JP4450512B2 - 符号化された温度特性を有する酸素計センサ - Google Patents
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Description
(関連出願の相互参照)
本願は、1998年9月29日に出願された米国仮特許出願第60/102,256号の優先権を主張し、あらゆる目的のために同出願の全体を本明細書中で参考として援用する。
【0002】
(発明の背景)
本発明は光医療用センサ、特に酸素測定用センサに関し、具体的にはセンサの特性に関する符号化された情報を含む脈中酸素測定用センサに関する。
【0003】
脈中酸素測定は、典型的には、様々な血流特性を測定するために用いられる。血流特性には、動脈血中のヘモグロビンの血中酸素飽和度、組織に供給する各血液脈拍量、患者の各心拍に相当する血液脈拍速度が含まれるが、これらに限定されない。これらの特性の測定は、光を血液が組織を灌流する患者の組織の一部に通し、このような組織で光の吸光率を光電子的に検出する、非侵襲性センサを使用することによって達成されたきた。次いで吸収された光の量を用いて、測定されたけ血液成分量を計算する。
【0004】
組織を通る光は、血液中にある血液成分量を表す量で血液によって吸収される、1つ以上の波長からなるように選択される。組織を通過した透過光の量は、組織中の血液成分の変化量および関連する光の吸光率に従って変化する。血中酸素レベルを測定するために、血中酸素飽和度を測定する公知の技術に従って、光源および光検出器を有する、2つの異なる波長で動作するように適合させたこのようなセンサが、提供されてきた。
【0005】
センサの発光体(典型的にはLED)の強度は、、それらの駆動電流を制御することにより制御され得る。一般に、検出器で受信される信号対ノイズ比を増加させるために、より高い強度レベルを有することが有利である。駆動電流の量は、特定のLEDおよび検出器の特性に依存して変化し得る。従って、いくつかの酸素計では、最適レベルが得られるまで、検出器から受信される信号に従って、LEDへの駆動電流を変化させる。特に、駆動電流は、赤色LEDと赤外LEDとの間で異なり得る。この場合、増幅された検出信号に接続されるアナログ−デジタル変換器の範囲内で両方のLEDの駆動レベルが低下することを確実にするように異なるLEDのタイプには、異なる駆動レベルが必要とされる。駆動電流量に関する1つの制限は、電流が高すぎるとLEDは患者を火傷させるだけの十分な熱を発するということである。従って、許容できる最大電流が強いられることが多く、LED毎のLED性能の変化を保存的に考慮されるように、またセンサが接続され得る異なる患者組織の異なる熱損失特性を考慮されるように選択される。
【0006】
駆動電流の制御に関係のない符号化メカニズムの一例は、米国特許第4,700,708号に示される。これは、組織が吸収しなかった光を拾う検出器を有する、一対の発光ダイオード(LED)を用いて光を血液の灌流した組織を通過するよう配向する光酸素計プローブに関する。この動作は、LEDの波長を知ることにかかっている。実際に製造されるLEDの波長は異なり得るので、少なくとも1つのLEDの実際の波長に相当する抵抗値を有するレジスタが、センサ内に置かれる。その機器がオンになると、まず電流を符号化レジスタに印加し、レジスタにかかる電圧を測定することにより、抵抗値、従ってプローブのLEDの波長値を決定する。
【0007】
米国特許第4,913,150号は、実際の波長が温度とともに変化し得るので、符号化レジスタによって提供される赤色LEDの符号化された波長値が不正確であり得るということを認識する。従って、この特許は、実際の温度を測定するために、酸素計センサ内に温度センサを含むことを教示する。実際の温度および符号化された波長値を用いて、その温度の実際のLEDの波長を決定するために、ルックアップテーブルを調べることができる。
【0008】
LEDの波長特性に関する符号化された情報を格納する他の方法は、米国特許第4,942,877号に示される。この特許は、デジタル情報を格納するためにセンサ上にEPROMメモリを用いることを開示しており、センサプローブからリモート酸素計まで並列または直列に提供され得る。
【0009】
センサ特性を符号化する他の例が、他の分野で存在する。Camino Laboratories,Inc.に譲渡された特許第4,446,715号において、複数のレジスタを用いて、圧力変換器の特性に関する符号化された情報を提供する。特許第3,790,910号は、個々の変換器の特性を格納するROMを有した別の圧力変換器を開示する。特許第4,303,984号は、シフトレジスタを用いてシリアルに読み出される、PROMに格納されるデジタル特性情報を有する別のセンサを示す。特許第5,651,780号は、固有の符号化された識別信号を生成する手段を有するカテーテルを示す。この信号は、様々な情報(温度センサまたはサーミスタの圧力およびそれに関連する抵抗較正値、およびカテーテル製品番号)を含み得る。
【0010】
典型的には、符号化素子は、センサ自身に設置される。例えば、米国特許第4,621,643号は、センサ素子自身に設置された符号化レジスタを示す。さらに、米国特許第5,246,003号は、センサ自身の上にあるプリント導電性材料で形成されている符号化レジスタを示す。
【0011】
いくつかのデバイスでは、患者に取付けられたデバイスにケーブルで接続された電気コネクタは、符号化素子を含み得る。例えば、米国特許第3,720,199号は、カテーテルとコンソールとの間でコネクタを用いた大動脈内バルーンカテーテルを示す。コネクタは、特定のバルーンの容積変位量を反映するように選択された値を有するレジスタを含む。米国特許第4,684,245号は、光ファイバとプロセッサに接続された電気ワイヤとの間にモジュールを有する光ファイバカテーテルを開示する。モジュールは、光信号を電気信号に変換し、較正信号を格納するメモリを含み、それによりモジュールおよびカテーテルがプロセッサから切断され得、再較正を必要とすることなく異なるプロセッサで使用され得る。
【0012】
(発明の要旨)
本発明は、酸素計センサを動作させる方法および対応する装置を提供する。この装置は、センサ内またはセンサアタッチメント(例えばケーブルまたはプラグを接続する)内に、発光体のような温度依存性の電気特性を有する素子を含む。電気特性の温度依存性は、センサアセンブリの構成要素内で符号化される。符号化された温度特性が読み出され、その読み出された温度特性を用いてセンサ内の発光体の駆動を修正する。これにより発光体は、その発光体の特定の特性に従って患者を火傷させることなく、信号対ノイズ比を最大にするように最大許容可能強度で動作され得る。
【0013】
1実施形態では、患者の皮膚の温度は、脈中酸素計センサに含まれるLEDの接合温度から評価され得る。接合温度は、接合に定電流を流し、対応する順電圧降下を測定することによって測定され得る。LED下での最大皮膚温度は、接合温度、センサLEDにおいて損失した出力、そしてセンサ本体および患者の実効熱伝導率から計算的に評価され得る。
【0014】
本発明の別の実施形態では、医療用光センサに組み込まれるLEDの接合温度は、LEDの主要波長のシフトを計算するために判定され得る。これにより以前に可能であったLEDに基づく医療用光センサよりも、さらに正確なシフトの計算を可能にする。次に波長シフト情報を用いて、この波長シフト情報を用いない場合に可能であるセンサよりも高精度なセンサのために、動脈中酸素飽和度を判定する較正曲線を選択または計算することができる。
【0015】
本発明の別の局面において、所与の駆動電流に対するセンサ素子にかかる電圧が測定され、較正値と比較される。分散、特により高い抵抗を示す電圧は、摩耗した接続または損傷した接続を示し得る一方、より低い抵抗は、短絡状態を示す。従って、不完全なセンサを示す誤り信号が自動的に生成され得る。
【0016】
本発明のさらに別の局面において、センサ内の素子(例えばLED)にかかる明らか順方向電圧は、2つの異なる電流で測定される。素子のダイナミック抵抗値は、いくつかの手段のうちの1つによって提供され、機器と素子との間の直列抵抗を判定するために、2つの測定された順方向電圧を組み合わせて使用される。これにより素子にかかる実際の順方向電圧がより正確に判定され得、その結果温度測定の精度が向上する。
【0017】
本発明の性質および利点のさらなる理解のために、添付の図面に関連して行われる以下の説明を参照されたい。
【0018】
(発明の詳細な説明)
任意の所与の電流において、通常半導体ダイオードにかかる順方向電圧は、温度が増加するに従って増加する。LEDは、この特性を有する半導体ダイオードの例である。微小なテスト電流を印加しながら、接合にかかる順方向電圧を測定することによって、半導体ダイオードの接合の温度を測定することは、周知である。テスト電流は、表面のリーク電流の影響に打ち勝つように十分大きくなければならないが、著しい自己加熱を生じないように十分小さくなければならない。LEDに用いられる典型的なテスト電流は1mAである。このような方法の共通のアプリケーションは、半導体デバイスがその基板に実装されることによってダイアタッチメントの熱伝導率を評価することである。本出願人らは、これら公知の方法は、医療用光デバイスにおける温度モニタリングに適用され得るということを認識していた。この医療用光デバイスは、デバイス製造時のさらなる較正プロセスを犠牲にして、材料の極めて低い増分費用で温度検出機能を医療用光センサに追加することを可能にする。
【0019】
LEDのような発光体の1つの特性は、LEDの製造時のプロセス変化によりデバイスごとに異なる。図1は、1mAのような特定のテスト電流での順方向電圧(Vf)対温度(T)のプロットを示す、特定のLEDについての3つの曲線の例を示すグラフである。3つの曲線は、12、14、および16として識別される。見られ得るように、各曲線はほぼ直線である。典型的な傾きは、−2mV/℃の範囲内である。
【0020】
これらLEDを異なる制御された温度にさらしながら、固定のテスト電流で工場内のLEDを駆動させることによって、図1から特定のLEDに対応する適切な曲線が識別され得る。一旦識別されると、これらの様々な曲線は、ほぼ同じ値の曲線のビン(bin)に分類され得る。次いで符号化レジスタまたは他の符号化手段が、各センサ内に配置されて、適切なビンまたは特定のLEDの曲線を識別することができる。このようにしてセンサの赤色LEDおよび赤外LEDの両方を較正することを可能にし、各LEDに個別の符号化レジスタを提供することが可能である。また、利用可能なレジスタおよび読み出し機器が、十分な数の識別可能な抵抗値の範囲を可能にする場合、1つのレジスタで赤色LEDおよびIR LEDの両方のビンを符号化することも可能である。特定のセンサ構造において、赤色LEDおよびIR LEDの両方の温度が、常にそれらLEDのうち1つのみが測定されるのを可能にすることと十分に似通った設計によって知られている。この場合、接合温度が測定されるLEDは、較正およびビンへの割り当てを必要とする。LEDの較正曲線は、式T=aVf+b(aおよびbはテーブル内に格納される)を用いて直線で近似され得る。同様に、較正曲線は、Vf=Vf0+k(T−T0)(ここでkは傾き、Vf0は特定の温度T0における電圧、kおよびVf0はテーブルに格納される)の直線で近似され得る。表1はこのようなテーブルの一例である。
【0021】
【表1】
表1は、遭遇する可能性のあるすべてのLEDが6個のビンのうち1つに格納され得、酸素計が、6個の抵抗率コードのうちのどれがセンサに組み込まれているかを判定することによって、各LEDに関連する構成曲線を発見することができるという想定をもとに構成されている。符号化レジスタ値の選択に加えて、符号化の多くの他の形態が公知であり、これらの形態のうちいくつかは、本明細書中で参照され、それらのうち任意の形態を使用することが本発明の範囲内で考えられる。本出願人らはまた、「符号化」の意味内で、較正曲線を表す式の係数を(センサアセンブリに組み込まれるデジタルデバイスに)格納することを含む。例えば、上記ビン3に含まれる特定のLEDの場合、格納される数は、傾き−1.930mV/℃および切片1.5035Vであり得る。また、「符号化」の意味内には、特定のLEDの対応する電圧および温度のテーブルを(センサアセンブリに組み込まれるデジタルデバイスに)格納することを含む。表2は、このようなテーブルの一例である。表2にまとめられた電圧における温度値は、比較的広い間隔をあけられているが、他の温度に対応する電圧は、補間および補外の公知の数値法を用いて決定され得る。
【0022】
【表2】
工場の較正、およびその較正を酸素計機器へ伝える手段を仮定すると、酸素計は、Vfを測定し、その測定値から接合温度を判定することが可能である。Vfの判定には、温度測定に用いられる通常の動作電流と低いテスト電流との間で酸素計のLEDをスイッチングさせる特別な設備を必要とする。典型的には、脈中酸素計は、工場較正が行われるテスト電流をはるかに超える電流でLEDを駆動させる。典型的な動作電流にくらべて較正電流を低くする理由は、動作電流がLEDの著しい自己加熱を生じる十分に高い電流であり得るためである。このような電流時には、LEDがクランプされる基板の温度を単に測定することによって較正時にLED接合の実際の温度を決定することは実用的ではない。このような条件下でLED接合の実際の温度を測定することについてのさらなる問題は、経済的な高電圧較正プロセスを確立することを困難にする点である。このことが、1mAのような低い電流で温度較正を行うための実用的な判定、および酸素計が酸素測定に用いられる駆動電流と温度測定に用いられる低いテスト電流との間で切り換える必要性へとつながる。図4は、LEDに印加され得る波形の例を示し、この波形により酸素計および温度決定の両方を可能にする。
【0023】
比較のために、図4Aは一対の逆並列接続したLEDを駆動するためにしばしば用いられる従来技術の波形を示す。期間401aの間、赤色LEDがオンである。期間403aの間、IR LEDがオンである。期間402aおよび404aの間、両方のLEDがオフである。酸素計は、期間402aおよび404aの間に収集されたサンプル検出出力を用いて、光学的かつ電気的背景放射の基準を確立し、期間401aおよび403aの間に収集された信号から減算することができる。
【0024】
図4Bは、温度検出を所望する場合に用いられ得る修正された波形を示す。ここで、「暗」期間402bおよび404bの間、実際には微小のテスト電流が流れるので(この電流は1mAであり得る)、Vfを測定することができる。この期間の間の光信号を「明」期間の間に収集された信号の比較のための基準として用いる場合、わずかな光の減衰がシステムに加わったかのように、正味検出された信号にわずかな減少がある。「明」信号が「暗」信号の何倍でもある限り(例えば、50mA対1mA)、このことは実用上の問題を示さないはずである。実際のテスト電流は、(典型的には0.1mA〜10mAの範囲で)変化し得る。その要件は、テスト電流が正確に既知であること、LEDの無視可能な自己加熱のみを生じる十分小さいテスト電流であること、そして電流がLEDの表面状態の挙動によって支配されないように大きなテスト電流であることである。どのようなテスト電流が用いられるとしても、図4Bの波形は、「明」信号が実質的に「暗」信号よりも大きい(例えば、少なくとも25%大きい、好ましくは少なくとも10倍大きい)場合にはうまく働く。
【0025】
しかし、非常にトランスペアレントな患者(例えばこれらの患者の指(digit)が極めて小さい場合)に酸素測定を行うために、実質的に通常のLED駆動電流を下げる必要がある場合に、この方法の使用にあたって問題が生じ得る。例えば、温度テスト電流に近い電流まで動作電流を減少することが必要とされ得る。この場合、駆動電流とテスト電流との間には大きな差がない。信号差が全体的に消失するか、または酸素測定を極めてノイジーにするように減少され得る。
