JPH10323342A - 成分濃度決定方法 - Google Patents
成分濃度決定方法Info
- Publication number
- JPH10323342A JPH10323342A JP10097644A JP9764498A JPH10323342A JP H10323342 A JPH10323342 A JP H10323342A JP 10097644 A JP10097644 A JP 10097644A JP 9764498 A JP9764498 A JP 9764498A JP H10323342 A JPH10323342 A JP H10323342A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- value
- concentration
- values
- frequency
- peak
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/47—Scattering, i.e. diffuse reflection
- G01N21/49—Scattering, i.e. diffuse reflection within a body or fluid
Abstract
(57)【要約】
【課題】 人間の組織により反射された、または人間の
組織を通して伝えられた電磁波の強さから成分の濃度を
決定するのに使用され、強い妨害が存在しても成分の濃
度を確実に決定できる技術を提供すること。 【解決手段】 受取った電磁信号の強さを少なくとも第
１および第２の時間により変わる電気信号に変換し、第
１および第２の電気信号を周波数領域に、時間的に個別
に変換して第１および第２の電気信号の第１および第２
のスペクトル値を決定し、第１および第２のスペクトル
値から複素結合値を形成し、生理学的関連性に対する所
定の判定基準に従って前記複素結合値を評価することに
より、生理学的に関連性のある結合値を選択し、前記選
択された結合値および周波数的に関連するスペクトル値
の一方を利用して前記成分の前記濃度を計算することで
成分濃度を決定する。
組織を通して伝えられた電磁波の強さから成分の濃度を
決定するのに使用され、強い妨害が存在しても成分の濃
度を確実に決定できる技術を提供すること。 【解決手段】 受取った電磁信号の強さを少なくとも第
１および第２の時間により変わる電気信号に変換し、第
１および第２の電気信号を周波数領域に、時間的に個別
に変換して第１および第２の電気信号の第１および第２
のスペクトル値を決定し、第１および第２のスペクトル
値から複素結合値を形成し、生理学的関連性に対する所
定の判定基準に従って前記複素結合値を評価することに
より、生理学的に関連性のある結合値を選択し、前記選
択された結合値および周波数的に関連するスペクトル値
の一方を利用して前記成分の前記濃度を計算することで
成分濃度を決定する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、人間の組織により
反射された、または人間の組織を通して伝えられた少な
くとも二つの所定波長の電磁波の強さから成分の濃度を
決定する、例えばガス飽和、特に酸素飽和度を決定する
技術に関する。
反射された、または人間の組織を通して伝えられた少な
くとも二つの所定波長の電磁波の強さから成分の濃度を
決定する、例えばガス飽和、特に酸素飽和度を決定する
技術に関する。
【０００２】本発明による技術は、例えば酸素飽和度を
測定し計算するのに有利に使用できる。
測定し計算するのに有利に使用できる。
【０００３】
【従来の技術】酸素飽和度は、患者の状態を評価するの
に臨床的に非常に適切なパラメータである。特に手術室
では、血液の酸素飽和度は、患者の状態、その酸素の供
給状態、および他の生理学的因子を示す。
に臨床的に非常に適切なパラメータである。特に手術室
では、血液の酸素飽和度は、患者の状態、その酸素の供
給状態、および他の生理学的因子を示す。
【０００４】患者の酸素飽和度の、非常に精密な値を得
る一つの可能性は、血液試料を採取し、これを血液ガス
分析器で分析することである。この方法は非常に精密で
あるが、侵入的方法であり、これを頻繁に行うことはで
きない。すなわち、連続監視ができないということを意
味する。したがって、酸素飽和値の重要な変化を見落と
すことがある。よって、この侵入的方法は患者を監視す
るのに好ましい方法ではないことが理解される。
る一つの可能性は、血液試料を採取し、これを血液ガス
分析器で分析することである。この方法は非常に精密で
あるが、侵入的方法であり、これを頻繁に行うことはで
きない。すなわち、連続監視ができないということを意
味する。したがって、酸素飽和値の重要な変化を見落と
すことがある。よって、この侵入的方法は患者を監視す
るのに好ましい方法ではないことが理解される。
【０００５】故に、酸素飽和度を非侵入的に測定するこ
とが非常に望まれる。これはパルス酸素計測法といわれ
る方法により行うことができる。
とが非常に望まれる。これはパルス酸素計測法といわれ
る方法により行うことができる。
【０００６】酸素計は通常、波長の異なる二つ以上の光
源を備えている。光は人間の身体に照射され、身体をか
ら伝えられた光の強さ、または反射された光の強さが測
定される。さらに一般的に言えば、「光」は可視スペク
トル内の電磁波を意味するだけではない。例えば、最も
普通の酸素計は可視スペクトル内の一つの波長、および
赤外スペクトル内の他の波長を使用している。このよう
な酸素計については、例えばＳ．Ｋａｅｓｔｌｅ，Ｆ．
Ｎｏｌｌｅｒ等がヒューレット・パッカード・ジャーナ
ルの１９９７年２月号に、「パルス酸素計測法用センサ
のニューファミリー」という表題で説明している。酸素
飽和度測定の理論に関するさらなる詳細については、こ
の主題に関する以前の出版物、例えば、米国特許第４，
１６７，３３１号または欧州公開特許公報（Ａ）第２６
２７７８号に記されている。（後者の試料は理論の極め
て完全に分析している。）
源を備えている。光は人間の身体に照射され、身体をか
ら伝えられた光の強さ、または反射された光の強さが測
定される。さらに一般的に言えば、「光」は可視スペク
トル内の電磁波を意味するだけではない。例えば、最も
普通の酸素計は可視スペクトル内の一つの波長、および
赤外スペクトル内の他の波長を使用している。このよう
な酸素計については、例えばＳ．Ｋａｅｓｔｌｅ，Ｆ．
Ｎｏｌｌｅｒ等がヒューレット・パッカード・ジャーナ
ルの１９９７年２月号に、「パルス酸素計測法用センサ
のニューファミリー」という表題で説明している。酸素
飽和度測定の理論に関するさらなる詳細については、こ
の主題に関する以前の出版物、例えば、米国特許第４，
１６７，３３１号または欧州公開特許公報（Ａ）第２６
２７７８号に記されている。（後者の試料は理論の極め
て完全に分析している。）
【０００７】飽和値を得るには、４組セットの値が常に
必要であり、これは二つの波長、例えば赤および赤外の
それぞれについて一対の値、（Ｒ1、ＩＲ1）および（Ｒ
2、ＩＲ2）から構成されている。通常、第１対の値は時
刻１における原曲線試料として、第２対の値は時刻２に
おける原曲線試料として用いられる。この動作の経過の
根底にある仮定は、試料が時刻１と時刻２とで動脈血体
積の変化により生ずるレベルの変化に関してだけ異なる
ということである。通常、拡張期プレス（Pleth）値
（最大）は第１対の値として用いられ、収縮期プレス値
（最小）は第２の試料として用いられる。
必要であり、これは二つの波長、例えば赤および赤外の
それぞれについて一対の値、（Ｒ1、ＩＲ1）および（Ｒ
2、ＩＲ2）から構成されている。通常、第１対の値は時
刻１における原曲線試料として、第２対の値は時刻２に
おける原曲線試料として用いられる。この動作の経過の
根底にある仮定は、試料が時刻１と時刻２とで動脈血体
積の変化により生ずるレベルの変化に関してだけ異なる
ということである。通常、拡張期プレス（Pleth）値
（最大）は第１対の値として用いられ、収縮期プレス値
（最小）は第２の試料として用いられる。
【０００８】さらに一般的に言えば、任意の、例えばＲ
およびＩＲの対が共に信号的にふさわしければ、および
値１および２の対の基礎を成すデータが動脈血の変化に
関して異なるだけであれば、赤Ｒおよび赤外ＩＲに対す
る複合値および／または平均値を使用することができ
る。
およびＩＲの対が共に信号的にふさわしければ、および
値１および２の対の基礎を成すデータが動脈血の変化に
関して異なるだけであれば、赤Ｒおよび赤外ＩＲに対す
る複合値および／または平均値を使用することができ
る。
【０００９】２対の値の比（Ratio）を次のような式
（１）を用いて計算することができる。
（１）を用いて計算することができる。
【００１０】
【数１】
【００１１】次に酸素飽和度（Ｓｐ０２）をこの比に基
づいて式（２）のような既知の方法で計算することがで
きる。
づいて式（２）のような既知の方法で計算することがで
きる。
【００１２】
【数２】
【００１３】上に記した方法では、電磁波の強さに基づ
いて得られた原信号、または前記原信号から得られた複
合値もしくは平均値は、酸素飽和度を決定するための時
間領域にあると考えられる。しかしながら、妨害信号が
存在し、有用信号および妨害信号が絶えず存在すれば、
有用信号および妨害信号を時間領域で分離することは不
可能である。時間領域における最小二乗ｘ／ｙ法は通常
常に歪められ、妨害がほぼＳ／Ｎ＝１である強いもので
あれば、この方法はもはや役に立たない。
いて得られた原信号、または前記原信号から得られた複
合値もしくは平均値は、酸素飽和度を決定するための時
間領域にあると考えられる。しかしながら、妨害信号が
存在し、有用信号および妨害信号が絶えず存在すれば、
有用信号および妨害信号を時間領域で分離することは不
可能である。時間領域における最小二乗ｘ／ｙ法は通常
常に歪められ、妨害がほぼＳ／Ｎ＝１である強いもので
あれば、この方法はもはや役に立たない。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】本発明は上記事情に鑑
みてなされたもので、例えば人間の組織により反射され
た、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二
つの所定波長の電磁波の強さから、成分の少なくとも濃
度を決定するのに用いられ、強い妨害が存在しても成分
の濃度を確実に決定できる技術を提供することを目的と
する。
みてなされたもので、例えば人間の組織により反射され
た、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二
つの所定波長の電磁波の強さから、成分の少なくとも濃
度を決定するのに用いられ、強い妨害が存在しても成分
の濃度を確実に決定できる技術を提供することを目的と
する。
【００１５】
【課題を解決するための手段】この目的は、特許請求の
範囲に記載された請求項による技術によって達成され
る。
範囲に記載された請求項による技術によって達成され
る。
【００１６】第１の形態によれば、本発明は、人間の組
織により反射された、または人間の組織を通して伝えら
れた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから成分
の少なくとも濃度を決定する成分濃度決定方法を提供
し、この方法は、受取った電磁信号の強さを少なくとも
一つの第１のおよび一つの第２の時間により変わる電気
信号（Ｒi、ＩＲi）に変換するステップと、前記第１お
よび第２の電気信号を周波数領域に、時間的に個別に変
換し、前記第１および第２の電気信号の第１および第２
のスペクトル値（ＳRk、ＳIRk）を決定するステップ
と、前記第１および第２のスペクトル値から複素結合値
（Ａk、ｒａｔｉｏk）を形成するステップと、生理学的
関連性に対する所定の判定基準に従って前記複素結合値
を評価することにより、生理学的に関連性のある結合値
を選択するステップと、 前記選択された結合値および
周波数的に関連するスペクトル値の一方を利用して前記
成分の前記濃度を計算するステップと、を備えている。
織により反射された、または人間の組織を通して伝えら
れた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから成分
の少なくとも濃度を決定する成分濃度決定方法を提供
し、この方法は、受取った電磁信号の強さを少なくとも
一つの第１のおよび一つの第２の時間により変わる電気
信号（Ｒi、ＩＲi）に変換するステップと、前記第１お
よび第２の電気信号を周波数領域に、時間的に個別に変
換し、前記第１および第２の電気信号の第１および第２
のスペクトル値（ＳRk、ＳIRk）を決定するステップ
と、前記第１および第２のスペクトル値から複素結合値
（Ａk、ｒａｔｉｏk）を形成するステップと、生理学的
関連性に対する所定の判定基準に従って前記複素結合値
を評価することにより、生理学的に関連性のある結合値
を選択するステップと、 前記選択された結合値および
周波数的に関連するスペクトル値の一方を利用して前記
成分の前記濃度を計算するステップと、を備えている。
【００１７】本発明の好適な実施形態によれば、成分の
濃度を決定するために、少なくとも二つの所定波長とし
て、赤領域にある電磁波および赤外領域にある電磁波を
使用している。これら波長で受取った時間によって変わ
る信号は好適に処理を受けて、周波数領域に時間的に個
別な変換が行なわれる前に、記第１および第２の信号か
ら時間によって変わるドリフトが除去される。続く時間
的に個別な変換は、好適には適切な時間窓（time windo
w）を用いてフーリエ変換により行なわれる。好適な実
施形態によれば、生理学的に関連性のある結合（combin
atorial）値の選択は、複素結合値の量スペクトルの最
大値範囲に基づいて行なわれる。本発明の好適な実施形
態によれば、脈拍数および潅流指数も、所定の結合値に
基づき、または周波数的に関連するスペクトル値を用い
て決定される。
濃度を決定するために、少なくとも二つの所定波長とし
て、赤領域にある電磁波および赤外領域にある電磁波を
使用している。これら波長で受取った時間によって変わ
る信号は好適に処理を受けて、周波数領域に時間的に個
別な変換が行なわれる前に、記第１および第２の信号か
ら時間によって変わるドリフトが除去される。続く時間
的に個別な変換は、好適には適切な時間窓（time windo
w）を用いてフーリエ変換により行なわれる。好適な実
施形態によれば、生理学的に関連性のある結合（combin
atorial）値の選択は、複素結合値の量スペクトルの最
大値範囲に基づいて行なわれる。本発明の好適な実施形
態によれば、脈拍数および潅流指数も、所定の結合値に
基づき、または周波数的に関連するスペクトル値を用い
て決定される。
【００１８】以下に記す少なくとも二つの判定基準が、
複素結合値の生理学的関連性に対する判定基準として用
いられる。該判断基準には、最大値範囲の幅、最大値範
囲内の最大値の周波数、最大値範囲内の全ての結合値の
重力周波数、量スペクトル（amount spectrum）のさら
に他の最大値範囲に関する前記最大値範囲の位置、最大
値範囲内の最大値について得られた飽和値、前記最大値
範囲内の前記最大値から決定された潅流指数、および前
