる脈拍警報
を抑制する非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常
状態検出方法に関するものである。
飽和度をモニタするための非侵襲的方法に関するもので
あり、とりわけ、非侵襲的脈拍オキシメータ装置におけ
る異常状態を検出する方法、及び、動脈内のヘモグロビ
ン酸素飽和度を測定するための非侵襲的脈拍オキシメー
タ装置において、非生理的事象によって生じる脈拍警報
を抑制する非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常
状態検出方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】今日では、動脈血のヘモグロビン酸素飽
和度は、脈拍酸素飽和度測定法と呼ばれる非侵襲的技法
によって測定される場合が多い。脈拍オキシメータは、
一般に、ＬＥＤ（発光ダイオード）によって形成され、
その一方は、約６４５ｎｍの赤波長範囲の光を放出し、
もう一方は、９４０ｎｍの赤外波長範囲の光を放出す
る、２つの異なる単色光源を利用して、動脈内のヘモグ
ロビン酸素飽和度を測定する。両方のＬＥＤによって放
出される光は、患者の身体の所定の部分を透過させられ
る。一般に、脈拍オキシメータ・システムは、患者の指
に固定されるように構成された酸素飽和度検知プローブ
を利用する。通常、この酸素飽和度検知プローブは、Ｌ
ＥＤと光検出器の両方を具備するクリップの形態を備え
ている。酸素飽和度検知プローブは、単一の光検出器に
よって、患者の身体の所定の部分を通過した両方のＬＥ
Ｄの光を受けるように構成されている。脈拍酸素飽和度
測定技術において周知のように、両光源の光とも、患者
の身体を通って光検出器に至るその光路において、静的
及び動的吸収体によって減衰する。患者の心拍と同期し
て、時間と共にその量が変動する動脈血は、脈拍間隔に
おける、唯一の動的吸収体を表している。皮膚、組織、
または、骨のような他の全ての吸収体は、時間と共に変
化するものではない。前述のように、フォトダイオード
の形をとることが可能な光検出器は、各波長の被変調光
強度を受ける。次に、これらの信号は、増幅され、低域
通過フィルタリングが施され、アナログからデジタルに
変換され、さらに、マイクロプロセッサ装置において処
理を受ける。脈拍探知アルゴリズムによって、脈拍を識
別し、脈拍の測定を行うための、いわゆる分光光度信号
である、受信信号の分析が行われる。脈拍間隔の識別
後、マイクロプロセッサ装置は、分光光度信号の心臓弛
緩及び心臓収縮の値を求め、それから、いわゆる相対吸
収レシオを導き出す。引き続き、マイクロプロセッサ装
置は、較正データを利用して、相対吸収レシオから動脈
内の酸素飽和度を計算し、適合する波長におけるヘモグ
ロビン及びオキシヘモグロビンの吸収スペクトルからい
わゆる吸光係数を計算する。分光光度信号において脈動
が検出できなければ、脈拍オキシメータの脈拍探索アル
ゴリズムによって、警報が発生する。
和度は、脈拍酸素飽和度測定法と呼ばれる非侵襲的技法
によって測定される場合が多い。脈拍オキシメータは、
一般に、ＬＥＤ（発光ダイオード）によって形成され、
その一方は、約６４５ｎｍの赤波長範囲の光を放出し、
もう一方は、９４０ｎｍの赤外波長範囲の光を放出す
る、２つの異なる単色光源を利用して、動脈内のヘモグ
ロビン酸素飽和度を測定する。両方のＬＥＤによって放
出される光は、患者の身体の所定の部分を透過させられ
る。一般に、脈拍オキシメータ・システムは、患者の指
に固定されるように構成された酸素飽和度検知プローブ
を利用する。通常、この酸素飽和度検知プローブは、Ｌ
ＥＤと光検出器の両方を具備するクリップの形態を備え
ている。酸素飽和度検知プローブは、単一の光検出器に
よって、患者の身体の所定の部分を通過した両方のＬＥ
Ｄの光を受けるように構成されている。脈拍酸素飽和度
測定技術において周知のように、両光源の光とも、患者
の身体を通って光検出器に至るその光路において、静的
及び動的吸収体によって減衰する。患者の心拍と同期し
て、時間と共にその量が変動する動脈血は、脈拍間隔に
おける、唯一の動的吸収体を表している。皮膚、組織、
または、骨のような他の全ての吸収体は、時間と共に変
化するものではない。前述のように、フォトダイオード
の形をとることが可能な光検出器は、各波長の被変調光
強度を受ける。次に、これらの信号は、増幅され、低域
通過フィルタリングが施され、アナログからデジタルに
変換され、さらに、マイクロプロセッサ装置において処
理を受ける。脈拍探知アルゴリズムによって、脈拍を識
別し、脈拍の測定を行うための、いわゆる分光光度信号
である、受信信号の分析が行われる。脈拍間隔の識別
後、マイクロプロセッサ装置は、分光光度信号の心臓弛
緩及び心臓収縮の値を求め、それから、いわゆる相対吸
収レシオを導き出す。引き続き、マイクロプロセッサ装
置は、較正データを利用して、相対吸収レシオから動脈
内の酸素飽和度を計算し、適合する波長におけるヘモグ
ロビン及びオキシヘモグロビンの吸収スペクトルからい
わゆる吸光係数を計算する。分光光度信号において脈動
が検出できなければ、脈拍オキシメータの脈拍探索アル
ゴリズムによって、警報が発生する。
【０００３】一般に、動脈内の酸素飽和度をモニタする
ための非侵襲的装置は、患者の血圧のモニタにも利用さ
れる。患者の血圧は、患者の腕まわりに巻き付けること
ができる、膨張可能な血圧カフを利用することによって
モニタされる。このモニタによって、患者の心臓弛緩と
心臓収縮の血圧が測定される。特定の医療用途のいくつ
かでは、患者の一方の腕において血圧を測定し、患者の
もう一方の腕側の指に固定されたプローブで酸素飽和度
を検出することができない場合がある。従って、血圧カ
フ及び酸素飽和度プローブを、両方とも、同じ腕に利用
しなければならない場合、例えば、カフを膨張させ、振
動測定を行うことによって血圧を測定すると、必然的
に、血流量が減少するので、酸素飽和度に影響すること
になる。従って、上述の脈拍オキシメータの脈拍探知ア
ルゴリズム・システムは、「非脈動」警報を発生する。
脈拍酸素飽和度測定技術の当業者には明らかなように、
この警報は、生理的事象によって生じることはない。そ
れどころか、この警報は、測定方法によって生じるもの
である。同様に、カフの膨張は、酸素飽和度に影響を及
ぼす。酸素飽和度の測定値が、所定のしきい値未満にな
ると、いわゆるＳａＯ２警報が発生する。さらに、カフ
の膨張は、測定される脈拍数に影響を及ぼして、この脈
拍数が所定の許容しきい値間に納まらなくなり、やは
り、警報が発生することになる可能性がある。
ための非侵襲的装置は、患者の血圧のモニタにも利用さ
れる。患者の血圧は、患者の腕まわりに巻き付けること
ができる、膨張可能な血圧カフを利用することによって
モニタされる。このモニタによって、患者の心臓弛緩と
心臓収縮の血圧が測定される。特定の医療用途のいくつ
かでは、患者の一方の腕において血圧を測定し、患者の
もう一方の腕側の指に固定されたプローブで酸素飽和度
を検出することができない場合がある。従って、血圧カ
フ及び酸素飽和度プローブを、両方とも、同じ腕に利用
しなければならない場合、例えば、カフを膨張させ、振
動測定を行うことによって血圧を測定すると、必然的
に、血流量が減少するので、酸素飽和度に影響すること
になる。従って、上述の脈拍オキシメータの脈拍探知ア
ルゴリズム・システムは、「非脈動」警報を発生する。
脈拍酸素飽和度測定技術の当業者には明らかなように、
この警報は、生理的事象によって生じることはない。そ
れどころか、この警報は、測定方法によって生じるもの
である。同様に、カフの膨張は、酸素飽和度に影響を及
ぼす。酸素飽和度の測定値が、所定のしきい値未満にな
ると、いわゆるＳａＯ２警報が発生する。さらに、カフ
の膨張は、測定される脈拍数に影響を及ぼして、この脈
拍数が所定の許容しきい値間に納まらなくなり、やは
り、警報が発生することになる可能性がある。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】米国特許第４，７７
６，３３９号には、患者の非侵襲的血圧測定を行い、及
び、患者の血液の酸素飽和度をモニタするための患者モ
ニタが開示されている。この装置は、患者の腕に取り付
けられて、血圧信号を発生する膨張可能なカフと、患者
の指に取り付けられて、酸素飽和度信号を発生するプロ
ーブから構成される。この装置は、さらに、これらの信
号の実際の値が、所定の許容可能な値から逸脱すると、
血圧警報信号または酸素飽和警報信号を発生する警報回
路も備えている。カフが膨張すると、制御回路が、カフ
の膨張に応答して、警報回路に信号を送り、酸素飽和警
報が働かないようにする。この先行技術による装置は、
標準的な脈拍酸素飽和度測定装置に関する上述のいくつ
かの問題を克服するものであるが、カフが膨張すると、
警報回路が酸素飽和警報が働かないようにするのに、カ
フの膨張を表した入力信号を必要とするので、この装置
の適用範囲は、ある程度制限される。一方では、全ての
装置において入力信号が得られるというわけには行かな
い。他方では、この技法も、必要以上に警報が働かない
ようにするという問題がある。例えば、酸素飽和度の劇
的な変化は、生理的であって、カフの膨張によって生じ
たものではない可能性もある。従って、カフが膨張状態
にある間に生じる酸素飽和度の急激な変化は、この先行
技術による装置では検出されない。
６，３３９号には、患者の非侵襲的血圧測定を行い、及
び、患者の血液の酸素飽和度をモニタするための患者モ
ニタが開示されている。この装置は、患者の腕に取り付
けられて、血圧信号を発生する膨張可能なカフと、患者
の指に取り付けられて、酸素飽和度信号を発生するプロ
ーブから構成される。この装置は、さらに、これらの信
号の実際の値が、所定の許容可能な値から逸脱すると、
血圧警報信号または酸素飽和警報信号を発生する警報回
路も備えている。カフが膨張すると、制御回路が、カフ
の膨張に応答して、警報回路に信号を送り、酸素飽和警
報が働かないようにする。この先行技術による装置は、
標準的な脈拍酸素飽和度測定装置に関する上述のいくつ
かの問題を克服するものであるが、カフが膨張すると、
警報回路が酸素飽和警報が働かないようにするのに、カ
フの膨張を表した入力信号を必要とするので、この装置
の適用範囲は、ある程度制限される。一方では、全ての
装置において入力信号が得られるというわけには行かな
い。他方では、この技法も、必要以上に警報が働かない
ようにするという問題がある。例えば、酸素飽和度の劇
的な変化は、生理的であって、カフの膨張によって生じ
たものではない可能性もある。従って、カフが膨張状態
にある間に生じる酸素飽和度の急激な変化は、この先行
技術による装置では検出されない。
【０００５】米国特許第４，７７６，３３９号に記載の
技法が直面するこれらの問題は、米国特許第５，２５
３，６４５号によっても認識されていた（コラム１、３
２〜５６行参照）。
技法が直面するこれらの問題は、米国特許第５，２５
３，６４５号によっても認識されていた（コラム１、３
２〜５６行参照）。
【０００６】しかし、米国特許第５，２５３，６４５号
には、関連した警報を抑制することなく、「誤」警報の
数を減少させるための別のアプローチも開示されてい
る。米国特許第５，２５２，６４５号に解説の装置によ
れば、オキシメータ・センサの振幅としきい値の比較が
行われる。オキシメータ・センサ信号がしきい値未満に
なったことを表した信号が、第１のタイマに送られる。
さらに、血圧信号が第２のタイマに送られる。両方のタ
イマの出力信号が論理的に組み合わせられて、この装置
の可聴警報が発生する。最初に述べたタイマの出力信号
だけに基づいて、追加視覚警報が発生する。要約する
と、この先行技術による装置は、血圧信号及びオキシメ
ータ・センサ信号を必要とし、これら入力信号から導き
出されるタイマ信号を論理的に組み合わせることによっ
て、警報を導き出す。
には、関連した警報を抑制することなく、「誤」警報の
数を減少させるための別のアプローチも開示されてい
る。米国特許第５，２５２，６４５号に解説の装置によ
れば、オキシメータ・センサの振幅としきい値の比較が
行われる。オキシメータ・センサ信号がしきい値未満に
なったことを表した信号が、第１のタイマに送られる。
さらに、血圧信号が第２のタイマに送られる。両方のタ
イマの出力信号が論理的に組み合わせられて、この装置
の可聴警報が発生する。最初に述べたタイマの出力信号
だけに基づいて、追加視覚警報が発生する。要約する
と、この先行技術による装置は、血圧信号及びオキシメ
ータ・センサ信号を必要とし、これら入力信号から導き
出されるタイマ信号を論理的に組み合わせることによっ
て、警報を導き出す。
【０００７】以上の技法とは対照的に、本発明の目標
は、分光光度信号の分析だけに基づいて、異常状態を分
析することにある。
は、分光光度信号の分析だけに基づいて、異常状態を分
析することにある。
【０００８】従って、本発明の一般的な目的は、非侵襲
的脈拍オキシメータ装置における異常状態検出方法を提
供することにある。
的脈拍オキシメータ装置における異常状態検出方法を提
供することにある。
【０００９】本発明のもう１つの目的は、脈拍オキシメ
ータ装置によって発生する分光光度信号だけに基づい
て、異常状態の存在を検出することが可能な、非侵襲的
脈拍オキシメータ装置における異常状態検出方法を提供
することにある。
ータ装置によって発生する分光光度信号だけに基づい
て、異常状態の存在を検出することが可能な、非侵襲的
脈拍オキシメータ装置における異常状態検出方法を提供
することにある。
【００１０】本発明のもう１つの目的は、非侵襲的脈拍
オキシメータ装置における非生理的事象によって生じる
誤警報を抑制する非侵襲的脈拍オキシメータ装置におけ
る異常状態検出方法を提供することにある。
オキシメータ装置における非生理的事象によって生じる
誤警報を抑制する非侵襲的脈拍オキシメータ装置におけ
る異常状態検出方法を提供することにある。
【００１１】本発明のさらにもう１つの目的は、非侵襲
的脈拍オキシメータ装置における非生理的事象によって
生じる誤警報を抑制することの可能な警報装置に適用す
ることができる非侵襲的脈拍オキシメータ装置における
異常状態検出方法を提供することにある。
的脈拍オキシメータ装置における非生理的事象によって
生じる誤警報を抑制することの可能な警報装置に適用す
ることができる非侵襲的脈拍オキシメータ装置における
異常状態検出方法を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明の第１の態様によ
れば、これらの目的は、分光光度信号を発生するための
手段と、分光光度信号から動脈内のヘモグロビン酸素飽
