【発明の詳細な説明】
スペクトル吸収測定装置
発明の技術分野
本発明は、一般に、流体中の特定の物質によりスペクトル吸収を測定する装置
に関する。より詳細には、本発明は、患者における動脈脈拍および血液酸素飽和
を感知するためのプローブ装置に関する。
発明の背景
患者における脈および動脈血酸素飽和を非侵襲的にモニターするためのシステ
ムが必要である。血圧とともに、脈拍速度および血液酸素飽和が、手術を受ける
または緊急の医療処置を受ける患者で日常的にモニターされている。血圧および
脈拍速度は、患者の心臓血管系の機能について必須の情報を提供する。血液酸素
飽和は、患者の換気について情報を提供する；従って、血液酸素飽和は、患者が
ヒトまたは別の動物であるかに関わらず、患者の健康の鍵となる指標である。
酸素飽和を含む血液の化学的組成は、血液試料を引き抜き、そして周知の化学
的分析技法を用いることにより測定され得る。しかし、血液が引き抜かれない非
侵襲的技法が好ましい。何故なら、患者から血液を引き抜くことは、患者にさら
なる外傷を付加するからである。また、血液の分析は、高価かつ時間のかかる手
順であり得、そして精巧な化学的分析装置を必要とし得る。このような時間およ
び装置は、特に、病院またはその他の保健医療施設から離れた場所における緊急
医療の意味では容易に確保し得ない。より良好な技法は、１回または２〜３回の
使用の後廃棄され得、単純であり、かつ製造および使用が安価である非侵襲的な
プローブを用いる。このような非侵襲的なプローブを用いれば、簡単な、日常的
な、そして持ち運び得る測定技法により、脈拍および血液酸素飽和のような日常
的に必要な情報が得られる。
患者の血液酸素含量を非侵襲的に測定する１つの方法は、Kirschbaumによる「
生存動物の血液の酸素含量を制御する方法および装置」に関する米国特許第2,41
4,747号に開示されるように、血液の色をモニターすることを含む。しかし、K
irschbaumの感知装置は、その携帯性を制限する付加的な酸素投与装置に連結さ
れている。Kirschbaumは、持ち運び可能なプローブを提供していない。さらに、
Kirschbaumのプローブは、各使用について、各患者における差違およびプローブ
に用いるランプの差違に対処するために再較正しなければならない。
酸素濃度計における赤色および赤外光源の使用が、「酸素濃度計」に関するLi
stonによる米国特許第2,640,389号に開示されている。Listonの光源は、電気的
に励起されたとき光を発するネオンおよびアルゴンを含むガス管である。このよ
うなガス管は、Listonのシステムの携帯性および堅牢性を制限する。また、List
onのプローブは、上記管の製造が比較的高価なため実際に廃棄可能ではない。
酸素濃度計に赤色および赤外光を用いる類似の技法が、「変換器として耳酸素
濃度計を利用する、血液酸素付加、血圧、脈拍速度および血圧脈拍曲線を連続的
にモニターする方法および装置」に関するSmithによる米国特許第3,412,729号に
開示されている。Smithはまた、プローブ由来のデータを用い、血圧情報を提供
する。Smithの酸素濃度計は、赤色および赤外エネルギーの供給源として光ガラ
ス球を用いる。光ガラス球のような高価な壊れ易い要素の使用は、Smithのデバ
イスの堅牢性と廃棄可能性を制限し、そして、例えば、遠隔地における緊急医療
処置には不適切である。
赤外光はまた、血液分析物の濃度を測定するために用いられている。「血液分
析物濃度の非侵襲的近赤外測定」に関するSchlagerによる米国特許第4,882,492
号に開示されるように、1800ナノメーター(nm)より大きい波長を有する近赤外光
は、患者の身体部分に向けられ、そして感知されて血液中のグルコースのような
分析物の濃度を測定する。しかし、当該技術分野で周知のように、酸素飽和の測
定は、好ましくは、1000nmより小さい波長の赤色および赤外光エネルギーの両方
を用いて達成される。
Kirschbaum、Liston、SmithおよびSchlagerのプローブは、好ましくは、患者
の耳に取り付けられる。「非侵襲的モニタリング用のセンサー装置」に関するRi
chらによる米国特許第4,865,038号は、指またはその他の外肢(appendage)に取り
外し可能に取り付けられ得る可撓性のプローブを開示する。このプローブは、外
肢に確実な取り付けを維持しながら、それに順応する能力を提供する利点を有す
る。頭および首に関する医療手順には、耳プローブは、不便で、かつ頭および首
への接近を妨害し得る。プローブを、指、足指またはその他の外肢に取り付ける
能力は、付加された可撓性および簡便性を提供し、プローブがその他の手順を妨
害しないようにする。「脈拍酸素測定システム用の指センサー」に関するTanら
による米国特許第4,825,872号は、膨張および収縮し指に適切に係合する膨張可
能なサイドパネルにより指に保持される類似のプローブを開示する。
Richらはまた、患者の血液に向けて赤色および赤外エネルギーを生成する半導
体デバイス、および血液により吸収されない光を検出する半導体工学センサーの
使用を開示する。より詳細には、半導体発光ダイオード(LED)が用いられる。何
故なら、これらは、小サイズ、堅牢性、酸素濃度計で用いられるその他の半導体
回路との容易なインターフェース、長寿命、および経時的に安定な波長を有する
出力のような利点を提供するからである。
当該技術分野で周知のように、約660nm(即ち赤色光)の波長を有する光の血液
の透過は、血液中に存在する酸素付加されたヘモグロビンの量により強く影響さ
れる。また、当該技術分野で周知のように、約940nm(即ち赤外光)の波長を有す
る光の透過は、存在する酸素付加されたヘモグロビンの量により実質的に影響さ
れない。これらの現象を用い、かつ患者の筋肉組織を通じる赤色光および赤外光
を放つことにより、患者の血液中の酸素付加の飽和パーセントが測定され得る。
本発明による酸素濃度計は、光学センサーにより受けられる光強度および既知
の波長のLEDに基づいて血液酸素飽和を測定する。吸収された光の波長は、酸素
濃度計が、当該技術分野で公知の方法で血液酸素濃度を計算することにおいて用
いる吸光計数を規定する。その結果として、酸素濃度計は、プローブで採用され
るLEDの波長に較正されなければならない。しかし、異なる値を有する係数を必
要とする異なる波長のLED光が、血液酸素濃度を測定するために採用され得る。
即ち、第１の波長を有する第１のLEDを備えたプローブが、異なる第２の波長を
有する第２のLEDを備えたプローブで置き換えられた場合、酸素濃度計は、血液
酸素飽和の計算で異なる係数を用いなければならない。このようなプローブを用
いる酸素濃度計は、従って、プローブが交換されるたびに、測定の一貫性および
結果の正確さを維持するために再較正されなければならない。
「較正された光学酸素濃度計プローブ」に関するNewによる米国特許第4,700,7
08号は、廃棄可能なプローブが用いられるとき酸素濃度計を再較正する必要性に
関した。Newは、プローブ中の、抵抗器を備えるコーディング手段を含む技法を
開示する；抵抗器の値は、プローブ中で用いられる赤色および赤外LEDの波長に
、予め決定された様式で対応する。プローブが製造されるとき、LEDが試験され
てそれらの波長が測定され、そして適切なコーディング抵抗器が表に従って選択
される。プローブが酸素濃度計に連結されるとき、酸素濃度計に備えられた定電
流供給源が、抵抗器を通じて電流を通過させ、それによって酸素濃度計が抵抗器
の値を読むことを可能にする。次いで、Newの酸素濃度計は、酸素濃度計中の半
導体メモリーに位置する対応する調査表を用い、プローブ中のLEDの適切な波長
を決定し、そして必要な吸光係数を選択する。LEDおよび抵抗器のような安価な
部品を用いることにより、およびプローブが置き換えられるとき酸素濃度計を再
較正する必要性を除くことにより、Newは、真に廃棄可能なプローブを提供する
。
Newにより記載されたLEDは、一般的に知られた特性のみを有するバッチから選
択される。より詳細には、LEDの波長許容範囲は、酸素濃度計により許容される
範囲に対して相対的に大きい。例えば、LEDの製造許容範囲は、±20nmであり得
る。即ち、製造業者により660nmの波長を有するとして特定されるLEDは、実際に
は、640nmから680nmの範囲のある波長を有する。適切な吸光係数を正確に決定し
、かつそれによって正確な測定を得るために、酸素濃度計は、５nmより小さい許
容範囲内の実際のLED波長に基づいた計算を行わなければならない。その結果と
して、波長の値をコードする抵抗器の使用が、廃棄可能なプローブを提供するこ
とに必要なステップである。LED波長をコードするために存在する抵抗器なくし
ては、Newの酸素濃度計は機能しない。酸素濃度計プローブの製造コストを最小
にするために、Newは、大きな製造許容範囲を持つ低コストLED、およびその許容
範囲内にあるLED波長の正確な値をコードするための抵抗器の使用を提供した。
多くの現存する酸素濃度計システムは、代表的には、LED波長値のコーディン
グに依存しない。LEDの製造技術が改善され、その結果、±2nm程度に低いぴった
りとした許容範囲のLEDが安価に入手可能である。その結果として、Newに開示さ
れるコーディングおよび調査表は、競合する酸素濃度計システムでは必要ではな
い。競合システムは、例えば、660nmおよび940nmのような、LED波長について中
央値を規定し、次いで、各順応プローブに、これらの波長を有するLEDを提供す
る。
さらに、Newにより開示される酸素濃度計プローブは、いくつかの欠点を有す
る。製造コストを低く保つために、コーディング抵抗器は、大きな許容範囲およ
び大きな温度係数の抵抗を有する。極端な温度では、コーディング抵抗器は、そ
の正常値からかなり変化し、不正確な吸光係数が、酸素濃度計により調査表から
読まれる可能性を生じる。酸素濃度計システムは、操作室の制御されたて環境中
のみならず、緊急医療処置の意味で、極端な環境温度の状況においても用いられ
る。その結果として、このようなシステムの操作温度は、０°F未満から100°F
を超える範囲であり得る。このような極端な状況下では、プローブを酸素濃度計
に対してより正確にインターフェースする手段が必要である。
また、Newにより開示されるプローブは、不正確な読みを生じ得るノイズを受
けやすい。低周波数ノイズは、酸素濃度計により、脈動する情報であると誤解釈
され得る。このようなノイズは、その供給源を、他の近接する試験装置からのよ
うな、またはプローブが取り付けられている身体の外肢の動きに起因する動作ア
ーティファクトのような、環境を通じて伝搬する電波放射で有する。
Newにより開示されるコーディング技法を避けるプローブはまた、経済的な製
造を提供する。許容範囲のぴったりとしたLEDの使用は、異なる波長のLEDの複数
のストックを維持する必要性をなくする。単一の容器(bin)のデバイスを使用し
得、貯蔵コストを低減する。LED波長を試験する必要ステップが排除される。さ
らに、抵抗器をLED波長に一致させるステップが排除される。正確なLEDを用いる
ことおよびコーディング抵抗器を排除することは、製造コストおよび複雑性を多
いに低減する。
従って、コーディング抵抗器を用いる酸素濃度計、および中央波長値を規定す
る酸素濃度計を含む、複数タイプの酸素濃度計システムと正確にインターフェー
スし得、ならびに極端なおよび正常な環境で特徴的な正確な測定を提供し、ノイ
ズ妨害に対する感度を低減させ、そして１回または２〜３回の使用後経済的に廃
棄可能であるように製造するに十分安価である酸素濃度計プローブに対する必要
性が存在する。
発明の要旨
本発明は、流体中の特定物質によるスペクトル吸収を測定し、かつこのスペク
トル吸収を遠隔の表示デバイスに示す装置を提供する。本発明の装置は、１つま
たはそれ以上の特徴的な波長を有するエネルギーを発するエネルギー供給源；こ
のエネルギー供給源により発せられるエネルギーを感知し、かつ上記物質による
エネルギーのスペクトル吸収を示す電気出力を生成する感知手段；遠隔の表示デ
バイスと相互作用する参照電圧を生じるインターフェースデバイス；その他の要
素を上記流体の近傍に支持する支持体構造；および上記電気出力を上記遠隔の表
示デバイスに連絡するコネクターを備える。
本発明の好適な実施態様では、上記エネルギー供給源は、少なくとも１つの発
光ダイオードを備える。好ましくは、上記エネルギー供給源は、赤色光および赤
外光の両方を発する。また、本発明の好適な実施態様では、上記インターフェー
ス手段は、電圧調節器を備える。
本発明は、さらに、患者における血管酸素飽和および脈拍頻度を非侵襲的に測
定する脈拍酸素濃度計プローブを提供する。本発明の脈拍酸素濃度計プローブは
、該患者の組織中に予め決定された波長を有する光を向ける１つまたはそれ以上
の発光ダイオード；この発光ダイオードにより向けられる光を感知し、かつ感知
されたエネルギーの量を反映する電気信号を生じるセンサー；実質的に一定の出
力電圧を生じる電源であって、この電圧が上記発光ダイオードの予め決定された