【0026】
この難問を処理する別の波形を図4Cに示す。ここで1/2サイクルあたり3つの期間があり、それら3つの期間は、駆動期間(401c、403c)、温度テスト期間(402c、404c)、および別個の暗基準期間(406c、408c)である。他の適切な波形は、酸素計の回路設計の当業者には明らかである。要点は、酸素測定の「明」信号が収集される間の駆動電流期間、固定テスト電流が供給される間の期間、そして駆動電流とわずかに異なるレベルの実効暗基準を提供する期間が存在すべきであるということである。暗基準期間およびテスト電流期間は、酸素測定駆動電流がテスト電流と大きく異なる特別な場合に(この特別な場合には、温度テスト電流よりも十分に小さい酸素測定駆動電流の異常な場合でさえ含まれ得る)、同じであり得る。
【0027】
所望のLED駆動レベルが、標準的なテスト電流に匹敵するのに十分に低い場合に、温度較正を提供するさらに他の実施形態は、LED駆動レベルがこの低いレベルの場合に、温度をモニタする必要がないかもしれないということを認識することである。本発明の譲渡人によって以前に製造された多くの酸素計では、温度のモニタリングがなく、各LEDに供給された最大電流は、25%のデューティサイクルで最大50mAに制限されている。この50mAは、この製造業者によって設計されるタイプのセンサを用いて、火傷を引き起こすのに十分高い皮膚温度を生成しないことが、このレベルで駆動させる長年の経験から知られている。従って、活性温度のモニタリングは、LED駆動電流が50mAのような閾値を超える場合にのみ、関与し得る。この閾値が1mAのテスト電流をはるかに越えるという事実は、図4Bの波形が常に満たすはずであるということを意味する。
【0028】
所望のLED駆動レベルが、標準的なテスト電流に匹敵するのに十分に低い場合に、温度較正を提供するさらに他の実施形態は、単に通常用いられる値(1mA)ではなく複数の微小電流での温度較正曲線を提供することである。電流がLEDの著しい自己加熱を避けるのに十分小さい限り、LED接合を効率的にオンするのに十分に大きい限り、較正は可能である。従って、酸素計が、極めて低いLED駆動レベルで動作している場合には、2つの代替的な実施形態が酸素測定および温度測定の両方を得るのに利用可能となる。
【0029】
図4Aの波形を用いることができ、この場合、駆動電流は、温度較正曲線が利用可能である特定の値のうちの1つとなるように選択される。この場合、駆動電流それ自体は、Vfを測定し、接合温度を推測するためのテスト電流として用いられる。
【0030】
図4Bの波形を用いることができ、この場合、テスト電流は、酸素測定駆動電流と利用可能な最大差を有するように、較正が存在するテスト電流の利用可能なセットから常に選択される。例えば、酸素測定駆動電流が0.13mAであり、利用可能なテスト電流が0.1、0.3、および1.0mAの場合、1.0mAが選択される。
【0031】
さらなる改良が、駆動電流がオフの場合に、接合の温度が著しく変化し得るということを認識することによって生じる。図5は、酸素測定駆動サイクル中における、赤色LEDの接合温度502の1つの可能な応答を示す。温度は、平均、各駆動パルス504、506中には上昇、そして駆動パルス間の期間中では減衰へと変化する。駆動期間ではない期間中に行われる温度検出測定は、駆動期間中にときどき生じる温度を見出す。しかしこの温度は、ピークに達した温度または平均に達した温度のような数学的に都合の良い値を表し得ない。従って、駆動期間ではない期間中に数回Vfを検出し、得られた情報を用いて駆動期間の初めまたは終わり、あるいはこの両方で何度の温度が達成されたかを評価することが望ましくあり得る。例えば、駆動パルスが開始する直前に行われる温度測定が、極めて初期の駆動パルスの温度の良好な評価となる。極めて端の駆動パルスの温度を評価するためには、図6に示されるような方法を用いることが有効であり得る。この公知の方法は、国立標準技術院の特別出版(National Institute of Standards and Technology Special Publication)400〜86、「Thermal Resistance Measurements」のテキスト添付の図12に記載される。
【0032】
図6は、電流が駆動レベルからテストレベルへ切り換えられた後、電気過渡現象が温度の正確な測定を妨げる間の期間602があることを示す。次いで、公知の法則(多くの場合時間の平方根に比例する)に従って温度が変化する間の典型的な期間604がある。後者の期間604の間に行われる数回の測定に曲線をあてはめることによって、駆動パルスの終わりに戻って見積もり、その時の温度を評価することができる。
【0033】
一旦接合温度が分かると、多くの場合に有効な次の工程は、センサの直下の患者の皮膚の温度を判定するために接合温度の知識を用いることである。いくつかの手段によって、皮膚が火傷をする程十分熱くならないということを確実にすることが重要であり、いくつかの場合にはまた、患者の皮膚の温度を知ることは臨床的値もあり得る。患者の皮膚の温度は、酸素計センサにサーミスタまたは熱電対を組み込むことによるなどの独立した手段によって判定され得る。あるいは、いくつかの場合には、皮膚の温度は、1つまたは両方のLED接合温度の測定から有用な精度で評価される。この実施形態は、図2A、2B、および2Cを参照して説明される。
【0034】
図2Aは、患者の指20上に配置されたセンサ18を示す図である。LED22の接合は、ポイント24近傍の微小領域である。ポイント24における接合温度は、患者の皮膚の表面26における温度と異なる。LEDで発生される熱の多くが、P−N接合で、またはP−N接合近傍で生成され、この熱の多くが最終的に患者の皮膚に達するが、その熱の一部はセンサの周辺の空気に入っていく。モデル化の際の有効な近似は、すべての熱が正確に接合で生成され、すべての熱が皮膚に流れると仮定することである。接合と患者の皮膚との間の温度差は、直列の熱抵抗の値によって決定される。この熱抵抗を熱が流れる必要がある。まず、熱は接合からLED全体に広がる。その後、熱は、エポキシまたははんだ(図示せず)で接合されているダイを通って支持リードフレーム28に入る。次いで熱はリードフレーム28全体に広がり、リードフレーム28を通ってカプセル化したプラスチック32に入る。カプセル化したプラスチックが、皮膚と直接接触する場合、主な熱は皮膚に直接流れる。カプセル化したプラスチック32が皮膚との接触から離れる場合、熱は次にセンサ本体30へ流れ、そこから患者の指の皮膚26へと流れることができる。最後に、センサにより引き起こされる局所的な組織の加熱のために、センサ直下の皮膚の領域がその周辺の皮膚よりもいくぶん熱いかもしれないということを認識すべきである。そのため、放射体に最も近い患者の皮膚の小領域に関する他の著しい熱抵抗がある(熱はこの抵抗を通ってより冷えた周辺の皮膚へと流れる)。この最後の熱抵抗のサイズは、とりわけ他の熱抵抗の中でも局所的な血液灌流の強さによって影響される。なぜなら、血液を流すことによって対流性の熱輸送は、移動しない組織の熱伝導率の増加による熱輸送と同様の効果を有するためである。組織を通る熱輸送を議論する際に、本出願人らは、この効果的な熱抵抗を判定する場合の血液対流の相対的な重要性を考慮することなく、(時間の経過につれて変化し得る)単純な熱抵抗によって組織の挙動を近似することが有効であると見出す。本出願人らはまた、ここでは熱が患者の身体の中心へ、そして患者の皮膚から大気へとさらに進むことについては議論しないが、単に皮膚を熱だめとして扱う。
【0035】
本出願人らは、接合温度の測定から患者の皮膚温度を評価することについて考えるため、接合温度と皮膚温度との温度差を決定する必要がある。本出願人らは、オームの法則に類似した法則によって熱流を記述する公知の方法を用いる。この公知の方法では、身体全体にわたる温度差ΔTが、オームの法則の電圧に類似し、身体を流れる熱出力流Pは電流に類似し、熱抵抗Rθが電気抵抗に類似する。従って、熱が一次元的に流れる任意の特定の身体の場合;
ΔT=P*Rθ(I)
となる。接合温度と皮膚温度との温度差は、異なる種類の材料の一連のセグメント全体にわたる温度降下ΔTiの合計として計算され得、熱はこの異なる種類の材料を通って、接合から患者の皮膚へと流れる。熱流の時間依存が、動的にモデル化される場合、熱抵抗と並列に接続された容量性回路素子を通常用い、これらのキャパシタは、刺激する身体の熱容量を表す。容量値は、定常状態の熱流をモデル化する必要はない。なぜならこのような熱流では、局所的に蓄積された熱エネルギー量に時間に伴う変化はないためである。
【0036】
オームの法則の熱モデルを用いる1つの特定の簡単な方法は、特定のセンサモデルの特徴である、1つの仮定した合計熱抵抗値を用いることによって、準定常状態にある接合温度と皮膚温度との温度差を計算することである。酸素計は、(酸素計がテーブル内の熱抵抗をルックアップし得るように)どのモデルのセンサを用いるべきかについての情報を(例えば、センサコネクタにある符号化手段によって)提供するか、または酸素計は、(例えば、センサコネクタに組み込まれたROMチップによって)直接適切な熱抵抗値を提供する。LED接合を流れる電流およびその接合にかかる電圧Vfを知ることによって、酸素計は、電力損失Pを計算し、次いで上記の等式(1)からΔT得ることが可能である。患者を火傷させる危険を避けるため、仮定した熱抵抗値は実際に生じ得る最低値である必要があり、そのため得られる皮膚温度の評価値は常に高温側では誤りとなる。
【0037】
酸素計が接合と皮膚周辺(直下ではない)の放射体との間の実際の熱抵抗を時間別に判定することができる場合、皮膚温度はより正確に評価され得る。この直接判定された熱抵抗値は、特定のモデルの異なるセンサ間の熱抵抗値の差、そしてさらに重要な場合には放射体の下にある患者の皮膚の一部の効果的な熱抵抗を生じ得る大きな差を計算することができる。このことに関して患者は互いに異なり、任意の一人の患者は、少なくとも局所的な血液灌流の通常の変動のために時間の経過とともに差を示す。
【0038】
図2Bは、LEDの接合と患者との間の温度インピーダンスのモデル化の1方法を示す。並列に接続したレジスタとキャパシタを示す回路34は、リードフレームの熱抵抗および熱容量を表す。回路36は、プラスチックおよびセンサ本体をカプセル化する熱抵抗および熱容量を表し、一方回路38は、放射体に近い患者の皮膚の一部の熱抵抗および熱容量を表し、患者の皮膚は、放射体から入力される熱のため周辺の皮膚よりも温度が高い。LEDチップの本体およびダイボンディング材料の熱インピーダンスのような熱「回路」の高速応答部分を図示しない。LED動作電流をオフに切り換えた後、極めて短い時間間隔の間にデータが収集される場合、これらのインピーダンスを表すためにさらなるRC素子を提供することが望ましいと分かり得る。
【0039】
図2Cは、酸素計が数秒の間一時的に停止される場合、図2Bの回路によって示され得る温度対時間の選別グラフであり、接合の温度応答がこの長い期間の間に見られ得る。時間期間40の間、回路34は遅延の判定に最も重要である。次いで時間期間42の間、回路36は最も重要であり、最後に期間44の間、回路38は最も重要である。これらの回路がもっとも大きな重要性を達成する順番は、熱遅延の相対速度によって設定される。金属材料は、比較的に高い熱伝導率を有し、その体積は小さいためリードフレームは最速で応答する傾向にある。プラスチックカプセル化材料は、比較的低い熱伝導率を有するが、小体積であるので、その応答は次に生じる傾向にあり、低い効果的な熱伝導率であり、比較的大きな体積である、最後に人間の組織が最も遅い。実際、特定の条件では、異なる遅延の構成要素の相対速度は変化し得、得られる曲線の形状はその変化に従って変化し得る。特に、効果的な熱伝導率従って皮膚の熱応答時間は、局所的な灌流の範囲が変化するにつれて動的に変化する。いずれにしても、熱「回路」の異なる構成要素についての効果的な熱伝導率および熱容量を判定するための1つのプロセスは、一続きの離散時間で接合温度を測定し、次いで観測されたデータに適切なモデルから得られる理論曲線をあてはめることである。図2Bの回路モデルの場合、適切な数学的モデルは、指数的な遅延の合計である。公知の方法によるこのようなモデルのあてはめの結果、効果的な熱インピーダンスが決定される。次いでそのようにして決定されたインピーダンスを用いて、上記の接合温度および接合温度発生の知識から一連の理論に基づいて皮膚温度を評価する。
【0040】
ちょうど記載した方法は、適切な熱抵抗値、特に患者の皮膚の効果的な熱抵抗を決定するために、ときどき通常の脈中酸素測定動作の停止を必要とする。臨床上重要な不飽和化を逃すことがないということを確実にするために、酸素測定が安全に一時停止され得る時間の長さについて制限がある。別の実施形態では、酸素測定を一時停止することなく、電力損失の既知の変化を導入する。例えば、LEDへの駆動電流は、一時的に半分にされ得、検出器チャネル利得は一時的に二倍にされ得、そのため接合温度における電力−入力ステップの効果を長時間追跡しながら、ほぼ同じ酸素測定信号レベルを維持し、酸素測定動作を継続する。この実施形態は、製品設計および製造のさらなる複雑性を犠牲にして、一時的に停止する酸素測定のような同じ情報を本質的に生成する。
【0041】
図3は、本発明によるシステムのブロック図である。センサ50は、検出器54および波長較正レジスタ(RCal)57ともに従来技術における赤色LEDおよび赤外LED52を含む。さらに、本発明に従って、センサタイプを識別するためにオプションのレジスタ58とともに温度較正レジスタレジスタ56が追加される。
【0042】
読み出し回路60は、温度較正レジスタ56および任意でセンサタイプレジスタ58を読み出すために設けられる。その値は、ルックアップテーブル62に提供され、図1に示す適切な曲線を判定する。次いでこのルックアップテーブル62はコントローラ64に提供される。
【0043】
コントローラ64は、駆動回路66に信号を供給し、LED52に供給される駆動電流量を制御する。本発明は、LEDのうち少なくとも1つの順方向電圧Vfを測定するために測定回路68を追加し、その電圧値をコントローラ64に供給する。これによりコントローラは、実際の評価された接合温度に従って駆動電流を調整することができる。実際の温度は、ルックアップテーブル62から得られる較正曲線を用いて評価され、測定回路68から測定された値Vfを温度へ変換できる。較正曲線を計算するために必要な係数、または較正曲線自身の点が、線63を通ってルックアップテーブル62からコントローラによってアクセスされる。
【0044】
あるいは、またはさらに、評価された皮膚温度は、上記のように接合温度測定から得られ、皮膚温度はLED電流を制御するアルゴリズムへ供給される。
【0045】
検出器54は、増幅器72およびフィルタ74を通ってA/D変換器76に接続される。従来技術のように、この構成はフィードバックパスを形成し得、このパスでコントローラ64はA/D変換器76の出力に基づいた計算を用い、受信された信号の強度範囲を最適化するためにLED駆動電流を調整する。理想的には、信号は、赤色LEDおよび赤外LEDの両方についてA/D変換器76の範囲内に良好にあるべきである(例えば、適用され得る1つの法則は、LED駆動および増幅器の利得を調整し、そのため両方の信号が変換器76のフルスケール読み出しの20%〜80%の間に落ちる)。本発明は、フィードバック制御を追加し、LED駆動電流が、患者の最大許容可能温度を越えることなく、信号対ノイズ比を最適化する値まで増加させることが可能である。
【0046】
より詳細には、1実施形態において、コントローラ64によって実現されるLED駆動レベル制御の通常の動作モードは、以下の同時活性法則を実現する。法則2、3および4を適用する際、駆動電流に関する最低限度を必要とする法則は、支配する法則である。
【0047】
1)検出された赤色信号およびIR信号(これらの信号は同じサイズ)を生成するために、2つのLED駆動の平衡を調整する(例えば、それらの信号対ノイズ比が0.8〜1.2の範囲内に落ちる)。