和度を導き出すための酸素飽和度計算手段とから構成さ
れる、非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態
検出方法であって、分光光度信号に低域通過フィルタリ
ングを施して、低域通過フィルタリングを施された分光
光度信号を生じさせるステップと、分光光度信号に高域
通過フィルタリングを施して、高域通過フィルタリング
を施された分光光度信号を生じさせるステップと、前記
非侵襲的脈拍オキシメータ装置の正常状態を表す分光光
度信号と、所定の非生理的事象が生じた場合に前記非侵
襲的脈拍オキシメータ装置が発生する分光光度信号とを
識別するために、前記低域通過フィルタリングを施され
た分光光度信号の振幅が許容間隔内に納まるという条件
と、前記高域通過フィルタリングを施された分光光度信
号の振幅がしきい値を超えないという条件と、前記高域
通過フィルタリングを施された分光光度信号の振幅が所
定の遷移特性内に納まるという条件の少なくとも１つか
ら構成される、少なくとも１つの判定基準をあらかじめ
定義しておくステップと、実際の分光光度信号が、あら
かじめ定義された前記少なくとも１つの判定基準を満た
すか否かを判定するステップと、実際の分光光度信号
が、あらかじめ定義された前記少なくとも１つの判定基
準を満たす場合、異常状態の存在を検出するステップか
ら構成される、非侵襲的脈拍オキシメータ装置における
異常状態検出方法によって実現される。
れば、これらの目的は、分光光度信号を発生するための
手段と、分光光度信号から動脈内のヘモグロビン酸素飽
和度を導き出すための酸素飽和度計算手段とから構成さ
れる、非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態
検出方法であって、分光光度信号に低域通過フィルタリ
ングを施して、低域通過フィルタリングを施された分光
光度信号を生じさせるステップと、分光光度信号に高域
通過フィルタリングを施して、高域通過フィルタリング
を施された分光光度信号を生じさせるステップと、前記
非侵襲的脈拍オキシメータ装置の正常状態を表す分光光
度信号と、所定の非生理的事象が生じた場合に前記非侵
襲的脈拍オキシメータ装置が発生する分光光度信号とを
識別するために、前記低域通過フィルタリングを施され
た分光光度信号の振幅が許容間隔内に納まるという条件
と、前記高域通過フィルタリングを施された分光光度信
号の振幅がしきい値を超えないという条件と、前記高域
通過フィルタリングを施された分光光度信号の振幅が所
定の遷移特性内に納まるという条件の少なくとも１つか
ら構成される、少なくとも１つの判定基準をあらかじめ
定義しておくステップと、実際の分光光度信号が、あら
かじめ定義された前記少なくとも１つの判定基準を満た
すか否かを判定するステップと、実際の分光光度信号
が、あらかじめ定義された前記少なくとも１つの判定基
準を満たす場合、異常状態の存在を検出するステップか
ら構成される、非侵襲的脈拍オキシメータ装置における
異常状態検出方法によって実現される。
【００１３】本発明の望ましい実施例の場合、前記少な
くとも１つの判定基準は、前記所定の非生理的事象によ
って生じる前記分光光度信号の歪みを表す。
くとも１つの判定基準は、前記所定の非生理的事象によ
って生じる前記分光光度信号の歪みを表す。
【００１４】本発明の好適な実施例の場合、前記非侵襲
的脈拍オキシメータ装置の酸素飽和度プローブは、患者
の手の指に取り付けられ、前記所定の非生理的事象は、
同じ腕に巻き付けられたカフの膨張である。
的脈拍オキシメータ装置の酸素飽和度プローブは、患者
の手の指に取り付けられ、前記所定の非生理的事象は、
同じ腕に巻き付けられたカフの膨張である。
【００１５】本発明のもう１つの望ましい実施例の場
合、前記判定基準は、低域通過フィルタリングを施され
た分光光度信号の振幅が、許容間隔内に納まるという条
件と、高域通過フィルタリングを施された分光光度信号
の振幅が、しきい値を超えないという条件と、高域通過
フィルタリングを施された分光光度信号の振幅が、所定
の遷移特性内に納まるという条件と、非侵襲的脈拍オキ
シメータ装置が非脈動警報を発生するという条件が、同
時に満たされることにある。
合、前記判定基準は、低域通過フィルタリングを施され
た分光光度信号の振幅が、許容間隔内に納まるという条
件と、高域通過フィルタリングを施された分光光度信号
の振幅が、しきい値を超えないという条件と、高域通過
フィルタリングを施された分光光度信号の振幅が、所定
の遷移特性内に納まるという条件と、非侵襲的脈拍オキ
シメータ装置が非脈動警報を発生するという条件が、同
時に満たされることにある。
【００１６】本発明のもう１つの好適な実施例の場合、
非生理的事象は、同じ腕に巻き付けられたカフの膨張で
あり、本発明の方法には、さらに、低域通過フィルタリ
ングを施された分光光度信号の振幅が、許容間隔内に納
まるという条件と、高域通過フィルタリングを施された
分光光度信号の振幅が、しきい値を超えないという条件
と、高域通過フィルタリングを施された分光光度信号の
振幅が、所定の遷移特性内に納まるという条件と、非侵
襲的脈拍オキシメータ装置が非脈動警報を発生するとい
う条件が、同時に満たされる場合に、状態マシンを第１
の状態にセットするステップと、新たな脈動を検出する
と、あるいは、第１の状態に達した後、所定の時間が経
過すると、状態マシンを第２の状態にセットするステッ
プが含まれる。
非生理的事象は、同じ腕に巻き付けられたカフの膨張で
あり、本発明の方法には、さらに、低域通過フィルタリ
ングを施された分光光度信号の振幅が、許容間隔内に納
まるという条件と、高域通過フィルタリングを施された
分光光度信号の振幅が、しきい値を超えないという条件
と、高域通過フィルタリングを施された分光光度信号の
振幅が、所定の遷移特性内に納まるという条件と、非侵
襲的脈拍オキシメータ装置が非脈動警報を発生するとい
う条件が、同時に満たされる場合に、状態マシンを第１
の状態にセットするステップと、新たな脈動を検出する
と、あるいは、第１の状態に達した後、所定の時間が経
過すると、状態マシンを第２の状態にセットするステッ
プが含まれる。
【００１７】本発明の第２の態様によれば、これらの目
的は、分光光度信号を発生するための手段と、分光光度
信号から動脈内のヘモグロビン酸素飽和度を導き出すた
めの酸素飽和度計算手段とから構成される、非侵襲的脈
拍オキシメータ装置における異常状態検出装置であっ
て、低域通過フィルタリングを施された分光光度信号を
生じさせるように構成された低域通過フィルタと、高域
通過フィルタリングを施された分光光度信号を生じさせ
るように構成された高域通過フィルタと、前記非侵襲的
脈拍オキシメータ装置の正常状態を表す分光光度信号
と、所定の非生理的事象が生じた場合に前記非侵襲的脈
拍オキシメータ装置が発生する分光光度信号とを識別す
るために、前記低域通過フィルタリングを施された分光
光度信号の振幅が許容間隔内に納まるという条件と、前
記高域通過フィルタリングを施された分光光度信号の振
幅がしきい値を超えないという条件と、前記高域通過フ
ィルタリングを施された分光光度信号の振幅が所定の遷
移特性内に納まるという条件の少なくとも１つから構成
される、あらかじめ定義された少なくとも１つの判定基
準を記憶するための記憶手段と、実際の分光光度信号
が、あらかじめ定義された前記少なくとも１つの判定基
準を満たすか否かを判定するための判定手段と、実際の
分光光度信号が、あらかじめ定義された前記少なくとも
１つの判定基準を満たす場合、異常状態の存在を検出す
るための検出手段と、から構成される非侵襲的脈拍オキ
シメータ装置における異常状態検出方法を適用する、非
侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態検出装置
によって実現される。
的は、分光光度信号を発生するための手段と、分光光度
信号から動脈内のヘモグロビン酸素飽和度を導き出すた
めの酸素飽和度計算手段とから構成される、非侵襲的脈
拍オキシメータ装置における異常状態検出装置であっ
て、低域通過フィルタリングを施された分光光度信号を
生じさせるように構成された低域通過フィルタと、高域
通過フィルタリングを施された分光光度信号を生じさせ
るように構成された高域通過フィルタと、前記非侵襲的
脈拍オキシメータ装置の正常状態を表す分光光度信号
と、所定の非生理的事象が生じた場合に前記非侵襲的脈
拍オキシメータ装置が発生する分光光度信号とを識別す
るために、前記低域通過フィルタリングを施された分光
光度信号の振幅が許容間隔内に納まるという条件と、前
記高域通過フィルタリングを施された分光光度信号の振
幅がしきい値を超えないという条件と、前記高域通過フ
ィルタリングを施された分光光度信号の振幅が所定の遷
移特性内に納まるという条件の少なくとも１つから構成
される、あらかじめ定義された少なくとも１つの判定基
準を記憶するための記憶手段と、実際の分光光度信号
が、あらかじめ定義された前記少なくとも１つの判定基
準を満たすか否かを判定するための判定手段と、実際の
分光光度信号が、あらかじめ定義された前記少なくとも
１つの判定基準を満たす場合、異常状態の存在を検出す
るための検出手段と、から構成される非侵襲的脈拍オキ
シメータ装置における異常状態検出方法を適用する、非
侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態検出装置
によって実現される。
【００１８】本発明の第３の態様によれば、これらの目
的は、患者の身体の一部を透過する異なる波長の光を発
生する光源と、両方の波長の光を受けて、分光光度信号
を発生するための手段を備えた、酸素飽和度検知プロー
ブと、前記分光光度信号の少なくとも１つに応答して、
脈拍検出信号を発生する脈拍探知手段と、前記分光光度
信号、及び、前記脈拍検出信号に応答して、拡張期及び
収縮期分光光度信号を導き出し、前記心臓弛緩及び心臓
収縮分光光度信号に基づいて、相対吸収レシオを計算
し、前記相対吸収レシオから動脈内の酸素飽和度を計算
するための酸素飽和度計算手段と、前記脈拍探知手段
が、脈拍の検出に失敗するか、あるいは、測定された酸
素飽和度及び測定された脈拍数の両方または一方が、所
定の許容帯域幅からはずれると、警報を発生するための
警報手段から構成される、動脈内のヘモグロビン酸素飽
和度を測定するための非侵襲的脈拍オキシメータ装置で
あって、分光光度信号に低域通過フィルタリングを施し
て、低域通過フィルタリングを施された分光光度信号を
生じさせるステップと、分光光度信号に高域通過フィル
タリングを施して、高域通過フィルタリングを施された
分光光度信号を生じさせるステップと、前記非侵襲的脈
拍オキシメータ装置の正常状態を表す分光光度信号と、
所定の非生理的事象が生じた場合に前記非侵襲的脈拍オ
キシメータ装置が発生する分光光度信号とを識別するた
めに、前記低域通過フィルタリングを施された分光光度
信号の振幅が許容間隔内に納まるという条件と、前記高
域通過フィルタリングを施された分光光度信号の振幅が
しきい値を超えないという条件と、前記高域通過フィル
タリングを施された分光光度信号の振幅が所定の遷移特
性内に納まるという条件の少なくとも１つから構成され
る、少なくとも１つの判定基準をあらかじめ定義してお
くステップと、実際の分光光度信号が、あらかじめ定義
された前記少なくとも１つの判定基準を満たすか否かを
判定するステップと、実際の分光光度信号が、あらかじ
め定義された前記少なくとも１つの判定基準を満たす場
合、異常状態の存在を検出するステップと、異常状態を
検出すると、前記警報手段によって発生する警報を抑制
するステップと、から構成される非生理的事象によって
生じる誤警報を抑制するための非侵襲的脈拍オキシメー
タ装置における異常検出方法によって実現される。
的は、患者の身体の一部を透過する異なる波長の光を発
生する光源と、両方の波長の光を受けて、分光光度信号
を発生するための手段を備えた、酸素飽和度検知プロー
ブと、前記分光光度信号の少なくとも１つに応答して、
脈拍検出信号を発生する脈拍探知手段と、前記分光光度
信号、及び、前記脈拍検出信号に応答して、拡張期及び
収縮期分光光度信号を導き出し、前記心臓弛緩及び心臓
収縮分光光度信号に基づいて、相対吸収レシオを計算
し、前記相対吸収レシオから動脈内の酸素飽和度を計算
するための酸素飽和度計算手段と、前記脈拍探知手段
が、脈拍の検出に失敗するか、あるいは、測定された酸
素飽和度及び測定された脈拍数の両方または一方が、所
定の許容帯域幅からはずれると、警報を発生するための
警報手段から構成される、動脈内のヘモグロビン酸素飽
和度を測定するための非侵襲的脈拍オキシメータ装置で
あって、分光光度信号に低域通過フィルタリングを施し
て、低域通過フィルタリングを施された分光光度信号を
生じさせるステップと、分光光度信号に高域通過フィル
タリングを施して、高域通過フィルタリングを施された
分光光度信号を生じさせるステップと、前記非侵襲的脈
拍オキシメータ装置の正常状態を表す分光光度信号と、
所定の非生理的事象が生じた場合に前記非侵襲的脈拍オ
キシメータ装置が発生する分光光度信号とを識別するた
めに、前記低域通過フィルタリングを施された分光光度
信号の振幅が許容間隔内に納まるという条件と、前記高
域通過フィルタリングを施された分光光度信号の振幅が
しきい値を超えないという条件と、前記高域通過フィル
タリングを施された分光光度信号の振幅が所定の遷移特
性内に納まるという条件の少なくとも１つから構成され
る、少なくとも１つの判定基準をあらかじめ定義してお
くステップと、実際の分光光度信号が、あらかじめ定義
された前記少なくとも１つの判定基準を満たすか否かを
判定するステップと、実際の分光光度信号が、あらかじ
め定義された前記少なくとも１つの判定基準を満たす場
合、異常状態の存在を検出するステップと、異常状態を
検出すると、前記警報手段によって発生する警報を抑制
するステップと、から構成される非生理的事象によって
生じる誤警報を抑制するための非侵襲的脈拍オキシメー
タ装置における異常検出方法によって実現される。
【００１９】本発明の第４の態様によれば、これらの目
的は、患者の身体の一部を透過する異なる波長の光を発
生する光源と、両方の波長の光を受けて、分光光度信号
を発生するための手段を備えた、酸素飽和度検知プロー
ブと、前記分光光度信号の少なくとも１つに応答して、
脈拍検出信号を発生する脈拍探知手段と、前記分光光度
信号、及び、前記脈拍検出信号に応答して、心臓弛緩及
び心臓収縮分光光度信号を導き出し、前記心臓弛緩及び
心臓収縮分光光度信号に基づいて、相対吸収レシオを計
算し、前記相対吸収レシオから動脈内の酸素飽和度を計
算するための酸素飽和度計算手段と、前記脈拍探知手段
が、脈拍の検出に失敗するか、あるいは、測定された酸