記最大値範囲内の重力周波数から決定された脈拍数、が
含まれる。
複素結合値の生理学的関連性に対する判定基準として用
いられる。該判断基準には、最大値範囲の幅、最大値範
囲内の最大値の周波数、最大値範囲内の全ての結合値の
重力周波数、量スペクトル（amount spectrum）のさら
に他の最大値範囲に関する前記最大値範囲の位置、最大
値範囲内の最大値について得られた飽和値、前記最大値
範囲内の前記最大値から決定された潅流指数、および前
記最大値範囲内の重力周波数から決定された脈拍数、が
含まれる。
【００１９】本発明による方法のステップは、通常、循
環的に繰り返され、数サイクルの途中で得られた飽和値
をフィルタリング（filtering）および／または平均す
ることができる。使用する所定の判定基準を特別に下記
のものとすることができる。該判断基準には、最大値範
囲内の最大値の周波数の偏差、および／または潅流指数
の偏差、および／または先行サイクルの途中で決定され
た基準値からの飽和値の偏差、が含まれる。
環的に繰り返され、数サイクルの途中で得られた飽和値
をフィルタリング（filtering）および／または平均す
ることができる。使用する所定の判定基準を特別に下記
のものとすることができる。該判断基準には、最大値範
囲内の最大値の周波数の偏差、および／または潅流指数
の偏差、および／または先行サイクルの途中で決定され
た基準値からの飽和値の偏差、が含まれる。
【００２０】時間領域で信号をフィルタリングするステ
ップと、それらを評価するステップと、赤および赤外に
対して得られた信号を関係付けるステップと、を備えて
いる公知のパルス酸素計法とは対照的に、本発明の基本
的考え方は、信号を周波数変換し、変換したら直ちに変
換した信号を「フィルタリング」し、評価し、関連付け
て比を形成するようにする。周波数領域で考えると、動
脈パルスの基本波および全ての調和波は、個別および共
に正しい比を与える。他の全ての周波数成分は、雑音で
あろうとまたは運動妨害であろうと、通常は血液パルス
の「櫛形スペクトル」とは異なる。少なくとも、妨害
を、各周波数成分に関して同一割合で見いだすことはで
きない。
ップと、それらを評価するステップと、赤および赤外に
対して得られた信号を関係付けるステップと、を備えて
いる公知のパルス酸素計法とは対照的に、本発明の基本
的考え方は、信号を周波数変換し、変換したら直ちに変
換した信号を「フィルタリング」し、評価し、関連付け
て比を形成するようにする。周波数領域で考えると、動
脈パルスの基本波および全ての調和波は、個別および共
に正しい比を与える。他の全ての周波数成分は、雑音で
あろうとまたは運動妨害であろうと、通常は血液パルス
の「櫛形スペクトル」とは異なる。少なくとも、妨害
を、各周波数成分に関して同一割合で見いだすことはで
きない。
【００２１】成分の濃度、例えばガス飽和を、人間の組
織により反射された、または人間の組織を通して伝えら
れた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから決定
するために用いるとき、本発明による方法は、潅流が高
いときおよび潅流が低いときに確実な結果を与える。分
析しようとする物体の運動により生ずる潅流および運動
妨害、いわゆる運動人工生成物が低い信号の場合、経験
的に精密な結果が非常に確実に得られる。
織により反射された、または人間の組織を通して伝えら
れた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから決定
するために用いるとき、本発明による方法は、潅流が高
いときおよび潅流が低いときに確実な結果を与える。分
析しようとする物体の運動により生ずる潅流および運動
妨害、いわゆる運動人工生成物が低い信号の場合、経験
的に精密な結果が非常に確実に得られる。
【００２２】第２の形態によれば、本発明は、成分の少
なくとも濃度、例えばガス飽和を人間の組織により反射
された、または人間の組織を通して伝えられた少なくと
も二つの所定波長の電磁波の強さから決定する方法を与
え、この方法は、受取った電磁信号の強さを少なくとも
一つの第１のおよび一つの第２の時間により変わる電気
信号に変換するステップと、前記第１および第２の電気
信号を周波数領域に、時間的に個別に変換し、前記第１
および第２の信号の第１および第２のスペクトル値を決
定するステップと、生理学的関連性に対する所定の判定
基準に従って前記第１および第２のスペクトル値を評価
することにより、生理学的に関連性のある第１および第
２のスペクトル値を選択するステップと、前記選択され
た第１および第２のスペクトル値を利用して成分の濃度
を計算するステップと、を備えている。
なくとも濃度、例えばガス飽和を人間の組織により反射
された、または人間の組織を通して伝えられた少なくと
も二つの所定波長の電磁波の強さから決定する方法を与
え、この方法は、受取った電磁信号の強さを少なくとも
一つの第１のおよび一つの第２の時間により変わる電気
信号に変換するステップと、前記第１および第２の電気
信号を周波数領域に、時間的に個別に変換し、前記第１
および第２の信号の第１および第２のスペクトル値を決
定するステップと、生理学的関連性に対する所定の判定
基準に従って前記第１および第２のスペクトル値を評価
することにより、生理学的に関連性のある第１および第
２のスペクトル値を選択するステップと、前記選択され
た第１および第２のスペクトル値を利用して成分の濃度
を計算するステップと、を備えている。
【００２３】本発明は他に上述した方法を実行する装置
を提供する。
を提供する。
【００２４】また、本発明のさらに他の展開を特許請求
の範囲の従属請求項に開示してある。
の範囲の従属請求項に開示してある。
【００２５】以下に本発明の好適な実施形態を図面を参
照して詳細に説明する。
照して詳細に説明する。
【００２６】
【発明の実施の形態】図１は、本発明による方法を実行
するために用いられる酸素計の基本構造を示す。酸素計
は、少なくとも二つの所定波長の電磁波を送信および受
信するセンサ装置１０を備えている。本発明の好適な実
施形態では、可視赤スペクトルの一つの波長、および赤
外スペクトルの他の波長を使用する。センサ装置１０の
光電受信器により発生される信号は、線１２により電流
−電圧変換装置１４に送られ、続いて、測定される強さ
のデジタル表現された値を発生するアナログ／デジタル
変換器（Ａ／Ｄ変換器）１６に送られる。このデジタル
値は次にプログラム記憶装置２０に制御されて動作する
マイクロプロセッサ１８に送られる。プログラム記憶装
置２０は、マイクロプロセッサ１８が酸素飽和度を決定
するのに必要な全てのコード、および必要に応じて、下
に詳細に説明するように、潅流指数をも備えている。前
記プログラム記憶装置２０にあるプログラムコードは、
マイクロプロセッサ１８に、本発明による方法に必要な
全てのステップを実行するよう指令する。
するために用いられる酸素計の基本構造を示す。酸素計
は、少なくとも二つの所定波長の電磁波を送信および受
信するセンサ装置１０を備えている。本発明の好適な実
施形態では、可視赤スペクトルの一つの波長、および赤
外スペクトルの他の波長を使用する。センサ装置１０の
光電受信器により発生される信号は、線１２により電流
−電圧変換装置１４に送られ、続いて、測定される強さ
のデジタル表現された値を発生するアナログ／デジタル
変換器（Ａ／Ｄ変換器）１６に送られる。このデジタル
値は次にプログラム記憶装置２０に制御されて動作する
マイクロプロセッサ１８に送られる。プログラム記憶装
置２０は、マイクロプロセッサ１８が酸素飽和度を決定
するのに必要な全てのコード、および必要に応じて、下
に詳細に説明するように、潅流指数をも備えている。前
記プログラム記憶装置２０にあるプログラムコードは、
マイクロプロセッサ１８に、本発明による方法に必要な
全てのステップを実行するよう指令する。
【００２７】先に説明した特殊な装置の代わりに、本発
明による方法を実行可能な、当該技術分野において公知
である任意の処理装置を使用することができることは明
らかである。このような処理装置は、例えば表示装置、
入力装置、別の記憶装置および付属配列を周知のように
備えている。
明による方法を実行可能な、当該技術分野において公知
である任意の処理装置を使用することができることは明
らかである。このような処理装置は、例えば表示装置、
入力装置、別の記憶装置および付属配列を周知のように
備えている。
【００２８】本発明の好適な実施形態によれば、通常は
赤および赤外の少なくとも二つの所定波長の電磁波の強
さに基づいて得られた電気原信号（electric raw signa
ls）は、最初に前記第１および第２の信号から時間によ
って変わるドリフトを除去するように処理される。図２
に、このような処理を受けた、原曲線Ｒ（赤）およびＩ
Ｒ（赤外）を示す。
赤および赤外の少なくとも二つの所定波長の電磁波の強
さに基づいて得られた電気原信号（electric raw signa
ls）は、最初に前記第１および第２の信号から時間によ
って変わるドリフトを除去するように処理される。図２
に、このような処理を受けた、原曲線Ｒ（赤）およびＩ
Ｒ（赤外）を示す。
【００２９】以下に、この処理を簡単に説明する。処理
の目的は、可能ならば、時間により変わる重畳信号（su
perpositions）の全てを原信号から分離することであ
る。この目的で、原信号波ＲiおよびＩＲiを基に連続平
均値を形成し、いわゆる基線を下記の式（３）および式
（４）によって形成する。
の目的は、可能ならば、時間により変わる重畳信号（su
perpositions）の全てを原信号から分離することであ
る。この目的で、原信号波ＲiおよびＩＲiを基に連続平
均値を形成し、いわゆる基線を下記の式（３）および式
（４）によって形成する。
【００３０】
【数３】
【００３１】
【数４】
【００３２】但し、式（３）および式（４）において、
ｉは連続試料であり、ＭRiおよびＭ IRiのそれぞれは、
前記連続試料ｉの対称的に周りのＲiおよびＩＲiの連続
平均値であり、Ｔは平均化の時間（例えば、１秒）であ
る。
ｉは連続試料であり、ＭRiおよびＭ IRiのそれぞれは、
前記連続試料ｉの対称的に周りのＲiおよびＩＲiの連続
平均値であり、Ｔは平均化の時間（例えば、１秒）であ
る。
【００３３】今度は基線を下記の式（５）および式
（６）を用いて原信号から排除する。
（６）を用いて原信号から排除する。
【００３４】
【数５】
【００３５】
【数６】
【００３６】ＳRiおよびＳIRiは、時間領域における赤
および赤外に対する元の原信号の連続試料を表してい
る。
および赤外に対する元の原信号の連続試料を表してい
る。
【００３７】連続試料ＳRiである曲線２２と、ＳIRiで
ある曲線２４とを図２に曲線の形で示してある。横座標
は図２における時間を表し、縦座標はＳRiおよびＳIRi
の振幅を表している。原曲線は上の例では１２５Ｈｚで
抜取ったが、１０Ｈｚに強く帯域制限されていることか
ら、冗長性が処理の途中で別に省略され、４〜３１，２
５Ｈｚだけ抜取りが低下している。
ある曲線２４とを図２に曲線の形で示してある。横座標
は図２における時間を表し、縦座標はＳRiおよびＳIRi
の振幅を表している。原曲線は上の例では１２５Ｈｚで
抜取ったが、１０Ｈｚに強く帯域制限されていることか
ら、冗長性が処理の途中で別に省略され、４〜３１，２
５Ｈｚだけ抜取りが低下している。
【００３８】原信号の上述の処理は、複数の利点を与え
る。一方で、信号が正規化されそれにより値の範囲が小
さくなるが、これは整数処理に関して有利である。さら
に、各試料組Ｒ対ＩＲの信号比は既に、式（２）によっ
て利用できる比を与えている。さらに、信号の線形ドリ
フトは対称平均化により完全に省略されている。
る。一方で、信号が正規化されそれにより値の範囲が小
さくなるが、これは整数処理に関して有利である。さら
に、各試料組Ｒ対ＩＲの信号比は既に、式（２）によっ
て利用できる比を与えている。さらに、信号の線形ドリ
フトは対称平均化により完全に省略されている。
【００３９】本発明によれば、時間領域に存在する信号
は、今度は適切なウィンドウ処理を利用する高速フーリ
エ変換（ＦＦＴ）を受ける。ウインドウ形状の選択はこ
の関係では重要でない。説明した実施形態では、公知の
ハニングウインドウが使用されたが、これは最小ピーク
拡大と小さい２次ピークとに関して有利な性質を組み合
わせている。さらに重要なことは、ウインドウ長さであ
る。これに関しては、良好な周波数分解能、すなわち多
数の点を実現するのに十分長いウインドウ長さと、信号
周波数、脈拍数および間欠妨害の急速変化に対する十分
短いウインドウ長さとの間に妥協（compromise）を行な
わなければならない。好適な実施形態では、８秒のウイ
ンドウ、ｎ＝２５６サンプル、を使用した。このような
ウインドウを使用すると、１／（３２ｍｓ・ｎ）＝０．
１２Ｈｚの十分な周波数分解能が実現される。したがっ
て、０〜１０Ｈｚの関連する周波数帯域で８２個の値が
得られる。
は、今度は適切なウィンドウ処理を利用する高速フーリ
エ変換（ＦＦＴ）を受ける。ウインドウ形状の選択はこ
の関係では重要でない。説明した実施形態では、公知の
ハニングウインドウが使用されたが、これは最小ピーク
拡大と小さい２次ピークとに関して有利な性質を組み合
わせている。さらに重要なことは、ウインドウ長さであ
る。これに関しては、良好な周波数分解能、すなわち多
数の点を実現するのに十分長いウインドウ長さと、信号
周波数、脈拍数および間欠妨害の急速変化に対する十分
短いウインドウ長さとの間に妥協（compromise）を行な
わなければならない。好適な実施形態では、８秒のウイ
ンドウ、ｎ＝２５６サンプル、を使用した。このような
ウインドウを使用すると、１／（３２ｍｓ・ｎ）＝０．
１２Ｈｚの十分な周波数分解能が実現される。したがっ
て、０〜１０Ｈｚの関連する周波数帯域で８２個の値が
得られる。
【００４０】図３は、図２の信号のフーリエ変換値ＳRk
である曲線２６、およびＳIRkである曲線２８を示す図
であり、前記フーリエ変換値は前に説明した方法で得ら
れたものである。図３の図表の横軸は周波数を表すが、
縦軸はＳRkおよびＳIRkの正規化振幅を表している。上
述の基線予備処理のため、ＤＣ成分は丸め誤差を除けば
実質的に０に等しい。
である曲線２６、およびＳIRkである曲線２８を示す図
であり、前記フーリエ変換値は前に説明した方法で得ら
れたものである。図３の図表の横軸は周波数を表すが、
縦軸はＳRkおよびＳIRkの正規化振幅を表している。上
述の基線予備処理のため、ＤＣ成分は丸め誤差を除けば
実質的に０に等しい。
【００４１】Ｓ'を時間関数ｓ（式（５）および式
（６））の振幅スペクトル（フーリエ変換値の絶対値）
と規定すると、以下の式（７）に示すように、比（Rati
o）を周波数点の各対に対する係数の比を基に形成する
ことができる。
（６））の振幅スペクトル（フーリエ変換値の絶対値）
と規定すると、以下の式（７）に示すように、比（Rati
o）を周波数点の各対に対する係数の比を基に形成する
ことができる。
【００４２】
【数７】
【００４３】ここでｋはそれぞれの周波数基点を意味す
る。
る。
【００４４】血液パルスから発するスペクトルのピーク
については、比を真のＳｐＯ２（酸素飽和値）に至るこ