【0048】
2)示される平衡を維持しつつ、適切な信号対ノイズ比(S/N)が達成されるまで(または、あるいはLED駆動レベルのさらなる増加によって著しくS/Nを増加することなくなるまで)、両方のLED駆動レベルを増加する。バッテリ電源機器におけるバッテリの寿命を保存するために、この駆動調整は、最低の実用的なLED駆動を有する所望のS/N比を達成するために、検出増幅器72の利得の調整に協働して行われる可能性が高い。
【0049】
3)LED駆動レベルがLEDの寿命を許容不可能に短くする値を越えないようにする。許容可能なレベルは、使い捨てセンサに比べて再利用可能なセンサと異なり得る。なぜなら再利用可能なセンサはより長い耐久性を必要とするためである。それぞれのタイプのセンサに適切な最大電流は、センサアセンブリに組み込まれるデジタル格納チップからデジタルに符号化された値として供給され得るか、または酸素計に組み込まれるルックアップテーブルからその電流を取ることができる。この場合、テーブル内の適切なエントリは、センサアセンブリの素子によって提供されるセンサタイプコードに基づいて選択される。
【0050】
4)以下の温度制御法則のうち1つを適用する
a)患者の皮膚温度が所定の安全な閾値を越えないようにする、または
b)患者の皮膚の調整した時間−温度にさらすことが、(さらす時間が短い場合には、より高い温度が安全に耐えられ得るということが既知であるので)所定の安全な閾値を越えないようにする、または
c)LED接合温度が所定の安全な閾値を越えないようにする(例えば、接合は常に皮膚よりも高温にされるので、接合を41℃に制限することにより、必ず皮膚をこのレベルを上回らないようにする。)
本発明によるセンサは、脈酸素計センサが高い信号対ノイズ比を達成することが困難になるように、乏しい末梢灌流を有する患者に適用する場合、上記法則に組み込まれるフィードバック制御システムの動作による効果は、酸素計が典型的には患者の皮膚温度をちょうど所定の安全な閾値以下の値になるよう駆動し、そしてこのポイント近傍に皮膚温度を保持するようにする。従って、測定は、LEDの光出力を皮膚の火傷をさける温度に一致する最大値までの増加から得られ、また皮膚の局所的な加熱の結果として局所的に灌流増加から得られ得る(この局所的な灌流増加は、検出された酸素測定信号の変調の割合を増加させる傾向にある)。
【0051】
分かり得るように、従って本発明は、患者を火傷させる危険をさけ、LED値の最大保存範囲の任意の最大制限に束縛されることなく、LEDの強度を最適化させることを可能にする。
【0052】
本発明によるセンサは、複数の方法で使用され得る。第1の実施形態では、図3の56のような温度較正(T−cal)レジスタが読み出され、駆動回路がこれに従って単に制御されて、出力強度を供給する。つまりT−calレジスタ56は、特定の較正曲線が接合温度とVfとの間の関係に適用され、この特定のセンサに対して適切な電流−制御法について酸素計にさらなる情報を提供しないコントローラと通信する。
【0053】
第2の実施形態では、駆動電流値がレジスタ58を用いてセンサタイプを符号化することによってさらに最適化される。センサタイプを知ることによって、酸素計は、特定のセンサに最大許容可能な電流のよりよい知識を有するか、または計算を行う際に用いるための適切な熱インピーダンス値についてのよりより知識を有する。較正レジスタ56および58は活性回路、デジタルコード、1つの抵抗、A/Cインピーダンス、または他の任意の数の符号化技術によってなされうる符号化の一例にすぎないということに留意されたい。
【0054】
本発明は、患者の皮膚で評価される温度を判定することができる。これは上記したように、LEDの接合と患者の皮膚との間で評価された熱抵抗を用いる工程を含む。
【0055】
接合温度を判定できることによって生じる他の利点もある。例えば、患者との接触があまり良くない場合、または検出器が患者と接触していない場合にはLEDの接合温度は高くなり得る。なぜなら、患者の皮膚が熱だめの目的に利用できないためである。このことは特に、反射型センサに関連し得、センサの不適切な用途により光シャント(患者の組織を通ることなく放射体から検出器までの光の通路)によって測定誤差を生じることになり得る。1実施形態では、酸素計が予想外に高い接合温度を観察するか、または接合と最終的な熱だめとの間の予想外に高い熱抵抗を観察する場合に、自動的に臨床医へ「センサを外す」信号または他の警告信号を発生するようにプログラムされる。
【0056】
1実施形態では、LED(特に酸素計内の赤色LED)の接合温度測定のさらなる利益は、接合温度の知識を用いて酸素計の酸素測定較正を補正するか、またはいくつかの利用可能な所定の曲線からより正確な較正曲線を選択することである。LEDによって放射される波長は温度とともにシフトし、波長がシフトした場合には酸素測定較正がシフトするということが知られている。このシフトは一般に小さいが、このシフトを考慮することがいくつかの場合には有益である。米国特許第4,913,150号は、観察されたセンサ温度に従って酸素計較正を設定する一般的原理を開示した。しかし、この特許は、別の温度検出素子によって温度のモニタリングを開示する。本明細書中で開示される温度モニタリングの新しい方法は、固有にさらなる正確さを備えている。なぜならこの方法は、放射の波長を決定する領域の半導体接合の温度を判定するためである。
【0057】
観察された接合温度に応答して、この酸素計較正を選択または調整する新しい方法は、図7B、7C、および7Dに示される熱拡散型酸素測定放射体とともに用いられる場合に特に価値がある。これらの図に示される放射体の構成は、従来の放射体構造を示す図7Aと比較することによって理解され得る。
【0058】
図7Aでは、エポキシ樹脂からなり得る放射体カプセル701は、医療用検出用途に必要な光を放射する1つ以上のLED(図示せず)を含み、これらのLEDは、典型的にはカプセルの中心近くに配置される。702および703で代表される電極は電流をこれらLEDへ流し、発光を生じ、そしてそれに伴い熱を生成する。熱は患者の組織704へ流れるため、典型的にはLEDに近い組織領域に集中し、それにより図7Bに示すように組織温度の分布を生じる。周囲の組織の典型的な温度706を越えるピーク温度705がある。放射体の中心付近のピーク領域に熱送達の比較的高い集中のため、この構成は、ピーク温度705が(ピーク温度705が43℃に達する場合に何人かの患者に起こり得ると考えられる)火傷を生じるのに十分に高い温度にならないように、放射体カプセルに送達され得る電力を厳密に制限する必要がある。図7C、7E、および7Fに示す構成の利点は、熱送達の集中を低減することであり、従って火傷の危険なく放射体にさらなる電力を送達することが可能であり、さらにより高い光レベルが生成され得る(この高い光レベルは、典型的には医療用機器の信号対ノイズ比を向上させる)。
【0059】
図7Cのデバイスにおいて、放射体カプセル711は1つ以上のLED(図示せず)を含み、712および713で代表される電極を有する。低い熱伝導率材料718は、組織714から放射体カプセルを離して配置する。カプセル711の材料よりも高い熱伝導率を有する材料から作られる周囲構造719は、カプセル711から組織714へと主要な熱経路を供給する。スペーサ718の適切な材料の例は、シリコーンゴムおよび空気である。周囲構造718の適切な材料の例は、銅および成型されたアルミナである。図7Dに示すように、この構成の効果は、ピーク組織温度715が環状に生じる傾向にある。なぜなら、組織への熱送達がこのピーク温度で最大であるからである。熱送達が図7Aの場合よりも集中しないため、ピーク温度715が典型的な周囲組織温度716を越える前に、放射体カプセル711内のLEDへさらなる電力を送達することが可能である。その構造の中心の組織温度717は、温度715に匹敵し得るか、または比較したよりも幾分下がっているかもしれない。
【0060】
図7Eはいくつかの構成要素により製造された高い熱伝導率周囲構造を示す1実施形態の図である。この構造は、カプセル721から組織724へと良好な熱伝導性パスが存在する限り効果的である。この特別な場合、低伝導率材料728が高伝導率材料729によって囲まれ、熱伝導性エポキシからなるビーズ725によってカプセル721と結合される。電力は、722および723に代表される電極によってカプセル721内のLEDへと送達される。
【0061】
図7Fは、LEDから組織への熱伝導性パスが、放射体カプセルの一体形成された構造を通る場合の実施形態の図である。この場合、本出願人らは、リードフレーム732および733に設置されたLED735および736を示す。放射体カプセル731は、エポキシ樹脂から成型される。カプセル731の一体となった部分は、環状接触領域の組織734にリセットするスタンドオフリング739である。スタンドオフリング739の開口した中心部分は、低熱伝導率の材料738で充填される。材料738は、空気であってもよいし、またはカプセル731のエポキシより低熱伝導率のプラスチック材料であってもよい。この実施形態についての注目に値すべき点は、エポキシ樹脂が通常高熱伝導率の材料であるとみなされないが、材料738よりも高い伝導率を有するという事実は、中心領域へではなく、環状領域へ熱流を向ける傾向にあり、そしてこのことは任意の所与のレベルの電力送達で生成されるピーク組織温度を低減する傾向にあるということである。
【0062】
図7C、7E、および7Fによって例示される構造の利点の一部は、高熱伝導率材料からなる周囲構造がなくても得られ得る。従って、例えば、図7Cの構造が、周囲部分719なしで形成される場合、間隔を空けて置かれる低伝導率材料718の存在によって提供される何らかの熱拡散による利点がまだある。カプセル711内のLEDが(材料718の存在ために)さらに組織714から離れて保持されるので、熱が図7Aの構造内よりも組織へ拡散する機会が多くなり、そのため温度ピーク705はブロードになり低温化する傾向にある。さらに、一般にはコア構造より高熱伝導率の周囲構造を提供することが好ましいので、放射体アセンブリのLEDの位置に典型的には近くで生じる「熱スポット」から離れて可能な限り多くの熱をそらす。
【0063】
上記のように、LEDベースのセンサの較正曲線の選択または計算に影響を与える接合温度データの使用は、図7C、7E、および7Fのような構造が用いられる場合の特定の値である。組織から放射体カプセル711を分離するさらなる間隔を空ける構成要素(718および719等)が、LEDの温度スタビライザとして機能するように組織の傾向を低減するために、このことは真実である。多くの場合組織温度は、かなり安定であり、25℃〜35℃の範囲にある。LEDを組織704の近くにする図7Aの構造では、LEDと組織との間の比較的低い熱抵抗によってLED温度を組織温度まで下げる傾向がある。図7C、7E、および7Fの構造は、LEDと組織との間の熱抵抗を増加させるので、LED温度はさらに広く変動する。極めて低いLED駆動電流では、LED接合は大気の温度にさらに近づき、高いLED駆動電流では、LED接合は、図7Aの構造の場合よりも組織の温度をさらに上回る。接合温度におけるこの増加した変動は、LED波長の傾向を増加させて変化させ、そして機器の較正を確立する際に波長変動を考慮する手段による値を増加させる。
【0064】
本特許出願全体を通して、本出願人らの発明の基本的な特徴の明瞭な意志の疎通のために、実用的なセンサ設計の既知の詳細の多くを図面から、および対応する議論から省いている。このことは図7A〜7Fで特に明らかであり、例えば、包帯、接着層、接続ケーブル、または検出器等のこのような構成要素の詳細は図示していない。これら示される放射体アセンブリのすぐ近傍のセンサの外観は特に、放射体アセンブリと患者の組織との間の接着材からなる薄層または接着コーティングされたプラスチック層の挿入により変化し得る。このようなさらなる材料の存在により本出願人らによる発明のこの実施形態の基本的な局面を損なわない。
【0065】
接合電圧を測定することによる温度モニタリングのためのシステムの設計において、リード線および接続の電気抵抗の過度の増加を避けることが必要である。過度の電気抵抗の増加により、不正確な温度測定となり得る。例えば、1mAのテスト電流を用いて温度モニタリングをする場合、および不良なクリンプ接続が1オームの過度の抵抗を引き起こす場合、測定値Vfが1mVだけ高くなる。接合の温度較正が約−2mV/℃の場合、得られる温度測定は0.5℃だけ低い。誤った低温読み出しは患者を火傷させる恐れを増加させるので、このような誤りを最小化することが重要である。過度のリード線抵抗のいずれの害も避けるための1方法は、図8に概略的に示されるように4本のワイヤ測定構成を提供することである。
【0066】
図8において、電流源800は、(接続抵抗およびワイヤ抵抗の寄与による)インライン805および806を有するリード線803および804を通ってLED801および802へ駆動電流を供給する。極わずか、または全く電流を流さないリード線807および808を用いて、LED近傍の点でVfを測定するので、電圧測定時の抵抗805および806の影響は無視でき、リード線807および808に直列に接続されたいずれの抵抗もまた電流をほとんど流さないために重要ではない。807および808のような特別のワイヤを脈酸素計センサの放射体カプセルまでずっと保持することは必ずしも経済的でないかもしれない。しかし、このような補助リード線をLED駆動トランジスタの端子よりも放射体に近い点まで保持することは利点がある場合が多い。例えば、長く延びたケーブルを通ってセンサに接続する酸素計では、特別の電圧検出ワイヤが、延びたケーブルを通ってセンサ自身のケーブルが達する点まで有利に延ばされ得る。
【0067】
他の安全用の予防策は、酸素計の設計時に適用され得る。例えば、患者を火傷させないように、最大電流制限が過渡電流の生成を避けるために強いられ得る。ここでもやはりシステムの(酸素計にこぼれた流体によって(例えば)生じ得る)短絡回路を保護するために、予想外の低抵抗が観察された場合にLEDの駆動を停止し、誤り警告を表示するように酸素計はプログラムされ得る。
【0068】
リード線抵抗の別のモニタリングを可能にする回路構成を図10に概略的に示す。MOSFETスイッチ1003は、赤色LED1001および赤外LED1002に並列に接続される。接続1004および1006は、LED駆動電流およびLED温度検出電流の印加を可能にし、さらに以下に説明するようにリード線抵抗の測定に用いられ得る。接続1005は、MOSFET1003を高抵抗状態または低抵抗状態のいずれかに切り換えるために、制御電圧を印加することを可能にする。
【0069】
酸素測定または温度測定のためのLEDの通常の動作中、MOSFET1003は高インピーダンス状態にあり、システムの性能への影響は無視できる。リード線抵抗を検出するために、酸素測定および温度検出がときどき一時停止され、MOSFET1003は低抵抗状態に切り換えられる。電流(可能な場合には1mAに近いVf測定電流と同じ電流)がリード線1004および1006に送られる。適切に選択されたMOSFETの抵抗がミリオームの範囲であるため、ほとんど全ての電流はいずれかのLEDを通過するのではなくMOSFET1003を通過し、Vfを測定するために通常用いられる回路が代わりに利用されて、リード線にかかる電圧降下を測定し得、リード線抵抗の計算を可能にする。この測定は、(この場合誤り表示を生成する酸素計を用いて)許容不可能な高リード線抵抗または低リード線抵抗が存在するかどうかを判定するために用いられ、またはリード線抵抗の影響を計算によって取り除くことによって、実際のLED電圧をより正確に判定するためにVfの測定を補正するために単に用いられ得る。
【0070】