素飽和度及び測定された脈拍数の両方または一方が、所
定の許容帯域幅からはずれると、警報を発生するための
警報手段から構成される、動脈内のヘモグロビン酸素飽
和度を測定するための非侵襲的脈拍オキシメータ装置で
あって、低域通過フィルタリングを施された分光光度信
号を生じさせるように構成された低域通過フィルタと、
高域通過フィルタリングを施された分光光度信号を生じ
させるように構成された高域通過フィルタと、前記非侵
襲的脈拍オキシメータ装置の正常状態を表す分光光度信
号と、所定の非生理的事象が生じた場合に前記非侵襲的
脈拍オキシメータ装置が発生する分光光度信号とを識別
するために、前記低域通過フィルタリングを施された分
光光度信号の振幅が許容間隔内に納まるという条件と、
前記高域通過フィルタリングを施された分光光度信号の
振幅がしきい値を超えないという条件と、前記高域通過
フィルタリングを施された分光光度信号の振幅が所定の
遷移特性内に納まるという条件の少なくとも１つから構
成される、あらかじめ定義された少なくとも１つの判定
基準を記憶するための記憶手段と、実際の分光光度信号
が、あらかじめ定義された前記少なくとも１つの判定基
準を満たすか否かを判定するための判定手段と、実際の
分光光度信号が、あらかじめ定義された前記少なくとも
１つの判定基準を満たす場合、異常状態の存在を検出す
るための検出手段と、前記異常状態検出装置が異常状態
を検出すると、前記警報手段によって発生する警報を抑
制するための警報抑制手段と、から構成される非生理的
事象によって生じる誤警報を抑制することが可能な非侵
襲的脈拍オキシメータ装置における異常検出方法を適用
する警報装置によって実現される。
的は、患者の身体の一部を透過する異なる波長の光を発
生する光源と、両方の波長の光を受けて、分光光度信号
を発生するための手段を備えた、酸素飽和度検知プロー
ブと、前記分光光度信号の少なくとも１つに応答して、
脈拍検出信号を発生する脈拍探知手段と、前記分光光度
信号、及び、前記脈拍検出信号に応答して、心臓弛緩及
び心臓収縮分光光度信号を導き出し、前記心臓弛緩及び
心臓収縮分光光度信号に基づいて、相対吸収レシオを計
算し、前記相対吸収レシオから動脈内の酸素飽和度を計
算するための酸素飽和度計算手段と、前記脈拍探知手段
が、脈拍の検出に失敗するか、あるいは、測定された酸
素飽和度及び測定された脈拍数の両方または一方が、所
定の許容帯域幅からはずれると、警報を発生するための
警報手段から構成される、動脈内のヘモグロビン酸素飽
和度を測定するための非侵襲的脈拍オキシメータ装置で
あって、低域通過フィルタリングを施された分光光度信
号を生じさせるように構成された低域通過フィルタと、
高域通過フィルタリングを施された分光光度信号を生じ
させるように構成された高域通過フィルタと、前記非侵
襲的脈拍オキシメータ装置の正常状態を表す分光光度信
号と、所定の非生理的事象が生じた場合に前記非侵襲的
脈拍オキシメータ装置が発生する分光光度信号とを識別
するために、前記低域通過フィルタリングを施された分
光光度信号の振幅が許容間隔内に納まるという条件と、
前記高域通過フィルタリングを施された分光光度信号の
振幅がしきい値を超えないという条件と、前記高域通過
フィルタリングを施された分光光度信号の振幅が所定の
遷移特性内に納まるという条件の少なくとも１つから構
成される、あらかじめ定義された少なくとも１つの判定
基準を記憶するための記憶手段と、実際の分光光度信号
が、あらかじめ定義された前記少なくとも１つの判定基
準を満たすか否かを判定するための判定手段と、実際の
分光光度信号が、あらかじめ定義された前記少なくとも
１つの判定基準を満たす場合、異常状態の存在を検出す
るための検出手段と、前記異常状態検出装置が異常状態
を検出すると、前記警報手段によって発生する警報を抑
制するための警報抑制手段と、から構成される非生理的
事象によって生じる誤警報を抑制することが可能な非侵
襲的脈拍オキシメータ装置における異常検出方法を適用
する警報装置によって実現される。
【００２０】
【実施例】図１に示す信号干渉の大筋を説明する前に、
留意しておくべきは、図示した赤外信号波形及び赤信号
波形が、動脈内のヘモグロビン酸素飽和度を測定するた
めの非侵襲的脈拍オキシメータ装置における酸素飽和度
検知プローブの光検出器によって発生したものであると
いうことである。一般に、脈拍オキシメータ装置の酸素
飽和度検知プローブは、上述のように、１つは赤波長範
囲の光を放出し、もう１つは赤外波長の光を放出する、
２つのＬＥＤの形をとる、２つの異なる光源を備えてい
る。両光源による光は、患者の心拍と同期した脈動血に
よって動的に減衰する。
留意しておくべきは、図示した赤外信号波形及び赤信号
波形が、動脈内のヘモグロビン酸素飽和度を測定するた
めの非侵襲的脈拍オキシメータ装置における酸素飽和度
検知プローブの光検出器によって発生したものであると
いうことである。一般に、脈拍オキシメータ装置の酸素
飽和度検知プローブは、上述のように、１つは赤波長範
囲の光を放出し、もう１つは赤外波長の光を放出する、
２つのＬＥＤの形をとる、２つの異なる光源を備えてい
る。両光源による光は、患者の心拍と同期した脈動血に
よって動的に減衰する。
【００２１】フォトダイオードによって実施可能な光セ
ンサによって発生する分光光度信号は、「カフ膨張」事
象の前に、両方の信号曲線の左側に見ることのできるよ
うな、同期脈動波形を備えている。
ンサによって発生する分光光度信号は、「カフ膨張」事
象の前に、両方の信号曲線の左側に見ることのできるよ
うな、同期脈動波形を備えている。
【００２２】図１に示すように、カフの膨張によって、
赤及び赤外光吸収信号または分光光度信号の両方に歪み
が生じる。この歪みは、カフの膨張が動脈血流の障害に
なった場合に、脈動信号成分（以下、ＡＣ成分という）
が正常な生理的レベルから最低レベルに急激に変化する
ことを特徴としている。図１に示す信号波形から推測で
きるように、一定の信号成分（以下、ＤＣ成分という）
が、人為的または非生理的外部事象、すなわち、カフの
膨張によってわずかに影響を受けるだけである。カフが
収縮すると、信号は、もとの状況に戻される（図１の、
「カフ収縮」事象後における両曲線の右側を参照のこ
と）。また、もとの状況を回復するには、「カフ収縮」
事象後、多少の時間が必要になる。従って、図１に示す
「歪んだ時間位相」は、カフの膨張時点で開始するが、
カフの膨張と収縮の間の時間期間よりも長くなる。
赤及び赤外光吸収信号または分光光度信号の両方に歪み
が生じる。この歪みは、カフの膨張が動脈血流の障害に
なった場合に、脈動信号成分（以下、ＡＣ成分という）
が正常な生理的レベルから最低レベルに急激に変化する
ことを特徴としている。図１に示す信号波形から推測で
きるように、一定の信号成分（以下、ＤＣ成分という）
が、人為的または非生理的外部事象、すなわち、カフの
膨張によってわずかに影響を受けるだけである。カフが
収縮すると、信号は、もとの状況に戻される（図１の、
「カフ収縮」事象後における両曲線の右側を参照のこ
と）。また、もとの状況を回復するには、「カフ収縮」
事象後、多少の時間が必要になる。従って、図１に示す
「歪んだ時間位相」は、カフの膨張時点で開始するが、
カフの膨張と収縮の間の時間期間よりも長くなる。
【００２３】次に、図２に示した、異常状態を検出する
ための信号分析のブロック図を参照すると、光吸収信
号、すなわち、２つの分光光度信号の一方が、脈拍探知
セクション１の入力に送られる。脈拍酸素飽和度測定の
分野における通常の技術者にはすぐ明らかになるよう
に、脈拍探知セクション１は、脈拍オキシメータを制御
するマイクロコンピュータにおける制御プログラムの脈
拍探知アルゴリズムによって実施されるのが普通であ
る。初めに説明したように、脈拍探知セクションは、脈
拍を検出すると、状態マシン２に送られる脈拍検出信号
を発生するか、あるいは、ＡＮＤ論理回路３の４つの入
力の１つに送られる非脈動警報信号を発生する。
ための信号分析のブロック図を参照すると、光吸収信
号、すなわち、２つの分光光度信号の一方が、脈拍探知
セクション１の入力に送られる。脈拍酸素飽和度測定の
分野における通常の技術者にはすぐ明らかになるよう
に、脈拍探知セクション１は、脈拍オキシメータを制御
するマイクロコンピュータにおける制御プログラムの脈
拍探知アルゴリズムによって実施されるのが普通であ
る。初めに説明したように、脈拍探知セクションは、脈
拍を検出すると、状態マシン２に送られる脈拍検出信号
を発生するか、あるいは、ＡＮＤ論理回路３の４つの入
力の１つに送られる非脈動警報信号を発生する。
【００２４】さらに、光吸収信号は、低域通過フィルタ
４に送られる。低域通過フィルタ４の出力は、正規化セ
クション５の入力の１つに接続される。ＬＥＤに送られ
る励起電流を表す信号が、正規化セクション５のもう１
つの入力に送られる。従って、正規化セクション５の出
力は、光吸収信号の正規化ＤＣ成分である。同様に、光
吸収信号は、高域通過フィルタ６にも送られる。高域通
過フィルタ６の出力がもう１つの正規化セクション７の
入力の１つに接続されている。ＬＥＤ電流の励起を示す
信号は、この正規化セクション７のもう１つの入力にも
送られる。結果として、前記正規化セクション７の出力
は、光吸収信号の正規化ＡＣ成分に相当する。
４に送られる。低域通過フィルタ４の出力は、正規化セ
クション５の入力の１つに接続される。ＬＥＤに送られ
る励起電流を表す信号が、正規化セクション５のもう１
つの入力に送られる。従って、正規化セクション５の出
力は、光吸収信号の正規化ＤＣ成分である。同様に、光
吸収信号は、高域通過フィルタ６にも送られる。高域通
過フィルタ６の出力がもう１つの正規化セクション７の
入力の１つに接続されている。ＬＥＤ電流の励起を示す
信号は、この正規化セクション７のもう１つの入力にも
送られる。結果として、前記正規化セクション７の出力
は、光吸収信号の正規化ＡＣ成分に相当する。
【００２５】ピーク検出器８は、光吸収信号の正規化Ａ
Ｃ成分のピークを保持する。最初に述べた正規化セクシ
ョン５の出力とピーク検出器８の出力の両方が、両方と
も、サンプリング・クロットが供給されるサンプリング
・ポートを備える、それぞれのサンプリング・セクショ
ン９、１０によって周期的にサンプリングを施される。
最初に述べたサンプリング・セクション９の出力は、そ
の出力が、許容帯域幅を規定する第１の弁別器１２の入
力に接続された、第１の平均セクション１１に送られ
る。従って、光吸収信号の平均正規化ＤＣ成分が前記許
容帯域幅内に納まる場合、第１の弁別器１２の出力は、
論理レベル「高」になる。
Ｃ成分のピークを保持する。最初に述べた正規化セクシ
ョン５の出力とピーク検出器８の出力の両方が、両方と
も、サンプリング・クロットが供給されるサンプリング
・ポートを備える、それぞれのサンプリング・セクショ
ン９、１０によって周期的にサンプリングを施される。
最初に述べたサンプリング・セクション９の出力は、そ
の出力が、許容帯域幅を規定する第１の弁別器１２の入
力に接続された、第１の平均セクション１１に送られ
る。従って、光吸収信号の平均正規化ＤＣ成分が前記許
容帯域幅内に納まる場合、第１の弁別器１２の出力は、
論理レベル「高」になる。
【００２６】同様に、２番目に述べたサンプリング・セ
クション１０の出力は、その出力が、第２の弁別器１４
に接続された、第２の平均セクション１３に送られる。
クション１０の出力は、その出力が、第２の弁別器１４
に接続された、第２の平均セクション１３に送られる。
【００２７】光吸収信号のＡＣ成分の平均ピーク振幅が
所定のしきい値を超えなければ、第２の弁別器１４は、
論理レベル「高」の出力信号を発生する。
所定のしきい値を超えなければ、第２の弁別器１４は、
論理レベル「高」の出力信号を発生する。
【００２８】さらに、２番目に述べたサンプリング・セ
クション１０の出力は、第３の正規化セクション１５の
入力の１つに送られるが、この第３の正規化セクション
１５のもう１つの「基準」入力は、第２の平均セクショ
ン１３の出力に接続されている。従って、第３の正規化
セクション１５の出力は、ＡＣピーク成分の相対レベル
を表している。この信号は、正規化ＡＣ成分の遷移の逆
シーケンスをなす時間成分が整合フィルタ係数としてプ
ログラムされた、整合フィルタ１６の入力に加えられ
る。整合フィルタ係数は、フィルタ係数セクション１７
によって供給される。従って、整合フィルタ１６の出力
は、光吸収信号のＡＣ成分の遷移を表している。
クション１０の出力は、第３の正規化セクション１５の
入力の１つに送られるが、この第３の正規化セクション
１５のもう１つの「基準」入力は、第２の平均セクショ
ン１３の出力に接続されている。従って、第３の正規化
セクション１５の出力は、ＡＣピーク成分の相対レベル
を表している。この信号は、正規化ＡＣ成分の遷移の逆
シーケンスをなす時間成分が整合フィルタ係数としてプ
ログラムされた、整合フィルタ１６の入力に加えられ
る。整合フィルタ係数は、フィルタ係数セクション１７
によって供給される。従って、整合フィルタ１６の出力
は、光吸収信号のＡＣ成分の遷移を表している。
【００２９】第３の弁別器１８は、整合フィルタ１６の
出力と所定のしきい値を比較して、対応する論理出力を
発生する。ＡＮＤ論理回路３は、脈拍探知セクション１
によって発生する非脈動警報信号と、第１、第２、及
び、第３の弁別器１２、１４、及び、１８のそれぞれの
出力を組み合わせて、抑制される警報信号を発生し、こ
の信号が上述の状態マシン２に送られる。さらに、状態
マシン２の警報抑制状態においてタイム・アウトに達す
ると、論理レベル「高」になる時間モニタ信号が、状態
マシンのもう１つの入力をなしている。状態マシン２に
よって、この装置は、抑制される警報信号を受信する限
り、最後の酸素飽和度値を保持することになる。別様で
あれば、動脈内のヘモグロビン酸素飽和度値は、更新さ
れる。
出力と所定のしきい値を比較して、対応する論理出力を
発生する。ＡＮＤ論理回路３は、脈拍探知セクション１
によって発生する非脈動警報信号と、第１、第２、及
び、第３の弁別器１２、１４、及び、１８のそれぞれの
出力を組み合わせて、抑制される警報信号を発生し、こ
の信号が上述の状態マシン２に送られる。さらに、状態
マシン２の警報抑制状態においてタイム・アウトに達す
ると、論理レベル「高」になる時間モニタ信号が、状態
マシンのもう１つの入力をなしている。状態マシン２に
よって、この装置は、抑制される警報信号を受信する限
り、最後の酸素飽和度値を保持することになる。別様で
あれば、動脈内のヘモグロビン酸素飽和度値は、更新さ
れる。
【００３０】本発明の非侵襲的脈拍オキシメータ装置に
おける異常状態検出方法に適用される「インテリジェン
ト」装置の上述の動作モードは、図３に示す状態マシン