波長を反映する電源；およびその他の要素を上記患者の組織に隣接して支持する
アセンブリ構造を備える。
本発明の好適な実施態様では、本発明の脈拍酸素濃度計プローブの上記発光ダ
イオードは、赤色光および赤外光に対応する波長を有する光を発する。好ましく
は、上記電源は、供給電圧および温度における変動とは独立している。さらに脈
拍酸素濃度計は、好ましくは、上記センサーからの電気信号と、上記電源からの
出力電圧とを遠隔の表示デバイスに連絡するコネクターを備える。
本発明は、なおさらに、生存患者の血液の動脈拍頻度および酸素飽和パーセン
トを非侵襲的に感知し、かつ表示デバイスと連絡する脈拍酸素濃度計プローブを
提供する。本発明の脈拍酸素濃度計プローブは、表示デバイスに応答し、患者の
組織中に光エネルギーを向ける発光ダイオードであって、この光エネルギーが予
め決定された波長に対応する既知の吸光係数に従って上記患者の血液により部分
的に吸収され、かつ血液により部分的に反射される発光ダイオード；この発光ダ
イオードからの光エネルギーであって、かつ血液により吸収されない光エネルギ
ーの強度を感知するセンサーであって、この光エネルギーの強度を電気信号に変
換するセンサー；上記予め決定された波長および吸光係数を反映する電圧であっ
て、温度または供給電圧および電気ノイズにおける変動とは実質的に独立し、か
つ上記表示デバイスと相互作用的に協動する電圧を生じる正確な電圧調節器手段
；上記１つまたはそれ以上の発光ダイオード、上記センサー、および上記患者の
組織に隣接する上記正確な電圧調節器を取り外し可能に支持する支持体構造；お
よび上記電気信号および電圧を上記表示デバイスに連絡するコネクターを備える
。
本発明の好適な実施態様では、上記本発明の脈拍酸素濃度計プローブの支持体
構造は、プローブを患者の指に接着する構造を備える。好ましくは、上記発光ダ
イオードは、上記表示デバイスからの制御信号に応答し、この制御信号は、好ま
しくは、上記コネクターにより上記表示手段から上記発光ダイオードへ連絡され
る。
本発明のさらなる目的および特徴は、本発明の好適な実施態様を例示する添付
の図面と組み合わせて考慮されたとき、以下の明細書および請求項から明らかで
ある。
図面の詳細な説明
図１は、本発明の好適な実施態様を採用する脈拍酸素濃度計プローブの斜視図
である。
図２は、本発明の好適な実施態様を採用する脈拍酸素濃度計プローブの分解組
立図で示した斜視図である。
図３は、本発明を採用する脈拍酸素濃度計プローブのシャーシの平面図である
。
図４は、図３のセクションAAで切り取った図３のシャーシの側面図である。
図５は、本発明の好適な実施態様を採用する脈拍酸素濃度計プローブのプリン
ト回路板の平面図である。
図６は、本発明の好適な実施態様を採用する脈拍酸素濃度計プローブのインタ
ーフェースモジュールの平面図である。
図７は、本発明の好適な実施態様を採用する脈拍酸素濃度計プローブの回路の
略図である。
発明の詳細な説明
図１は、本発明の好適な実施態様を採用する脈拍酸素濃度計プローブの斜視図
である。図１において、脈拍酸素濃度計プローブ10は、アセンブリ12およびコネ
クター14を含む。コネクター14は、遠隔の脈拍酸素濃度計(図示せず)への電気的
連結、およびアセンブリ12に対する機械的支持およびひずみ逃がしを提供する。
アセンブリ12は、第１の指位置決め器16および第２の指位置決め器18を備える
。指位置決め器16および18は、プローブ10を患者の指に握るように係合させるア
センブリ12中に形成された凹部である。プローブ10はまた、患者の足指またはそ
の他の身体の外肢に係合し得る。アセンブリ12は、好ましくは、汚れおよびあぶ
らの通らぬ、かつ、水またはアルコールで容易にきれいに拭かれ得る可撓性材料
(例えば、DuPont Corpにより販売されているAlcryn)から形成される。
図１では、アセンブリ12は、その貯蔵された屈曲していない位置で示される。
使用において、アセンブリ12は、好ましくは、中央線24に沿って折り曲げられる
。このように、第１の指位置決め器16は、患者の指の底部表面に係合し、そして
第２の指位置決め器18は、患者の指の上部表面に係合する。アセンブリ12には結
び付けタブ28が取り付けられる。結び付けタブ28の下側は、接着材料30でコート
される。プローブ10が使用されないとき、接着材料30は、紙細片26によって保護
されて覆われている。紙細片26は、汚れおよびその他の汚染物が、接着材料30に
接触することを防ぐ。プローブ10が患者の指に配置されるとき、アセンブリ12は
、中央線24に沿って折れ曲がり、指位置決め器16、18を患者の指に係合させる。
紙細片26は、取り除かれ、接着材料30がむき出される。次いで、結び付けタブ28
は、アセンブリ12を、患者の指の適所に固定するように折り曲げられる。結び付
けタブ28は、接着材料30により、アセンブリ12に、かつ互いに付着する。好まし
くは、プローブ10は、患者の指の適所に、患者の指中の血液循環を妨げない適合
を確実
にするようにしっかりと保持される。接着材料30の使用は、プローブ10が、捨て
られる前に、１人またはそれ以上の患者に対して複数回再使用されることを可能
にする。
アセンブリ12は、LEDマウント20およびセンサーマウント22を備える。１つま
たはそれ以上の発光ダイオード32が、LEDマウント20中に取り付けられる。好ま
しくは、１つが赤色光に対応する波長を有し、そして１つが赤外光に対応する波
長を有する２つの発光ダイオードが、LEDマウント20中に取り付けられる。LEDマ
ウント20中に取り付けられた発光ダイオード32により発せられる光の波長に感受
性の光学センサー34が、センサーマウント22中に取り付けられる。好ましくは、
光学センサー34は、光学センサー34に衝突する光強度を、電流のような電気信号
に変換する。
操作にあたって、プローブ10は患者の指に適合される。発光ダイオード48、49
は、遠隔の脈拍酸素濃度計からのコネクター14により連絡される信号に応答する
。発光ダイオード48、49は、所定波長の光を患者の指に向ける。例えば、発光ダ
イオード48、49は、660nmの波長を有する赤色光および2940nmの波長を有する赤
外光を患者の指に向け得る。当該技術分野で周知のように、光のある部分は、患
者血液中の酸素付加されたヘモグロビンにより吸収される。光のある部分は反射
し、そして患者の指を通じて拡散し光学センサー34に衝突する。光学センサー34
は、光学センサー34に衝突する光強度を反映する電気信号を生じる。電気信号は
、コネクター14により、患者の血液の酸素飽和パーセントを測定しそして適切な
表示を行う遠隔の脈拍酸素濃度計に連絡される。
図２は、本発明の好適な実施態様を採用する脈拍酸素濃度計プローブの分解組
立図で示した斜視図である。図２では、シャーシ40がプローブ10のための基礎を
形成する。好ましくは、シャーシ40は、Alcrynのような可撓性材料から押し出し
成型される。プリント回路板38がシャーシ40上に取り付けられる。好ましくは、
プリント回路板38は、mylarのような可撓性材料から形成される。コネクター14
がプリント回路板38に取り付けられる。コネクター14は、電気的におよび機械的
に両方でプリント回路板38に取り付けられる。可撓性の積層体36が、プリント回
路板38を完全に囲うようにシャーシ40に取り付けられる。プリント回路板38は、
それによって汚染から保護される。
図３はシャーシ40の平面図である。図３は、センサーマウント22および電源マ
ウント42と直線上にある発光ダイオードマウント20を示す。好ましくは、発光ダ
イオードマウント20およびセンサーマウント22は、シャーシ40中で穴を備える。
好ましくは、電源マウント42はシャーシ40中で凹部を備える。これらは、プリン
ト回路板38上に取り付けられた能動回路部品のための機械的空隙を提供する。
図４は、図３のセクションAAで切り取った断面で示したシャーシ40の側面図で
ある。図４は、シャーシ40の上部表面における曲面44、46を示す。曲面44は第１
の指位置決め器16に位置する。曲面46は第２の指位置決め器18に位置する。プロ
ーブ10が患者の指上の適所にあるとき、曲面44、46は、指の表面およびエッジに
係合し、側面方向の滑りを防ぐ。
図５は、本発明を採用する脈拍酸素濃度計プローブのプリント回路板38の平面
図である。図５は、プリント回路板38の好適な大きさを示す。トレース52が、プ
リント回路板38の表面上に位置し、そして好ましくは銅のような可撓性のまたは
展性のある電気導電体から形成される。プローブ10が使用されるとき、トレース
52は、図示されていないが、コネクター14と電気的接触にある。トレース52は、
電気信号、電源電圧およびプローブ10の能動部品とコネクター14との間の接地電
位を運ぶ。図５はまた、プリント回路板38上に取り付けられた発光ダイオード48
、49を示す。発光ダイオード48、49は、例えば、共融結合により、プリント回路
板38にしっかり取り付けられる。好ましくは、発光ダイオード48、49は、赤色光
に相当する波長を有する光および赤外光に相当する波長を有する光を発する。図
５はまた、プリント回路板38上のセンサーマウント22およびモジュールマウント
50を示す。
図６は、本発明の好適な実施態様を採用する脈拍酸素濃度計プローブのインタ
ーフェースモジュール54の平面図である。インターフェースモジュール54は、例
えば、共融結合により、モジュールマウント50で、プリント回路板38に硬く取り
付けられる。電圧調節器56がインターフェースモジュール54上に取り付けられる
。好ましくは、電圧調節器56は集積回路として構成される。
インターフェースモジュール54はまた、抵抗器58および抵抗器60を備える。好
ましくは、抵抗器58、60は、インターフェースモジュール54の表面上にプリント
された導電性インクから形成される。インターフェースモジュール54がアセンブ
ルされ、そして試験されるとき、好ましくは、抵抗器58、60は、正確な値に整え
られ得る。レーザートリミングは、抵抗器58、60が±１%の製造許容誤差を有す
ることを確実にする。相互連結金属62が、インターフェースモジュール54の表面
上に位置し、そして抵抗器58、60と電圧調節器56とを連結する。
図６に例示される実施態様では、インターフェースモジュール54は、入力端子
64、出力端子66、調整端子68、感知端子70、電圧出力端子72および接地連結端子
73を備える。これらの端子64、66、68、70、72、73は、プリント回路板38に連結
する。電圧調節器56は、これらの端子64、66、68、70、72、73に、ワイヤ結合74
により連結される。
図７は、本発明の好適な実施態様を採用する脈拍酸素濃度計プローブの回路の
概略図である。図７では、端子78、80、82、84、86は、コネクター14に連結され
る。図７は、発光ダイオード48、49、工学センサー34、電圧調節器56、抵抗器58
、60およびコンデンサー76を示す。発光ダイオード48、49は、端子78、80と端子
86との間に連結される。光学カップラー30は、端子82と端子86との間に連結され
る。好ましくは、端子88は、インターフェースモジュール54(図６参照)の入力端
子64に連結される。好ましくは、端子84は、インターフェースモジュール54(図
６)の出力端子66に連結される。好ましくは、端子84は、インターフェースモジ
ュール54(図６)の接地連結73に連結される。好ましくは、端子86は、システムの
接地に連結される。図７に示される好適な実施態様では、端子88は、好ましくは
０〜５ボルトの範囲内のシステム電圧(図示していない)に連結される。
コンデンサー76は、端子84で発生する出力電圧から、低周波および高周波の電
気的ノイズを取り除く。このようなノイズは、その供給源を、他の近隣の試験装
置により、またはプローブ10が幼児のような動く患者に取り付けられるとき、プ
ローブが患者に対して動くような動作アーティファクトとして引き起こされる電
波放射で有する。
好ましい実施態様では、電圧調節器56は、好ましくは、端子84で出力電圧を提
供する正確に調節可能な電圧調節器であり、これは、温度および供給電圧の変動
に対して実質的に不変であり、かつこれらの特性を、約−55℃から約＋150℃ま
での稼働範囲にわたって維持する。
作動中は、発光ダイオード48、49は、コネクター14により遠隔の脈拍酸素濃度
計(図７では示されていない)から信号を受ける。応答中は、発光ダイオード48、
49は、赤色光および赤外光を患者の組織に向ける。発せられた光の一部分は、患
者の血液中の酸素付加されたヘモグロビンにより吸収される。平衡した光が組織
を通過し、そして光学センサー34に入射する。光学センサー34は、入射光の強度
を感知し、そしてその強度を示す電気信号を生じる。この電気信号は、コネクタ
ー14を経由して遠隔の脈拍酸素濃度計に連絡される。
遠隔の脈拍酸素濃度計は、この電気信号を受け、そして当該技術分野で公知の
方法で酸素飽和パーセントを計算する。計算は、吸光係数の使用を含み、吸光係