の方法で求めるべきである。血液パルスの基本波および
調和波の周りの外側にあるスペクトル成分については、
妨害と見做さねばならず、排除しなければならない比の
結果が得られる。この排除について下に詳細に説明す
る。
については、比を真のＳｐＯ２（酸素飽和値）に至るこ
の方法で求めるべきである。血液パルスの基本波および
調和波の周りの外側にあるスペクトル成分については、
妨害と見做さねばならず、排除しなければならない比の
結果が得られる。この排除について下に詳細に説明す
る。
【００４５】連続動作モードにおいて、ＦＦＴウインド
ウは、それぞれの場合で、所定期間、例えば１秒だけ進
んでいる。したがって、各所定の期間について新しいス
ペクトル（対）が決定する。これはウインドウの７／８
の重なりを生じ、したがって大きな冗長性を生ずるが、
１／８変位の途中で生ずるスペクトル変化により、新し
い計算サイクルが既に正しいものであるされていること
が判明される。したがって、本発明による方法は好適に
循環して実行され、１サイクルの継続時間は例えば１秒
である。
ウは、それぞれの場合で、所定期間、例えば１秒だけ進
んでいる。したがって、各所定の期間について新しいス
ペクトル（対）が決定する。これはウインドウの７／８
の重なりを生じ、したがって大きな冗長性を生ずるが、
１／８変位の途中で生ずるスペクトル変化により、新し
い計算サイクルが既に正しいものであるされていること
が判明される。したがって、本発明による方法は好適に
循環して実行され、１サイクルの継続時間は例えば１秒
である。
【００４６】本発明による方法の、他の実施形態の場合
には、時間によって変わる信号の上述の予備処理が施さ
れるが、他の方法、例えばＦＦＴウインドウ内の信号の
ＤＣ成分として、または十分低い限界周波数（例えば、
０．５Ｈｚの領域内）を有する通常の因果（causal）低
域フィルタの出力信号として、周波数領域で基線または
基準値を決定することができる。この場合には、高速フ
ーリエ変換は、得られた原信号に関して直接行なわれ
る。
には、時間によって変わる信号の上述の予備処理が施さ
れるが、他の方法、例えばＦＦＴウインドウ内の信号の
ＤＣ成分として、または十分低い限界周波数（例えば、
０．５Ｈｚの領域内）を有する通常の因果（causal）低
域フィルタの出力信号として、周波数領域で基線または
基準値を決定することができる。この場合には、高速フ
ーリエ変換は、得られた原信号に関して直接行なわれ
る。
【００４７】本発明による方法の好適な実施形態では、
複素結合値は今度はフーリエ変換値に基づいて形成され
る。これを一層容易に包括的とするために、それをフー
リエ変換値のパラメータ的ｘ−ｙ表現と考えることがで
きる。赤外スペクトルをｘ方向にプロットし、赤スペク
トルをｙ方向にプロットすると、針状先端（needlelike
tips）を有する表現が得られる。図３に示したスペク
トルに対するこのような表現を図４に示す。これらの
「ニードル（needles）」はスペクトルのピークに相当
する。妨害されない信号では非常に細いニードルが得ら
れ、基本波および調和波に対するそれぞれのニードル
は、互いの上に乗っている。ニードルの方向は、飽和に
対応する。これは、具体的にいえば、ニードルの平均勾
配が、得ようとしている比であるということを意味して
いる。
複素結合値は今度はフーリエ変換値に基づいて形成され
る。これを一層容易に包括的とするために、それをフー
リエ変換値のパラメータ的ｘ−ｙ表現と考えることがで
きる。赤外スペクトルをｘ方向にプロットし、赤スペク
トルをｙ方向にプロットすると、針状先端（needlelike
tips）を有する表現が得られる。図３に示したスペク
トルに対するこのような表現を図４に示す。これらの
「ニードル（needles）」はスペクトルのピークに相当
する。妨害されない信号では非常に細いニードルが得ら
れ、基本波および調和波に対するそれぞれのニードル
は、互いの上に乗っている。ニードルの方向は、飽和に
対応する。これは、具体的にいえば、ニードルの平均勾
配が、得ようとしている比であるということを意味して
いる。
【００４８】色々な妨害周波数成分が、血液パルスによ
り発生されたニードルの外側に存在する。背景雑音およ
び小妨害がｘ−ｙ表現の原点の周りに点の蓄積を生じて
おり、これを「雲（cloud）」と言うことができよう。
さらに、前記背景雑音および前記小妨害がニードルを相
殺する。
り発生されたニードルの外側に存在する。背景雑音およ
び小妨害がｘ−ｙ表現の原点の周りに点の蓄積を生じて
おり、これを「雲（cloud）」と言うことができよう。
さらに、前記背景雑音および前記小妨害がニードルを相
殺する。
【００４９】また、運動人工生成物のような、同様のス
ペクトル成分を有する、赤スペクトルおよび赤外スペク
トルの相関妨害を余分のニードルとして見分けることが
でき、それらは通常、血液パルススペクトルの有用信号
ニードルにおいて退化（regression）していない。図４
の破線４０は０％のＳｐＯ２限界を示すが、破線６０は
１００％のＳｐＯ２限界を示す。
ペクトル成分を有する、赤スペクトルおよび赤外スペク
トルの相関妨害を余分のニードルとして見分けることが
でき、それらは通常、血液パルススペクトルの有用信号
ニードルにおいて退化（regression）していない。図４
の破線４０は０％のＳｐＯ２限界を示すが、破線６０は
１００％のＳｐＯ２限界を示す。
【００５０】「ニードル」をアルゴリズム的に見分ける
には、真っ先に前記ニードルの長さを決定する必要があ
る。この目的で、いわゆる距離スペクトルを、赤スペク
トルおよび赤外スペクトルの振幅Ｓ'RkおよびＳ'IRkを
基準として計算する。距離スペクトルの値は、各周波数
ｋで次の式（８）に従って計算される。
には、真っ先に前記ニードルの長さを決定する必要があ
る。この目的で、いわゆる距離スペクトルを、赤スペク
トルおよび赤外スペクトルの振幅Ｓ'RkおよびＳ'IRkを
基準として計算する。距離スペクトルの値は、各周波数
ｋで次の式（８）に従って計算される。
【００５１】
【数８】
【００５２】したがって、これらの値Ａkは、赤および
赤外スペクトルに基づいて決定された複素結合値の結果
を表している。複素結合値の位相は、式（８）により与
えられる。距離スペクトル、すなわち複素結合値の量ス
ペクトルを、図５に線図の形で示してある。また、将来
の識別でピーク区域（すなわち、ニードル）として識別
される区画７０、７２、７４、７６が、図５に示してあ
る。
赤外スペクトルに基づいて決定された複素結合値の結果
を表している。複素結合値の位相は、式（８）により与
えられる。距離スペクトル、すなわち複素結合値の量ス
ペクトルを、図５に線図の形で示してある。また、将来
の識別でピーク区域（すなわち、ニードル）として識別
される区画７０、７２、７４、７６が、図５に示してあ
る。
【００５３】「ニードル」を識別するには、今度は距離
スペクトルでピーク、すなわち最大点および関連する基
底点をアルゴリズム的に探す必要がある。このようなア
ルゴリズムは、距離スペクトルから妨害されないプレス
波に属し、したがって正しい値を供給するピークを識別
しなければならない。随意補足的に、アルゴリズムは外
側にあるものを排除することにより、例えば中間（medi
an）フィルタの使用および補足的な一時的平均化によ
り、出力曲線の一定の平滑化が可能であるべきである。
さらに好適には、アルゴリズムは、飽和値の決定が利用
可能なデータに基づいて不可能であれば、特別な指示を
与えるべきである。
スペクトルでピーク、すなわち最大点および関連する基
底点をアルゴリズム的に探す必要がある。このようなア
ルゴリズムは、距離スペクトルから妨害されないプレス
波に属し、したがって正しい値を供給するピークを識別
しなければならない。随意補足的に、アルゴリズムは外
側にあるものを排除することにより、例えば中間（medi
an）フィルタの使用および補足的な一時的平均化によ
り、出力曲線の一定の平滑化が可能であるべきである。
さらに好適には、アルゴリズムは、飽和値の決定が利用
可能なデータに基づいて不可能であれば、特別な指示を
与えるべきである。
【００５４】距離スペクトルを、今度はいわゆる「ニー
ドル」に関連するピーク域を決定するよう、図４を参照
して検討しなければならない。下記において、距離スペ
クトルのピーク域を識別するための好適な実施形態を説
明するが、簡単にするために、これらのピーク域を下で
はピークとだけ言うことにする。しかし、説明する実施
形態は、ピークを識別するための一つの好適な実施形態
に過ぎず、ピークを識別するのに適切な、説明した方法
から離れた代わりの方法を同様に使用できることを指摘
しておく。
ドル」に関連するピーク域を決定するよう、図４を参照
して検討しなければならない。下記において、距離スペ
クトルのピーク域を識別するための好適な実施形態を説
明するが、簡単にするために、これらのピーク域を下で
はピークとだけ言うことにする。しかし、説明する実施
形態は、ピークを識別するための一つの好適な実施形態
に過ぎず、ピークを識別するのに適切な、説明した方法
から離れた代わりの方法を同様に使用できることを指摘
しておく。
【００５５】ピーク域を識別するための好適な実施形態
では、下記ステップが行なわれる。 １．最大判定基準を満たす最高ピークを探す。（下記参
照） ２．基底点判定基準を満たす、右にある基底点を探す。
（下記参照） ３．左にある基底点を探す。 ４．スペクトルから基底点間で見つかったピークを排除
する。 ５．最大数１０個のピークが見つかるまで、または残存
スペクトル線が最小閾値、例えば、３８％の下になるま
で、ステップ１からステップ５までを繰り返す。 ６．ピーク判定基準を満たす全てのピークを受け入れ
る。（下記参照）
では、下記ステップが行なわれる。 １．最大判定基準を満たす最高ピークを探す。（下記参
照） ２．基底点判定基準を満たす、右にある基底点を探す。
（下記参照） ３．左にある基底点を探す。 ４．スペクトルから基底点間で見つかったピークを排除
する。 ５．最大数１０個のピークが見つかるまで、または残存
スペクトル線が最小閾値、例えば、３８％の下になるま
で、ステップ１からステップ５までを繰り返す。 ６．ピーク判定基準を満たす全てのピークを受け入れ
る。（下記参照）
【００５６】最大判定基準 最大値はスペクトルの縁にはない。すなわち、カットア
ウトピークの縁、つまり基底点について、１０Ｈｚは上
限周波数であり、０．５Ｈｚは下限周波数である。
ウトピークの縁、つまり基底点について、１０Ｈｚは上
限周波数であり、０．５Ｈｚは下限周波数である。
【００５７】基底点判定基準 基底点は下記判定基準の一つを満たさなければならな
い。 ・基底点は、既に排除されたピークに隣接し、但し前記
ピークから少なくとも１ライン距離が離れていなければ
ならない。すなわち、新しい基底点＝古いピーク縁。し
たがって、共通の基底点が存在する。 ・二つの連続するラインの振幅はピークの振幅の２５％
下にある。すなわち、基底点＝第１ライン。 ・二つの連続するラインの振幅はピークの振幅の５０％
下にあり、かつ前記ラインは単調にしかもゆるやかに下
降する。すなわち、ピーク高さに正規化された高さの変
化は５％以下（＜５％）である。すなわち、基底点＝第
１ラインの前にあるライン。 ・二つの連続するラインの振幅はピークの振幅の５０％
より下にあり、最後のラインは再び上昇する。すなわ
ち、基底点＝第１ラインの前にあるライン。
い。 ・基底点は、既に排除されたピークに隣接し、但し前記
ピークから少なくとも１ライン距離が離れていなければ
ならない。すなわち、新しい基底点＝古いピーク縁。し
たがって、共通の基底点が存在する。 ・二つの連続するラインの振幅はピークの振幅の２５％
下にある。すなわち、基底点＝第１ライン。 ・二つの連続するラインの振幅はピークの振幅の５０％
下にあり、かつ前記ラインは単調にしかもゆるやかに下
降する。すなわち、ピーク高さに正規化された高さの変
化は５％以下（＜５％）である。すなわち、基底点＝第
１ラインの前にあるライン。 ・二つの連続するラインの振幅はピークの振幅の５０％
より下にあり、最後のラインは再び上昇する。すなわ
ち、基底点＝第１ラインの前にあるライン。
【００５８】ピーク判定基準 ピークは特別に下記判定基準を満たさなければならな
い。 ・最小ピーク幅＝３ライン（ほぼ０．３６Ｈｚ） ・最大ピーク幅＝４Ｈｚ
い。 ・最小ピーク幅＝３ライン（ほぼ０．３６Ｈｚ） ・最大ピーク幅＝４Ｈｚ
【００５９】この方法で決定された各ピークについて、
複数の特定の特性が次に決定され、これは前記ピークの
将来の分類に用いられる。
複数の特定の特性が次に決定され、これは前記ピークの
将来の分類に用いられる。
【００６０】
【表１】
【００６１】下記に、表１に使用した呼称を詳細に説明
する。 ・ｔｉｍｅ：判定基準からの信号時間。 ・ｎｅｅｄｌｅ（ピーク）［＃］：見つかったピーク／
ニードルの順序。 ・ａｌｌＴｉｍｅ：この行はピークを参照しないが、現
在のＦＦＴウインドウの中にある全ての（予備処理され
た）時間信号を参照する。また、回帰分析に対しては、
周波数の行の代わりにそれぞれの一時的試料を取る。 ・ａｌｌＦｒｅｑ：この行はニードルを参照しないが、
０．５〜１０Ｈｚの全スペクトルを参照する。また、回
帰分析に対しては、そこに含まれている全ての周波数の
行を使用する。 ・ｆＣｅｎｔｒ［Ｈｚ］：ピークの最長ラインの周波
数。 ・ｆＧｒａｖ［Ｈｚ］：ピークの全ラインの重力周波
数。 ・ｒｅｌＨ［％］：見つかった全てのピークと比較した
ピークの相対的高さ。 ・ａｂｓＨ［ｎｏｒｍ］：予備処理後正規化したピーク
の絶対高さ。変調度に対応、または潅流にほぼ対応す
る。 ・Ｐｓｌｉｍ［ｆａｃｔｒ］：ピークの細さ係数。基底
点から基底点までの幅をＨｚで表して規定する。 ・ＡＳｙｍ［ｆａｃｔｒ］：ピークの非対称性の尺度で
あり、ａｓｙ＝｛（ｆ o−ｆg）−（ｆg−ｆu）｝／ｗで
規定される。ここで、ｆoは上基ｗ底点、ｆuは下基底
点、ｆgはピークの重力周波数、ｗはピークの幅であ
る。 ・Ｃｏｒｅｌ［ｃｏｅｆｆ］：ピークの左基底点から右
基底点へ、Ｓ'RおよびＳ'IRを線形回帰分析した後のニ
ードルの相関係数であり、ｘ−ｙ表現（図４）でのニー
ドルの細さを記述するが、量スペクトルでのピークでは
ない。 ・ｓｌｏｐｅ［比］：回帰線の傾斜であり、比に対応す
る。 ・ＳｐＯ２［％］：傾斜に基づき決定されたＳｐＯ２値
（既知の経験的関係による。式（２）参照。） ・Ｐｅｒｆ［％］：点ｆＣｅｎｔｒでＳ'RおよびＳ'IR
の高さに基づき（例えば、既知の公式Ｐｅｒｆ＝０．１
１６・Ｓ'R＋０．６２６・Ｓ'IRにより）決定した潅流
指数。 ・Ｎａｄｅｌ Ｓｃｏｒｅ：下に説明する分類による点
の数。
する。 ・ｔｉｍｅ：判定基準からの信号時間。 ・ｎｅｅｄｌｅ（ピーク）［＃］：見つかったピーク／
ニードルの順序。 ・ａｌｌＴｉｍｅ：この行はピークを参照しないが、現
在のＦＦＴウインドウの中にある全ての（予備処理され
た）時間信号を参照する。また、回帰分析に対しては、
周波数の行の代わりにそれぞれの一時的試料を取る。 ・ａｌｌＦｒｅｑ：この行はニードルを参照しないが、
０．５〜１０Ｈｚの全スペクトルを参照する。また、回
帰分析に対しては、そこに含まれている全ての周波数の
行を使用する。 ・ｆＣｅｎｔｒ［Ｈｚ］：ピークの最長ラインの周波
数。 ・ｆＧｒａｖ［Ｈｚ］：ピークの全ラインの重力周波