MOSFET1003はLEDの近くにあるセンサヘッドに配置され得、この場合、酸素計にセンサアセンブリを接続するコネクタにおいて、ワイヤおよびこれらのワイヤの接続を終端させるクリンプまたは半田付けされた組み合わされた抵抗を検出するために位置づけられる。あるいは、MOSFET1003はセンサアセンブリのコネクタに配置されてもよい。MOSFET1003は、接続の抵抗をモニタリングするためにセンサアセンブリのコネクタを配置し、センサケーブルに加えられたワイヤのコストを必要としない利点を有する。
【0071】
図11Aおよび11Bは、MOSFET1003のような補助素子の使用を必要としないインライン抵抗を測定する方法を示す。この方法は、2つの異なる電流でVfを測定することに基づいている。図11Aにおいて、電流が、リード線1101および1102を通って逆並列LED1103および1104へ供給される。未知の接続抵抗1105は、ワイヤ接続および(可能であれば不完全な)接続によって回路に寄与する。抵抗1105(その抵抗値はRC)は判定される。また、LEDのうち1つ(例えば1104)の特性曲線を図11Bに示す。LEDは、2つの異なるテスト電流I1(例えば0.5mA)およびI2(例えば1.0mA)によって連続してプローブ測定し、それによりLED自身に生じる対応する電圧はV1およびV2である。リード線1101および1102の機器の末端で、2つの観察される電圧は:
Vi1=I1RC+V1
Vi2=I2RC+V2
選択されたテスト電流の近くにおいて、LED1104のダイナミック抵抗Rdが既知の場合、以下を計算することができる。
V2=V1+Rd*(I2−I1)
次いでRCはっきりと解くことができる3つ等式のシステムを有する。
【0072】
Rd値は、特定のモデルのLEDすべてについて一度判定され得るので、適切なRd値が、各センサモデルに対して認識するためにプログラムされる、酸素計機器に格納され得る。あるいは、Rd値は、センサに組み込まれるデジタルチップのようなメモリ手段内に明らかに保持され得る。さらに別の可能性としては、値のリストから選択されたレジスタ等の符号化手段をセンサ内に組み込むことである。各値は、そのセンサに組み込まれたLEDのダイナミック抵抗の可能な範囲を表す。表3は、このような値のリストの例である。
【0073】
【表3】
上述した本出願人らの発明のいくつかの実施形態において、符号化デバイスはセンサアセンブリ内に組み込まれ、センサアセンブリの放射体の温度較正または他の温度感受性素子を酸素計機器と通信する。本発明の別の実施形態において、温度較正における個々の差は、温度感受性素子と直列に接続されたトリミング可能(trimmable)レジスタのような選択可能または調整可能な素子を組み込むことによって補償される。
【0074】
例えば、図9では赤色LED901および赤外LED902を備えた放射体である。これらLEDは逆並列接続され、共にトリミング可能なレジスタ903に直列に接続される。端子904および905を通じて放射体へ接続される。製造時に、端子904および905との間の電圧が測定され、LEDは40℃等の特定の温度で制御される環境にあり、レジスタ903の値は、測定された電圧を所定値にするように調節されるが、所定のテスト電流によって順方向バイアスされたLED901を有している。従って、この放射体は、酸素計に接続された酸素測定センサの一部として用いられる場合、酸素計は正確に40℃を表すように、特定の観察された順方向電圧を判断することができ、−2mV/℃のような評価された感受性ファクタを用いることによって、観察された順方向電圧値から他の温度を評価することができる。用いられる感受性ファクタは、すべてのLEDに適用される近似であり得るか、またはセンサがLEDのクラスが使用中の酸素計と通信する手段に提供される場合に、LEDの特定のクラスに特有であり得る。
【0075】
本出願人らの発明は、温度を検出するために半導体接合の能力を利用して、特定の効果のある形態において上述してきた。発明の多くの利点は、温度が、熱電対またはサーミスタ等の別のデバイスによって測定される実施形態によって理解される。この別のデバイスは、放射体の下の患者の皮膚のピーク温度を検出するように、または他のポイントの温度を検出するように配置される。この他のポイントからピーク皮膚温度が推論され得る。高電圧製造において実際的であるこのような実施形態の場合、通常酸素測定センサの構成に符号化手段を組み込むことを必要とし、それにより別の温度センサを読み出す際に用いる補正較正の酸素計に知らせる。このような実施形態(より簡単な工学技術および製造と増加した材料のコストを交換する)は、発明の範囲内と想定される。
【0076】
独立した温度センサを有する実施形態の1例は、図12Aに平面断面図に示す。このデバイスにおいて、リードフレーム素子1201および1202はLED1203および1204を指示する。37℃で2.5キロオームの名目上の抵抗を有し得るサーミスタ素子1205が、リードフレーム素子1201上のLED1204とともに実装される。カプセル化材料1206は、活性素子1203、1204、および1205を囲み、そして保護する。図12Bは、この実装方式によって、LEDと並列に接続されるサーミスタ1205をワイヤ接続することが簡単であることがわかる。極微小のプローブ電流を用いて、サーミスタの抵抗を測定することによって、LEDの存在によって測定の過度の歪みを有することなく、その抵抗、従ってリードフレームの温度を測定することが可能となる。許容可能な製造コストを達成するために、サーミスタ1205の名目上の抵抗は、名目上の値から+/−10%だけ変化し得る。それとともに並列に接続されたLEDのいずれの効果も含む正確に測定された抵抗は、37℃等の基準温度において工場で測定され得、その抵抗は、上記の符号化手段に組み込まれ得る。
【0077】
図12Cは、サーミスタ1211はまた、典型的な酸素計センサの検出器フォトダイオード1210と並列にワイヤ接続される様子を示す。サーミスタ抵抗を電流の極性が逆バイアスであるような電流でプローブ測定することによって、抵抗測定におけるダイオードの影響が低減され得る。このようにしてワイヤ接続される検出器は、物理的に検出器チップとともに設置される必要はない。その代わり、例えば放射体の下の「熱スポット」に対して近位であるように実装され得る。
【0078】
図13は、患者の皮膚に極めて近接するように位置付けされる別個でワイヤ接続される温度検出素子を有する放射体アセンブリの垂直断面図を示す。温度検出素子が異なって位置付けされかつワイヤ接続されるという点を除いて、このアセンブリは、図12Aのアセンブリと同様である。リードフレーム素子1301および1302は、透明なカプセル化材料1306によって保護されるLED1303および1304を指示する。例えば、サーミスタまたは熱電対接合であり得る温度検出素子1305が、カプセル化材料1306の表面に実装され、さらに極薄の透明なカプセル化材料層1309によって保護される。あるいは、透明層1309は、薄い接着コーティングされたプラスチック層であってもよい。素子1305上の層1309の適切な厚さは、0.020”未満であり、好ましくは0.010”未満、最も好ましくは0.005”未満である。ワイヤ1307および1308は、検出素子1305の2つの電気端子に接続される。素子1305およびそれが接続されるワイヤは、実質的にLED1303および1304からの患者の組織に達し得る光を制限するということを示し得るが、実際十分な光が、適切な酸素測定動作を著しく妨げることがないように検出素子をバイパスする。
【0079】
本発明の実施形態の他の群において、酸素計センサの検出ダイオードは温度センサとして較正され、その較正がセンサアセンブリに組み込まれた符号化手段によって酸素計に伝えられる。検出ダイオード自身が有意量の熱を患者に送達しないが、いくつかの状況下では検出器による温度検出が有効である。検出器と皮膚との間の著しい熱量の不足のために、検出器接合温度は皮膚の温度に近くなり、そのため接合温度が、局所的な皮膚温度の良好な基準測定を提供する場合が多い。別のヒータ構成要素が酸素計センサに組み込まれ、酸素計の自身の放射体によって送達されるよりも多くの熱を患者の組織に送達する(従って局所的な灌流のさらなる向上をもたらす)場合、検出ダイオードの温度モニタリング機能は、別のヒータによって送達される熱を制御する際に用いられ得る測定を提供する場合に特に価値がある。
【0080】
1実施形態において、別のヒータ素子が放射体によってさらなる加熱を提供する。特定の値を用いることは、熱を放射体から離れた領域にある患者の組織に送達するために、1つ以上のこのようなヒータ素子を用いることであり、そのため、より大きな組織領域が放射体単独によるよりも加熱され得る。放射体および/または上記の温度センサのような検出ダイオードの較正、および温度較正を酸素計に伝えるための符号化手段の組み込みは、放射体および別のヒータによって生じる温度を検出する経済的な手段を提供する。
【0081】
例示的な回路が本明細書中で示されるが、この回路は本発明の譲渡人によって通常用いられる「2本のワイヤ」型であり、赤色LEDおよび赤外LEDは「逆並列」に接続されるので、1つの極性の駆動電流が赤色LEDを活性にし、逆の極性の電流が赤外LEDを活性にする。示される例示的な駆動波形は、この構成でLEDを駆動するために適切である。当業者には、駆動波形の簡単な適用によって、本発明の設計原理が任意の様式でワイヤ接続されるLEDに適用され得るということが明らかである。この様式は、特に共通の「3本のワイヤ」方式(この方式では赤色LEDおよびIR LEDが1本の共通のワイヤを共有する)、そして「4本のワイヤ」方式(この方式では2つのLEDが完全に独立してワイヤ接続される)を含む。2つより多くのLEDを組み込むセンサを用いることはまた、本発明の範囲内にあると想定される。
【0082】
本明細書中に記載されるセンサ構成のいくつかの可能性のある臨床的利益は、局所的な灌流を測定する手段を提供することである。なぜならこれらのセンサの設計に固有の能力は、局所的な血液流によって著しく影響受ける患者の皮膚の局所的な熱抵抗を測定する能力であるためである。熱抵抗を測定することによって灌流を測定しようとするデバイスが公知であり、おそらく灌流への熱伝導率に関連する汎用適用可能な定量的較正を確立することが困難なため、過去では広く用いられなかった。ますます増加するセンサコストが、この機能を追加するためにほとんど必要とされないか、または全く必要とされない状態で、光医療用センサのさらなる特徴として灌流モニタを提供することは、以前から知られていなかった。汎用の定量的較正がない場合でさえ、このようなセンサは特定の患者の傾向インジケータとして有効であり得、末梢灌流の定常的な低減または増加が、患者の一般的な福利の1つのインジケータとして取られ得る。
【0083】
本明細書中に開示されるセンサ設計の他のアプリケーションは、酸素飽和度および身体表面の温度の刺激測定である。特別の環境では、患者の皮膚温度を知る際に医療用ユーティリティであり得る(例えば、新生児の早産児保育器は、通常37℃に近い設定ポイントに患者の皮膚温度を維持するように制御される)。また、頬または食道の内部表面のような粘膜に脈中酸素計センサを適用することができる。粘膜の表面温度は、特別に臨床的関心を有する。なぜならそれらは主に生命に関わるサインである「コア温度」を表す場合が多いからである。特に、さらなる構成要素のほとんどコストがかからないか、または全くかからない食道の温度プローブを提供するさらなる特徴を有する、食道で使用される脈中酸素計センサを設計することができる(このような設計は公知である)。
【0084】
本明細書中に示される多くの特別のアプリケーションの例は、脈中酸素計の範囲である。当業者には、温度測定および電流制御の同様の方法が、患者に接触する熱散逸素子を配置する他の光医療用センサに適用可能であることが明らかである。従って、例えば、グルコース濃度の非侵襲性測定用の複数のLEDは、センサが患者を火傷させないようにすることを保証するために、接合温度検出の使用によって得られ得る。
【0085】
当業者によって理解されるように、本発明は、本発明の基本的特徴から逸脱することなく、他の特有の形態に組み込まれ得る。例えば、1つのレジスタは、温度較正値および赤色LEDの波長値の両方を符号化することができる。従って、上記の記載内容は、例示を意図されたものであり、上記の特許請求の範囲に示される本発明の範囲を制限するように意図されていない。
【図面の簡単な説明】
【図1】 図1は、LEDの順方向電圧対温度の較正曲線を示すグラフである。
【図2A】 図2Aは、LEDと患者との間の熱だめ経路を示す図である。
【図2B】 図2Bは、図2Aの経路の熱抵抗のモデルを示す電気回路図。
【図2C】 図2Cは、図2Bの異なる熱インピーダンス領域の温度対時間特性のグラフである。
【図3】 図3は、センサ内に温度較正レジスタを組み込んだ本発明による酸素計システムのブロック図である。
【図4A】 図4Aは、酸素計のLEDを駆動し、これらLEDのうち少なくとも1つの接合温度を判定する際に使用する例示的な波形を示す図である。
【図4B】 図4Bは、酸素計のLEDを駆動し、これらLEDのうち少なくとも1つの接合温度を判定する際に使用する例示的な波形を示す図である。
【図4C】 図4Cは、酸素計のLEDを駆動し、これらLEDのうち少なくとも1つの接合温度を判定する際に使用する例示的な波形を示す図である。
【図5】 図5は、1駆動サイクル時のLED接合温度の変動を示す図である。
【図6】 図6は、LED駆動サイクルのアクティブ領域の端における接合温度を評価するために曲線あてはめの使用を示す図である。
【図7A】 図7Aは患者の皮膚と接触する放射体の概略図、および得られる温度分散のグラフである。
【図7B】 図7Bは患者の皮膚と接触する放射体の概略図、および得られる温度分散のグラフである。
【図7C】 図7Cは、2つの材料を含む構造によって患者の皮膚に接続される放射体の概略図(これら2つのうち一方の材料は他方の材料より高い熱伝導率を有する)、および得られる熱分散のグラフである。
【図7D】 図7Dは、2つの材料を含む構造によって患者の皮膚に接続される放射体の概略図(これら2つのうち一方の材料は他方の材料より高い熱伝導率を有する)、および得られる熱分散のグラフである。
【図7E】 図7Eは、低い熱伝導率からなる中心領域およびより高い熱伝導率からなる周囲のマルチ材料構造を含む構造によって患者の皮膚に接続される放射体の概略図である。
【図7F】 図7Fは、略環状の完全に伸張した放射体のカプセルによって、患者の皮膚に接続される放射体の概略図であり、環内の空間は、カプセルよりも低い熱伝導率の材料で充填されている。
【図8】 図8は、LED接合温度を決定する際の精度を向上するために、4つのワイヤ電圧測定の使用を示す概略図である。
【図9】 図9は、異なるLEDが共通の温度較正曲線によって使用可能となるように、調整可能な回路構成要素の使用を示す概略図である。
【図10】 図10は、放射体のリード線抵抗の独立した測定を可能にするMOSFETスイッチの使用を示す概略図である。
【図11A】 図11Aは、直列接続抵抗を有するリード線によって機器と接続された2つのLEDセンサの概略図である。
【図11B】 図11Bは、図11AのLEDのうち1つのI−V特性である。
【図12A】 図12Aは、2つのLEDおよびサーミスタを含む放射体カプセルの平面断面図である。
【図12B】 図12Bは、逆並列接続した一対のLEDと並列に配線されたサーミスタの概略図である。
【図12C】 図12Cは、検出器フォトダイオードと並列に配線されたサーミスタの概略図である。
【図13】 図13は、2つのLEDを含む放射体カプセルの垂直断面図であり、各LEDは患者の皮膚に向かって側面にあるカプセルに取付けられた個別に配線された温度センサを有する。
Claims (18)
- 光医療用センサを動作させる方法であって、
該方法は、
駆動電流を該センサ内にある発光体に適用するステップであって、該発光体は、患者の皮膚の上方に配置されている、ステップと、
該発光体にかかる電圧を決定するステップと、