数の値は、入射光の波長に依存する。多くの商業的に入手可能な脈拍酸素濃度計
システムは、適合するプローブに含まれる発光ダイオードにより発出される光の
波長に対する標準値を特定し、例えば、赤色LEDは660nmの波長を有し、そして赤
外LEDは、904nmの波長を有する。次いで、酸素濃度計システムは、特定されたLE
D波長に対応する吸光係数を用いて酸素飽和パーセントを計算する。
その他の脈拍酸素濃度計システムは、適合するプローブについて特定のLED波
長を規定せず、むしろ波長の範囲を規定する。次いで、このプローブは、抵抗器
のようなコーディング手段をさらに備えなければならず、酸素濃度計システムに
、プローブとアセンブルされるLEDの波長の正確な値を連絡する。このようなシ
ステムにおける脈拍酸素濃度計は、コーディング抵抗器を通って電流を通過させ
、脈拍酸素濃度計システムにより読まれ得る参照電圧を発生する定電流電源を備
える。脈拍酸素濃度計システムは、参照電圧を用いて、半導体メモリー内に位置
する調査表から、適切な吸光係数を決定する。この技法を用いることにより、±
nmのような、広い許容範囲を有する安価なLEDを安価に利用可能である。LED波長
を特定する脈拍酸素濃度計システムでは、発光ダイオード48、49は、プローブ10
がアセンブルされ特定された値に対応するときに選択され得る。プローブ10がこ
のような脈拍酸素濃度計システムとともに用いられる適用では、電圧調節器56は
システムに干渉しない。
使用されるLED波長の範囲を許容し、かつプローブ中で採用されるLEDの波長を
識別するためにプローブからの参照電圧を必要とする脈拍酸素濃度計システムで
は、電圧調節器56が必要な参照電圧を生じ、そしてプローブ10を脈拍酸素濃度計
システムとインターフェースするように構成する。従って、電圧調節器56は、抵
抗器58、60とともに、端子84で、発光ダイオード48、49の波長を反映する正確に
調節された電圧を生じる。脈拍酸素濃度計システムは、端子84上でこの調節され
た電圧を用いて適切な吸光係数を決定する。
電圧調節器56および抵抗器58、60の使用は、コーディグ抵抗器を用いる酸素濃
度計プローブのような先行技術設計に比べ明確な利点を提供する。正確な抵抗器
がなかったなら、そのコストは、１回または２〜３回の使用の後、経済的に廃棄
され得る競合的な価格の酸素濃度計プローブの製造について非常に高価であり得
、抵抗器は、一般に、温度とともにその値がおおいに変動し、かつその規定され
た値が受容不可能な広い許容範囲を示す。
脈拍酸素濃度計システムは、制御された病院環境から離れ、しばしば極端な温
度で、緊急医療処置を提供するために用いられ得る。このような状況では、抵抗
器の値は、酸素濃度計に対して信頼性良く正確に参照電圧を確立できないほどに
大きくて変動し、それによって酸素濃度計により間違った吸光係数が採用され、
不正確な結論が行われた測定から得られ得る。
抵抗器によるこのような信頼性のない作動とは対照的に、電圧調節器56は、温
度および電圧補償参照電圧を生じる。抵抗器58、60は、製造の間にレーザートリ
ミングされ得、参照電圧に対して特定された値の１パーセント以内の正確さを確
実にする。従って、本発明では、適正な参照電圧が、プローブによって遠隔の脈
拍酸素濃度計システムに常に呈示され、それによって、吸光係数について正確な
値が酸素濃度計システムにより採用されることを確実にする。さらに、コンデン
サー76が、偽脈拍情報として出現しそして不正確な読みを生じ得る電気的ノイズ
を取り除く。
記載された詳細な図面および特定の実施例は、本発明の好適な実施態様を記載
するが、これらは例示目的のみのためであり、本発明の装置は、開示された正確
な詳細例および条件に限定されず、しかも添付の請求項により規定される本発明
の思想から逸脱することなく本発明内で種々の改変がなされ得ることが理解され
る。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION The present invention generally relates to an apparatus for measuring spectral absorption by a specific substance in a fluid. More particularly, the present invention relates to a probe device for sensing arterial pulse and blood oxygen saturation in a patient. Background of the Invention There is a need for a system for non-invasively monitoring pulse and arterial oxygen saturation in a patient. Along with blood pressure, pulse rate and blood oxygen saturation are routinely monitored in patients undergoing surgery or receiving emergency medical treatment. Blood pressure and pulse rate provide essential information about the function of the patient's cardiovascular system. Blood oxygen saturation provides information about a patient's ventilation; thus, blood oxygen saturation is a key indicator of a patient's health, whether the patient is a human or another animal. The chemical composition of blood, including oxygen saturation, can be determined by drawing a blood sample and using well-known chemical analysis techniques. However, non-invasive techniques where blood is not drawn are preferred. This is because withdrawing blood from a patient adds additional trauma to the patient. Also, the analysis of blood can be an expensive and time consuming procedure, and may require sophisticated chemical analyzers. Such time and equipment may not be readily assured, especially in the context of emergency medical care away from hospitals or other health care facilities. A better technique uses non-invasive probes that can be discarded after one or two or three uses, are simple, and inexpensive to manufacture and use. With such a non-invasive probe, simple, routine and portable measurement techniques can provide routine information such as pulse and blood oxygen saturation. One method for non-invasively measuring the blood oxygen content of a patient is disclosed in U.S. Pat. No. 2,414,747 to Kirschbaum entitled "Method and Apparatus for Controlling the Blood Oxygen Content of Living Animals". Including monitoring the color of the blood. However, Kirschbaum's sensing device is coupled to an additional oxygenator that limits its portability. Kirschbaum does not provide a portable probe. In addition, Kirschbaum probes must be re-calibrated for each use to account for differences in each patient and differences in the lamp used in the probe. The use of red and infrared light sources in an oximeter is disclosed in U.S. Pat. No. 2,640,389 by Liston for an "oximeter". Liston's light source is a gas tube containing neon and argon that emits light when electrically excited. Such gas lines limit the portability and robustness of Liston's system. Also, the List on probe is not actually discardable because the manufacture of the tube is relatively expensive. A similar technique using red and infrared light in an oximeter is described in "Method and Apparatus for Continuously Monitoring Blood Oxygenation, Blood Pressure, Pulse Rate, and Blood Pressure Pulse Curve Utilizing an Ear Oximeter as a Transducer." No. 3,412,729 to Smith. Smith also uses the data from the probe to provide blood pressure information. Smith's oximeter uses a light glass sphere as a source of red and infrared energy. The use of expensive fragile elements, such as light glass spheres, limits the robustness and disposability of Smith's device and is unsuitable for emergency medical procedures, for example, in remote locations. Infrared light has also been used to measure blood analyte concentrations. As disclosed in U.S. Pat.No. 4,882,492 to Schlager for "Non-invasive near-infrared measurement of blood analyte concentration", near-infrared light having wavelengths greater than 1800 nanometers (nm) is And sensed to measure the concentration of an analyte such as glucose in the blood. However, as is well known in the art, the measurement of oxygen saturation is preferably achieved using both red and infrared light energy at wavelengths below 1000 nm. The Kirschbaum, Liston, Smith and Schlager probes are preferably attached to the patient's ear. U.S. Pat. No. 4,865,038 to Rich et al. For "Sensor Devices for Non-Invasive Monitoring" discloses a flexible probe that can be removably attached to a finger or other appendage. This probe has the advantage of providing the ability to adapt while maintaining a secure attachment to the limb. For head and neck medical procedures, ear probes can be inconvenient and obstruct access to the head and neck. The ability to attach the probe to a finger, toe or other outer limb provides added flexibility and convenience, and keeps the probe from interfering with other procedures. U.S. Pat. No. 4,825,872 to Tan et al. For "Finger Sensor for Pulse Oximetry System" discloses a similar probe that is inflated and deflated and held on the finger by an inflatable side panel that properly engages the finger. Rich et al. Also disclose the use of semiconductor devices that produce red and infrared energy toward the patient's blood and the use of semiconductor engineering sensors to detect light that is not absorbed by the blood. More specifically, a semiconductor light emitting diode (LED) is used. Because they offer advantages such as small size, ruggedness, easy interface with other semiconductor circuits used in oximeters, long life, and outputs with wavelengths that are stable over time. is there. As is well known in the art, the transmission of light having a wavelength of about 660 nm (ie, red light) through blood is strongly affected by the amount of oxygenated hemoglobin present in the blood. Also, as is well known in the art, the transmission of light having a wavelength of about 940 nm (ie, infrared light) is substantially unaffected by the amount of oxygenated hemoglobin present. Using these phenomena, and by emitting red and infrared light through the patient's muscle tissue, the percent saturation of oxygenation in the patient's blood can be measured. The oximeter according to the present invention measures blood oxygen saturation based on the light intensity received by the optical sensor and an LED of known wavelength. The wavelength of the absorbed light defines the extinction coefficient used by the oximeter to calculate blood oxygen concentration in a manner known in the art. As a result, the oximeter must be calibrated to the wavelength of the LED employed in the probe. However, different wavelengths of LED light that require coefficients having different values can be employed to measure blood oxygen concentration. That is, if a probe with a first LED having a first wavelength is replaced by a probe with a second LED having a different second wavelength, the oximeter will calculate the blood oxygen saturation. Different coefficients must be used. Oximeters using such probes must therefore be re-calibrated each time the probe is replaced to maintain measurement consistency and accuracy of results. U.S. Pat. No. 4,700,708 to New on "Calibrated Optical Oximeter Probe" addressed the need to recalibrate the oximeter when a disposable probe is used. New discloses a technique involving coding means with a resistor in the probe; the value of the resistor corresponds in a predetermined manner to the wavelengths of the red and infrared LEDs used in the probe. When the probe is manufactured, the LEDs are tested to measure their wavelength, and the appropriate coding resistor is selected according to the table. When the probe is connected to the oximeter, a constant current source provided on the oximeter passes current through the resistor, thereby allowing the oximeter to read the value of the resistor. New's oximeter then uses the corresponding look-up table located in the semiconductor memory in the oximeter to determine the appropriate wavelength of the LED in the probe and select the required extinction coefficient. By providing inexpensive components such as LEDs and resistors, and by eliminating the need to recalibrate the oximeter when the probe is replaced, New offers a truly disposable probe. The LEDs described by New are selected from batches having only generally known properties. More specifically, the wavelength tolerance of the LED is relatively large relative to the range allowed by the oximeter. For example, the manufacturing tolerance of an LED can be ± 20 nm. That is, an LED identified by the manufacturer as having a wavelength of 660 nm actually has a wavelength in the range of 640 nm to 680 nm. To accurately determine the appropriate extinction coefficient and thereby obtain an accurate measurement, the oximeter must make calculations based on the actual LED wavelength within an acceptable range of less than 5 nm. Consequently, the use of a resistor that codes the value of the wavelength is a necessary step in providing a disposable probe. Without a resistor present to code the LED wavelength, New's oximeter would not work. To minimize the cost of manufacturing an oximeter probe, New recommends using low-cost LEDs with large manufacturing tolerances and the use of resistors to code the exact value of the LED wavelength that is within that tolerance. Offered. Many existing oximeter systems typically do not rely on the coding of LED wavelength values. Improved LED manufacturing technology has resulted in inexpensive availability of tight-tolerance LEDs as low as ± 2 nm. As a result, the coding and survey tables disclosed in New are not required in competing oximeter systems. Competing systems define a median for LED wavelengths, for example, 660 nm and 940 nm, and then provide each adaptive probe with an LED having these wavelengths. In addition, the oximeter probe disclosed by New has several disadvantages. To keep manufacturing costs low, coding resistors have a large tolerance and a large temperature coefficient of resistance. At extreme temperatures, the coding resistor can vary considerably from its normal value, giving rise to the possibility that inaccurate extinction coefficients can be read from a look-up table by an oximeter. Oximeter systems are used not only in the freshly controlled environment of the operating room, but also in extreme environmental temperature situations in the sense of emergency medical procedures. As a result, the operating temperatures of such systems can range from less than 0 ° F to more than 100 ° F. Under these extreme circumstances, means are needed to more accurately interface the probe to the oximeter. Also, the probe disclosed by New is susceptible to noise which can cause inaccurate readings. Low frequency noise can be misinterpreted by the oximeter as pulsating information. Such noise is transmitted through the environment, such as from other nearby test equipment or from motion artifacts resulting from movement of the outer limbs of the body to which the probe is attached. With. Probes that avoid the coding techniques disclosed by New also provide economical manufacturing. The use of tightly toleranced LEDs eliminates the need to maintain multiple stocks of LEDs of different wavelengths. A single bin device can be used, reducing storage costs. The step of testing the LED wavelength is eliminated. Further, the step of matching the resistor to the LED wavelength is eliminated. Using accurate LEDs and eliminating coding resistors greatly reduces manufacturing costs and complexity. Thus, it can accurately interface with multiple types of oximeter systems, including oximeters that use coding resistors, and oximeters that define a central wavelength value, as well as accuracy that is characteristic of extreme and normal environments. There is a need for an oximeter probe that provides reliable measurement, reduces sensitivity to noise interference, and is inexpensive enough to manufacture so that it can be economically discarded after one or two or three uses. I do. Summary of the Invention The present invention provides an apparatus for measuring the spectral absorption by a specific substance in a fluid and displaying the spectral absorption on a remote display device. The device of the present invention comprises an energy source that emits energy having one or more characteristic wavelengths; senses the energy emitted by the energy source and produces an electrical output indicative of the spectral absorption of energy by the substance. Sensing means for generating; an interface device for generating a reference voltage that interacts with a remote display device; a support structure for supporting other elements in proximity to the fluid; and a connector for communicating the electrical output to the remote display device. Prepare. In a preferred embodiment of the invention, the energy source comprises at least one light emitting diode. Preferably, the energy source emits both red light and infrared light. In a preferred embodiment of the present invention, the interface means includes a voltage regulator. The present invention further provides a pulse oximeter probe that non-invasively measures vascular oximetry and pulse frequency in a patient. The pulse oximeter probe of the present invention comprises one or more light emitting diodes that direct light having a predetermined wavelength into the patient's tissue; the light emitted by the light emitting diodes is sensed and sensed. A sensor that produces an electrical signal that reflects an amount of energy; a power supply that produces a substantially constant output voltage, the voltage reflecting a predetermined wavelength of the light emitting diode; And an assembly structure for supporting adjacent tissue. In a preferred embodiment of the present invention, the light emitting diode of the pulse oximeter probe of the present invention emits light having a wavelength corresponding to red light and infrared light. Preferably, the power supply is independent of fluctuations in supply voltage and temperature. Further, the pulse oximeter preferably includes a connector for communicating an electrical signal from the sensor and an output voltage from the power supply to a remote display device. The present invention still further provides a pulse oximeter probe that non-invasively senses the arterial pulse frequency and oxygen saturation percentage of the blood of a living patient and communicates with a display device. The pulse oximeter probe of the present invention is a light emitting diode responsive to a display device for directing light energy into a patient's tissue, wherein the light energy is applied to the patient according to a known extinction coefficient corresponding to a predetermined wavelength. A light emitting diode that is partially absorbed by blood and partially reflected by blood; a sensor that senses the intensity of light energy from the light emitting diode and not absorbed by blood; A sensor that converts the intensity of light energy into an electrical signal; a voltage that reflects the predetermined wavelength and extinction coefficient, and is substantially independent of variations in temperature or supply voltage and electrical noise, and the display device Precise voltage regulator means for producing a voltage that interacts with the one; Comprising a connector to contact and the electrical signals and voltage to the display device; diode, the sensor, and the support structure to removably support the accurate voltage regulator to adjacent tissue of the patient. In a preferred embodiment of the present invention, the support structure of the pulse oximeter probe of the present invention includes a structure for bonding the probe to a patient's finger. Preferably, said light emitting diode is responsive to a control signal from said display device, said control signal being communicated from said display means to said light emitting diode, preferably by said connector. Further objects and features of the present invention will be apparent from the following specification and claims when considered in conjunction with the accompanying drawings, which illustrate preferred embodiments of the invention. Detailed description of the drawings FIG. 1 is a perspective view of a pulse oximeter probe employing a preferred embodiment of the present invention. FIG. 2 is an exploded perspective view of a pulse oximeter probe employing a preferred embodiment of the present invention. FIG. 3 is a plan view of a chassis of a pulse oximeter probe employing the present invention. FIG. 4 is a side view of the chassis of FIG. 3 taken along section AA of FIG. FIG. 5 is a plan view of a printed circuit board of a pulse oximeter probe employing a preferred embodiment of the present invention. FIG. 6 is a plan view of an interface module of a pulse oximeter probe employing a preferred embodiment of the present invention. FIG. 7 is a schematic diagram of a pulse oximeter probe circuit employing a preferred embodiment of the present invention. Detailed description of the invention FIG. 1 is a perspective view of a pulse oximeter probe employing a preferred embodiment of the present invention. In FIG. 1, a pulse oximeter probe 10 includes an assembly 12 and a connector 14. Connector 14 provides electrical connection to a remote pulse oximeter (not shown), and mechanical support and strain relief for assembly 12. The assembly 12 includes a first finger locator 16 and a second finger locator 18. The finger locators 16 and 18 are recesses formed in the assembly 12 that grip the probe 10 into the patient's finger. Probe 10 may also engage a patient's toes or other external limbs of the body. Assembly 12 is preferably formed from a flexible material that is impermeable to dirt and oil and that can be easily wiped clean with water or alcohol (eg, Alcryn sold by DuPont Corp). In FIG. 1, the assembly 12 is shown in its stored, unbent position. In use, the assembly 12 is preferably folded along a centerline 24. Thus, the first finger locator 16 engages the bottom surface of the patient's finger and the second finger locator 18 engages the top surface of the patient's finger. A tie tab 28 is attached to the assembly 12. The underside of the tie tab 28 is coated with an adhesive material 30. When the probe 10 is not used, the adhesive material 30 is protected and covered by the paper strip 26. The paper strip 26 prevents dirt and other contaminants from contacting the adhesive material 30. When the probe 10 is placed on the patient's finger, the assembly 12 bends along the centerline 24, causing the finger positioners 16, 18 to engage the patient's finger. The paper strip 26 is removed and the adhesive material 30 is exposed. The tie tabs 28 are then folded to secure the assembly 12 in place on the patient's finger. Tying tabs 28 adhere to assembly 12 and to each other by adhesive material 30. Preferably, the probe 10 is securely held in place on the patient's finger to ensure a fit that does not interfere with blood circulation in the patient's finger. The use of the adhesive material 30 allows the probe 10 to be reused multiple times on one or more patients before being discarded. The assembly 12 includes an LED mount 20 and a sensor mount 22. One or more light emitting diodes 32 are mounted in the LED mount 20. Preferably, two light emitting diodes, one having a wavelength corresponding to red light and one having a wavelength corresponding to infrared light, are mounted in the LED mount 20. An optical sensor 34 sensitive to the wavelength of light emitted by the light emitting diode 32 mounted in the LED mount 20 is mounted in the sensor mount 22. Preferably, the optical sensor 34 converts the light intensity impinging on the optical sensor 34 into an electrical signal, such as a current. In operation, the probe 10 is adapted to the patient's finger. Light emitting diodes 48, 49 respond to signals communicated by connector 14 from a remote pulse oximeter. The light emitting diodes 48, 49 direct light of a predetermined wavelength to the finger of the patient. For example, light emitting diodes 48, 49 may direct red light having a wavelength of 660 nm and infrared light having a wavelength of 2940 nm to a patient's finger. As is well known in the art, certain portions of the light are absorbed by oxygenated hemoglobin in the patient's blood. Some of the light is reflected and diffuses through the patient's finger and strikes the optical sensor 34. Optical sensor 34 produces an electrical signal that reflects the intensity of light that strikes optical sensor 34. The electrical signal is communicated by connector 14 to a remote pulse oximeter that measures the percent oxygen saturation of the patient's blood and provides an appropriate display. FIG. 2 is an exploded perspective view of a pulse oximeter probe employing a preferred embodiment of the present invention. In FIG. 2, chassis 40 forms the basis for probe 10. Preferably, the chassis 40 is extruded from a flexible material such as Alcryn. A printed circuit board 38 is mounted on the chassis 40. Preferably, printed circuit board 38 is formed from a flexible material such as mylar. Connector 14 is attached to printed circuit board 38. Connector 14 is attached to printed circuit board 38 both electrically and mechanically. A flexible laminate 36 is attached to the chassis 40 completely surrounding the printed circuit board 38. The printed circuit board 38 is thereby protected from contamination. FIG. 3 is a plan view of the chassis 40. FIG. 3 shows the light emitting diode mount 20 in line with the sensor mount 22 and the power supply mount 42. Preferably, the light emitting diode mount 20 and the sensor mount 22 are provided with holes in the chassis 40. Preferably, power mount 42 comprises a recess in chassis 40. These provide mechanical clearance for active circuit components mounted on printed circuit board 38. FIG. 4 is a side view of the chassis 40 shown in section taken along section AA in FIG. FIG. 4 shows the curved surfaces 44 and 46 on the upper surface of the chassis 40. The curved surface 44 is located on the first finger positioner 16. The curved surface 46 is located on the second finger positioner 18. When the probe 10 is in place on the patient's finger, the curved surfaces 44, 46 engage the finger surfaces and edges and prevent lateral slippage. FIG. 5 is a plan view of a printed circuit board 38 of a pulse oximeter probe employing the present invention. FIG. 5 shows a preferred size of the printed circuit board 38. Traces 52 are located on the surface of printed circuit board 38 and are preferably formed from a flexible or malleable electrical conductor such as copper. When probe 10 is used, trace 52 is in electrical contact with connector 14, not shown. Traces 52 carry electrical signals, power supply voltages, and ground potential between the active components of probe 10 and connector 14. FIG. 5 also shows light emitting diodes 48, 49 mounted on printed circuit board 38. Light emitting diodes 48, 49 are securely attached to printed circuit board 38, for example, by eutectic bonding. Preferably, the light emitting diodes 48, 49 emit light having a wavelength corresponding to red light and light having a wavelength corresponding to infrared light. FIG. 5 also shows the sensor mount 22 and the module mount 50 on the printed circuit board 38. FIG. 6 is a plan view of an interface module 54 of a pulse oximeter probe employing a preferred embodiment of the present invention. The interface module 54 is rigidly attached to the printed circuit board 38 at the module mount 50, for example, by eutectic bonding. A voltage regulator 56 is mounted on the interface module 54. Preferably, voltage regulator 56 is configured as an integrated circuit. The interface module 54 also includes a resistor 58 and a resistor 60. Preferably, resistors 58, 60 are formed from conductive ink printed on the surface of interface module 54. When the interface module 54 is assembled and tested, preferably, the resistors 58, 60 can be trimmed to the correct values. Laser trimming ensures that resistors 58, 60 have a ± 1% manufacturing tolerance. An interconnect metal 62 is located on the surface of the interface module 54 and connects the resistors 58, 60 and the voltage regulator 56. In the embodiment illustrated in FIG. 6, the interface module 54 includes an input terminal 64, an output terminal 66, an adjustment terminal 68, a sensing terminal 70, a voltage output terminal 72, and a ground connection terminal 73. These terminals 64, 66, 68, 70, 72, 73 connect to the printed circuit board 38. The voltage regulator 56 is connected to these terminals 64, 66, 68, 70, 72, 73 by wire bonds 74. FIG. 7 is a schematic diagram of a pulse oximeter probe circuit employing the preferred embodiment of the present invention. In FIG. 7, the terminals 78, 80, 82, 84, 86 are connected to the connector 14. FIG. 7 shows the light emitting diodes 48, 49, the engineering sensor 34, the voltage regulator 56, the resistors 58, 60 and the capacitor 76. The light emitting diodes 48 and 49 are connected between the terminals 78 and 80 and the terminal 86. The optical coupler 30 is connected between the terminal 82 and the terminal 86. Preferably, terminal 88 is coupled to input terminal 64 of interface module 54 (see FIG. 6). Preferably, terminal 84 is connected to output terminal 66 of interface module 54 (FIG. 6). Preferably, terminal 84 is connected to ground connection 73 of interface module 54 (FIG. 6). Preferably, terminal 86 is coupled to system ground. In the preferred embodiment shown in FIG. 7, terminal 88 is coupled to a system voltage (not shown), preferably in the range of 0-5 volts. Capacitor 76 removes low frequency and high frequency electrical noise from the output voltage generated at terminal 84. Such noise can be caused by radio emissions caused by the source of the probe being moved by other nearby test equipment, or as an artifact of the probe moving relative to the patient when the probe is attached to a moving patient, such as an infant. With. In a preferred embodiment, voltage regulator 56 is preferably a precisely adjustable voltage regulator that provides an output voltage at terminal 84, which is substantially invariant to temperature and supply voltage variations. And maintain these properties over an operating range from about -55 ° C to about + 150 ° C. In operation, light emitting diodes 48, 49 receive a signal from a remote pulse oximeter (not shown in FIG. 7) via connector 14. In response, light emitting diodes 48, 49 direct red and infrared light to the patient's tissue. A portion of the emitted light is absorbed by oxygenated hemoglobin in the patient's blood. The balanced light passes through the tissue and enters the optical sensor 34. Optical sensor 34 senses the intensity of the incident light and produces an electrical signal indicative of the intensity. This electrical signal is communicated via connector 14 to a remote pulse oximeter. A remote pulse oximeter receives this electrical signal and calculates the percent oxygen saturation in a manner known in the art. The calculation involves the use of an extinction coefficient, the value of which depends on the wavelength of the incident light. Many commercially available pulse oximeter systems specify a standard value for the wavelength of light emitted by the light-emitting diodes contained in the matching probe, for example, a red LED has a wavelength of 660 nm, and Infrared LEDs have a wavelength of 904 nm. The oximeter system then calculates the percent oxygen saturation using the extinction coefficient corresponding to the specified LED wavelength. Other pulse oximeter systems do not specify a specific LED wavelength for the matching probe, but rather a range of wavelengths. The probe must then further comprise coding means, such as a resistor, to inform the oximeter system of the exact value of the wavelength of the LED assembled with the probe. The pulse oximeter in such a system includes a constant current power supply that passes current through a coding resistor and generates a reference voltage that can be read by the pulse oximeter system. The pulse oximeter system uses the reference voltage to determine an appropriate extinction coefficient from a look-up table located in the semiconductor memory. By using this technique, inexpensive LEDs having a wide tolerance range, such as ± nm, can be used at low cost. In a pulse oximeter system that specifies the LED wavelength, the light emitting diodes 48, 49 may be selected when the probe 10 is assembled and corresponds to the specified value. In applications where the probe 10 is used with such a pulse oximeter system, the voltage regulator 56 will not interfere with the system. In a pulse oximeter system that allows a range of LED wavelengths to be used and requires a reference voltage from the probe to identify the wavelength of the LED employed in the probe, the voltage regulator 56 requires the reference A voltage is generated and probe 10 is configured to interface with a pulse oximeter system. Thus, the voltage regulator 56, along with the resistors 58, 60, produces at the terminal 84 a precisely regulated voltage that reflects the wavelength of the light emitting diodes 48, 49. The pulse oximeter system uses this adjusted voltage on terminal 84 to determine the appropriate extinction coefficient. The use of voltage regulator 56 and resistors 58, 60 provides distinct advantages over prior art designs, such as oximeter probes that use coding resistors. Without accurate resistors, the cost could be very expensive for the production of competitively priced oximeter probes that could be economically discarded after one or a few uses, Resistors generally exhibit widely varying values with temperature and their specified values are unacceptable. Pulse oximeter systems can be used to provide emergency medical treatment, often at extreme temperatures, away from a controlled hospital environment. In such a situation, the value of the resistor fluctuates so large that the reference voltage cannot be reliably and accurately established for the oximeter, thereby causing the oximeter to adopt the wrong extinction coefficient, and Accurate conclusions can be obtained from the measurements made. In contrast to such unreliable operation by resistors, voltage regulator 56 produces a temperature and voltage compensated reference voltage. Resistors 58, 60 can be laser trimmed during manufacture to ensure accuracy within one percent of the specified value relative to the reference voltage. Thus, in the present invention, the proper reference voltage is always presented to the remote pulse oximeter system by the probe, thereby ensuring that the correct value for the extinction coefficient is adopted by the oximeter system. In addition, a capacitor 76 filters out electrical noise that may appear as spurious pulse information and cause inaccurate readings. Although the detailed drawings and specific examples described describe preferred embodiments of the present invention, they are for illustrative purposes only, and the devices of the present invention may be modified by the precise details and conditions disclosed. It is understood that various modifications may be made within the present invention without departing from the spirit of the invention as defined by the appended claims.
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(81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，
ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，Ｍ
Ｃ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ
，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，
ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ)，
ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，Ｃ
Ｈ，ＣＮ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ
，ＧＥ，ＨＵ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，
ＫＺ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，Ｍ
Ｎ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ
，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＴ，ＵＡ，
ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ
(72)発明者 ヤング，ロバート エル.
アメリカ合衆国 ウィスコンシン 53186,
ウォークシャー，シャディーウッド コー
ト エヌ27 ダブリュー22207
(72)発明者 ハインゼルマン，バート ディー.
アメリカ合衆国 ニュージャージー
07670，テナフライ，シャーウッド ロー
ド 17────────────────────────────────────────────────── ───
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DK, ES, FR, GB, GR, IE, IT, LU, M
C, NL, PT, SE), OA (BF, BJ, CF, CG
, CI, CM, GA, GN, ML, MR, NE, SN,
TD, TG), AP (KE, MW, SD, SZ, UG),
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KZ, LK, LR, LT, LU, LV, MD, MG, M
N, MW, MX, NO, NZ, PL, PT, RO, RU
, SD, SE, SG, SI, SK, TJ, TT, UA,
UG, UZ, VN
(72) Inventor Young, Robert El.
United States Wisconsin 53186,
Walkshire, Shadywood Co
To 27 27W 22207
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United States New Jersey
07670, Tenafly, Sherwood Row
C 17