数。 ・ｒｅｌＨ［％］：見つかった全てのピークと比較した
ピークの相対的高さ。 ・ａｂｓＨ［ｎｏｒｍ］：予備処理後正規化したピーク
の絶対高さ。変調度に対応、または潅流にほぼ対応す
る。 ・Ｐｓｌｉｍ［ｆａｃｔｒ］：ピークの細さ係数。基底
点から基底点までの幅をＨｚで表して規定する。 ・ＡＳｙｍ［ｆａｃｔｒ］：ピークの非対称性の尺度で
あり、ａｓｙ＝｛（ｆ o−ｆg）−（ｆg−ｆu）｝／ｗで
規定される。ここで、ｆoは上基ｗ底点、ｆuは下基底
点、ｆgはピークの重力周波数、ｗはピークの幅であ
る。 ・Ｃｏｒｅｌ［ｃｏｅｆｆ］：ピークの左基底点から右
基底点へ、Ｓ'RおよびＳ'IRを線形回帰分析した後のニ
ードルの相関係数であり、ｘ−ｙ表現（図４）でのニー
ドルの細さを記述するが、量スペクトルでのピークでは
ない。 ・ｓｌｏｐｅ［比］：回帰線の傾斜であり、比に対応す
る。 ・ＳｐＯ２［％］：傾斜に基づき決定されたＳｐＯ２値
（既知の経験的関係による。式（２）参照。） ・Ｐｅｒｆ［％］：点ｆＣｅｎｔｒでＳ'RおよびＳ'IR
の高さに基づき（例えば、既知の公式Ｐｅｒｆ＝０．１
１６・Ｓ'R＋０．６２６・Ｓ'IRにより）決定した潅流
指数。 ・Ｎａｄｅｌ Ｓｃｏｒｅ：下に説明する分類による点
の数。
【００６２】ピーク、すなわち、ｘ−ｙ表現でのニード
ルは、本発明による方法の上述の実施形態によってこの
ようにして識別され、特徴付けられるが、今度はこのニ
ードルは、見つかったピークが信号が妨害されない場合
にのみ有用信号の基本波および調和波に精密に対応する
から、選択を受けねばならない。しかしながら、通常
は、有用信号成分の他に任意の妨害成分が存在するこ
と、および任意の妨害成分は有用信号に重なっているこ
とを仮定しなければならない。
ルは、本発明による方法の上述の実施形態によってこの
ようにして識別され、特徴付けられるが、今度はこのニ
ードルは、見つかったピークが信号が妨害されない場合
にのみ有用信号の基本波および調和波に精密に対応する
から、選択を受けねばならない。しかしながら、通常
は、有用信号成分の他に任意の妨害成分が存在するこ
と、および任意の妨害成分は有用信号に重なっているこ
とを仮定しなければならない。
【００６３】一方において、妨害成分は、スペクトル的
に有用信号のピークに重なる可能性があり、したがって
ニードルの組み込み成分である可能性がある。他方、妨
害成分は、それぞれ別々に認識され得るニードルおよび
ピークとして存在する可能性がある。最初に記した場合
は、原理的に、ピーク内部の妨害がある程度一定である
と仮定される限り、本発明による方法の場合重要ではな
い。このような妨害は、ニードルの広がり、および原点
からの変位を生ずるだけてある。相関係数が１よりはる
かに小さくない限り、この種の背景妨害は、本発明によ
る方法、すなわち回帰分析により実質的に排除される。
に有用信号のピークに重なる可能性があり、したがって
ニードルの組み込み成分である可能性がある。他方、妨
害成分は、それぞれ別々に認識され得るニードルおよび
ピークとして存在する可能性がある。最初に記した場合
は、原理的に、ピーク内部の妨害がある程度一定である
と仮定される限り、本発明による方法の場合重要ではな
い。このような妨害は、ニードルの広がり、および原点
からの変位を生ずるだけてある。相関係数が１よりはる
かに小さくない限り、この種の背景妨害は、本発明によ
る方法、すなわち回帰分析により実質的に排除される。
【００６４】しかし、距離スペクトルに別々に現われる
妨害ピークを排除するためには、先行するピーク識別に
基づき得られたピークを分類する必要がある。
妨害ピークを排除するためには、先行するピーク識別に
基づき得られたピークを分類する必要がある。
【００６５】下記では、ピークを分類するのに使用でき
る特殊な関連性判定基準を詳細に説明する。しかし、こ
の説明は、特定の実施形態を提示するだけであり、この
実施形態から離れて、記述した判定基準のいくつかだけ
を用いて、これら判定基準の限界を別の方法で規定し、
点を別に与えることも可能である。
る特殊な関連性判定基準を詳細に説明する。しかし、こ
の説明は、特定の実施形態を提示するだけであり、この
実施形態から離れて、記述した判定基準のいくつかだけ
を用いて、これら判定基準の限界を別の方法で規定し、
点を別に与えることも可能である。
【００６６】まず、時間信号（ａｌｌＴｉｍｅ）の相関
が利用可能、例えばＣｏｒｅｌ＞０．４でなければなら
ない。そうでなければ、（完全に相関した）有用信号成
分が十分大きくなく、この場合には、信号をこの時、そ
れ以上全く使用すべきでないからである。
が利用可能、例えばＣｏｒｅｌ＞０．４でなければなら
ない。そうでなければ、（完全に相関した）有用信号成
分が十分大きくなく、この場合には、信号をこの時、そ
れ以上全く使用すべきでないからである。
【００６７】これに関連するピークおよびニードルは、
有用信号として用いられるようになっているが、全て下
記の性質を備えていなければならない。
有用信号として用いられるようになっているが、全て下
記の性質を備えていなければならない。
【００６８】・ピークは、一つまたは数個の他のピーク
から成る調和周波数によく適合し、調和波の飽和値は互
いに大きく異ならない。 ・可能な限り多数の調和波が存在する。 ・ニードルは細い、すなわちその相関係数が１に近い。 ・基本波の周波数が生理学的範囲または指定の範囲（プ
ラス公差）にある。 ・飽和値は理論的に有用な生理学的範囲（プラス公差）
にある。 ・潅流は生理学的範囲にある。 ・脈拍数、すなわちピーク周波数は監視される患者に対
する生理学的にあり得る、例えば新生児から大人の範囲
にある。
から成る調和周波数によく適合し、調和波の飽和値は互
いに大きく異ならない。 ・可能な限り多数の調和波が存在する。 ・ニードルは細い、すなわちその相関係数が１に近い。 ・基本波の周波数が生理学的範囲または指定の範囲（プ
ラス公差）にある。 ・飽和値は理論的に有用な生理学的範囲（プラス公差）
にある。 ・潅流は生理学的範囲にある。 ・脈拍数、すなわちピーク周波数は監視される患者に対
する生理学的にあり得る、例えば新生児から大人の範囲
にある。
【００６９】妨害により生ずるピーク、すなわち妨害ニ
ードルは上に挙げた所要性質の一つまたはいくつかを特
定の範囲で満たすことができないため、特に見易い。
ードルは上に挙げた所要性質の一つまたはいくつかを特
定の範囲で満たすことができないため、特に見易い。
【００７０】個別の判定基準を満たす程度をＫ．０．お
よび点原理により公知の方法で判断することができる。
この目的で、Ｋ．０．判定基準を、例えば用いることが
できる、すなわち下記の判定基準を満たさないピークを
考慮に入れない。該判断基準は、相関係数＞０．５、脈
拍数３０〜３６０ｂｐｍ、ＳｐＯ２が０％と１１０％と
の間、および潅流指数が０．０５（％）と２５（％）と
の間、を含む。
よび点原理により公知の方法で判断することができる。
この目的で、Ｋ．０．判定基準を、例えば用いることが
できる、すなわち下記の判定基準を満たさないピークを
考慮に入れない。該判断基準は、相関係数＞０．５、脈
拍数３０〜３６０ｂｐｍ、ＳｐＯ２が０％と１１０％と
の間、および潅流指数が０．０５（％）と２５（％）と
の間、を含む。
【００７１】加えて、下記判定基準を満たすことについ
て、点数を与えることができる。
て、点数を与えることができる。
【００７２】・各適切な調和波について、前記調和波の
周波数の偏りが基本波から１０％未満（または第３また
は第４調和波について５％未満）、およびそのＳｐＯ２
の偏りが前記基本波から１０％未満であれば、＋２０
点。 ・０．９より大きい相関係数について＋１０点。 ・周波数があり得るパルス周波数範囲にあれば、＋３０
点。
周波数の偏りが基本波から１０％未満（または第３また
は第４調和波について５％未満）、およびそのＳｐＯ２
の偏りが前記基本波から１０％未満であれば、＋２０
点。 ・０．９より大きい相関係数について＋１０点。 ・周波数があり得るパルス周波数範囲にあれば、＋３０
点。
【００７３】ピークおよび関連するニードルを、先行す
る実行に関連した基準値に関して、傾向変動に基づき評
価することもできる。このように行う際、例えば、小さ
い周波数変化（＜１０％ｒｅｌ）、小さい潅流変化（＜
１０％ｒｅｌ）または小さい飽和変動（５％ａｂｓ）に
ついてそれぞれのピークに＋２０点を与えることができ
る。
る実行に関連した基準値に関して、傾向変動に基づき評
価することもできる。このように行う際、例えば、小さ
い周波数変化（＜１０％ｒｅｌ）、小さい潅流変化（＜
１０％ｒｅｌ）または小さい飽和変動（５％ａｂｓ）に
ついてそれぞれのピークに＋２０点を与えることができ
る。
【００７４】さらに、ピークおよび関連ニードルに対す
る点数がそれぞれ比較的低いとき、先行するアルゴリズ
ムサイクルから基準値に関して過度に大きい傾向変動に
ついては、Ｋ．Ｏ．判定基準を用いることもできる。し
たがって、ピークは不合格とされ、下に記す判定基準を
満たすが、低い点数の値を得る。
る点数がそれぞれ比較的低いとき、先行するアルゴリズ
ムサイクルから基準値に関して過度に大きい傾向変動に
ついては、Ｋ．Ｏ．判定基準を用いることもできる。し
たがって、ピークは不合格とされ、下に記す判定基準を
満たすが、低い点数の値を得る。
【００７５】 値出力の開始から短い期間（１５秒）内で、 ・周波数変動が−２０％ｒｅｌの外にある。 ＋３０％ｒｅｌ ・潅流指数の変動が−２０％ｒｅｌの外にある。 ＋４０％ｒｅｌ ・飽和値が−１０％ａｂｓの外にある。 ＋５％ａｂｓ
【００７６】 前記期間に続く期間（＞１５秒）で、 ・周波数変動が−４０％ｒｅｌの外にある。 ＋８０％ｒｅｌ ・潅流指数の変動が−４０％ｒｅｌの外にある。 ＋８０％ｒｅｌ ・飽和値が−１５％ａｂｓの外にある。 ＋３０％ａｂｓ
【００７７】仮定したニードルの得点が各ピーク、すな
わち各関連ニードルについてこの方法で確認されると、
その得点が最高であり少なくとも６０点を数えるピーク
の値を使用して、説明した実施形態に従って出力する。
このピークに対する特性に基づき（表１を参照）、この
ピークに対する飽和値ＳｐＯ２を確認済み飽和値として
出力する。加えて、このピークの重力周波数を確認済み
脈拍数として出力することができ、このピークの潅流指
数を確認済み潅流として出力できる。
わち各関連ニードルについてこの方法で確認されると、
その得点が最高であり少なくとも６０点を数えるピーク
の値を使用して、説明した実施形態に従って出力する。
このピークに対する特性に基づき（表１を参照）、この
ピークに対する飽和値ＳｐＯ２を確認済み飽和値として
出力する。加えて、このピークの重力周波数を確認済み
脈拍数として出力することができ、このピークの潅流指
数を確認済み潅流として出力できる。
【００７８】随意選択的に、確認された上述の値の個別
の一つまたは各々をフィルタリングすることが可能であ
る。例えば、三組の値を先行アルゴリズムサイクルの最
後の二つの三組の値と共に中間フィルタに入力し、誤り
により不正のニードルが上の識別分類法によりフィルタ
リングされてしまわない場合、かなりのアウトライア
（outlier）を排除することができる。中間フィルタに
より確認された中間三組は、前に説明した傾向を評価す
るのに使用できる基準値を与える。強く動的なまたは雑
音の多い値を平滑にするには、平均化フイルタ、例えば
５値ディープボックスカー平均化フイルタを、さらに前
記中間フィルタの下流に接続することができる。
の一つまたは各々をフィルタリングすることが可能であ
る。例えば、三組の値を先行アルゴリズムサイクルの最
後の二つの三組の値と共に中間フィルタに入力し、誤り
により不正のニードルが上の識別分類法によりフィルタ
リングされてしまわない場合、かなりのアウトライア
（outlier）を排除することができる。中間フィルタに
より確認された中間三組は、前に説明した傾向を評価す
るのに使用できる基準値を与える。強く動的なまたは雑
音の多い値を平滑にするには、平均化フイルタ、例えば
５値ディープボックスカー平均化フイルタを、さらに前
記中間フィルタの下流に接続することができる。
【００７９】前に述べた方法を用いてニードルを見つけ
ることができなければ、またはニードルが所定最小数の
点を所持していなければ、古い組の値を所定期間維持す
ることができ、この期間を２０秒から４０秒の範囲にす
ることができる。続いて、特別なレポート、ＩＮＯＰレ
ポートを発生するが、これは利用可能な値が今のところ
発生されていないことを示す。値をこのようにして
「？」または「０」に設定することができる。
ることができなければ、またはニードルが所定最小数の
点を所持していなければ、古い組の値を所定期間維持す
ることができ、この期間を２０秒から４０秒の範囲にす
ることができる。続いて、特別なレポート、ＩＮＯＰレ
ポートを発生するが、これは利用可能な値が今のところ
発生されていないことを示す。値をこのようにして
「？」または「０」に設定することができる。
【００８０】有用信号にもかかわらず、例えば非常に不
整性なパルスパターンが存在するため、ピークまたはニ
ードルが見つからない場合、特別なケースが発生する可
能性がある。この場合には、特別な処理を行なうことが
できる。不整性なパルスパターンのため脈拍数を計算す
ることは不可能であるが、ＳｐＯ２値をなお計算するこ
とができる。使用のため、相関係数が時間領域（ａｌｌ
Ｔｉｍｅ）でおよび周波数領域（ａｌｌＦｒｅｑ）で
０．９８より良いこと、およびａｌｌＴｉｍｅおよび周
波数相関からの飽和値の平均値が、基準値から５％を超
えて偏らないことが必要である。この平均値を次にＳｐ
Ｏ２として出力する。
整性なパルスパターンが存在するため、ピークまたはニ
ードルが見つからない場合、特別なケースが発生する可
能性がある。この場合には、特別な処理を行なうことが
できる。不整性なパルスパターンのため脈拍数を計算す
ることは不可能であるが、ＳｐＯ２値をなお計算するこ
とができる。使用のため、相関係数が時間領域（ａｌｌ
Ｔｉｍｅ）でおよび周波数領域（ａｌｌＦｒｅｑ）で
０．９８より良いこと、およびａｌｌＴｉｍｅおよび周
波数相関からの飽和値の平均値が、基準値から５％を超
えて偏らないことが必要である。この平均値を次にＳｐ
Ｏ２として出力する。
【００８１】図６は、本発明による方法の好適な実施形
態の概観をフローチャート示す。まず、強さから得られ
た原信号Ｒ、ＩＲを、前に説明したようにステップ１０
０で処理装置に入力する。これら原信号Ｒ、ＩＲは、主
としていわゆる基線補正を行なうようにステップ１１０
で予備処理を受ける。続いて、このようにして得られた
値はＦＦＴを受けるが、その結果得られた赤および赤外
に対する振幅スペクトルがステップ１２０に示されてい
る。ステップ１３０で示したように、これら振幅スペク
トルはｘ−ｙ表現に変換されるが、これは振幅スペクト
ルの複素表現に対応する。距離スペクトルがステップ１
４０により複素結合値の量から得られる。このステップ
１４０による距離スペクトルから、関連判定基準を満た
す個別ピークが選択される。続いて、これらピークを、
例えばステップ１５０の形で分類する。個別ピークの特
性に基づき、前記ピークはステップ１６０でそれに与え
られた点を所持し、このようにして血液パルスに属する
ピークを識別するようになる。これに続き、中間フィル
タリング、平均値形成、または沿革評価がステップ１７