の条件及び状態に関して定義することも可能である。図
３によれば、状態マシンは、２つの状態「抑制無視」及
び「誤警報抑制」を表す。装置の初期設定時に、装置
は、その第１の状態を「抑制無視」と想定する。この第
１の状態「抑制無視」から第２の状態「誤警報抑制」へ
の変更は、次の４つの条件が満たされた場合にのみ実施
される： − ＤＣ信号の変化が、許容間隔内である； − ＡＣ信号が、最小しきい値を超えない； − ＡＣ信号の遷移が、検出されている； − 非脈動警報が、存在する。
おける異常状態検出方法に適用される「インテリジェン
ト」装置の上述の動作モードは、図３に示す状態マシン
の条件及び状態に関して定義することも可能である。図
３によれば、状態マシンは、２つの状態「抑制無視」及
び「誤警報抑制」を表す。装置の初期設定時に、装置
は、その第１の状態を「抑制無視」と想定する。この第
１の状態「抑制無視」から第２の状態「誤警報抑制」へ
の変更は、次の４つの条件が満たされた場合にのみ実施
される： − ＤＣ信号の変化が、許容間隔内である； − ＡＣ信号が、最小しきい値を超えない； − ＡＣ信号の遷移が、検出されている； − 非脈動警報が、存在する。
【００３１】この第２の状態「誤警報抑制」から第１の
状態「抑制無視」への変更条件は、第２の状態において
タイム・アウトに達する、すなわち、第２の状態に入っ
たのが、所定の期間よりも以前の時点になるか、あるい
は、脈拍探知セクション４によって、新しい有効な脈動
が認識されることである。
状態「抑制無視」への変更条件は、第２の状態において
タイム・アウトに達する、すなわち、第２の状態に入っ
たのが、所定の期間よりも以前の時点になるか、あるい
は、脈拍探知セクション４によって、新しい有効な脈動
が認識されることである。
【００３２】第１の状態「抑制無視」の場合、導き出さ
れた結果、すなわち、ヘモグロビン酸素飽和度値の連続
更新が実施される。第２の状態「誤警報抑制」の場合、
最後の結果、すなわち、最後に有効に導き出されたヘモ
グロビン酸素飽和度値が、保持される。
れた結果、すなわち、ヘモグロビン酸素飽和度値の連続
更新が実施される。第２の状態「誤警報抑制」の場合、
最後の結果、すなわち、最後に有効に導き出されたヘモ
グロビン酸素飽和度値が、保持される。
【００３３】当然、それぞれの酸素飽和度値は、表示す
ることが可能である。さらに、状態マシンの状態も表示
することが可能である。
ることが可能である。さらに、状態マシンの状態も表示
することが可能である。
【００３４】本発明の重要な要素の１つは、脈動信号成
分（ｐｐ−ＡＣ成分）における既定の重要な遷移の検出
である。一般に、外部の人為的影響を受ける、特定の事
象のもととなる原因に特有な種類の遷移がある。上記好
適な実施例の場合、こうした遷移検出は、整合フィルタ
１６によって実施される。脈動信号成分（図５参照）
は、第３の正規化セクション１５に通され、この第３の
正規化セクション１５から時間平均信号自体に対してス
ケーリングを施されたｐｐ信号が出力される。正規化ｐ
ｐ信号は、直接、その過去の傾向に対する脈拍振幅の変
化を反映している。この信号は、次に、特定の過渡現象
を検出するため、整合フィルタ１６の入力に送られる。
整合フィルタ１６は、特定の信号がフィルタ入力として
送られてくると、これに応じて、最大出力信号を送り出
すように設計されている。従って、それは、特定の信号
に適合した、一種の自動相関器として利用することが可
能である。こうした整合フィルタの最も便利な実施は、
時間離散デジタル・フィルタとしての実施である。信号
特性の整合を得るためには、整合が所望される一連の信
号サンプルに関して、時間的に逆のシーケンスをなすよ
うに、フィルタ係数をプログラムする必要がある。フィ
ルタの次数としてＮが定義されると、応答がＮ個の離散
的時間サイクルだけ遅延するのが、整合フィルタの通常
の動作になる。図４には、時間離散整合フィルタ１６の
基本定義が示されている。時間離散整合フィルタ１６
は、第３の正規化セクション１５の出力Ｘk をフィルタ
計数セクション１７からの下記（１）式に示すフィルタ
計数により整合し、下記（２）式に示すような出力を第
３の弁別器１８に出力する。
分（ｐｐ−ＡＣ成分）における既定の重要な遷移の検出
である。一般に、外部の人為的影響を受ける、特定の事
象のもととなる原因に特有な種類の遷移がある。上記好
適な実施例の場合、こうした遷移検出は、整合フィルタ
１６によって実施される。脈動信号成分（図５参照）
は、第３の正規化セクション１５に通され、この第３の
正規化セクション１５から時間平均信号自体に対してス
ケーリングを施されたｐｐ信号が出力される。正規化ｐ
ｐ信号は、直接、その過去の傾向に対する脈拍振幅の変
化を反映している。この信号は、次に、特定の過渡現象
を検出するため、整合フィルタ１６の入力に送られる。
整合フィルタ１６は、特定の信号がフィルタ入力として
送られてくると、これに応じて、最大出力信号を送り出
すように設計されている。従って、それは、特定の信号
に適合した、一種の自動相関器として利用することが可
能である。こうした整合フィルタの最も便利な実施は、
時間離散デジタル・フィルタとしての実施である。信号
特性の整合を得るためには、整合が所望される一連の信
号サンプルに関して、時間的に逆のシーケンスをなすよ
うに、フィルタ係数をプログラムする必要がある。フィ
ルタの次数としてＮが定義されると、応答がＮ個の離散
的時間サイクルだけ遅延するのが、整合フィルタの通常
の動作になる。図４には、時間離散整合フィルタ１６の
基本定義が示されている。時間離散整合フィルタ１６
は、第３の正規化セクション１５の出力Ｘk をフィルタ
計数セクション１７からの下記（１）式に示すフィルタ
計数により整合し、下記（２）式に示すような出力を第
３の弁別器１８に出力する。
【００３５】
【数１】
【００３６】
【数２】
【００３７】なお、（２）式において、ｋ＝０，１，
２，・・・である。問題となる遷移を分析し、あらかじ
め決定しておかなければならない。これらの遷移は、全
て、テンプレートに時間離散集合をなすサンプル・シー
ケンスとして記憶することができる。従って、シーケン
スをなすＮ個の時間離散サンプルから構成される遷移を
時間に関して反転し、Ｎ個の係数でそのプログラミング
を行うことによって、次数Ｎの整合フィルタ１６を設計
することが可能になる。フィルタの演算の実行は、標準
コンボルーション計算である。
２，・・・である。問題となる遷移を分析し、あらかじ
め決定しておかなければならない。これらの遷移は、全
て、テンプレートに時間離散集合をなすサンプル・シー
ケンスとして記憶することができる。従って、シーケン
スをなすＮ個の時間離散サンプルから構成される遷移を
時間に関して反転し、Ｎ個の係数でそのプログラミング
を行うことによって、次数Ｎの整合フィルタ１６を設計
することが可能になる。フィルタの演算の実行は、標準
コンボルーション計算である。
【００３８】この遷移の分析によれば、整合フィルタリ
ングによって、さまざまな、独立したクラスの特性遷移
を分析することが可能になる。これは、上述のように、
それぞれ、整合フィルタによって最高の感度が得られ
る、別個の形状の信号遷移を記述した、別のフィルタ係
数集合を定義することによって、簡単に実施することが
可能である。すなわち、この装置は、これら定義された
遷移形状の１つが処理されると、これに応答して、最大
出力信号を送り出す。さらに、各検出遷移は、識別し、
特定の原因の発生源と相関させることが可能である。次
に、整合フィルタ（図６参照）の出力信号は、第３の弁
別器１８において、既定のしきい値または適応しきい値
と比較される。第３の弁別器１８は、論理信号を送り出
す（図７参照）。この信号は、後続の処理に利用するこ
とが可能である。
ングによって、さまざまな、独立したクラスの特性遷移
を分析することが可能になる。これは、上述のように、
それぞれ、整合フィルタによって最高の感度が得られ
る、別個の形状の信号遷移を記述した、別のフィルタ係
数集合を定義することによって、簡単に実施することが
可能である。すなわち、この装置は、これら定義された
遷移形状の１つが処理されると、これに応答して、最大
出力信号を送り出す。さらに、各検出遷移は、識別し、
特定の原因の発生源と相関させることが可能である。次
に、整合フィルタ（図６参照）の出力信号は、第３の弁
別器１８において、既定のしきい値または適応しきい値
と比較される。第３の弁別器１８は、論理信号を送り出
す（図７参照）。この信号は、後続の処理に利用するこ
とが可能である。
【００３９】以上、本発明の各実施例について詳述した
が、ここで各実施例の理解を容易にするために、各実施
例ごとに要約して以下に列挙する。
が、ここで各実施例の理解を容易にするために、各実施
例ごとに要約して以下に列挙する。
【００４０】１． 分光光度信号を発生するための手段
と、分光光度信号から動脈内のヘモグロビン酸素飽和度
を導き出すための酸素飽和度計算手段から構成される、
非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態を検出
するための方法であって、分光光度信号に低域通過フィ
ルタリングを施して、低域通過フィルタリングを施され
た分光光度信号を生じさせるステップと、分光光度信号
に高域通過フィルタリングを施して、高域通過フィルタ
リングを施された分光光度信号を生じさせるステップ
と、前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置の正常状態を表
す分光光度信号と、所定の非生理的事象が生じた場合に
前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置が発生する分光光度
信号とを識別するために、前記低域通過フィルタリング
を施された分光光度信号の振幅が許容間隔内に納まると
いう条件と、前記高域通過フィルタリングを施された分
光光度信号の振幅がしきい値を超えないという条件と、
前記高域通過フィルタリングを施された分光光度信号の
振幅が所定の遷移特性内に納まるという条件の少なくと
も１つから構成される、少なくとも１つの判定基準をあ
らかじめ定義しておくステップと、実際の分光光度信号
が、あらかじめ定義された前記少なくとも１つの判定基
準を満たすか否かを判定するステップと、実際の分光光
度信号が、あらかじめ定義された前記少なくとも１つの
判定基準を満たす場合、異常状態の存在を検出するステ
ップと、から構成される非侵襲的脈拍オキシメータ装置
における異常状態検出方法である。
と、分光光度信号から動脈内のヘモグロビン酸素飽和度
を導き出すための酸素飽和度計算手段から構成される、
非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態を検出
するための方法であって、分光光度信号に低域通過フィ
ルタリングを施して、低域通過フィルタリングを施され
た分光光度信号を生じさせるステップと、分光光度信号
に高域通過フィルタリングを施して、高域通過フィルタ
リングを施された分光光度信号を生じさせるステップ
と、前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置の正常状態を表
す分光光度信号と、所定の非生理的事象が生じた場合に
前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置が発生する分光光度
信号とを識別するために、前記低域通過フィルタリング
を施された分光光度信号の振幅が許容間隔内に納まると
いう条件と、前記高域通過フィルタリングを施された分
光光度信号の振幅がしきい値を超えないという条件と、
前記高域通過フィルタリングを施された分光光度信号の
振幅が所定の遷移特性内に納まるという条件の少なくと
も１つから構成される、少なくとも１つの判定基準をあ
らかじめ定義しておくステップと、実際の分光光度信号
が、あらかじめ定義された前記少なくとも１つの判定基
準を満たすか否かを判定するステップと、実際の分光光
度信号が、あらかじめ定義された前記少なくとも１つの
判定基準を満たす場合、異常状態の存在を検出するステ
ップと、から構成される非侵襲的脈拍オキシメータ装置
における異常状態検出方法である。
【００４１】２． 前記少なくとも１つの判定基準が、
前記所定の非生理的事象によって生じる前記分光光度信
号の歪みを表すことを特徴とする上記１に記載の非侵襲
的脈拍オキシメータ装置における異常状態検出方法であ
る。
前記所定の非生理的事象によって生じる前記分光光度信
号の歪みを表すことを特徴とする上記１に記載の非侵襲
的脈拍オキシメータ装置における異常状態検出方法であ
る。
【００４２】３． 前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置
の酸素飽和度プローブが、患者の手の指に取り付けられ
ることと、前記非生理的事象が、同じ腕に巻き付けられ
たカフの膨張であることを特徴とする上記２に記載の非
侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態検出方法
である。
の酸素飽和度プローブが、患者の手の指に取り付けられ
ることと、前記非生理的事象が、同じ腕に巻き付けられ
たカフの膨張であることを特徴とする上記２に記載の非
侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態検出方法
である。
【００４３】４． 前記判定基準が、低域通過フィルタ
リングを施された分光光度信号の振幅が、許容間隔内に
納まるという条件と、高域通過フィルタリングを施され
た分光光度信号の振幅が、しきい値を超えないという条
件と、高域通過フィルタリングを施された分光光度信号
の振幅が、所定の遷移特性内に納まるという条件と、非
侵襲的脈拍オキシメータ装置が非脈動警報を発生すると
いう条件が、同時に満たされることにあるということを
特徴とする上記１に記載の非侵襲的脈拍オキシメータ装
置における異常状態検出方法である。
リングを施された分光光度信号の振幅が、許容間隔内に
納まるという条件と、高域通過フィルタリングを施され
た分光光度信号の振幅が、しきい値を超えないという条
件と、高域通過フィルタリングを施された分光光度信号
の振幅が、所定の遷移特性内に納まるという条件と、非
侵襲的脈拍オキシメータ装置が非脈動警報を発生すると
いう条件が、同時に満たされることにあるということを
特徴とする上記１に記載の非侵襲的脈拍オキシメータ装
置における異常状態検出方法である。
【００４４】５． 前記非生理的事象が、患者の腕に巻
き付けられたカフの膨張であることと、さらに、低域通
過フィルタリングを施された分光光度信号の振幅が、許
容間隔内に納まるという条件と、高域通過フィルタリン