該決定された電圧と、該決定された電圧を該発光体の温度と関連付けるルックアップテーブルとに基づいて、該発光体の温度を決定するステップと、
該駆動電流と該決定された電圧とに基づいて、該適用された駆動電流における該発光体により損失された電力を決定するステップと、
該発光体と該患者の皮膚との間の熱抵抗を決定するステップと、
該決定された電力と該決定された熱抵抗とに基づいて、該患者の皮膚の温度と該発光体の温度との差を決定するステップと、
該決定された温度と、該決定された差と、該ルックアップテーブルとに従って、該患者の皮膚の温度が最大閾値を超えないように該駆動電流を修正するステップと
を包含する、方法。 - 前記駆動電流を適用することは、既知の電流を用いて前記発光体を駆動することを包含する、請求項1に記載の方法。
- 前記発光体がLEDであり、前記電圧が順方向電圧である、請求項2に記載の方法。
- 測定された順方向電圧から前記センサへの接続抵抗を評価するステップと、
該抵抗が所定値よりもさらに大きく変化する場合に誤り信号を提供するステップと
をさらに包含する、請求項3に記載の方法。 - 前記既知の電流が、前記センサの通常動作時に用いられる電流よりも低い、請求項2に記載の方法。
- センサタイプの符号化を前記センサにおいて提供するステップと、
符号化されたセンサタイプを読み出すステップと
をさらに包含し、
前記発光体の温度は、該センサタイプに基づいて決定される、請求項1に記載の方法。 - 前記センサの製造中に適用される較正プロセスであって、第1の制御された温度にある環境に該センサを配置し、前記発光体に所定の電流を適用し、該発光体にかかる電圧を測定し、該電圧を表すために該センサ内に符号化手段を組み込む較正プロセスをさらに包含する、請求項1に記載の方法。
- 前記ルックアップテーブルは、温度関数として前記電圧の変化の割合を表す情報をさらに含む、請求項7に記載の方法。
- 前記光医療用センサが脈中酸素計センサとして提供される、請求項1に記載の方法。
- 患者の皮膚の上方に配置された少なくとも1つの発光体と、
光検出器と、
駆動電流を該少なくとも1つの発光体の各々に提供するように構成されたドライバと、
該少なくとも1つの発光体の各々の電圧を各発光体の対応する温度と関連付けるルックアップテーブルを含むメモリと、
回路と
を備える、光医療用センサであって、
該回路は、
該少なくとも1つの発光体の各々にかかる電圧を決定することと、
該決定された電圧と、該ルックアップテーブルとに基づいて、該少なくとも1つの発光体の各々の温度を決定することと、
各発光体に提供された駆動電流と各発光体の該決定された電圧とに基づいて、各発光体に提供された駆動電流における該少なくとも1つの発光体の各々により損失された電力を決定することと、
該少なくとも1つの発光体の各々と該患者の皮膚との間の熱抵抗を決定することと、
該決定された電力と該決定された熱抵抗とに基づいて、該患者の皮膚の温度と該少なくとも1つの発光体の各々の温度との差を決定することと
を実行するように構成され、
該ドライバは、該決定された温度と、該決定された差と、該ルックアップテーブルとに従って、該患者の皮膚の温度が最大閾値を超えないように該駆動電流を修正するように構成される、センサ。 - 前記回路は、前記少なくとも1つの発光体の各々にかかる電圧を決定するために用いられる符号化素子を含む、請求項10に記載のセンサ。
- 前記符号化素子はレジスタである、請求項11に記載のセンサ。
- 前記メモリは、所定の温度における前記少なくとも1つの発光体の各々の電圧および該少なくとも1つの発光体の各々の温度の変化に対する該少なくとも1つの発光体の各々の電圧の変化の割合を、対応するインデックスに関連付ける較正テーブルを格納するようにさらに構成され、前記符号化素子は、該少なくとも1つの発光体の各々に対して該較正テーブルをインデックスする、請求項12に記載のセンサ。
- 前記センサ内にヒータ素子をさらに備える、請求項10に記載のセンサ。
- 駆動電流を用いてセンサ内の発光体を駆動するように構成されたドライバであって、該発光体は、患者の皮膚の上方に配置される、ドライバと、
該発光体の電圧を該発光体の対応する温度と関連付けるルックアップテーブルを含むメモリと、
コントローラと
を備える、光医療用センサモニタであって、
該コントローラは、
該発光体にかかる電圧を決定することと、該決定された電圧と、該ルックアップテーブルとに基づいて、該発光体の温度を決定することと、該駆動電流と該決定された電圧とに基づいて、該駆動電流における該発光体により損失された電力を決定することと、該発光体と該患者の皮膚との間の熱抵抗を決定することと、該決定された電力と該決定された熱抵抗とに基づいて、該患者の皮膚の温度と該発光体の温度との差を決定することと、
該決定された電圧と、該決定された差と、該ルックアップテーブルとに従って、該患者の皮膚の温度が最大閾値を超えないように該駆動電流を修正することと
を実行するように構成される、モニタ。 - 光医療用センサを動作させる方法であって、
該方法は、
該光医療用センサの発光体の温度と、該発光体と該発光体の近傍の患者の皮膚との間の熱抵抗と、該発光体により損失された電力とに基づいて、該患者の皮膚の温度を決定するステップと、
該患者の皮膚の温度に従って、該患者の皮膚の温度が最大閾値を超えないように該発光体を駆動するステップと
を包含する、方法。 - 発光体および光検出器を含むセンサと、
モニタと、
灌流インジケータと
を含む、光医療用センサシステムであって、
該モニタは、
該発光体に駆動電流を提供するように構成されたドライバと、
該発光体の接合温度を決定し、該接合温度を示す接合温度信号を生成するように構成されたリーダと
を含み、
該灌流インジケータは、該接合温度信号に応答して、該センサが接続される患者の一部分の血液灌流に対応する灌流信号を提供するように構成され、
該リーダは、該接合温度と、該発光体と該患者の一部分との間の熱抵抗と、該発光体により損失された電力とに基づいて、該患者の一部分の温度を決定するようにさらに構成され、
該ドライバは、該患者の一部分の温度に従って、該患者の一部分の温度が最大閾値を超えないように該駆動電流を制御するように構成される、システム。 - 発光体および光検出器を含むセンサと、
モニタと
を含む、光医療用センサシステムであって、
該モニタは、
該発光体に駆動電流を提供するように構成されたドライバと、
該発光体の接合温度を決定し、該接合温度を示す接合温度信号を生成するように構成されたリーダと
を含み、
該リーダは、該接合温度と、該発光体と患者の一部分との間の熱抵抗と、該発光体により損失された電力とに基づいて、該患者の一部分の温度を決定するようにさらに構成され、
該ドライバは、該患者の一部分の温度に従って、該患者の一部分の温度が最大閾値を超えないように該駆動電流を制御するように構成される、システム。
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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 |
US8688188B2 (en) * | 1998-04-30 | 2014-04-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US8480580B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-07-09 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US8974386B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-03-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US9066695B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-06-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US6175752B1 (en) * | 1998-04-30 | 2001-01-16 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US6949816B2 (en) * | 2003-04-21 | 2005-09-27 | Motorola, Inc. | Semiconductor component having first surface area for electrically coupling to a semiconductor chip and second surface area for electrically coupling to a substrate, and method of manufacturing same |
US8465425B2 (en) * | 1998-04-30 | 2013-06-18 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US8346337B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-01-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US8103325B2 (en) * | 1999-03-08 | 2012-01-24 | Tyco Healthcare Group Lp | Method and circuit for storing and providing historical physiological data |
US7047054B2 (en) * | 1999-03-12 | 2006-05-16 | Cas Medical Systems, Inc. | Laser diode optical transducer assembly for non-invasive spectrophotometric blood oxygenation monitoring |
US6675031B1 (en) | 1999-04-14 | 2004-01-06 | Mallinckrodt Inc. | Method and circuit for indicating quality and accuracy of physiological measurements |
US20060091006A1 (en) * | 1999-11-04 | 2006-05-04 | Yi Wang | Analyte sensor with insertion monitor, and methods |
US6616819B1 (en) * | 1999-11-04 | 2003-09-09 | Therasense, Inc. | Small volume in vitro analyte sensor and methods |
US6801797B2 (en) | 2000-04-17 | 2004-10-05 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Pulse oximeter sensor with piece-wise function |
US8224412B2 (en) | 2000-04-17 | 2012-07-17 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Pulse oximeter sensor with piece-wise function |
DE10042022A1 (de) * | 2000-08-08 | 2002-03-07 | Infineon Technologies Ag | Verfahren und Vorrichtung zur Messung der Temperatur des laseraktiven Bereiches einer Halbleiterlaserdiode |
US6889153B2 (en) * | 2001-08-09 | 2005-05-03 | Thomas Dietiker | System and method for a self-calibrating non-invasive sensor |
US6628975B1 (en) * | 2000-08-31 | 2003-09-30 | Mallinckrodt Inc. | Oximeter sensor with digital memory storing data |
US6553241B2 (en) * | 2000-08-31 | 2003-04-22 | Mallinckrodt Inc. | Oximeter sensor with digital memory encoding sensor expiration data |
US6606510B2 (en) * | 2000-08-31 | 2003-08-12 | Mallinckrodt Inc. | Oximeter sensor with digital memory encoding patient data |
US6591123B2 (en) * | 2000-08-31 | 2003-07-08 | Mallinckrodt Inc. | Oximeter sensor with digital memory recording sensor data |
US6600940B1 (en) | 2000-08-31 | 2003-07-29 | Mallinckrodt Inc. | Oximeter sensor with digital memory |
US6560471B1 (en) | 2001-01-02 | 2003-05-06 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
US6886978B2 (en) * | 2001-06-18 | 2005-05-03 | Omron Corporation | Electronic clinical thermometer |
US6697658B2 (en) | 2001-07-02 | 2004-02-24 | Masimo Corporation | Low power pulse oximeter |
US6748254B2 (en) | 2001-10-12 | 2004-06-08 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Stacked adhesive optical sensor |
US7052180B2 (en) * | 2002-01-04 | 2006-05-30 | Kelvin Shih | LED junction temperature tester |
US6912413B2 (en) * | 2002-09-13 | 2005-06-28 | Ge Healthcare Finland Oy | Pulse oximeter |
US7274955B2 (en) * | 2002-09-25 | 2007-09-25 | Masimo Corporation | Parameter compensated pulse oximeter |
US7142901B2 (en) * | 2002-09-25 | 2006-11-28 | Masimo Corporation | Parameter compensated physiological monitor |
EP1549165B8 (en) | 2002-10-01 | 2010-10-06 | Nellcor Puritan Bennett LLC | Use of a headband to indicate tension and system comprising an oximetry sensor and a headband |