０において行なわれる。最後に、ＳｐＯ２値、脈拍数
値、および／または潅流値が上述の選択の結果、または
上述の選択により決定されたステップ１２０による振幅
スペクトル値の結果、またはステップ１３０による複素
結合値の結果として出力される。必要なら、それぞれの
値の出力の代わりに、ＩＮＯＰの出力が行なわれる。
態の概観をフローチャート示す。まず、強さから得られ
た原信号Ｒ、ＩＲを、前に説明したようにステップ１０
０で処理装置に入力する。これら原信号Ｒ、ＩＲは、主
としていわゆる基線補正を行なうようにステップ１１０
で予備処理を受ける。続いて、このようにして得られた
値はＦＦＴを受けるが、その結果得られた赤および赤外
に対する振幅スペクトルがステップ１２０に示されてい
る。ステップ１３０で示したように、これら振幅スペク
トルはｘ−ｙ表現に変換されるが、これは振幅スペクト
ルの複素表現に対応する。距離スペクトルがステップ１
４０により複素結合値の量から得られる。このステップ
１４０による距離スペクトルから、関連判定基準を満た
す個別ピークが選択される。続いて、これらピークを、
例えばステップ１５０の形で分類する。個別ピークの特
性に基づき、前記ピークはステップ１６０でそれに与え
られた点を所持し、このようにして血液パルスに属する
ピークを識別するようになる。これに続き、中間フィル
タリング、平均値形成、または沿革評価がステップ１７
０において行なわれる。最後に、ＳｐＯ２値、脈拍数
値、および／または潅流値が上述の選択の結果、または
上述の選択により決定されたステップ１２０による振幅
スペクトル値の結果、またはステップ１３０による複素
結合値の結果として出力される。必要なら、それぞれの
値の出力の代わりに、ＩＮＯＰの出力が行なわれる。
【００８２】下記において本発明による方法の上述の特
別な実施形態の更なる発展および代案を説明する。
別な実施形態の更なる発展および代案を説明する。
【００８３】例えば、赤および／または赤外スペクトル
での上述のピーク決定を別々に決定することが可能であ
る。この目的で、フーリエ係数としてａRおよびａIRを
有するＦＦＴの各試料について、ｒａｔｉｏ（ｆ）＝ａ
R（ｆ）／ａIR（ｆ）が形成される。所要のＳｐＯ２を
決定するには、下記周波数成分を除外する。量子化の問
題を避けるために、フーリエ係数が絶対最小値より小さ
い全ての周波数成分、さらに相対検出器閾値より低い全
ての周波数成分を除外する。検出器閾値を、下降曲線、
例えば最大フーリエ係数ａmax、例えば１／２ａmaxに応
じて、１／ｆ形状、１／ｆ2形状、ｅ-x形状として定義
できる。前記閾値より上の周波数値だけを比に用いる。
続いて、中間値により平均比を形成し、形成したら全て
の比の標準偏差を計算する。特定の標準偏差より上で
は、ＳｐＯ２値の代わりにＩＮＯＰが出力される。これ
に続き、中間値から標準偏差の倍数、例えば１標準偏差
だけ異なる全ての比を排除する。残った比の点を使用し
て平均値を形成する。これにより、探していたＳｐＯ２
が生ずる。脈拍数は、最大値ａmaxの周波数である。
での上述のピーク決定を別々に決定することが可能であ
る。この目的で、フーリエ係数としてａRおよびａIRを
有するＦＦＴの各試料について、ｒａｔｉｏ（ｆ）＝ａ
R（ｆ）／ａIR（ｆ）が形成される。所要のＳｐＯ２を
決定するには、下記周波数成分を除外する。量子化の問
題を避けるために、フーリエ係数が絶対最小値より小さ
い全ての周波数成分、さらに相対検出器閾値より低い全
ての周波数成分を除外する。検出器閾値を、下降曲線、
例えば最大フーリエ係数ａmax、例えば１／２ａmaxに応
じて、１／ｆ形状、１／ｆ2形状、ｅ-x形状として定義
できる。前記閾値より上の周波数値だけを比に用いる。
続いて、中間値により平均比を形成し、形成したら全て
の比の標準偏差を計算する。特定の標準偏差より上で
は、ＳｐＯ２値の代わりにＩＮＯＰが出力される。これ
に続き、中間値から標準偏差の倍数、例えば１標準偏差
だけ異なる全ての比を排除する。残った比の点を使用し
て平均値を形成する。これにより、探していたＳｐＯ２
が生ずる。脈拍数は、最大値ａmaxの周波数である。
【００８４】以下に本発明の実施の形態を要約する。 １． 人間の組織により反射された、または人間の組織
を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波
の強さから成分の少なくとも濃度を決定する成分濃度決
定方法であって、 ａ．受取った電磁信号の強さを少なくとも一つの第１の
および一つの第２の時間により変わる電気信号（Ｒｉ、
ＩＲｉ）に変換するステップと、 ｂ．前記第１および第２の電気信号を周波数領域に、時
間的に個別に変換し、前記第１および第２の電気信号の
第１および第２のスペクトル値（ＳRk、ＳIRk）を決定
するステップと、 ｃ．前記第１および第２のスペクトル値から複素結合値
（Ａｋ、ｒａｔｉｏk）を形成するステップと、 ｄ．生理学的関連性に対する所定の判定基準に従って前
記複素結合値を評価することにより、生理学的に関連性
のある結合値を選択するステップと、 ｅ．前記選択された結合値および周波数的に関連するス
ペクトル値の一方を利用して成分の濃度を計算するステ
ップと、から成る成分濃度決定方法。
を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波
の強さから成分の少なくとも濃度を決定する成分濃度決
定方法であって、 ａ．受取った電磁信号の強さを少なくとも一つの第１の
および一つの第２の時間により変わる電気信号（Ｒｉ、
ＩＲｉ）に変換するステップと、 ｂ．前記第１および第２の電気信号を周波数領域に、時
間的に個別に変換し、前記第１および第２の電気信号の
第１および第２のスペクトル値（ＳRk、ＳIRk）を決定
するステップと、 ｃ．前記第１および第２のスペクトル値から複素結合値
（Ａｋ、ｒａｔｉｏk）を形成するステップと、 ｄ．生理学的関連性に対する所定の判定基準に従って前
記複素結合値を評価することにより、生理学的に関連性
のある結合値を選択するステップと、 ｅ．前記選択された結合値および周波数的に関連するス
ペクトル値の一方を利用して成分の濃度を計算するステ
ップと、から成る成分濃度決定方法。
【００８５】２． 前記周波数領域に時間的に個別に変
換する前に、前記第１および第２の時間により変わる電
気信号（Ｒi、ＩＲi）を予備処理して前記第１および第
２の信号から時間により変わるドリフト成分を除去する
上記１に記載の成分濃度決定方法。
換する前に、前記第１および第２の時間により変わる電
気信号（Ｒi、ＩＲi）を予備処理して前記第１および第
２の信号から時間により変わるドリフト成分を除去する
上記１に記載の成分濃度決定方法。
【００８６】３． 時間的な個別の変換は適切な時間窓
を利用してフーリエ変換により行なわれる上記１または
２に記載の成分濃度決定方法。
を利用してフーリエ変換により行なわれる上記１または
２に記載の成分濃度決定方法。
【００８７】４． 前記生理学的に関連性のある結合値
の選択は、前記複素結合値の距離スペクトル（Ａk）の
最大値範囲に基づいて行なわれる上記１〜３の一つに記
載の成分濃度決定方法。
の選択は、前記複素結合値の距離スペクトル（Ａk）の
最大値範囲に基づいて行なわれる上記１〜３の一つに記
載の成分濃度決定方法。
【００８８】５． 決定される前記成分の前記濃度はガ
ス飽和、特に動脈血の酸素飽和である上記１〜４の一つ
に記載の成分濃度決定方法。
ス飽和、特に動脈血の酸素飽和である上記１〜４の一つ
に記載の成分濃度決定方法。
【００８９】６． 前記選択された結合値および前記周
波数的に関連するスペクトル値の一方を利用して脈拍数
を別に決定する上記１〜５の一つに記載の成分濃度決定
方法。
波数的に関連するスペクトル値の一方を利用して脈拍数
を別に決定する上記１〜５の一つに記載の成分濃度決定
方法。
【００９０】７． 前記選択した結合値および前記周波
数的に関連するスペクトル値の一方を利用して潅流指数
を別に決定する上記１〜６の一つに記載の成分濃度決定
方法。
数的に関連するスペクトル値の一方を利用して潅流指数
を別に決定する上記１〜６の一つに記載の成分濃度決定
方法。
【００９１】８． 前記複素結合値の前記生理学的関連
性に対する所定の判定基準として、前記最大値範囲の
幅、前記最大値範囲内の前記最大値の周波数、前記最大
値範囲内の全ての結合値の重力周波数、量スペクトルの
さらに他の最大値範囲に関する前記最大値範囲の位置、
前記最大値範囲内の前記最大値について得られた飽和
値、前記最大値範囲内の前記最大値から決定された潅流
指数、および前記最大値範囲内の前記重力周波数から決
定された脈拍数、の内少なくとも二つを使用する上記４
〜７の一つに記載の成分濃度決定方法。
性に対する所定の判定基準として、前記最大値範囲の
幅、前記最大値範囲内の前記最大値の周波数、前記最大
値範囲内の全ての結合値の重力周波数、量スペクトルの
さらに他の最大値範囲に関する前記最大値範囲の位置、
前記最大値範囲内の前記最大値について得られた飽和
値、前記最大値範囲内の前記最大値から決定された潅流
指数、および前記最大値範囲内の前記重力周波数から決
定された脈拍数、の内少なくとも二つを使用する上記４
〜７の一つに記載の成分濃度決定方法。
【００９２】９． 上記１のステップａからステップｅ
までを循環して繰り返し、前記所定の判定基準は他に、
前記最大値範囲内の前記最大値の前記周波数の、および
／または前記潅流指数の、および／または先行サイクル
の途中で決定された基準値からの前記飽和値の、偏差の
内一つを備えている上記８に記載の成分濃度決定方法。
までを循環して繰り返し、前記所定の判定基準は他に、
前記最大値範囲内の前記最大値の前記周波数の、および
／または前記潅流指数の、および／または先行サイクル
の途中で決定された基準値からの前記飽和値の、偏差の
内一つを備えている上記８に記載の成分濃度決定方法。
【００９３】１０． 上記１のステップａからステップ
ｅまでを循環して繰り返し、数サイクル中に得られた濃
度値をフィルタリングおよび／または平均する上記１〜
９の一つに記載の成分濃度決定方法。
ｅまでを循環して繰り返し、数サイクル中に得られた濃
度値をフィルタリングおよび／または平均する上記１〜
９の一つに記載の成分濃度決定方法。
【００９４】１１． 人間の組織により反射された、ま
たは人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所
定波長の電磁波の強さから成分の少なくとも濃度を決定
する成分濃度決定方法であって、受取った電磁信号の強
さを少なくとも一つの第１のおよび一つの第２の時間に
より変わる電気信号（Ｒi、ＩＲi）に変換するステップ
と、前記第１および第２の電気信号を周波数領域に、時
間的に個別に変換し、前記第１および第２の電気信号の
第１および第２のスペクトル値（ＳRk、ＳIRk）を決定
するステップと、生理学的関連性に対する所定の判定基
準に従って前記第１および第２のスペクトル値を評価す
ることにより、生理学的に関連性のある第１および第２
のスペクトル値を選択するステップと、前記選択された
第１および第２のスペクトル値を利用して成分の濃度を
計算するステップと、から成る成分濃度決定方法。
たは人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所
定波長の電磁波の強さから成分の少なくとも濃度を決定
する成分濃度決定方法であって、受取った電磁信号の強
さを少なくとも一つの第１のおよび一つの第２の時間に
より変わる電気信号（Ｒi、ＩＲi）に変換するステップ
と、前記第１および第２の電気信号を周波数領域に、時
間的に個別に変換し、前記第１および第２の電気信号の
第１および第２のスペクトル値（ＳRk、ＳIRk）を決定
するステップと、生理学的関連性に対する所定の判定基
準に従って前記第１および第２のスペクトル値を評価す
ることにより、生理学的に関連性のある第１および第２
のスペクトル値を選択するステップと、前記選択された
第１および第２のスペクトル値を利用して成分の濃度を
計算するステップと、から成る成分濃度決定方法。
【００９５】１２． 決定される前記成分の前記濃度は
ガス飽和、特に動脈血の酸素飽和である上記１１に記載
の成分濃度決定方法。
ガス飽和、特に動脈血の酸素飽和である上記１１に記載
の成分濃度決定方法。
【００９６】１３． 前記成分の前記濃度の他に、前記
選択された第１および第２のスペクトル値を利用して、
脈拍数および／または潅流指数をも計算する上記１１ま
たは１２に記載の成分濃度決定方法。
選択された第１および第２のスペクトル値を利用して、
脈拍数および／または潅流指数をも計算する上記１１ま
たは１２に記載の成分濃度決定方法。
【００９７】１４． 人間の組織により反射された、ま
たは人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所
定波長の電磁波の強さから成分の少なくとも濃度を決定
する成分濃度決定装置であって、受取った電磁信号の強
さを少なくとも一つの第１のおよび一つの第２の時間に
より変わる電気信号（Ｒi、ＩＲi）に変換する手段と、
前記第１および第２の電気信号を周波数領域に、時間的
に個別に変換し、前記第１および第２の電気信号の第１
および第２のスペクトル値（ＳRk、ＳIRk）を決定する
手段と、前記第１および第２のスペクトル値から複素結
合値（Ａk、ｒａｔｉｏk）を形成する手段と、生理学的
関連性に対する所定の判定基準に従って前記複素結合値
を評価することにより、生理学的に関連性のある結合値
を選択する手段と、前記選択された結合値および周波数
的に関連するスペクトル値の一方を利用して成分の濃度
を計算する手段と、を備えた成分濃度決定装置。
たは人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所
定波長の電磁波の強さから成分の少なくとも濃度を決定
する成分濃度決定装置であって、受取った電磁信号の強
さを少なくとも一つの第１のおよび一つの第２の時間に
より変わる電気信号（Ｒi、ＩＲi）に変換する手段と、
前記第１および第２の電気信号を周波数領域に、時間的
に個別に変換し、前記第１および第２の電気信号の第１
および第２のスペクトル値（ＳRk、ＳIRk）を決定する
手段と、前記第１および第２のスペクトル値から複素結
合値（Ａk、ｒａｔｉｏk）を形成する手段と、生理学的
関連性に対する所定の判定基準に従って前記複素結合値
を評価することにより、生理学的に関連性のある結合値
を選択する手段と、前記選択された結合値および周波数
的に関連するスペクトル値の一方を利用して成分の濃度
を計算する手段と、を備えた成分濃度決定装置。
【００９８】１５． 人間の組織により反射された、ま
たは人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所
定波長の電磁波の強さから成分の少なくとも濃度を決定
する成分濃度決定装置であって、受取った電磁信号の強
さを少なくとも一つの第１のおよび一つの第２の時間に
より変わる電気信号（Ｒi、ＩＲi）に変換する手段と、
前記第１および第２の電気信号を周波数領域に、時間的
に個別に変換し、前記第１および第２の電気信号の第１
および第２のスペクトル値（ＳRk、ＳIRk）を決定する
手段と、生理学的関連性に対する所定の判定基準に従っ