グを施された分光光度信号の振幅が、しきい値を超えな
いという条件と、高域通過フィルタリングを施された分
光光度信号の振幅が、所定の遷移特性内に納まるという
条件と、非侵襲的脈拍オキシメータ装置が非脈動警報を
発生するという条件が、同時に満たされる場合、状態マ
シンを第１の状態にセットするステップと、新たな脈動
を検出すると、あるいは、第１の状態に達した後、所定
の時間が経過すると、状態マシンを第２の状態にセット
するステップが含まれることを特徴とする上記１に記載
の非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態検出
方法である。
き付けられたカフの膨張であることと、さらに、低域通
過フィルタリングを施された分光光度信号の振幅が、許
容間隔内に納まるという条件と、高域通過フィルタリン
グを施された分光光度信号の振幅が、しきい値を超えな
いという条件と、高域通過フィルタリングを施された分
光光度信号の振幅が、所定の遷移特性内に納まるという
条件と、非侵襲的脈拍オキシメータ装置が非脈動警報を
発生するという条件が、同時に満たされる場合、状態マ
シンを第１の状態にセットするステップと、新たな脈動
を検出すると、あるいは、第１の状態に達した後、所定
の時間が経過すると、状態マシンを第２の状態にセット
するステップが含まれることを特徴とする上記１に記載
の非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態検出
方法である。
【００４５】６． 分光光度信号を発生するための手段
と、分光光度信号から動脈内のヘモグロビン酸素飽和度
を導き出すための酸素飽和度計算手段から構成される、
非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態を検出
する方法に適用するための装置であって、低域通過フィ
ルタリングを施された分光光度信号を生じさせるように
構成された低域通過フィルタと、高域通過フィルタリン
グを施された分光光度信号を生じさせるように構成され
た高域通過フィルタと、前記非侵襲的脈拍オキシメータ
装置の正常状態を表す分光光度信号と、所定の非生理的
事象が生じた場合に前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置
が発生する分光光度信号とを識別するために、前記低域
通過フィルタリングを施された分光光度信号の振幅が許
容間隔内に納まるという条件と、前記高域通過フィルタ
リングを施された分光光度信号の振幅がしきい値を超え
ないという条件と、前記高域通過フィルタリングを施さ
れた分光光度信号の振幅が所定の遷移特性内に納まると
いう条件の少なくとも１つから構成される、あらかじめ
定義された少なくとも１つの判定基準を記憶するための
記憶手段と、実際の分光光度信号が、あらかじめ定義さ
れた前記少なくとも１つの判定基準を満たすか否かを判
定するための判定手段と、実際の分光光度信号が、あら
かじめ定義された前記少なくとも１つの判定基準を満た
す場合、異常状態の存在を検出するための検出手段と、
から構成される非侵襲的脈拍オキシメータ装置における
異常状態検出方法に適用される検出装置である。
と、分光光度信号から動脈内のヘモグロビン酸素飽和度
を導き出すための酸素飽和度計算手段から構成される、
非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態を検出
する方法に適用するための装置であって、低域通過フィ
ルタリングを施された分光光度信号を生じさせるように
構成された低域通過フィルタと、高域通過フィルタリン
グを施された分光光度信号を生じさせるように構成され
た高域通過フィルタと、前記非侵襲的脈拍オキシメータ
装置の正常状態を表す分光光度信号と、所定の非生理的
事象が生じた場合に前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置
が発生する分光光度信号とを識別するために、前記低域
通過フィルタリングを施された分光光度信号の振幅が許
容間隔内に納まるという条件と、前記高域通過フィルタ
リングを施された分光光度信号の振幅がしきい値を超え
ないという条件と、前記高域通過フィルタリングを施さ
れた分光光度信号の振幅が所定の遷移特性内に納まると
いう条件の少なくとも１つから構成される、あらかじめ
定義された少なくとも１つの判定基準を記憶するための
記憶手段と、実際の分光光度信号が、あらかじめ定義さ
れた前記少なくとも１つの判定基準を満たすか否かを判
定するための判定手段と、実際の分光光度信号が、あら
かじめ定義された前記少なくとも１つの判定基準を満た
す場合、異常状態の存在を検出するための検出手段と、
から構成される非侵襲的脈拍オキシメータ装置における
異常状態検出方法に適用される検出装置である。
【００４６】７． 患者の身体の一部を透過する異なる
波長の光を発生する光源と、両方の波長の光を受けて、
分光光度信号を発生するための手段を備えた、酸素飽和
度検知プローブと、前記分光光度信号の少なくとも１つ
に応答して、脈拍検出信号を発生する脈拍探知手段と、
前記分光光度信号、及び、前記脈拍検出信号に応答し
て、心臓弛緩拡張及び心臓収縮分光光度信号を導き出
し、前記心臓弛緩及び心臓収縮分光光度信号に基づい
て、相対吸収レシオを計算し、前記相対吸収レシオから
動脈内の酸素飽和度を計算するための酸素飽和度計算手
段と、前記脈拍探知手段が、脈拍の検出に失敗するか、
あるいは、測定された酸素飽和度及び測定された脈拍数
の両方または一方が、所定の許容帯域幅からはずれる
と、警報を発生するための警報手段から構成される、動
脈内のヘモグロビン酸素飽和度を測定するための非侵襲
的脈拍オキシメータ装置であって、分光光度信号に低域
通過フィルタリングを施して、低域通過フィルタリング
を施された分光光度信号を生じさせるステップと、分光
光度信号に高域通過フィルタリングを施して、高域通過
フィルタリングを施された分光光度信号を生じさせるス
テップと、前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置の正常状
態を表す分光光度信号と、所定の非生理的事象が生じた
場合に前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置が発生する分
光光度信号とを識別するために、前記低域通過フィルタ
リングを施された分光光度信号の振幅が許容間隔内に納
まるという条件と、前記高域通過フィルタリングを施さ
れた分光光度信号の振幅がしきい値を超えないという条
件と、前記高域通過フィルタリングを施された分光光度
信号の振幅が所定の遷移特性内に納まるという条件の少
なくとも１つから構成される、少なくとも１つの判定基
準をあらかじめ定義しておくステップと、実際の分光光
度信号が、あらかじめ定義された前記少なくとも１つの
判定基準を満たすか否かを判定するステップと、実際の
分光光度信号が、あらかじめ定義された前記少なくとも
１つの判定基準を満たす場合、異常状態の存在を検出す
るステップと、異常状態を検出すると、前記警報手段に
よって発生する警報を抑制するステップと、から構成さ
れる、非生理的事象によって生じる誤警報を抑制するた
めの非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態検
出方法である。
波長の光を発生する光源と、両方の波長の光を受けて、
分光光度信号を発生するための手段を備えた、酸素飽和
度検知プローブと、前記分光光度信号の少なくとも１つ
に応答して、脈拍検出信号を発生する脈拍探知手段と、
前記分光光度信号、及び、前記脈拍検出信号に応答し
て、心臓弛緩拡張及び心臓収縮分光光度信号を導き出
し、前記心臓弛緩及び心臓収縮分光光度信号に基づい
て、相対吸収レシオを計算し、前記相対吸収レシオから
動脈内の酸素飽和度を計算するための酸素飽和度計算手
段と、前記脈拍探知手段が、脈拍の検出に失敗するか、
あるいは、測定された酸素飽和度及び測定された脈拍数
の両方または一方が、所定の許容帯域幅からはずれる
と、警報を発生するための警報手段から構成される、動
脈内のヘモグロビン酸素飽和度を測定するための非侵襲
的脈拍オキシメータ装置であって、分光光度信号に低域
通過フィルタリングを施して、低域通過フィルタリング
を施された分光光度信号を生じさせるステップと、分光
光度信号に高域通過フィルタリングを施して、高域通過
フィルタリングを施された分光光度信号を生じさせるス
テップと、前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置の正常状
態を表す分光光度信号と、所定の非生理的事象が生じた
場合に前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置が発生する分
光光度信号とを識別するために、前記低域通過フィルタ
リングを施された分光光度信号の振幅が許容間隔内に納
まるという条件と、前記高域通過フィルタリングを施さ
れた分光光度信号の振幅がしきい値を超えないという条
件と、前記高域通過フィルタリングを施された分光光度
信号の振幅が所定の遷移特性内に納まるという条件の少
なくとも１つから構成される、少なくとも１つの判定基
準をあらかじめ定義しておくステップと、実際の分光光
度信号が、あらかじめ定義された前記少なくとも１つの
判定基準を満たすか否かを判定するステップと、実際の
分光光度信号が、あらかじめ定義された前記少なくとも
１つの判定基準を満たす場合、異常状態の存在を検出す
るステップと、異常状態を検出すると、前記警報手段に
よって発生する警報を抑制するステップと、から構成さ
れる、非生理的事象によって生じる誤警報を抑制するた
めの非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態検
出方法である。
【００４７】８． 患者の身体の一部を透過する異なる
波長の光を発生する光源と、両方の波長の光を受けて、
分光光度信号を発生するための手段を備えた、酸素飽和
度検知プローブと、前記分光光度信号の少なくとも１つ
に応答して、脈拍検出信号を発生する脈拍探知手段と、
前記分光光度信号、及び、前記脈拍検出信号に応答し
て、心臓弛緩及び心臓収縮分光光度信号を導き出し、前
記心臓弛緩及び心臓収縮分光光度信号に基づいて、相対
吸収レシオを計算し、前記相対吸収レシオから動脈内の
酸素飽和度を計算するための酸素飽和度計算手段と、前
記脈拍探知手段が、脈拍の検出に失敗するか、あるい
は、測定された酸素飽和度及び測定された脈拍数の両方
または一方が、所定の許容帯域幅からはずれると、警報
を発生するための警報手段から構成される、動脈内のヘ
モグロビン酸素飽和度を測定するための非侵襲的脈拍オ
キシメータ装置であって、低域通過フィルタリングを施
された分光光度信号を生じさせるように構成された低域
通過フィルタと、高域通過フィルタリングを施された分
光光度信号を生じさせるように構成された高域通過フィ
ルタと、前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置の正常状態
を表す分光光度信号と、所定の非生理的事象が生じた場
合に前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置が発生する分光
光度信号とを識別するために、前記低域通過フィルタリ
ングを施された分光光度信号の振幅が許容間隔内に納ま
るという条件と、前記高域通過フィルタリングを施され
た分光光度信号の振幅がしきい値を超えないという条件
と、前記高域通過フィルタリングを施された分光光度信
号の振幅が所定の遷移特性内に納まるという条件の少な
くとも１つから構成される、あらかじめ定義された少な
くとも１つの判定基準を記憶するための記憶手段と、実
際の分光光度信号が、あらかじめ定義された前記少なく
とも１つの判定基準を満たすか否かを判定するための判
定手段と、実際の分光光度信号が、あらかじめ定義され
た前記少なくとも１つの判定基準を満たす場合、異常状
態の存在を検出するための検出手段と、前記異常状態検
出装置が異常状態を検出すると、前記警報手段によって
発生する警報を抑制するための警報抑制手段と、から構
成される非生理的事象によって生じる誤警報を抑制する
ことが可能な非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異
常状態検出方法に適用される警報装置である。
波長の光を発生する光源と、両方の波長の光を受けて、
分光光度信号を発生するための手段を備えた、酸素飽和
度検知プローブと、前記分光光度信号の少なくとも１つ
に応答して、脈拍検出信号を発生する脈拍探知手段と、
前記分光光度信号、及び、前記脈拍検出信号に応答し
て、心臓弛緩及び心臓収縮分光光度信号を導き出し、前
記心臓弛緩及び心臓収縮分光光度信号に基づいて、相対
吸収レシオを計算し、前記相対吸収レシオから動脈内の
酸素飽和度を計算するための酸素飽和度計算手段と、前
記脈拍探知手段が、脈拍の検出に失敗するか、あるい
は、測定された酸素飽和度及び測定された脈拍数の両方
または一方が、所定の許容帯域幅からはずれると、警報
を発生するための警報手段から構成される、動脈内のヘ
モグロビン酸素飽和度を測定するための非侵襲的脈拍オ
キシメータ装置であって、低域通過フィルタリングを施
された分光光度信号を生じさせるように構成された低域
通過フィルタと、高域通過フィルタリングを施された分
光光度信号を生じさせるように構成された高域通過フィ
ルタと、前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置の正常状態
を表す分光光度信号と、所定の非生理的事象が生じた場
合に前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置が発生する分光
光度信号とを識別するために、前記低域通過フィルタリ
ングを施された分光光度信号の振幅が許容間隔内に納ま
るという条件と、前記高域通過フィルタリングを施され
た分光光度信号の振幅がしきい値を超えないという条件
と、前記高域通過フィルタリングを施された分光光度信
号の振幅が所定の遷移特性内に納まるという条件の少な
くとも１つから構成される、あらかじめ定義された少な
くとも１つの判定基準を記憶するための記憶手段と、実
際の分光光度信号が、あらかじめ定義された前記少なく
とも１つの判定基準を満たすか否かを判定するための判
定手段と、実際の分光光度信号が、あらかじめ定義され
た前記少なくとも１つの判定基準を満たす場合、異常状
態の存在を検出するための検出手段と、前記異常状態検
出装置が異常状態を検出すると、前記警報手段によって
発生する警報を抑制するための警報抑制手段と、から構