US7698909B2 (en) * | 2002-10-01 | 2010-04-20 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Headband with tension indicator |
US7190986B1 (en) | 2002-10-18 | 2007-03-13 | Nellcor Puritan Bennett Inc. | Non-adhesive oximeter sensor for sensitive skin |
US7047056B2 (en) | 2003-06-25 | 2006-05-16 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Hat-based oximeter sensor |
JP2005072218A (ja) * | 2003-08-25 | 2005-03-17 | Tdk Corp | 発光素子の温度管理方法および管理装置、および照明装置 |
US8412297B2 (en) | 2003-10-01 | 2013-04-02 | Covidien Lp | Forehead sensor placement |
KR100497401B1 (ko) * | 2003-10-29 | 2005-06-23 | 삼성전자주식회사 | 온도 센서 편차 보정 방법 및 장치 |
US7333521B1 (en) * | 2003-12-04 | 2008-02-19 | National Semiconductor Corporation | Method of sensing VCSEL light output power by monitoring electrical characteristics of the VCSEL |
US7162288B2 (en) * | 2004-02-25 | 2007-01-09 | Nellcor Purtain Bennett Incorporated | Techniques for detecting heart pulses and reducing power consumption in sensors |
US7120480B2 (en) * | 2004-02-25 | 2006-10-10 | Nellcor Puritan Bennett Inc. | LED forward voltage estimation in pulse oximeter |
US20060066575A1 (en) * | 2004-09-28 | 2006-03-30 | Brosnan Michael J | Laser power control manufacturing method of matching binned laser to drive conditions through soldering and component mounting techniques to convey binning information |
US7630422B1 (en) | 2005-01-14 | 2009-12-08 | National Semiconductor Corporation | Driver for vertical-cavity surface-emitting laser and method |
WO2006094171A1 (en) * | 2005-03-01 | 2006-09-08 | Masimo Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor drivers |
CA2637757A1 (en) * | 2005-03-03 | 2006-09-08 | Tir Technology Lp | Method and apparatus for controlling thermal stress in lighting devices |
CN100376209C (zh) * | 2005-03-10 | 2008-03-26 | 深圳迈瑞生物医疗电子股份有限公司 | 血氧传感器故障诊断的方法及装置 |
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 |
US7590439B2 (en) | 2005-08-08 | 2009-09-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Bi-stable 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 |
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 |
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 |
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 |
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 |
US7483731B2 (en) | 2005-09-30 | 2009-01-27 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
DE112007000950A5 (de) * | 2006-04-19 | 2009-08-27 | Opsolution Spectroscopic Systems Gmbh | Verfahren und Schaltung zur Verarbeitung von hinsichtlich spektraler Merkmale von Licht indikativen Signalen |
US8073518B2 (en) | 2006-05-02 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Clip-style medical sensor and technique for using the same |
US8271063B2 (en) * | 2006-06-16 | 2012-09-18 | Medtor Llc | System and method for a non-invasive medical sensor |
RU2435336C2 (ru) * | 2006-08-17 | 2011-11-27 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Способ и устройство для снижения термического напряжения в светоизлучающих элементах |
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 |
US8175671B2 (en) | 2006-09-22 | 2012-05-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
US8396527B2 (en) | 2006-09-22 | 2013-03-12 | Covidien Lp | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
US8190225B2 (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 |
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 |
US7680522B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-03-16 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and apparatus for detecting misapplied sensors |
US7684842B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-03-23 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for preventing sensor misuse |
US7476131B2 (en) | 2006-09-29 | 2009-01-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Device for reducing crosstalk |
US8068891B2 (en) | 2006-09-29 | 2011-11-29 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Symmetric LED array for pulse oximetry |
US8175667B2 (en) | 2006-09-29 | 2012-05-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Symmetric LED array for pulse oximetry |
KR20090097153A (ko) * | 2006-12-06 | 2009-09-15 | 코닌클리케 필립스 일렉트로닉스 엔.브이. | 심부 온도를 측정하기 위한 디바이스 |
JP4876943B2 (ja) * | 2007-01-31 | 2012-02-15 | コニカミノルタセンシング株式会社 | 波長変化補正システム及び波長変化補正方法 |
US20080238340A1 (en) * | 2007-03-26 | 2008-10-02 | Shun Kei Mars Leung | Method and apparatus for setting operating current of light emitting semiconductor element |
DE102007009532A1 (de) * | 2007-02-27 | 2008-08-28 | Osram Opto Semiconductors Gmbh | Steuerverfahren, Steuervorrichtung und Verfahren zum Herstellen der Steuervorrichtung |
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 |
JP5227525B2 (ja) * | 2007-03-23 | 2013-07-03 | 株式会社日立製作所 | 生体光計測装置 |
EP2476369B1 (en) | 2007-03-27 | 2014-10-01 | Masimo Laboratories, Inc. | Multiple wavelength optical sensor |
US20080262378A1 (en) * | 2007-04-19 | 2008-10-23 | Medtronic, Inc. | Implantable therapy delivery system having multiple temperature sensors |
US20080262331A1 (en) * | 2007-04-19 | 2008-10-23 | Medtronic, Inc. | Infection monitoring |
US20080262374A1 (en) * | 2007-04-19 | 2008-10-23 | Medtronic, Inc. | Event triggered infection monitoring |
US7604629B2 (en) * | 2007-04-19 | 2009-10-20 | Medtronic Inc. | Multi-parameter infection monitoring |
US7682355B2 (en) * | 2007-04-19 | 2010-03-23 | Medtronic, Inc. | Refined infection monitoring |
US7766862B2 (en) * | 2007-04-19 | 2010-08-03 | Medtronic, Inc. | Baseline acquisition for infection monitoring |
US7611483B2 (en) * | 2007-04-19 | 2009-11-03 | Medtronic, Inc. | Indicator metrics for infection monitoring |
US7734353B2 (en) | 2007-04-19 | 2010-06-08 | Medtronic Inc. | Controlling temperature during recharge for treatment of infection or other conditions |
US8374665B2 (en) | 2007-04-21 | 2013-02-12 | Cercacor Laboratories, Inc. | Tissue profile wellness monitor |
JP5109482B2 (ja) * | 2007-05-31 | 2012-12-26 | コニカミノルタオプティクス株式会社 | 反射特性測定装置及び反射特性測定装置の校正方法 |
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 |
US8380272B2 (en) * | 2007-12-21 | 2013-02-19 | Covidien Lp | Physiological sensor |
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 |
US20090171226A1 (en) * | 2007-12-31 | 2009-07-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for evaluating variation in the timing of physiological events |
US8092993B2 (en) | 2007-12-31 | 2012-01-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Hydrogel thin film for use as a biosensor |
US8199007B2 (en) | 2007-12-31 | 2012-06-12 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Flex circuit snap track for a biometric sensor |
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 |
EP2238809B1 (en) | 2008-01-28 | 2016-12-28 | Nxp B.V. | Led driver circuit and method, and system and method for estimating the junction temperature of a light emitting diode |
CN101926223A (zh) * | 2008-01-28 | 2010-12-22 | Nxp股份有限公司 | 用于估计发光二极管的结温度的系统和方法 |
US20090198146A1 (en) * | 2008-01-31 | 2009-08-06 | Medtronic, Inc. | Blanking infection monitoring during recharge |
US9560994B2 (en) * | 2008-03-26 | 2017-02-07 | Covidien Lp | Pulse oximeter with adaptive power conservation |
US8437822B2 (en) | 2008-03-28 | 2013-05-07 | Covidien Lp | System and method for estimating blood analyte concentration |
US8364224B2 (en) * | 2008-03-31 | 2013-01-29 | Covidien Lp | System and method for facilitating sensor and monitor communication |
US8112375B2 (en) | 2008-03-31 | 2012-02-07 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Wavelength selection and outlier detection in reduced rank linear models |
US8102668B2 (en) * | 2008-05-06 | 2012-01-24 | International Rectifier Corporation | Semiconductor device package with internal device protection |
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 |
EP2326239B1 (en) | 2008-07-03 | 2017-06-21 | Masimo Laboratories, Inc. | Protrusion for improving spectroscopic measurement of blood constituents |
US8515509B2 (en) | 2008-08-04 | 2013-08-20 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multi-stream emitter for noninvasive measurement of blood constituents |
US10210750B2 (en) | 2011-09-13 | 2019-02-19 | Lutron Electronics Co., Inc. | System and method of extending the communication range in a visible light communication system |
US9509525B2 (en) | 2008-09-05 | 2016-11-29 | Ketra, Inc. | Intelligent illumination device |
US8773336B2 (en) | 2008-09-05 | 2014-07-08 | Ketra, Inc. | Illumination devices and related systems and methods |
US9276766B2 (en) | 2008-09-05 | 2016-03-01 | Ketra, Inc. | Display calibration systems and related methods |
US8364220B2 (en) | 2008-09-25 | 2013-01-29 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
US8257274B2 (en) | 2008-09-25 | 2012-09-04 | Nellcor Puritan Bennett Llc | 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 |
US20100240972A1 (en) * | 2009-03-20 | 2010-09-23 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Slider Spot Check Pulse Oximeter |
US8515515B2 (en) | 2009-03-25 | 2013-08-20 | Covidien Lp | Medical sensor with compressible light barrier and technique for using the same |
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 |
US8781548B2 (en) | 2009-03-31 | 2014-07-15 | Covidien Lp | Medical sensor with flexible components 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 |
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 |
US8311601B2 (en) | 2009-06-30 | 2012-11-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Reflectance and/or transmissive pulse oximeter |
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 |
US9066660B2 (en) * | 2009-09-29 | 2015-06-30 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for high-pass filtering a photoplethysmograph signal |
US9839381B1 (en) | 2009-11-24 | 2017-12-12 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment |
US8801613B2 (en) | 2009-12-04 | 2014-08-12 | Masimo Corporation | Calibration for multi-stage physiological monitors |
US8406836B2 (en) * | 2010-01-29 | 2013-03-26 | Medtronic, Inc. | Optical sensor for medical device |
US8384559B2 (en) * | 2010-04-13 | 2013-02-26 | Silicon Laboratories Inc. | Sensor device with flexible interface and updatable information store |
USRE49454E1 (en) | 2010-09-30 | 2023-03-07 | Lutron Technology Company Llc | Lighting control system |
US9386668B2 (en) | 2010-09-30 | 2016-07-05 | Ketra, Inc. | Lighting control system |
US8855735B2 (en) * | 2011-02-24 | 2014-10-07 | Covidien Lp | Medical sensor using photonic crystal LED |
US9282924B2 (en) | 2011-03-31 | 2016-03-15 | Covidien Lp | Medical sensor with temperature control |
EP2526856A1 (en) * | 2011-05-26 | 2012-11-28 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Fever detection apparatus |
US9109902B1 (en) | 2011-06-13 | 2015-08-18 | Impact Sports Technologies, Inc. | Monitoring device with a pedometer |
FR2977315B1 (fr) * | 2011-06-29 | 2013-06-28 | Schneider Electric Ind Sas | Systeme de detection a faible consommation d'energie |
US20130053663A1 (en) * | 2011-08-31 | 2013-02-28 | General Electric Company | Method for controlling sensor placement time, physiological measurement apparatus, and sensor and computer program product for a physiological measurement apparatus |
US9050044B2 (en) * | 2012-06-12 | 2015-06-09 | Covidien Lp | Pathlength enhancement of optical measurement of physiological blood parameters |
GB2504299B (en) * | 2012-07-24 | 2016-09-14 | Med-Bright Medical Solutions Ltd | Device and method for providing information indicative of a stress situation in a human |
CH707194A1 (de) * | 2012-11-06 | 2014-05-15 | Nemodevices Ag | Messvorrichtung zur Bestimmung zerebraler Parameter. |
US20140135601A1 (en) * | 2012-11-09 | 2014-05-15 | Kestrel Labs, Inc. | User replaceable optical subsystem for laser-based photoplethysmography |
US20150297125A1 (en) * | 2012-11-27 | 2015-10-22 | Faurecia Automotive Seating, Llc | Oximetry sensor assembly and methodology for sensing blood oxygen concentration |
US9562850B2 (en) * | 2012-12-07 | 2017-02-07 | Sp3H | Onboard device and method for analyzing fluid in a heat engine |
US20140303474A1 (en) * | 2013-04-08 | 2014-10-09 | Ivwatch, Llc | Device to Aid in Diagnosing Infiltration or Extravasation in Animalia Tissue |
EP2996560A4 (en) * | 2013-05-17 | 2017-01-25 | Xhale, Inc. | Methods and systems for using a thermistor in probe identification circuits in or associated with pulse oximeter sensors |
US9360174B2 (en) | 2013-12-05 | 2016-06-07 | Ketra, Inc. | Linear LED illumination device with improved color mixing |
US9651632B1 (en) | 2013-08-20 | 2017-05-16 | Ketra, Inc. | Illumination device and temperature calibration method |
US9578724B1 (en) | 2013-08-20 | 2017-02-21 | Ketra, Inc. | Illumination device and method for avoiding flicker |
US9769899B2 (en) | 2014-06-25 | 2017-09-19 | Ketra, Inc. | Illumination device and age compensation method |
US9332598B1 (en) | 2013-08-20 | 2016-05-03 | Ketra, Inc. | Interference-resistant compensation for illumination devices having multiple emitter modules |
US9237620B1 (en) * | 2013-08-20 | 2016-01-12 | Ketra, Inc. | Illumination device and temperature compensation method |
USRE48955E1 (en) | 2013-08-20 | 2022-03-01 | Lutron Technology Company Llc | Interference-resistant compensation for illumination devices having multiple emitter modules |
US9247605B1 (en) | 2013-08-20 | 2016-01-26 | Ketra, Inc. | Interference-resistant compensation for illumination devices |
USRE48956E1 (en) | 2013-08-20 | 2022-03-01 | Lutron Technology Company Llc | Interference-resistant compensation for illumination devices using multiple series of measurement intervals |
US9345097B1 (en) | 2013-08-20 | 2016-05-17 | Ketra, Inc. | Interference-resistant compensation for illumination devices using multiple series of measurement intervals |
US9736895B1 (en) | 2013-10-03 | 2017-08-15 | Ketra, Inc. | Color mixing optics for LED illumination device |
US20150190078A1 (en) * | 2014-01-09 | 2015-07-09 | Covidien Lp | Power efficient pulse oximetry system |
US10188330B1 (en) | 2014-02-05 | 2019-01-29 | Covidien Lp | Methods and systems for determining a light drive parameter limit in a physiological monitor |
US9392663B2 (en) | 2014-06-25 | 2016-07-12 | Ketra, Inc. | Illumination device and method for controlling an illumination device over changes in drive current and temperature |
US10161786B2 (en) | 2014-06-25 | 2018-12-25 | Lutron Ketra, Llc | Emitter module for an LED illumination device |
US9557214B2 (en) | 2014-06-25 | 2017-01-31 | Ketra, Inc. | Illumination device and method for calibrating an illumination device over changes in temperature, drive current, and time |
US9736903B2 (en) | 2014-06-25 | 2017-08-15 | Ketra, Inc. | Illumination device and method for calibrating and controlling an illumination device comprising a phosphor converted LED |
US9179849B1 (en) | 2014-07-25 | 2015-11-10 | Impact Sports Technologies, Inc. | Mobile plethysmographic device |
US9510416B2 (en) | 2014-08-28 | 2016-11-29 | Ketra, Inc. | LED illumination device and method for accurately controlling the intensity and color point of the illumination device over time |
US9392660B2 (en) | 2014-08-28 | 2016-07-12 | Ketra, Inc. | LED illumination device and calibration method for accurately characterizing the emission LEDs and photodetector(s) included within the LED illumination device |
EP3203912B1 (en) | 2014-10-10 | 2021-03-10 | Medtor LLC | System and method for a non-invasive medical sensor |
CN104316215B (zh) * | 2014-11-10 | 2017-05-10 | 常州工学院 | 一种用电桥测量led结温的装置及其方法 |
DE102014117881A1 (de) * | 2014-12-04 | 2016-06-09 | Osram Opto Semiconductors Gmbh | Verfahren zum Betreiben einer Pulsoxymetrie-Vorrichtung und Pulsoxymetrie-Vorrichtung |
US9485813B1 (en) | 2015-01-26 | 2016-11-01 | Ketra, Inc. | Illumination device and method for avoiding an over-power or over-current condition in a power converter |
US9237623B1 (en) | 2015-01-26 | 2016-01-12 | Ketra, Inc. | Illumination device and method for determining a maximum lumens that can be safely produced by the illumination device to achieve a target chromaticity |
US9237612B1 (en) | 2015-01-26 | 2016-01-12 | Ketra, Inc. | Illumination device and method for determining a target lumens that can be safely produced by an illumination device at a present temperature |
JP6688104B2 (ja) | 2016-02-29 | 2020-04-28 | 日本光電工業株式会社 | パルスフォトメトリ用プローブ |
JP7045084B2 (ja) * | 2016-03-28 | 2022-03-31 | ジェンドゥ・イノベイションズ・プライベイト・リミテッド | 血管系の健康を監視するためのシステムおよび方法 |
US20180353111A1 (en) * | 2017-06-09 | 2018-12-13 | Covidien Lp | Systems and methods for driving optical sensors |
US11272599B1 (en) | 2018-06-22 | 2022-03-08 | Lutron Technology Company Llc | Calibration procedure for a light-emitting diode light source |
US11020014B2 (en) * | 2018-11-30 | 2021-06-01 | Microsoft Technology Licensing, Llc | Photoplethysmogram device with skin temperature regulator |
CN113347916A (zh) | 2019-10-15 | 2021-09-03 | 因普瑞缇夫护理公司 | 用于多变量卒中检测的系统和方法 |
US11684295B2 (en) * | 2019-11-27 | 2023-06-27 | Storx Technologies, Inc. | Safe and reliable transabdominal fetal oximetry |
JP7440287B2 (ja) * | 2020-02-05 | 2024-02-28 | アズビル株式会社 | 測定装置 |
US10849538B1 (en) * | 2020-04-24 | 2020-12-01 | Covidien Lp | Sensor verification through forward voltage measurements |
US10852230B1 (en) | 2020-04-24 | 2020-12-01 | Covidien Lp | Sensor characterization through forward voltage measurements |
US20210396592A1 (en) * | 2020-06-22 | 2021-12-23 | DataGarden, Inc. | Method and Apparatus for Non-Contact Temperature Measurement and Analysis for Detection of Symptomatic Conditions |
TW202345538A (zh) * | 2022-01-11 | 2023-11-16 | 美商爾雅實驗室公司 | 用於非致冷wdm光鏈接之遠程光功率供應器通訊的系統及方法 |
Family Cites Families (28)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3720199A (en) | 1971-05-14 | 1973-03-13 | Avco Corp | Safety connector for balloon pump |
US3705316A (en) * | 1971-12-27 | 1972-12-05 | Nasa | Temperature compensated light source using a light emitting diode |
US3790910A (en) | 1972-04-21 | 1974-02-05 | Garrett Corp | Conditioning circuit and method for variable frequency sensor |
US4228805A (en) * | 1978-11-08 | 1980-10-21 | Rca Corporation | Method of measuring blood perfusion |
US4303984A (en) | 1979-12-14 | 1981-12-01 | Honeywell Inc. | Sensor output correction circuit |
NL8200517A (nl) * | 1982-02-11 | 1983-09-01 | Tno | Instelschakeling voor licht-emitterende diode met temperatuurcompensatie. |
US4446715A (en) | 1982-06-07 | 1984-05-08 | Camino Laboratories, Inc. | Transducer calibration system |
US4700708A (en) | 1982-09-02 | 1987-10-20 | Nellcor Incorporated | Calibrated optical oximeter probe |
US4621643A (en) | 1982-09-02 | 1986-11-11 | Nellcor Incorporated | Calibrated optical oximeter probe |
JPS6190540A (ja) * | 1984-10-09 | 1986-05-08 | Olympus Optical Co Ltd | 光出力安定化装置 |
US4684245A (en) | 1985-10-28 | 1987-08-04 | Oximetrix, Inc. | Electro-optical coupler for catheter oximeter |
US4869253A (en) * | 1986-08-18 | 1989-09-26 | Physio-Control Corporation | Method and apparatus for indicating perfusion and oxygen saturation trends in oximetry |
US4913150A (en) | 1986-08-18 | 1990-04-03 | Physio-Control Corporation | Method and apparatus for the automatic calibration of signals employed in oximetry |
US5259381A (en) * | 1986-08-18 | 1993-11-09 | Physio-Control Corporation | Apparatus for the automatic calibration of signals employed in oximetry |
JPS6365845A (ja) | 1986-09-05 | 1988-03-24 | ミノルタ株式会社 | オキシメ−タ装置 |
JPS6446056U (ja) * | 1987-09-17 | 1989-03-22 | ||
US5007423A (en) * | 1989-10-04 | 1991-04-16 | Nippon Colin Company Ltd. | Oximeter sensor temperature control |
US5246003A (en) | 1991-08-28 | 1993-09-21 | Nellcor Incorporated | Disposable pulse oximeter sensor |
US5383874A (en) | 1991-11-08 | 1995-01-24 | Ep Technologies, Inc. | Systems for identifying catheters and monitoring their use |
US5401099A (en) * | 1992-02-10 | 1995-03-28 | Sumitomo Electric Industries, Ltd. | Method of measuring junction temperature |
US5477853A (en) * | 1992-12-01 | 1995-12-26 | Somanetics Corporation | Temperature compensation method and apparatus for spectroscopic devices |
US5645059A (en) * | 1993-12-17 | 1997-07-08 | Nellcor Incorporated | Medical sensor with modulated encoding scheme |
US5529755A (en) * | 1994-02-22 | 1996-06-25 | Minolta Co., Ltd. | Apparatus for measuring a glucose concentration |
US5758644A (en) * | 1995-06-07 | 1998-06-02 | Masimo Corporation | Manual and automatic probe calibration |
US5769784A (en) * | 1995-11-27 | 1998-06-23 | Hill-Rom, Inc. | Skin perfusion evaluation apparatus and method |
US5766127A (en) * | 1996-04-15 | 1998-06-16 | Ohmeda Inc. | Method and apparatus for improved photoplethysmographic perfusion-index monitoring |
US5792053A (en) | 1997-03-17 | 1998-08-11 | Polartechnics, Limited | Hybrid probe for tissue type recognition |
US6026323A (en) * | 1997-03-20 | 2000-02-15 | Polartechnics Limited | Tissue diagnostic system |
-
1999
- 1999-09-28 US US09/407,469 patent/US6356774B1/en not_active Expired - Lifetime
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Publication number | Publication date |
---|---|
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