て前記第１および第２のスペクトル値を評価することに
より、生理学的に関連性のある第１および第２のスペク
トル値を選択する手段と、前記選択された第１および第
２のスペクトル値を利用して前記成分の前記濃度を計算
する手段と、を備えた成分濃度決定装置。
たは人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所
定波長の電磁波の強さから成分の少なくとも濃度を決定
する成分濃度決定装置であって、受取った電磁信号の強
さを少なくとも一つの第１のおよび一つの第２の時間に
より変わる電気信号（Ｒi、ＩＲi）に変換する手段と、
前記第１および第２の電気信号を周波数領域に、時間的
に個別に変換し、前記第１および第２の電気信号の第１
および第２のスペクトル値（ＳRk、ＳIRk）を決定する
手段と、生理学的関連性に対する所定の判定基準に従っ
て前記第１および第２のスペクトル値を評価することに
より、生理学的に関連性のある第１および第２のスペク
トル値を選択する手段と、前記選択された第１および第
２のスペクトル値を利用して前記成分の前記濃度を計算
する手段と、を備えた成分濃度決定装置。
【００９９】
【発明の効果】上述のように本発明によれば、例えば人
間の組織により反射された、または人間の組織を通して
伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さか
ら、成分の少なくとも濃度を決定するのに用いられ、強
い妨害が存在しても成分の濃度を確実に決定できる技術
を提供することができる。これは例えば、酸素飽和度を
測定し計算するのに有利に使用できる。
間の組織により反射された、または人間の組織を通して
伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さか
ら、成分の少なくとも濃度を決定するのに用いられ、強
い妨害が存在しても成分の濃度を確実に決定できる技術
を提供することができる。これは例えば、酸素飽和度を
測定し計算するのに有利に使用できる。
【図１】酸素計を示す概略的なブロック図である。
【図２】時間領域における予備処理した原信号Ｉおよび
ＩＲを示すグラフである。
ＩＲを示すグラフである。
【図３】図２に示した信号のフーリエ変換値を示すグラ
フである。
フである。
【図４】図３に示した信号の複素表現を示す図である。
【図５】図３に示した信号に基づき決定された複素結合
値の量スペクトルを示す図である。
値の量スペクトルを示す図である。
【図６】本発明による方法の好適な実施形態を示すフロ
ーチャートである。
ーチャートである。
１０ センサ装置 １４ 電流−電圧変換装置 １６ アナログ／デジタル変換器 １８ マイクロプロセッサ ２０ プログラム記憶装置
Claims (1)
- 【請求項１】 人間の組織により反射された、または人
間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長
の電磁波の強さから成分の少なくとも濃度を決定する成
分濃度決定方法であって、 ａ．受取った電磁信号の強さを少なくとも一つの第１の
および一つの第２の時間により変わる電気信号（Ｒi、
ＩＲi）に変換するステップと、 ｂ．前記第１および第２の電気信号を周波数領域に、時
間的に個別に変換し、前記第１および第２の電気信号の
第１および第２のスペクトル値（ＳRk、ＳIRk）を決定
するステップと、 ｃ．前記第１および第２のスペクトル値から複素結合値
（Ａk、ｒａｔｉｏk）を形成するステップと、 ｄ．生理学的関連性に対する所定の判定基準に従って前
記複素結合値を評価することにより、生理学的に関連性
のある結合値を選択するステップと、 ｅ．前記選択された結合値および周波数的に関連するス
ペクトル値の一方を利用して前記成分の前記濃度を計算
するステップと、から成ることを特徴とする成分濃度決
定方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EP97106051A EP0870466B1 (en) | 1997-04-12 | 1997-04-12 | Method and apparatus for determining the concentration of a component |
| DE97106051-2 | 1997-04-12 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10323342A true JPH10323342A (ja) | 1998-12-08 |
| JP4201876B2 JP4201876B2 (ja) | 2008-12-24 |
Family
ID=8226687
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP09764498A Expired - Lifetime JP4201876B2 (ja) | 1997-04-12 | 1998-04-09 | 成分濃度決定方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6122535A (ja) |
| EP (1) | EP0870466B1 (ja) |
| JP (1) | JP4201876B2 (ja) |
| DE (1) | DE69700253T2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2018062294A1 (ja) * | 2016-09-27 | 2018-04-05 | 京セラ株式会社 | 電子装置、制御方法及びプログラム |
| JP2019093215A (ja) * | 2012-04-17 | 2019-06-20 | マシモ・コーポレイション | 過飽和指数 |
Families Citing this family (122)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| MX9702434A (es) | 1991-03-07 | 1998-05-31 | Masimo Corp | Aparato de procesamiento de señales. |
| US5490505A (en) | 1991-03-07 | 1996-02-13 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus |
| US8019400B2 (en) | 1994-10-07 | 2011-09-13 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus |
| EP1905352B1 (en) | 1994-10-07 | 2014-07-16 | Masimo Corporation | Signal processing method |
| US6018673A (en) | 1996-10-10 | 2000-01-25 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Motion compatible sensor for non-invasive optical blood analysis |
| US6002952A (en) | 1997-04-14 | 1999-12-14 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus and method |
| US6094592A (en) * | 1998-05-26 | 2000-07-25 | Nellcor Puritan Bennett, Inc. | Methods and apparatus for estimating a physiological parameter using transforms |
| AU4214199A (en) | 1998-06-03 | 1999-12-20 | Masimo Corporation | Stereo pulse oximeter |
| WO2000001294A1 (en) * | 1998-07-04 | 2000-01-13 | Whitland Research Limited | Non-invasive measurement of blood analytes |
| US6842635B1 (en) | 1998-08-13 | 2005-01-11 | Edwards Lifesciences Llc | Optical device |
| US7400918B2 (en) * | 1998-07-04 | 2008-07-15 | Edwards Lifesciences | Measurement of blood oxygen saturation |
| US7991448B2 (en) | 1998-10-15 | 2011-08-02 | Philips Electronics North America Corporation | Method, apparatus, and system for removing motion artifacts from measurements of bodily parameters |
| US6393311B1 (en) * | 1998-10-15 | 2002-05-21 | Ntc Technology Inc. | Method, apparatus and system for removing motion artifacts from measurements of bodily parameters |
| US6519486B1 (en) | 1998-10-15 | 2003-02-11 | Ntc Technology Inc. | Method, apparatus and system for removing motion artifacts from measurements of bodily parameters |
| US6463311B1 (en) | 1998-12-30 | 2002-10-08 | Masimo Corporation | Plethysmograph pulse recognition processor |
| US6606511B1 (en) * | 1999-01-07 | 2003-08-12 | Masimo Corporation | Pulse oximetry pulse indicator |
| US6684090B2 (en) | 1999-01-07 | 2004-01-27 | Masimo Corporation | Pulse oximetry data confidence indicator |
| US20020140675A1 (en) * | 1999-01-25 | 2002-10-03 | Ali Ammar Al | System and method for altering a display mode based on a gravity-responsive sensor |
| US6675031B1 (en) | 1999-04-14 | 2004-01-06 | Mallinckrodt Inc. | Method and circuit for indicating quality and accuracy of physiological measurements |
| WO2000077674A1 (de) * | 1999-06-10 | 2000-12-21 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Erkennung eines nutzsignals in einem messsignal |
| CN100506143C (zh) | 2000-02-10 | 2009-07-01 | 德雷格医疗系统公司 | 检测生理参数的方法和设备 |
| US8224412B2 (en) | 2000-04-17 | 2012-07-17 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Pulse oximeter sensor with piece-wise function |
| PT2322085E (pt) | 2000-04-17 | 2014-06-23 | Covidien Lp | Sensor de oxímetro de pulsação com função por partes |
| US6430525B1 (en) | 2000-06-05 | 2002-08-06 | Masimo Corporation | Variable mode averager |
| US6594512B2 (en) * | 2000-11-21 | 2003-07-15 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Method and apparatus for estimating a physiological parameter from a physiological signal |
| US6787761B2 (en) * | 2000-11-27 | 2004-09-07 | Surromed, Inc. | Median filter for liquid chromatography-mass spectrometry data |
| US6811538B2 (en) * | 2000-12-29 | 2004-11-02 | Ares Medical, Inc. | Sleep apnea risk evaluation |
| US6850787B2 (en) * | 2001-06-29 | 2005-02-01 | Masimo Laboratories, Inc. | Signal component processor |
| US6939310B2 (en) | 2001-10-10 | 2005-09-06 | Lifescan, Inc. | Devices for physiological fluid sampling and methods of using the same |
| US6748254B2 (en) | 2001-10-12 | 2004-06-08 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Stacked adhesive optical sensor |
| US7355512B1 (en) | 2002-01-24 | 2008-04-08 | Masimo Corporation | Parallel alarm processor |
| US7572230B2 (en) * | 2002-10-15 | 2009-08-11 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Method for the presentation of information concerning variations of the perfusion |