成される非生理的事象によって生じる誤警報を抑制する
ことが可能な非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異
常状態検出方法に適用される警報装置である。
【００４８】
【発明の効果】以上のように、本発明によれば、非侵襲
的脈拍オキシメータ装置の正常状態を表す分光光度信号
と所定の非生理事象が生じた場合に非侵襲的脈拍オキシ
メータ装置が発生する分光光度信号とを識別するため
に、低域通過フィルタを通過した分光光度信号の振幅が
許容間隔内に納まるという条件と、高域通過フィルタを
通過した分光光度信号の振幅がしきい値を越えないとい
う条件と、所定の遷移特性内に納まるという条件の少な
くとも１つから構成される少なくとも１つの判定基準を
あらかじめ定義しておき、実際の分光光度信号が前記判
定基準の少なくとも１つを満たす場合には、非侵襲的脈
拍オキシメータ装置における異常状態の存在を検出する
ようにしたので、非侵襲的脈拍オキシメータ装置によっ
て発生する分光光度信号のみに基づいて異常状態の存在
の検出が可能となるとともに、非生理的事象によって生
じる脈拍の誤警報を抑制することができる。
的脈拍オキシメータ装置の正常状態を表す分光光度信号
と所定の非生理事象が生じた場合に非侵襲的脈拍オキシ
メータ装置が発生する分光光度信号とを識別するため
に、低域通過フィルタを通過した分光光度信号の振幅が
許容間隔内に納まるという条件と、高域通過フィルタを
通過した分光光度信号の振幅がしきい値を越えないとい
う条件と、所定の遷移特性内に納まるという条件の少な
くとも１つから構成される少なくとも１つの判定基準を
あらかじめ定義しておき、実際の分光光度信号が前記判
定基準の少なくとも１つを満たす場合には、非侵襲的脈
拍オキシメータ装置における異常状態の存在を検出する
ようにしたので、非侵襲的脈拍オキシメータ装置によっ
て発生する分光光度信号のみに基づいて異常状態の存在
の検出が可能となるとともに、非生理的事象によって生
じる脈拍の誤警報を抑制することができる。
【図１】非侵襲的血圧測定を実施すると、カフの膨張に
よって歪みを生じる、脈拍オキシメータ装置の赤及び赤
外光吸収信号のグラフである。
よって歪みを生じる、脈拍オキシメータ装置の赤及び赤
外光吸収信号のグラフである。
【図２】本発明による非侵襲的脈拍オキシメータ装置の
異常状態検出方法に適用される信号分析に関するブロッ
ク図である。
異常状態検出方法に適用される信号分析に関するブロッ
ク図である。
【図３】本発明の好適な実施例の状態マシンに関する状
態図である。
態図である。
【図４】図２に示す整合フィルタのブロック図である。
【図５】図２に示す第３の正規化セクションから整合フ
ィルタに入力される信号のグラフである。
ィルタに入力される信号のグラフである。
【図６】図２に示す整合フィルタから第３の弁別器に入
力される信号のグラフである。
力される信号のグラフである。
【図７】図２に示す第３の弁別器から出力される信号の
グラフである。
グラフである。
１ 脈拍探知セクション
２ 状態マシン
３ ＡＮＤ論理回路
４ 低域通過フィルタ
５，７ 正規化セクション
６ 高域通過フィルタ
８ ピーク検出器
９，１０ サンプリング・セクション
１１ 第１の平均セクション
１２ 第１の弁別器
１３ 第２の平均セクション
１４ 第２の弁別器
１５ 第３の正規化セクション
１６ 整合フィルタ
１７ フィルタ係数セクション
１８ 第３の弁別器
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(72)発明者 ゲルハルト・クラムザー
ドイツ連邦共和国グラフェノー １、ジ
ンデルフィンガー・ヴェーク 30
(56)参考文献 特開 昭63−216543（ＪＰ，Ａ)
米国特許5309908（ＵＳ，Ａ)
(58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名)
A61B 5/145
A61B 5/0245
Claims (6)
- 【請求項１】 分光光度信号を発生するための手段と、
前記分光光度信号から動脈内のヘモグロビン酸素飽和度
を導き出すための酸素飽和度計算手段から構成される、
非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態を検出
するための方法であって、前記 分光光度信号に低域通過フィルタリングを施して、
低域通過フィルタリングを施された分光光度信号を生じ
させるステップと、前記 分光光度信号に高域通過フィルタリングを施して、
高域通過フィルタリングを施された分光光度信号を生じ
させるステップと、 前記低域通過フィルタリングを施された分光光度信号の
振幅が許容間隔内に納まるという条件と、前記高域通過
フィルタリングを施された分光光度信号の振幅がしきい
値を超えないという条件と、前記高域通過フィルタリン
グを施された分光光度信号の振幅が所定の遷移特性内に
納まるという条件と、非脈動警報が前記非侵襲的脈拍オ
キシメータ装置によって発生されるという条件が同時に
満たされるか否かを判定するステップと、前記 分光光度信号が前記条件のすべてを満たす場合、所
定の非生理的事象を表す異常状態の存在を信号で知らせ
るステップと、 から構成される非侵襲的脈拍オキシメータ装置における
異常状態検出方法。 - 【請求項２】 さらに、前記非侵襲的脈拍オキシメータ
装置の酸素飽和度プローブを患者の手の指に取り付ける
ステップから構成され、前記患者の腕に巻き付けられた
血圧カフの膨張が前記異常状態を生じることを特徴とす
る請求項１に記載の非侵襲的脈拍オキシメータ装置にお
ける異常状態検出方法。 - 【請求項３】 前記非生理的事象が患者の腕に巻き付け
られたカフの膨張の結果であることと、 前記低域通過フィルタリングを施された分光光度信号の
振幅が前記許容間隔内に納まるという条件と、 前記高域通過フィルタリングを施された分光光度信号の
振幅が前記しきい値を超えないという条件と、 前記高域通過フィルタリングを施された分光光度信号の
振幅が前記所定の遷移 特性内に納まるという条件と、 前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置が前記非脈動警報を
発生するという条件が同時に満たされる場合、さらに、 状態マシンを第１の状態にセットするステップと、 新たな脈動を検出すると、あるいは、前記第１の状態に
セットされた後、所定の時間が経過すると、前記状態マ
シンを第２の状態にセットするステップとから構成され
ることを特徴とする請求項１に記載の非侵襲的脈拍オキ
シメータ装置における異常状態検出方法。 - 【請求項４】 分光光度信号を発生するための手段と、
前記分光光度信号から動脈内のヘモグロビン酸素飽和度
を導き出すための酸素飽和度計算手段から構成される、
非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態を検出
するための装置であって、 前記分光光度信号から低域通過フィルタリングを施され
た分光光度信号を生じさせるための低域通過フィルタ手
段と、 前記分光光度信号から高域通過フィルタリングを施され
た分光光度信号を生じさせるための高域通過フィルタ手
段と、 正常状態を表す分光光度信号と、所定の非生理的事象が
生じた場合に前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置が発生
する分光光度信号とを識別するために、前記低域通過フ
ィルタリングを施された分光光度信号の振幅が許容間隔
内に納まるという条件と、前記高域通過フィルタリング
を施された分光光度信号の振幅がしきい値を超えないと
いう条件と、前記高域通過フィルタリングを施された分
光光度信号の振幅が所定の遷移特性内に納まるという条
件を記憶するための記憶手段と、 少なくとも前記低域通過フィルタリングを施された分光
光度信号、前記高域通過フィルタリングを施された分光
光度信号及び前記条件に応じて、前記分光光度信号が前
記条件を満たすか否かを判定するための判定手段と、 前記分光光度信号が前記条件を満たす場合、所定の非生
理的事象を表す異常状態の存在を信号で知らせるための
手段と、 から構成される非侵襲的脈拍オキシメータ装置における
異常状態検出装置。 - 【請求項５】 動脈内のヘモグロビン酸素飽和度を測定
し、非生理的事象に よって生じる誤警報を抑制する方法
を実行するための非侵襲的脈拍オキシメータ装置におい
て、 患者の身体の一部を透過する異なる波長の光を発生する
ための光源手段と、前記異なる波長の光を受けて、分光
光度信号を発生するための光検出器手段を備えた、酸素
飽和度検知プローブと、 前記分光光度信号に応答して、脈拍検出信号を発生する
ための脈拍探知手段と、 前記分光光度信号及び前記脈拍検出信号に応答して、心
臓弛緩分光光度信号及び心臓収縮分光光度信号を導き出
し、前記心臓弛緩分光光度信号及び心臓収縮分光光度信
号に基づいて相対吸収レシオを計算し、前記相対吸収レ
シオから動脈内の酸素飽和度を計算するための酸素飽和
度計算手段と、 前記脈拍探知手段が脈拍の検出に失敗するか、あるい
は、測定された動脈内の酸素飽和度及び／または測定さ
れた患者の脈拍数が所定の許容帯域幅からはずれると、
警報を発生するための警報手段と、 前記分光光度信号に低域通過フィルタリングを施して、
低域通過フィルタリングを施された分光光度信号を生じ
させるための手段と、 前記分光光度信号に高域通過フィルタリングを施して、
高域通過フィルタリングを施された分光光度信号を生じ
させるための手段と、 前記低域通過フィルタリングを施された分光光度信号の
振幅が許容間隔内に納まるという条件と、前記高域通過
フィルタリングを施された分光光度信号の振幅がしきい
値を超えないという条件と、前記高域通過フィルタリン
グを施された分光光度信号の振幅が所定の遷移特性内に
納まるという条件と、非脈動警報が前記警報手段によっ
て発生されるという条件を、前記分光光度信号が同時に
満たすか否かを判定するための手段と、 前記分光光度信号が前記条件を満たす場合、所定の非生
理的事象を表す異常状態の存在を信号で知らせ、前記異
常状態が存在する際、前記警報手段によって発生された
警報を抑制するための手段と、 から構成される非侵襲的脈拍オキシメータ装置。 - 【請求項６】 動脈内のヘモグロビン酸素飽和度を測定
するための非侵襲的 脈拍オキシメータ装置において、非
生理的事象によって生じる誤警報を抑制するための警報
装置であって、前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置が、 患者の身体の一部を透過する異なる波長の光を発生する
ための光源手段と、前記異なる波長の光を受けて、分光
光度信号を発生するための光検出器手段を備えた、酸素
飽和度検知プローブと、 前記分光光度信号に応答して、脈拍検出信号を発生する
ための脈拍探知手段と、 前記分光光度信号及び前記脈拍検出信号に応答して、心
臓弛緩分光光度信号及び心臓収縮分光光度信号を導き出
し、前記心臓弛緩分光光度信号及び心臓収縮分光光度信
号に基づいて相対吸収レシオを計算し、前記相対吸収レ
シオから動脈内の酸素飽和度を計算するための酸素飽和
度計算手段と、 前記脈拍探知手段が脈拍の検出に失敗するか、あるい
は、測定された動脈内の酸素飽和度及び／または測定さ
れた患者の脈拍数が所定の許容帯域幅からはずれると、
警報を発生するための警報手段と、から構成され、 前記誤警報を抑制するための手段を含む前記警報手段
が、 分光光度信号から低域通過フィルタリングを施された分
光光度信号を生じさせるための低域通過フィルタと、 分光光度信号から高域通過フィルタリングを施された分
光光度信号を生じさせるための高域通過フィルタと、 前記非侵襲的脈拍オキシメータ装置の正常状態を表す分
光光度信号と、所定の非生理的事象が生じた場合に前記
非侵襲的脈拍オキシメータ装置が発生する分光光度信号
とを識別するために、前記低域通過フィルタリングを施
された分光光度信号の振幅が許容間隔内に納まるという
条件と、前記高域通過フィルタリングを施された分光光
度信号の振幅がしきい値を超えないという条件と、前記
高域通過フィルタリングを施された分光光度信号の振幅
が所定の遷移特性内に納まるという条件と、前記非侵襲
的脈拍オキシメータ装置が非脈動警報を発生するという
条件を記憶するための記憶手段と、 前記分光光度信号が前記条件のすべてを満たすか否かを
判定するための判定手段と、 前記分光光度信号が前記条件のすべてを満たす場合、所
定の非生理的事象を表す異常状態の存在を信号で知らせ
るための手段と、 前記警報手段が発生する警報を抑制するための警報抑制
手段と、 から構成される警報装置。
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE93120013-3 | 1993-12-11 | ||
| EP93120013A EP0658331B1 (en) | 1993-12-11 | 1993-12-11 | A method for detecting an irregular state in a non-invasive pulse oximeter system |
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|---|---|
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|---|---|---|---|
| JP30403294A Expired - Lifetime JP3483635B2 (ja) | 1993-12-11 | 1994-12-07 | 非侵襲的脈拍オキシメータ装置における異常状態検出方法 |
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| EP (1) | EP0658331B1 (ja) |
| JP (1) | JP3483635B2 (ja) |
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Families Citing this family (116)
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|---|---|---|---|---|
| US6018673A (en) | 1996-10-10 | 2000-01-25 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Motion compatible sensor for non-invasive optical blood analysis |
| US6684090B2 (en) | 1999-01-07 | 2004-01-27 | Masimo Corporation | Pulse oximetry data confidence indicator |
| US6606511B1 (en) * | 1999-01-07 | 2003-08-12 | Masimo Corporation | Pulse oximetry pulse indicator |
| US6675031B1 (en) | 1999-04-14 | 2004-01-06 | Mallinckrodt Inc. | Method and circuit for indicating quality and accuracy of physiological measurements |
| US8224412B2 (en) | 2000-04-17 | 2012-07-17 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Pulse oximeter sensor with piece-wise function |
| AU5165401A (en) | 2000-04-17 | 2001-10-30 | Nellcor Puritan Bennett Inc | Pulse oximeter sensor with piece-wise function |
| IL138884A (en) | 2000-10-05 | 2006-07-05 | Conmed Corp | Pulse oximeter and a method of its operation |
| US6512938B2 (en) | 2000-12-12 | 2003-01-28 | Nelson R. Claure | System and method for closed loop controlled inspired oxygen concentration |
| US6754516B2 (en) | 2001-07-19 | 2004-06-22 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Nuisance alarm reductions in a physiological monitor |
| IL145445A (en) * | 2001-09-13 | 2006-12-31 | Conmed Corp | A method for signal processing and a device for improving signal for noise |
| US6748254B2 (en) | 2001-10-12 | 2004-06-08 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Stacked adhesive optical sensor |
| US7190986B1 (en) | 2002-10-18 | 2007-03-13 | Nellcor Puritan Bennett Inc. | Non-adhesive oximeter sensor for sensitive skin |
| KR100499139B1 (ko) * | 2003-01-07 | 2005-07-04 | 삼성전자주식회사 | 이상데이터 소거방법 및 이를 적용한 분광학을 이용한혈액성분분석시스템 |
| US7802571B2 (en) | 2003-11-21 | 2010-09-28 | Tehrani Fleur T | Method and apparatus for controlling a ventilator |
| 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 |
| US7657294B2 (en) | 2005-08-08 | 2010-02-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Compliant diaphragm 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 |
| US7869850B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-01-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing motion artifacts 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 |
| US7899510B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-03-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | 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 |
| US8062221B2 (en) | 2005-09-30 | 2011-11-22 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Sensor for tissue gas detection 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 |
| 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 |
| US7486979B2 (en) | 2005-09-30 | 2009-02-03 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Optically aligned pulse oximetry 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 |
| US8073518B2 (en) | 2006-05-02 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Clip-style medical sensor and technique for using the same |
| DE102006024459A1 (de) * | 2006-05-24 | 2007-11-29 | Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. | Sensor, Verarbeitungseinrichtung, Verfahren und Computerprogramm zum Liefern einer Information über einen Vitalparameter eines Lebewesens |
| 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 |
| US8175671B2 (en) | 2006-09-22 | 2012-05-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
| US8190224B2 (en) | 2006-09-22 | 2012-05-29 | 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 |
| US8123695B2 (en) * | 2006-09-27 | 2012-02-28 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and apparatus for detection of venous pulsation |
| US7574245B2 (en) | 2006-09-27 | 2009-08-11 | 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 |
| US7890153B2 (en) | 2006-09-28 | 2011-02-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for mitigating interference in pulse oximetry |
| US7476131B2 (en) | 2006-09-29 | 2009-01-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Device for reducing crosstalk |
| US8175667B2 (en) | 2006-09-29 | 2012-05-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Symmetric LED array for pulse oximetry |
| 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 |
| US7684842B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-03-23 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for preventing sensor misuse |
| US8229530B2 (en) * | 2007-03-09 | 2012-07-24 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for detection of venous pulsation |
| US7894869B2 (en) | 2007-03-09 | 2011-02-22 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Multiple configuration medical sensor and technique for using the same |
| US8265724B2 (en) | 2007-03-09 | 2012-09-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Cancellation of light shunting |
| US8221326B2 (en) * | 2007-03-09 | 2012-07-17 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Detection of oximetry sensor sites based on waveform characteristics |
| US8109882B2 (en) * | 2007-03-09 | 2012-02-07 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for venous pulsation detection using near infrared wavelengths |
| US8280469B2 (en) | 2007-03-09 | 2012-10-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method for detection of aberrant tissue spectra |
| WO2008154643A1 (en) * | 2007-06-12 | 2008-12-18 | Triage Wireless, Inc. | Vital sign monitor for measuring blood pressure using optical, electrical, and pressure waveforms |
| US11330988B2 (en) | 2007-06-12 | 2022-05-17 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn system for measuring continuous non-invasive blood pressure (cNIBP) |
| US8602997B2 (en) * | 2007-06-12 | 2013-12-10 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn system for measuring continuous non-invasive blood pressure (cNIBP) |
| US11607152B2 (en) | 2007-06-12 | 2023-03-21 | Sotera Wireless, Inc. | Optical sensors for use in vital sign monitoring |
| 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 |
| JP2011507666A (ja) * | 2007-12-26 | 2011-03-10 | ネルコー ピューリタン ベネット エルエルシー | 生理学的パラメーターに対する履歴傾向アイコン |
| 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 |
| US20090171167A1 (en) * | 2007-12-27 | 2009-07-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System And Method For Monitor Alarm Management |
| US20090171176A1 (en) * | 2007-12-28 | 2009-07-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Snapshot Sensor |
| US8442608B2 (en) | 2007-12-28 | 2013-05-14 | Covidien Lp | System and method for estimating physiological parameters by deconvolving artifacts |
| US8452364B2 (en) | 2007-12-28 | 2013-05-28 | Covidien LLP | System and method for attaching a sensor to a patient's skin |
| US8070508B2 (en) | 2007-12-31 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and apparatus for aligning and securing a cable strain relief |
| US8897850B2 (en) | 2007-12-31 | 2014-11-25 | Covidien Lp | Sensor with integrated living hinge and spring |
| 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 |
| 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 |
| US8532932B2 (en) | 2008-06-30 | 2013-09-10 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Consistent signal selection by signal segment selection techniques |
| 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 |
| US20090326347A1 (en) * | 2008-06-30 | 2009-12-31 | Bennett Scharf | Synchronous Light Detection Utilizing CMOS/CCD Sensors For Oximetry Sensing |
| US7887345B2 (en) | 2008-06-30 | 2011-02-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Single use connector for pulse oximetry sensors |
| 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 |
| US8417309B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-04-09 | Covidien Lp | Medical sensor |
| US8423112B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-04-16 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
| 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 |
| US8478538B2 (en) | 2009-05-07 | 2013-07-02 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Selection of signal regions for parameter extraction |
| US8509869B2 (en) | 2009-05-15 | 2013-08-13 | Covidien Lp | Method and apparatus for detecting and analyzing variations in a physiologic parameter |
| US11896350B2 (en) | 2009-05-20 | 2024-02-13 | Sotera Wireless, Inc. | Cable system for generating signals for detecting motion and measuring vital signs |
| US9492092B2 (en) | 2009-05-20 | 2016-11-15 | Sotera Wireless, Inc. | Method for continuously monitoring a patient using a body-worn device and associated system for alarms/alerts |
| US10973414B2 (en) * | 2009-05-20 | 2021-04-13 | Sotera Wireless, Inc. | Vital sign monitoring system featuring 3 accelerometers |
| US8634891B2 (en) | 2009-05-20 | 2014-01-21 | Covidien Lp | Method and system for self regulation of sensor component contact pressure |
| US9596999B2 (en) | 2009-06-17 | 2017-03-21 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn pulse oximeter |
| 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 |
| 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 |
| 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 |
| US11253169B2 (en) | 2009-09-14 | 2022-02-22 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn monitor for measuring respiration rate |
| US8545417B2 (en) * | 2009-09-14 | 2013-10-01 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn monitor for measuring respiration rate |
| US20110066044A1 (en) | 2009-09-15 | 2011-03-17 | Jim Moon | Body-worn vital sign monitor |
| US8527038B2 (en) * | 2009-09-15 | 2013-09-03 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn vital sign monitor |
| US10806351B2 (en) * | 2009-09-15 | 2020-10-20 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn vital sign monitor |
| US10420476B2 (en) | 2009-09-15 | 2019-09-24 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn vital sign monitor |
| US8591411B2 (en) * | 2010-03-10 | 2013-11-26 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn vital sign monitor |
| US9339209B2 (en) | 2010-04-19 | 2016-05-17 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn monitor for measuring respiratory rate |
| US9173593B2 (en) | 2010-04-19 | 2015-11-03 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn monitor for measuring respiratory rate |
| US8888700B2 (en) | 2010-04-19 | 2014-11-18 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn monitor for measuring respiratory rate |
| US9173594B2 (en) | 2010-04-19 | 2015-11-03 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn monitor for measuring respiratory rate |
| US8979765B2 (en) | 2010-04-19 | 2015-03-17 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn monitor for measuring respiratory rate |
| US8747330B2 (en) | 2010-04-19 | 2014-06-10 | Sotera Wireless, Inc. | Body-worn monitor for measuring respiratory rate |
| US8498683B2 (en) | 2010-04-30 | 2013-07-30 | Covidien LLP | Method for respiration rate and blood pressure alarm management |
| CN103491868B (zh) | 2010-12-28 | 2016-05-04 | 索泰拉无线公司 | 用于心输出量、每搏输出量、心力以及血压的连续、无创测量的身体佩戴式系统 |
| SG192835A1 (en) | 2011-02-18 | 2013-09-30 | Sotera Wireless Inc | Optical sensor for measuring physiological properties |
| US8721557B2 (en) | 2011-02-18 | 2014-05-13 | Covidien Lp | Pattern of cuff inflation and deflation for non-invasive blood pressure measurement |
| US9439574B2 (en) | 2011-02-18 | 2016-09-13 | Sotera Wireless, Inc. | Modular wrist-worn processor for patient monitoring |
| US9072433B2 (en) | 2011-02-18 | 2015-07-07 | Covidien Lp | Method and apparatus for noninvasive blood pressure measurement using pulse oximetry |
| US9517012B2 (en) * | 2013-09-13 | 2016-12-13 | Welch Allyn, Inc. | Continuous patient monitoring |
| JP2017528278A (ja) * | 2014-09-29 | 2017-09-28 | ノニン・メディカル・インコーポレーテッド | 生理学的センサ用の中断検出 |
| CN111374656A (zh) * | 2018-12-29 | 2020-07-07 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 便携式测量系统、测量方法及报警系统 |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4714341A (en) * | 1984-02-23 | 1987-12-22 | Minolta Camera Kabushiki Kaisha | Multi-wavelength oximeter having a means for disregarding a poor signal |
| US4776339A (en) * | 1987-03-05 | 1988-10-11 | N.A.D., Inc. | Interlock for oxygen saturation monitor anesthesia apparatus |
| US5152296A (en) * | 1990-03-01 | 1992-10-06 | Hewlett-Packard Company | Dual-finger vital signs monitor |
| US5253645A (en) * | 1991-12-13 | 1993-10-19 | Critikon, Inc. | Method of producing an audible alarm in a blood pressure and pulse oximeter monitor |
| GB9216431D0 (en) * | 1992-08-01 | 1992-09-16 | Univ Swansea | Optical monitoring or measuring artefact suppression |
| US5368224A (en) * | 1992-10-23 | 1994-11-29 | Nellcor Incorporated | Method for reducing ambient noise effects in electronic monitoring instruments |
| US5368026A (en) * | 1993-03-26 | 1994-11-29 | Nellcor Incorporated | Oximeter with motion detection for alarm modification |
-
1993
- 1993-12-11 EP EP93120013A patent/EP0658331B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1993-12-11 DE DE69305178T patent/DE69305178T2/de not_active Expired - Lifetime
-
1994
- 1994-09-19 US US08/308,381 patent/US5517988A/en not_active Expired - Lifetime
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