| US7190986B1 (en) | 2002-10-18 | 2007-03-13 | Nellcor Puritan Bennett Inc. | Non-adhesive oximeter sensor for sensitive skin |
| US6970792B1 (en) | 2002-12-04 | 2005-11-29 | Masimo Laboratories, Inc. | Systems and methods for determining blood oxygen saturation values using complex number encoding |
| EP2428159B1 (en) | 2003-02-27 | 2016-04-20 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Analysing and processing photoplethysmographic signals by wavelet transform analysis |
| US7433727B2 (en) * | 2003-09-24 | 2008-10-07 | Legacy Good Samaritan Hospital And Medical Center | Implantable biosensor |
| US7740591B1 (en) * | 2003-12-01 | 2010-06-22 | Ric Investments, Llc | Apparatus and method for monitoring pressure related changes in the extra-thoracic arterial circulatory system |
| US7438683B2 (en) | 2004-03-04 | 2008-10-21 | Masimo Corporation | Application identification sensor |
| US20050236003A1 (en) * | 2004-04-16 | 2005-10-27 | Meader Charles R | Apnea nipple and oral airway and mandibular advancement device |
| WO2006094108A1 (en) | 2005-03-01 | 2006-09-08 | Masimo Laboratories, Inc. | Multiple wavelength sensor equalization |
| 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 |
| US7904130B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-03-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
| US7869850B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-01-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same |
| US7899510B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-03-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
| US8092379B2 (en) | 2005-09-29 | 2012-01-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and system for determining when to reposition a physiological sensor |
| US7483731B2 (en) | 2005-09-30 | 2009-01-27 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor 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 |
| US7881762B2 (en) | 2005-09-30 | 2011-02-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Clip-style 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 |
| 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 |
| US7555327B2 (en) | 2005-09-30 | 2009-06-30 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Folding medical sensor and technique for using the same |
| DE102005050151B3 (de) * | 2005-10-19 | 2006-11-02 | MAX-PLANCK-Gesellschaft zur Förderung der Wissenschaften e.V. | Verfahren und Vorrichtung zur Abtastung von sich periodisch wiederholenden Ereignissen |
| US8050730B2 (en) * | 2005-12-23 | 2011-11-01 | Shenzhen Mindray Bio-Medical Electrics Co., Ltd. | Method and apparatus for eliminating interference in pulse oxygen measurement |
| US8073518B2 (en) | 2006-05-02 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Clip-style medical sensor and technique for using the same |
| US8114023B2 (en) | 2006-07-28 | 2012-02-14 | Legacy Emanuel Hospital & Health Center | Analyte sensing and response system |
| US20110054391A1 (en) * | 2006-07-28 | 2011-03-03 | Ward W Kenneth | Analyte sensing and response system |
| 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 |
| US8190224B2 (en) | 2006-09-22 | 2012-05-29 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
| US8175671B2 (en) | 2006-09-22 | 2012-05-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
| US8396527B2 (en) | 2006-09-22 | 2013-03-12 | Covidien Lp | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
| US7869849B2 (en) | 2006-09-26 | 2011-01-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Opaque, electrically nonconductive region on a medical sensor |
| 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 |
| US7684842B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-03-23 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for preventing sensor misuse |
| 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 |
| US7476131B2 (en) | 2006-09-29 | 2009-01-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Device for reducing crosstalk |
| JP2010506614A (ja) | 2006-10-12 | 2010-03-04 | マシモ コーポレイション | 灌流指数平滑化装置 |
| 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 |
| US8280469B2 (en) | 2007-03-09 | 2012-10-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method for detection of aberrant tissue spectra |
| US8352004B2 (en) | 2007-12-21 | 2013-01-08 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
| US8346328B2 (en) | 2007-12-21 | 2013-01-01 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
| 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 |
| 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 |
| 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 |
| US8070508B2 (en) | 2007-12-31 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and apparatus for aligning and securing a cable strain relief |
| US8437822B2 (en) | 2008-03-28 | 2013-05-07 | Covidien Lp | System and method for estimating blood analyte concentration |
| US8112375B2 (en) | 2008-03-31 | 2012-02-07 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Wavelength selection and outlier detection in reduced rank linear models |
| US8071935B2 (en) | 2008-06-30 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Optical detector with an overmolded faraday shield |
| US7880884B2 (en) | 2008-06-30 | 2011-02-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for coating and shielding electronic sensor components |
| US7887345B2 (en) | 2008-06-30 | 2011-02-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Single use connector for pulse oximetry sensors |
| US8364220B2 (en) | 2008-09-25 | 2013-01-29 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
| US8914088B2 (en) | 2008-09-30 | 2014-12-16 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
| US8423112B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-04-16 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
| US8417309B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-04-09 | Covidien Lp | Medical sensor |
| US8452366B2 (en) | 2009-03-16 | 2013-05-28 | Covidien Lp | Medical monitoring device with flexible circuitry |
| US8221319B2 (en) | 2009-03-25 | 2012-07-17 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical device for assessing intravascular blood volume and technique for using the same |
| WO2010126404A1 (en) * | 2009-04-29 | 2010-11-04 | St. Jude Medical Ab | Implantable coronary perfusion monitoring device |
| US8509869B2 (en) | 2009-05-15 | 2013-08-13 | Covidien Lp | Method and apparatus for detecting and analyzing variations in a physiologic parameter |
| US8634891B2 (en) | 2009-05-20 | 2014-01-21 | Covidien Lp | Method and system for self regulation of sensor component contact pressure |
| US8311601B2 (en) | 2009-06-30 | 2012-11-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Reflectance and/or transmissive pulse oximeter |
| 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 |
| US8505821B2 (en) | 2009-06-30 | 2013-08-13 | Covidien Lp | System and method for providing sensor quality assurance |
| US8636667B2 (en) | 2009-07-06 | 2014-01-28 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for processing physiological signals in wavelet space |
| 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 |
| US8840562B2 (en) * | 2009-09-24 | 2014-09-23 | Covidien Lp | Signal processing warping technique |
| US8636711B2 (en) | 2010-06-14 | 2014-01-28 | Legacy Emanuel Hospital & Health Center | Stabilized glucagon solutions and uses therefor |
| US10413251B2 (en) | 2012-10-07 | 2019-09-17 | Rhythm Diagnostic Systems, Inc. | Wearable cardiac monitor |
| US10610159B2 (en) | 2012-10-07 | 2020-04-07 | Rhythm Diagnostic Systems, Inc. | Health monitoring systems and methods |
| US10244949B2 (en) | 2012-10-07 | 2019-04-02 | Rhythm Diagnostic Systems, Inc. | Health monitoring systems and methods |
| USD850626S1 (en) | 2013-03-15 | 2019-06-04 | Rhythm Diagnostic Systems, Inc. | Health monitoring apparatuses |
| US10213550B2 (en) | 2014-01-23 | 2019-02-26 | Covidien Lp | Systems and methods for monitoring clinical procedures using regional blood oxygen saturation |
| US9867561B2 (en) | 2014-01-27 | 2018-01-16 | Covidien Lp | Systems and methods for determining whether regional oximetry sensors are properly positioned |
| US9861317B2 (en) | 2014-02-20 | 2018-01-09 | Covidien Lp | Methods and systems for determining regional blood oxygen saturation |
| US10328202B2 (en) | 2015-02-04 | 2019-06-25 | Covidien Lp | Methods and systems for determining fluid administration |
| US9826940B1 (en) | 2015-05-26 | 2017-11-28 | Verily Life Sciences Llc | Optical tracking of heart rate using PLL optimization |
| US9814400B1 (en) | 2015-05-26 | 2017-11-14 | Verily Life Sciences Llc | Method for improving accuracy of pulse rate estimation |
| US10786164B2 (en) | 2015-12-12 | 2020-09-29 | Verily Life Sciences Llc | Method for improving heart rate estimates by combining multiple measurement modalities |
| US11903700B2 (en) | 2019-08-28 | 2024-02-20 | Rds | Vital signs monitoring systems and methods |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4911167A (en) * | 1985-06-07 | 1990-03-27 | Nellcor Incorporated | Method and apparatus for detecting optical pulses |
| US5553614A (en) * | 1988-12-21 | 1996-09-10 | Non-Invasive Technology, Inc. | Examination of biological tissue using frequency domain spectroscopy |
| US5632272A (en) * | 1991-03-07 | 1997-05-27 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus |
| US5575284A (en) * | 1994-04-01 | 1996-11-19 | University Of South Florida | Portable pulse oximeter |
-
1997
- 1997-04-12 EP EP97106051A patent/EP0870466B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1997-04-12 DE DE69700253T patent/DE69700253T2/de not_active Expired - Lifetime
-
1998
- 1998-03-10 US US09/037,947 patent/US6122535A/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-04-09 JP JP09764498A patent/JP4201876B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2019093215A (ja) * | 2012-04-17 | 2019-06-20 | マシモ・コーポレイション | 過飽和指数 |
| US11071480B2 (en) | 2012-04-17 | 2021-07-27 | Masimo Corporation | Hypersaturation index |
| JP2022079466A (ja) * | 2012-04-17 | 2022-05-26 | マシモ・コーポレイション | パルスオキシメーターデバイス |
| WO2018062294A1 (ja) * | 2016-09-27 | 2018-04-05 | 京セラ株式会社 | 電子装置、制御方法及びプログラム |
| JP2018050811A (ja) * | 2016-09-27 | 2018-04-05 | 京セラ株式会社 | 電子装置、制御方法及びプログラム |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP4201876B2 (ja) | 2008-12-24 |
| US6122535A (en) | 2000-09-19 |
| EP0870466A1 (en) | 1998-10-14 |
| DE69700253T2 (de) | 1999-09-23 |
| EP0870466B1 (en) | 1999-06-02 |
| DE69700253D1 (de) | 1999-07-08 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4201876B2 (ja) | 成分濃度決定方法 | |
| US6631281B1 (en) | Recognition of a useful signal in a measurement signal | |
| Mietus et al. | Detection of obstructive sleep apnea from cardiac interbeat interval time series | |
| US6083157A (en) | Method and apparatus for the non-invasive determination of the concentration of a component | |
| US20150105666A1 (en) | Narrow band feature extraction from cardiac signals | |
| EP1611847A1 (en) | Validating pulse oximetry signals in the potential presence of artifact | |
| US7020507B2 (en) | Separating motion from cardiac signals using second order derivative of the photo-plethysmogram and fast fourier transforms | |
| US20040039273A1 (en) | Cepstral domain pulse oximetry | |
| US7392075B2 (en) | Method for enhancing pulse oximetry calculations in the presence of correlated artifacts | |
| KR100954817B1 (ko) | 맥파신호분석을 이용한 혈관건강 및 스트레스 검사시스템 및 방법 | |
| JP3124073B2 (ja) | 血液酸素飽和度モニタ装置 | |
| US20110245628A1 (en) | Photoplethysmograph Filtering Using Empirical Mode Decomposition | |
| JP4911409B2 (ja) | 運動時の脈拍数，酸素飽和度測定方法及び測定装置 | |
| WO2000021438A9 (en) | Device for determining respiratory rate from optoplethysmogram | |
| JP2010051387A (ja) | 睡眠呼吸障害の無呼吸発作又は低呼吸発作に伴うｃｖｈｒの検出装置 | |
| CA2623270C (en) | Signal processing for pulse oximetry | |
| CN113827202A (zh) | 基于机器学习的睡眠质量检测方法及装置 | |
| Rivolta et al. | Effects of the series length on Lempel-Ziv Complexity during sleep | |
| Yildirim et al. | Automated respiratory phase and onset detection using only chest sound signal | |
| Lin et al. | Age-Related Changes in Blood Volume Pulse Wave at Fingers and Ears | |
| KR101029480B1 (ko) | 심전도를 이용한 열차 승차감 측정 시스템 및 방법 | |
| JP2001518822A (ja) | パルスレート及び飽和度を測定するための方法及び装置 | |
| Shi et al. | Development of a remote photoplethysmographic technique for human biometrics | |
| Leeudomwong et al. | Motion-resistant pulse oximetry processing based on time-frequency analysis | |
| CN116108345B (zh) | 一种基于参数估计的第二心音宽分裂检测方法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050408 |
|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20050408 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20070402 |
|
| RD02 | Notification of acceptance of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422 Effective date: 20070413 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20080115 |
|
| A601 | Written request for extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601 Effective date: 20080414 |
|
| A602 | Written permission of extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602 Effective date: 20080417 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20080702 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20080909 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20081008 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111017 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20121017 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20131017 Year of fee payment: 5 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |