RU2199723C2 - Источник света с регулируемой длиной волны для оксигемометра - Google Patents
Источник света с регулируемой длиной волны для оксигемометра Download PDFInfo
- Publication number
- RU2199723C2 RU2199723C2 RU98100085/28A RU98100085A RU2199723C2 RU 2199723 C2 RU2199723 C2 RU 2199723C2 RU 98100085/28 A RU98100085/28 A RU 98100085/28A RU 98100085 A RU98100085 A RU 98100085A RU 2199723 C2 RU2199723 C2 RU 2199723C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- wavelength
- led
- light
- specified
- current
- Prior art date
Links
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims abstract description 60
- 230000008859 change Effects 0.000 claims abstract description 59
- 238000000034 method Methods 0.000 claims abstract description 45
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims description 41
- 239000008280 blood Substances 0.000 claims description 39
- 210000004369 blood Anatomy 0.000 claims description 39
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 36
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 claims description 36
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 claims description 36
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 34
- 230000004044 response Effects 0.000 claims description 25
- 238000012360 testing method Methods 0.000 claims description 24
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 18
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 13
- 108010003320 Carboxyhemoglobin Proteins 0.000 claims description 9
- 238000011161 development Methods 0.000 claims description 2
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 claims description 2
- 230000001276 controlling effect Effects 0.000 claims 1
- 230000004907 flux Effects 0.000 claims 1
- 239000000523 sample Substances 0.000 abstract description 58
- 238000005259 measurement Methods 0.000 abstract description 28
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 4
- 238000013459 approach Methods 0.000 abstract description 3
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 239000000470 constituent Substances 0.000 description 23
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 17
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 15
- 108010064719 Oxyhemoglobins Proteins 0.000 description 14
- 108010054147 Hemoglobins Proteins 0.000 description 13
- 102000001554 Hemoglobins Human genes 0.000 description 13
- 238000002496 oximetry Methods 0.000 description 13
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 9
- 230000002829 reductive effect Effects 0.000 description 8
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 7
- 206010012601 diabetes mellitus Diseases 0.000 description 7
- 238000013461 design Methods 0.000 description 6
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 6
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 5
- 239000000463 material Substances 0.000 description 5
- UGFAIRIUMAVXCW-UHFFFAOYSA-N Carbon monoxide Chemical compound [O+]#[C-] UGFAIRIUMAVXCW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 4
- 210000001367 artery Anatomy 0.000 description 4
- 230000009286 beneficial effect Effects 0.000 description 4
- 229910002091 carbon monoxide Inorganic materials 0.000 description 4
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 4
- 210000000624 ear auricle Anatomy 0.000 description 4
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 4
- 230000003213 activating effect Effects 0.000 description 3
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 3
- 230000006870 function Effects 0.000 description 3
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 3
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 3
- 239000008186 active pharmaceutical agent Substances 0.000 description 2
- 238000005452 bending Methods 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 2
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 2
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 1
- 108010061951 Methemoglobin Proteins 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 1
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 description 1
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 1
- 230000018109 developmental process Effects 0.000 description 1
- 230000004069 differentiation Effects 0.000 description 1
- 238000009792 diffusion process Methods 0.000 description 1
- 230000001747 exhibiting effect Effects 0.000 description 1
- 230000012447 hatching Effects 0.000 description 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 1
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 1
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 1
- 230000036961 partial effect Effects 0.000 description 1
- 230000010287 polarization Effects 0.000 description 1
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 description 1
- 238000002106 pulse oximetry Methods 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 210000003491 skin Anatomy 0.000 description 1
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 1
- 238000004659 sterilization and disinfection Methods 0.000 description 1
- 238000006467 substitution reaction Methods 0.000 description 1
- 230000007306 turnover Effects 0.000 description 1
- 230000003313 weakening effect Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1495—Calibrating or testing of in-vivo probes
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/0205—Simultaneously evaluating both cardiovascular conditions and different types of body conditions, e.g. heart and respiratory condition
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
- A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
- A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases
- A61B5/14552—Details of sensors specially adapted therefor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
- A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
- A61B5/6825—Hand
- A61B5/6826—Finger
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
- A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
- A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
- A61B5/6838—Clamps or clips
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
- G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
- G01J3/02—Details
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
- G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
- G01J3/02—Details
- G01J3/0205—Optical elements not provided otherwise, e.g. optical manifolds, diffusers, windows
- G01J3/0254—Spectrometers, other than colorimeters, making use of an integrating sphere
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
- G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
- G01J3/02—Details
- G01J3/027—Control of working procedures of a spectrometer; Failure detection; Bandwidth calculation
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
- G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
- G01J3/02—Details
- G01J3/0275—Details making use of sensor-related data, e.g. for identification of sensor parts or optical elements
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
- G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
- G01J3/02—Details
- G01J3/0291—Housings; Spectrometer accessories; Spatial arrangement of elements, e.g. folded path arrangements
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
- G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
- G01J3/02—Details
- G01J3/10—Arrangements of light sources specially adapted for spectrometry or colorimetry
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
- G01N21/255—Details, e.g. use of specially adapted sources, lighting or optical systems
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
- G01N21/27—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands using photo-electric detection ; circuits for computing concentration
- G01N21/274—Calibration, base line adjustment, drift correction
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
- G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
- G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
- G01N21/314—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths
- G01N21/3151—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths using two sources of radiation of different wavelengths
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
- G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
- G01N21/39—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry using tunable lasers
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
- A61B2562/08—Sensors provided with means for identification, e.g. barcodes or memory chips
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
- A61B5/024—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate
- A61B5/02416—Detecting, measuring or recording pulse rate or heart rate using photoplethysmograph signals, e.g. generated by infrared radiation
- A61B5/02427—Details of sensor
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01J—MEASUREMENT OF INTENSITY, VELOCITY, SPECTRAL CONTENT, POLARISATION, PHASE OR PULSE CHARACTERISTICS OF INFRARED, VISIBLE OR ULTRAVIOLET LIGHT; COLORIMETRY; RADIATION PYROMETRY
- G01J3/00—Spectrometry; Spectrophotometry; Monochromators; Measuring colours
- G01J3/28—Investigating the spectrum
- G01J2003/2866—Markers; Calibrating of scan
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
- G01N21/31—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry
- G01N21/314—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths
- G01N2021/3144—Investigating relative effect of material at wavelengths characteristic of specific elements or molecules, e.g. atomic absorption spectrometry with comparison of measurements at specific and non-specific wavelengths for oxymetry
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N2201/00—Features of devices classified in G01N21/00
- G01N2201/06—Illumination; Optics
- G01N2201/062—LED's
- G01N2201/0627—Use of several LED's for spectral resolution
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Pathology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Immunology (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Physiology (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Mathematical Physics (AREA)
- Toxicology (AREA)
- Theoretical Computer Science (AREA)
- Pulmonology (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
- Electrochromic Elements, Electrophoresis, Or Variable Reflection Or Absorption Elements (AREA)
- Led Devices (AREA)
- Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)
- Holo Graphy (AREA)
- Control Of Indicators Other Than Cathode Ray Tubes (AREA)
- Lasers (AREA)
- Non-Silver Salt Photosensitive Materials And Non-Silver Salt Photography (AREA)
Abstract
Изобретение относится к калибровке светодиодов и их использованию, в частности, в неинвазивных оксигемометрах. Изобретение позволяет настроить светодиоды (СД) (162) в данном диапазоне путем выбора их тока возбуждения в целях получения точной длины волны. Изобретение обеспечивает способ калибровки и использования зонда (150) СД, чтобы сдвиг в длине волны для известного изменения в токе возбуждения имел известную величину. В общем случае принцип сдвига длины волны для изменений тока возбуждения для СД используется в целях обеспечения более точной калибровки и дополнительной гибкости в использовании датчиков СД, особенно в применениях, где точная длина волны необходима для получения точных измерений. Кроме того, изобретение обеспечивает систему, в которой нет необходимости знать точные длины волн СД, когда точные длины волн были нужны в прошлом, а также способ и устройство для определения рабочей длины волны светоизлучающего элемента, такого как светодиод. 7 с. и 24 з.п. ф-лы, 15 ил.
Description
Изобретение относится в общем случае к более эффективной калибровке и использованию светодиодов. В частности, настоящее изобретение относится к устройству и способу калибровки и использования светодиодов в датчике для использования с оксигемометрической системой.
Светодиоды (СД) используются во многих применениях. В определенных применениях для получения точных измерений требуется знание конкретной длины волны работы СД. Одним из таких применений являются неинвазивные оксигемометры, обычно используемые для наблюдения за насыщением артерий кислородом.
В традиционной для оксигемометрии операции по определению насыщения артерий кислородом световая энергия передается от СД, каждый из которых имеет соответствующую длину волны, через человеческие ткани, несущие кровь. В общем случае СД являются частью датчика, прикрепленного к оксигемометрической системе. При обычном использовании датчик прикреплен к пальцу или к мочке уха. Световая энергия, которая поглощается кровью, обнаруживается фотодетектором и анализируется для определения насыщения кислородом. Дополнительные составные элементы и характеристики крови, такие как насыщение карбоксигемоглобином и рассеяние, могут наблюдаться с использованием дополнительных СД с дополнительными длинами волн.
Патент США 4653498, выданный New Jr. et al., раскрывает импульсный оксигемометр, который использует два СД для обеспечения энергии падающего света с двумя различными, но тщательно выбранными длинами волн.
В традиционных оксигемометрах длина волны каждого СД в датчике должна быть точно известна в целях точного вычисления насыщения кислородом. Однако датчики могут отсоединяться от оксигемометрической системы, чтобы допустить их замену или дезинфекцию.
Когда датчик заменяется, СД нового датчика могут иметь немного отличающуюся длину волны для заранее заданного тока возбуждения СД из-за допусков на изготовление. Соответственно, традиционные оксигемометры снабжены индикацией на оксигемометре конкретной длины волны СД для данного датчика. В одной известной системе для кодирования каждой передачи СД используется резистор. Резистор выбирается так, чтобы иметь значение, указывающее длину волны СД. Оксигемометр считывает величину резистора в датчике и использует величину резистора для определения действительной длины волны СД. Эта процедура калибровки описана в патенте США 4621643, выданном Nellcor, Inc. Такой известный датчик изображен на фиг.1.
В традиционных оксигемометрах, которые обеспечивают индикацию рабочей длины волны каждого СД на каждый датчик, оксигемометрические системы запрограммированы на выполнение требуемых подсчетов для различных длин волн. Это усложняет конструкцию оксигемометрической системы и, следовательно, увеличивает стоимость оксигемометрической системы. Соответственно, было бы выгодно обеспечить датчики, которые проявляют одинаковые характеристики длины волны от датчика к датчику.
Кроме того, традиционные датчики требуют дополнительного СД для каждой дополнительной требуемой длины волны. Для заменяемых датчиков каждый СД может прибавить значительную общую дополнительную цену из-за большого количества датчиков, которые используются в больницах и т.п. Поэтому было бы желательно получить датчик, который обеспечивает более чем одну длину волны от одного СД.
У многих СД наблюдается проявление сдвига длины волны в ответ на изменения в токе возбуждения, рабочем напряжении, температуре или других параметрах настройки, таких как свет, направляемый на СД. Настоящее изобретение включает усовершенствованные способ и устройство для калибровки СД путем использования этого сдвига длины волны. Кроме того, настоящее изобретение включает использование сдвига длины волны, чтобы позволить единственному СД обеспечить более чем одну рабочую длину волны. Добавление длины волны дает возможность наблюдения дополнительных элементов в крови без прибавления дополнительных СД в оксигемометрический датчик.
Настоящее изобретение также включает применение сдвига длины волны в СД для получения физиологических данных относительно насыщения крови кислородом без знания точной рабочей длины волны СД в датчике.
Один аспект настоящего изобретения обеспечивает настроенную светопередающую цепь для передачи световой энергии на заранее выбранной длине волны. Цепь имеет источник тока, сконфигурированный для обеспечения заранее выбранного тока источника со светодиодом, подключенным к этому источнику тока. Светодиод выбран такого типа, в котором проявляется сдвиг в длине волны при сдвиге в выбранном параметре настройки. Выгодно, чтобы параметром настройки являлся ток возбуждения или рабочее напряжение. Резистор настройки, подключенный параллельно светодиоду, имеет величину, выбранную для пропускания по меньшей мере первой части заранее выбранного тока источника, так что вторая часть заранее выбранного тока источника проходит через светодиод. Вторая часть заранее выбранного тока источника выбирается такой, чтобы заставить светодиод вырабатывать световую энергию заранее выбранной длины волны.
В настоящем выполнении настроенная светопередающая цепь содержит также детектор, реагирующий на световую энергию от светодиода для выработки выходного сигнала, индицирующего интенсивность световой энергии.
Другой аспект настоящего изобретения включает способ предварительной калибровки генерирующего свет датчика. Способ включает определенное количество операций. Определяется первый уровень тока, проходящего через источник света, что требуется для работы источника света на заранее выбранной длине волны. Затем определяется второй уровень тока. Второй уровень тока выше, чем первый уровень тока. Второй уровень тока формирует ток возбуждения. Затем выбирается резистор, который при подключении параллельно источнику света формирует настроенную цепь источника света. Резистор выбирается так, что при подключении параллельно источнику света он пропускает значительное количество тока возбуждения, чтобы первый уровень тока проходил через источник света.
Другим аспектом настоящего изобретения является способ обеспечения двух длин волн от одного светодиода. Светодиод выбирается такого типа, который проявляет сдвиг длины волны с изменением в токе возбуждения через светодиод для диапазона токов возбуждения. Источник электрической энергии подключен к светодиоду для обеспечения токов возбуждения. Светодиод приводится в действие первым уровнем тока возбуждения в диапазоне тока возбуждения, чтобы заставить светодиод стать активным и работать на первой длине волны в ответ на первый уровень токов возбуждения. Светодиод затем приводится в действие вторым уровнем тока возбуждения в диапазоне тока возбуждения, отличающимся от первого уровня тока возбуждения, чтобы заставить светодиод стать активным и работать на второй длине волны в ответ на второй уровень тока возбуждения.
В выполнении, где светодиод сконфигурирован для передачи световой энергии к тестируемой среде, способ содержит следующие операции. Когда светодиод работает на первой длине волны, свет передается как первая световая энергия на первой длине волны через тестируемую среду. Первая длина волны выбирается для первого заранее заданного параметра ослабления световой энергии, когда она распространяется через тестируемую среду. Ослабленная световая энергия от светодиода измеряется фотодетектором. Кроме того, когда светодиод работает на второй длине волны, световая энергия передается через тестируемую среду на второй длине волны. Вторая длина волны выбирается для второго заранее заданного параметра ослабления световой энергии, когда она распространяется через тестируемую среду. Ослабленная световая энергия измеряется на второй длине волны от светодиода.
В одном выгодном выполнении способ используется для определения насыщения крови кислородом, и среда при тестировании содержит часть человеческого тела с циркулирующей кровью. В этом выполнении способ включает в себя подключение источника энергии ко второму светодиоду, который работает на третьей длине волны, отличающейся от первой и второй длин волн. Далее, изменение в длине волны между первой и второй длинами волн имеет заранее выбранное значение. Третья световая энергия передается на третьей длине волны через тестируемую среду, и третья световая энергия измеряется после распространения через тестируемую среду. На основании этих измерений определяется насыщение крови кислородом.
В одном выполнении дополнительно к насыщению кислородом могут также определяться параметры, относящиеся к тестируемой среде, когда первая длина волны имеет известное значение, и изменение длины волны между первой и второй длинами волн имеет заранее выбранное значение. В этом выполнении определяется значение второй длины волны и вычисляется другой параметр, относящийся к крови. В одном выполнении этим другим параметром является насыщение карбоксигемоглобином. Альтернативно, другим параметром является рассеяние. Еще одним параметром является метгемоглобин.
При использовании вышеописанных устройств для настройки выгодно, чтобы первый светодиод регулировался регулировочным резистором так, чтобы изменение в длине волны для нарастающего изменения в токе совпадало с изменением заранее выбранной длины волны. Предпочтительно, чтобы регулировка включала в себя помещение регулировочного резистора параллельно первому светодиоду и выбор величины регулировочного резистора, чтобы заставить первый светодиод проявлять заранее выбранное изменение для нарастающего изменения в токе.
Еще один аспект настоящего изобретения обеспечивает оксигемометрический датчик, имеющий первый светоизлучающий прибор, сконфигурированный для выработки света на первой известной длине волны, и резистор параллельно с первым светоизлучающим прибором. Предпочтительно, чтобы первый светоизлучающий прибор содержал светодиод. В одном выполнении резистор содержит кодирующий резистор, имеющий величину, индицирующую первое известное значение длины волны. Величина кодирующего резистора имеет достаточно высокое значение, так что кодирующий резистор эффективно пропускает незначительный ток во время активной работы первого светоизлучающего прибора.
В другом выполнении резистор содержит резистор безопасности, имеющий величину, индицирующую, что оксигемометрический датчик выбран заранее заданного типа. Кроме того, величина резистора безопасности имеет достаточно высокое значение, так что резистор безопасности эффективно пропускает незначительный ток во время активной работы первого светоизлучающего прибора.
Еще один аспект настоящего изобретения включает в себя способ настройки светодиода для работы на заранее заданной длине волны в диапазоне длин волн. Способ включает выбор светодиода, который проявляет сдвиг длины волны в ответ на изменение в токе возбуждения в диапазоне тока возбуждения и приведение светодиода в действие первым током возбуждения. Измеряется длина волны светодиода во время работы на первом токе возбуждения, и если светодиод не работает на заранее выбранной длине волны, ток возбуждения регулируется в диапазоне тока возбуждения до второго тока возбуждения так, чтобы светодиод работал на заранее выбранной длине волны.
Другой аспект настоящего изобретения включает в себя датчик, сконфигурированный для передачи и обнаружения света. Датчик имеет по меньшей мере один светоизлучающий элемент, этот светоизлучающий элемент имеет излучение с центроидной длиной волны передачи. Датчик далее имеет первый и второй фотодетекторы, излучение света светодиодом происходит в процессе ответа первого и второго фотодетекторов. Светоизлучающий элемент сконфигурирован так, чтобы направлять свет от по меньшей мере одного светоизлучающего элемента на первый и второй фотодетекторы. Фильтр, расположенный между вторым фотодетектором и по меньшей мере одним светоизлучающим элементом, имеет диапазон передачи, выбранный так, чтобы включить в себя центроидную длину волны передачи.
В одном выполнении датчик содержит оксигемометрический датчик, а по меньшей мере один светоизлучающий элемент содержит первый и второй светодиоды. Выгодно, чтобы первый светодиод имел центроидную длину волны в красном диапазоне, а второй светодиод имел центроидную длину волны в инфракрасном диапазоне. Выгодно, чтобы фильтр имел диапазон передачи, который включает в себя центроидную длину волны первого светодиода.
В одном выгодном выполнении светонаправляющий элемент содержит собирающую оптическую сферу с первым и вторым фотодетекторами, расположенными вокруг сферы так, чтобы принимать достаточно равные части света от по меньшей мере одного светоизлучающего элемента.
В другом выполнении светонаправляющий элемент содержит светоделительный элемент, расположенный так, чтобы достаточно ровно разделять свет от по меньшей мере одного светоизлучающего элемента и направлять достаточно равные части света на первый и второй фотодетекторы.
Еще один аспект настоящего изобретения включает в себя способ определения центроидной длины волны светоизлучающего элемента. Способ включает обеспечение набора из множества заранее заданных отношений, каждое из этого множества заранее заданных отношений соответствует связанной с ним центроидной длине волны. Свет передается от светоизлучающего элемента на первый элемент обнаружения света для получения первой интенсивности, и свет передается от светоизлучающего элемента через фильтр, который ослабляет свет, на второй элемент обнаружения света для получения второй интенсивности. Затем вычисляется отношение второй интенсивности к первой интенсивности. Это отношение сравнивается с набором заранее заданных отношений для указания центроидной длины волны светоизлучающего элемента.
В одном выполнении первый и второй элементы обнаружения света содержат один и тот же элемент обнаружения света.
Фиг. 1 представляет откалиброванный существующий оксигемометрический зонд.
Фиг. 2 показывает график, иллюстрирующий отношения между коэффициентами затухания трех составных элементов крови по отношению к длине волны передачи света, передаваемого через кровь.
Фиг.3А и 3В показывают примерные характеристики СД.
Фиг. 4А представляет настроенный оксигемометрический датчик в соответствии с одним аспектом настоящего изобретения.
Фиг.4В показывает оксигемометрическую систему с пальцем для наблюдения.
Фиг. 5А и 5В показывают диаграмму одного выполнения резистора для использования в соответствии с настоящим изобретением.
Фиг. 6 показывает усредняющий эффект в длине волны двух одновременно активных СД с близкими длинами волн передачи.
Фиг. 7 показывает выполнение оксигемометрического датчика в соответствии с другим аспектом настоящего изобретения.
Фиг. 8 и 8А показывают примерные выполнения улучшенных откалиброванных оксигемометрических датчиков.
Фиг.9А и 9В показывают альтернативные выполнения датчиков в соответствии с одним аспектом настоящего изобретения, относящиеся в обнаружению длины волны светодиодов.
Фиг. 10А, 10В, 10С и 10D показывают графики, относящиеся к аспекту обнаружения длины волны настоящего изобретения.
Фиг.11 и 11А показывают графики кривых ответов фильтра для различных фильтров в соответствии с аспектом обнаружения длины волны настоящего изобретения.
Фиг. 12-15 показывают четыре различных конфигурации зонда для использования в настоящем изобретении.
Настоящее изобретение в общем случае применимо для использования медицинских зондов и СД. Однако понимание облегчается следующим описанием применения принципов настоящего изобретения к оксигемометрии.
Хорошо известны преимущества неинвазивных методов в наблюдении за насыщением артерий пациента кислородом (или другими составными элементами). В оксигемометрии свет с известной длиной волны передается через тестируемую среду (например, человеческий палец). Световая энергия частично поглощается и рассеивается составными элементами, которые составляют среду, когда свет распространяется через среду. Поглощение и рассеяние световой энергии любым данным составным элементом зависят от длины волны света, проходящего через этот составной элемент, равно как и от нескольких других параметров. Поглощение составным элементом характеризуется тем, что известно как коэффициент затухания.
Фиг.2 представляет примерный график 100 соотношений между коэффициентами затухания трех составных элементов крови по отношению к длине волны света. В частности, кривая 102 иллюстрирует соотношение между коэффициентом затухания оксигемоглобина (гемоглобина, насыщенного кислородом) по отношению к длине волны передачи; вторая кривая 104 иллюстрирует соотношение между коэффициентом затухания восстановленного гемоглобина по отношению к длине волны передачи и третья кривая 106 иллюстрирует отношение между коэффициентом затухания карбоксигемоглобина (гемоглобина, содержащего моноокись углерода) по отношению к длине волны передачи. Это соотношение хорошо известно в уровне техники. Одна длина волны требуется для каждого отдельного составного элемента в среде. Длины волн, использованных для оксигемометрии, выбраны для максимальной чувствительности измерений (например, насыщения кислородом и т. д.). Эти принципы хорошо известны в уровне техники.
Амплитуда энергии, падающей на гомогенные среды, имеющие по меньшей мере один составной элемент при тестировании, примерно относится к амплитуде энергии, передаваемой через среды, следующим образом:
где I0 - энергия, падающая на среду, I - ослабленный сигнал, di - толщина i-го составного элемента, через который проходит световая энергия, εi - коэффициент затухания (поглощения) i-го составного элемента, через который проходит световая энергия (длина оптического пути i-го составного элемента), и сi - концентрация i-го составного элемента в толщине di. Как хорошо известно в уровне техники, это основное соотношение используется для получения насыщения кислородом с использованием традиционных техник оксигемометрии.
где I0 - энергия, падающая на среду, I - ослабленный сигнал, di - толщина i-го составного элемента, через который проходит световая энергия, εi - коэффициент затухания (поглощения) i-го составного элемента, через который проходит световая энергия (длина оптического пути i-го составного элемента), и сi - концентрация i-го составного элемента в толщине di. Как хорошо известно в уровне техники, это основное соотношение используется для получения насыщения кислородом с использованием традиционных техник оксигемометрии.
Следует понимать, что приведенное выше уравнение упрощено в целях обсуждения. Другие факторы, такие как множественное рассеяние, также способствуют результирующему ослаблению световой энергии. Множественное рассеяние обсуждено в печати Джозефом М. Шмиттом (Joseph M. Schmitt) под названием "Simple Photon Diffusion Analysis of the Effects of Multiple Scattering on Pulse Oximetry" ("Простой фотонный диффузионный анализ эффектов множественного рассеяния в пульсовой оксигемометрии") в IEEE Transactions on Biomedical Engineering, том 38, 12 за декабрь 1991 г.
Однако в целях дальнейшего обсуждения будет использоваться упрощенное уравнение (1). В процедурах, основанных на технике оксигемометрии, на точность физиологического измерения влияет точность длины волны светодиодов передачи, поскольку, как показано на фиг.2, коэффициент затухания зависит от длины волны СД передачи. Для получения насыщения кислородом обычно используются два СД, один в красном диапазоне длин волн и один в инфракрасном диапазоне длин волн для получения измерения насыщения для пациента. Как установлено в уравнении (1), коэффициент затухания является критической переменной в уравнении. Соответственно, важно, чтобы оксигемометр был обеспечен информацией о конкретной длине волны СД передачи для датчика. Однако длина волны различных СД, хотя и изготовленных для конкретных длин волн, меняется для одного и того же тока возбуждения от СД к СД из-за допусков на изготовление.
СД, настроенные по длине волны
Один аспект настоящего изобретения обеспечивает устройство и способ настройки каждого СД в датчике так, что прочие длины волн для СД не будут значительно изменяться от датчика к датчику. Настройка выполняется путем использования сдвига длины волны, проявляющегося во многих СД в ответ на изменение в токе возбуждения. Фиг.3А и 3В иллюстрируют этот принцип сдвига длины волны двумя графиками. График 110 фиг.3А показывает (с помощью кривой 112) ток по вертикальной оси и напряжение по горизонтальной оси для обычного СД. График 110 фиг. 3А хорошо известен в уровне техники. В области между осями, обозначенными как А и В, прямо за изгибом кривой 112 длина волны определенных СД сдвигается достаточно линейно в ответ на соответствующее изменение в токе возбуждения или в напряжении. Величина сдвига длины волны на увеличивающееся изменение в токе возбуждения обычно разнится для каждого СД (разработанных для одной и той же длины волны), равно как рабочие длины волн для СД (разработанных для конкретных длин волн) меняются для одного и того же тока от СД к СД.
Один аспект настоящего изобретения обеспечивает устройство и способ настройки каждого СД в датчике так, что прочие длины волн для СД не будут значительно изменяться от датчика к датчику. Настройка выполняется путем использования сдвига длины волны, проявляющегося во многих СД в ответ на изменение в токе возбуждения. Фиг.3А и 3В иллюстрируют этот принцип сдвига длины волны двумя графиками. График 110 фиг.3А показывает (с помощью кривой 112) ток по вертикальной оси и напряжение по горизонтальной оси для обычного СД. График 110 фиг. 3А хорошо известен в уровне техники. В области между осями, обозначенными как А и В, прямо за изгибом кривой 112 длина волны определенных СД сдвигается достаточно линейно в ответ на соответствующее изменение в токе возбуждения или в напряжении. Величина сдвига длины волны на увеличивающееся изменение в токе возбуждения обычно разнится для каждого СД (разработанных для одной и той же длины волны), равно как рабочие длины волн для СД (разработанных для конкретных длин волн) меняются для одного и того же тока от СД к СД.
Фиг. 3В показывает примерный график 120 длины волны СД в ответ на ток возбуждения в области изгиба, показанного на фиг.3А. Этот график показывает в кривой 122 примерный сдвиг длины волны для СД в красном диапазоне в ответ на изменения тока возбуждения. Наклон кривой 122, показанной на фиг.3В, меняется от СД к СД, равно как и диапазон длин волн. Однако для традиционных СД, используемых в оксигемометрии крови, увеличивающийся сдвиг в токе возбуждения через СД вызывает некоторый увеличивающийся сдвиг в длине волны. Поскольку это отношение достаточно линейно в области прямо за изгибом кривой 112, показанной на фиг.3А, в одном предпочтительном выполнении, сдвиг достигается в области за изгибом. График фиг.3В не предназначен для представления всех СД, но лишь для представления одного возможного сдвига длины волны, соответствующего конкретному изменению в токе возбуждения.
Соответственно, одним путем для получения выбранной длины волны является приведение СД в действие с помощью тока, необходимого для получения этой длины волны. Однако это выполнение будет требовать такой конструкции оксигемометра, которая меняет ток возбуждения СД для каждого датчика.
В одном выгодном выполнении во избежание дополнительной сложности конструкции оксигемометрической системы резистор помещается параллельно СД в целях регулировки тока возбуждения через СД до уровня, который отразится в выбранной длине волны. В таком выполнении оксигемометрическая система разработана для работы на выбранной длине волны для каждого СД в датчике. И оксигемометр требует лишь обеспечения фиксированного тока возбуждения. Соответственно, в одном выполнении конструкция оксигемометра проще в том, что она не требует принимать во внимание изменения длин волн от датчика к датчику. Оксигемометр может быть просто разработан для работы на выбранных длинах волн и иметь фиксированный ток возбуждения.
Каждый датчик с СД, изготовленный для оксигемометра, настроен с использованием сдвига длины волны так, что СД в датчике вырабатывают свет с выбранными длинами волн для оксигемометра. Фиг.4А показывает одно выполнение настроенного датчика 150, подключенного к примерной оксигемометрической системе 152, в соответствии с аспектом настройки СД настоящего изобретения.
Датчик 150 проиллюстрирован первым источником 160 света и вторым источником 170 света, обычно светодиодами. Первый настраивающий резистор 162, подключенный параллельно первому СД 160, формирует первую настроенную цепь 164 СД. Аналогично, второй настраивающий резистор 172 подключен параллельно второму СД 170 для формирования второй настроенной цепи 174 СД. Датчик 150 содержит фотодетектор 180. Источник энергии в оксигемометрической системе, такой как устройство 182 возбуждения СД, подключен к настроенным сетям 164, 174 СД для обеспечения заранее заданного тока возбуждения на входе настроенных цепей 164, 174 СД. Выгодно, чтобы устройство 182 возбуждения СД обеспечивало ток только на одну из настроенных цепей 164, 174 СД в любое данное время. Фотодетектор 180 подключен к приемной и согласующей схеме 184 в оксигемометрической системе 152. При работе фотодетектор получает ослабленную световую энергию и отвечает выходным сигналом, представляющим интенсивность измененной световой энергии. Оксигемометрическая система 152 содержит контроллер 190 с поддерживающими ресурсами и дисплеем 192. Оксигемометрическая система принимает сигналы, полученные от датчика 150, и анализирует сигналы, чтобы определить информацию, относящуюся к среде, через которую была передана световая энергия. Следует понять, что оксигемометрическая система показана в упрощенной форме в целях обсуждения. Оксигемометрические системы хорошо известны в уровне техники. Одна возможная оксигемометрическая система содержит оксигемометрическую систему, раскрытую в международной заявке WO 96/12435, опубликованной 2 мая 1996 г. Хорошо известны и другие оксигемометрические системы, и они могут быть использованы для работы на выбранных длинах волн.
Как показано на фиг.4В, для оксигемометрии обычная среда может включать палец 200 или мочку уха, что хорошо известно в уровне техники. Среды, такие как палец и мочка уха, обычно содержат некоторое количество составных элементов, таких как кожа, ткани, мышцы, артериальную и венозную кровь (каждая из которых имеет несколько составных элементов) и жир. Каждый составной элемент поглощает и рассеивает световую энергию конкретной длины волны по-разному из-за различных коэффициентов затухания. При работе в общем случае первый СД 160 излучает падающий свет в ответ на ток возбуждения от устройства 182 возбуждения СД. Свет распространяется через тестируемую среду. Когда передаваемый свет распространяется через среду, он частично поглощается этой средой. Ослабленный свет, выходящий из среды, принимается фотодетектором 180. Фотодетектор 180 вырабатывает электрический сигнал, индицирующий интенсивность ослабленной световой энергии, падающей на фотодетектор 180. Этот сигнал подается в оксигемометрическую систему 152, которая анализирует сигнал для определения характеристик выбранного составного элемента среды, через которую прошла световая энергия.
Настройка теперь объясняется со ссылкой на первый СД 160. Настройка также применима ко второму СД 170. Как объяснено выше, в ответ на конкретный ток возбуждения различные СД отвечают различными длинами волн, хотя бы даже СД были изготовлены для выработки одинаковой длины волны. Настройка первого СД 160 в соответствии с настоящим изобретением включает в себя определение величины тока, требуемого для работы первого СД 160 на выбранной длине волны, и регулировку тока через первый СД 160 для получения выбранной длины волны.
Например, обычные рабочие величины для красных СД, используемых в оксигемометрии, находятся в диапазоне между 645 и 670 нм. Для конкретного выполнения оксигемометра оксигемометр может быть разработан для работы на выбранной длине волны внутри этого диапазона, например 670 нм. Однако СД, изготовленные для выработки выбранной длины волны 670 нм, включают допуски на изготовление обычно ±2-10 нм для одного и того же тока возбуждения. Однако для обычного СД, используемого в оксигемометрии, ток возбуждения может меняться для получения желаемой выходной длины волны для СД. Например, как показано на фиг.3В, представленный СД имеет рабочую длину волны 600 нм для обычного тока возбуждения 50 мА. Если ток возбуждения увеличивается примерно до 85 мА, рабочая длина волны становится выбранной длиной волны настоящего примера (670 нм). Настоящее изобретение получает выгоду от наблюдаемого сдвига длины волны в ответ на изменение тока возбуждения для настройки каждого СД для получения выбранной длины волны, такой как 670 нм.
В целях обсуждения первый СД 160 определен для проявления характеристики длины волны, показанной на фиг.3В. Для настройки первого СД 160 предполагается, что ток возбуждения от устройства 182 возбуждения СД установлен заранее или зафиксирован. В настоящем выполнении ток возбуждения предпочтительно несколько сильнее, чем ток возбуждения, необходимый для приведения одного первого СД 160 в действие (например, 100 мА или больше). Это сделано потому, что первый настраивающий резистор 162 пропускает часть фиксированного тока возбуждения от устройства 182 возбуждения СД. Первый настраивающий резистор 162 выбирается для пропускания должного количества фиксированного тока возбуждения для регулировки некоторого количества тока, текущего через первый СД 160, что в результате дает выбранную выходную длину волны. В настоящем примере резистор выбирается для пропускания примерно 15 мА (из 100 мА от устройства 182 возбуждения СД) для уменьшения тока через первый СД 160 примерно до 85 мА для получения выбранной длины волны 670 нм. Соответственно, каждый СД может быть приведен в действие одним и тем же фиксированным током возбуждения от устройства 182 возбуждения СД, тогда как ток через любой отдельный СД отличается в соответствии с величиной связанного с ним настраивающего резистора. В этом случае устройство 182 возбуждения СД может быть разработано для обеспечения одного и того же фиксированного тока возбуждения для каждого датчика, подключенного к оксигемометру. Оксигемометрическая система 152, таким образом, разработана для выполнения его подсчета, выполняемого на основе предположения, что соответствующие длины волн останутся постоянными от датчика к датчику.
Один конкретный выгодный способ выбора и настройки резистора включает в себя использование резистора на полупроводниковой подложке, такого как резистор 210, показанный на фиг.5А и 5В. Резистор 210, показанный на фиг.5, содержит полупроводниковую подложку 212, резистивную покрывающую площадку 214 и соединительные проводники 216, 218. В одном выполнении настраиваемый СД 220 (например, СД, проявляющий сдвиг длины волны при изменении тока возбуждения) подключен параллельно резистору 210 на полупроводниковой подложке. Фиксированный (заранее установленный) ток возбуждения затем подается источником 222 тока в цепь, сформированную полупроводниковым резистором 210 и настраиваемым СД 220. Измеряется рабочая длина волны настраиваемого СД 220. Предпочтительно, чтобы резистор первоначальной подложки имел меньшее сопротивление, чем это будет необходимо для получения желаемой выходной длины волны. Лазер используется для скрайбирования резистивной площадки 214, как показано линией 224 на фиг.5В. Нанесенная линия 224 эффективно удаляет часть резистивной подложки 214, как хорошо известно в уровне техники. При использовании лазера увеличение в сопротивлении может контролироваться очень точно. Резистивная площадка 214 может быть подогнана лазером, пока ток через настраиваемый СД 220 не заставит настраиваемый СД 220 вырабатывать выбранную рабочую длину волны. Получающиеся пары резистор/СД формируют настроенную цепь СД. Этот способ настройки выгоден из-за точности и получающейся низкой стоимости настроенного СД.
Также могут быть использованы другие способы выбора первого настраивающего резистора 162, такие как вычисление сдвига длины волны для данного изменения тока для первого СД 160, а затем выбор должного резистора, чтобы заставить нужное количество тока течь через СД для получения выбранной рабочей длины волны. Аналогично, может быть использован потенциометр. Предпочтительно, чтобы каждый СД для каждого датчика был настроен одинаковым образом так, чтобы рабочая длина волны являлась выбранной рабочей длиной волны для датчика. Например, работающий оксигемометр с двумя длинами волн может иметь выбранные длины волн для двух СД 670 нм и 905 нм. Для каждого датчика первый СД настраивается для выбранной длины волны 670 нм, а второй СД настраивается на выбранную длину волны 905 нм.
В итоге, аспект настройки настоящего изобретения включает использование принципа сдвига длины волны в СД для настройки каждого СД для получения соответствующей рабочей длины волны.
Следует понять, что для некоторых СД допуск на изготовление может быть слишком далек от соответствующей выбранной длины волны, чтобы разрешить использование сдвига в длине волны для должной настройки СД; либо сдвиг длины волны может быть недостаточен для получения выбранной длины волны. В одном выполнении такие СД не будут использоваться, а будут рассматриваться вне допуска. Альтернативно, если сдвиг длины волны, который возможно получить, недостаточен для должной настройки, возможно использовать два СД, имеющие длины волн, очень близкие друг к другу и к выбранной длине волны. Один СД имеет длину волны ниже выбранной длины волны, и один СД имеет длину волны выше выбранной длины волны. Как показывает график фиг.6, когда два СД активны одновременно и расположены рядом друг с другом, свет от двух СД объединяется для формирования объединенной длины волны, которая является средней длиной волны двух СД. Объединенная длина волны имеет более широкий диапазон длин волн, но имеет известное среднее значение. Предпочтительно, для точной настройки средней длины волны сдвиг длины волны одного или обоих СД может быть использован с использованием настраивающих резисторов, как описано выше, так что средняя длина волны будет выбранной длиной волны. Соответственно, два СД (предпочтительно настроенные в соответствии с настоящим изобретением как пара) могут быть использованы для получения выбранной длины волны для работы в данном оксигемометре.
В качестве другого варианта, если не доступен достаточный сдвиг длины волны, чтобы позволить настройку всех СД на выбранные длины волн, могут использоваться несколько выбранных длин волн. Например, для определения насыщения кислородом выбранные длины волн могут быть 660, 670 и 680 нм. Выбранные инфракрасные длины волн могут быть 900, 920 и 940 нм независимо от красных длин волн. Каждый датчик будет настроен с использованием настраивающих резисторов, описанных выше, так что красные и инфракрасные СД работают на одной из выбранных красной и инфракрасной длин волн соответственно. Затем датчик будет снабжен индикатором или проводником, прикрепленным к датчику, чтобы позволить оксигемометру определять, какая из выбранных длин волн присутствует в датчике, прикрепленном к оксигемометру. Альтернативно, устройство обнаружения длин волн может быть обеспечено оксигемометрической системой для определения, какая из выбранных длин волн присутствует в датчике, прикрепленном к оксигемометрической системе. Хотя это выполнение и требует некоторого средства для оксигемометра, чтобы определить, какая из выбранных длин волн присутствует в прикрепленном датчике, выбранные длины волн точны от датчика к датчику.
СД с двумя длинами волн
Другой аспект настоящего изобретения включает в себя использование принципа сдвига длины волны в СД для данного изменения в токе при использовании одиночного СД для обеспечения двух рабочих длин волн. Это выгодно при проведении физиологических измерений, таких как оксигемометрические измерения крови, потому что для каждой прибавляемой дополнительной длины волны может быть измерен дополнительный составной элемент в крови. Например, для оксигемометра с двумя длинами волн может точно показываться только отношение одного из двух составных элементов к общему из этих двух составных элементов (например, насыщению кислородом). Если насыщение кислородом показывается двумя длинами волн, другие составные элементы, которые значительно представлены в крови, влияют на измерение насыщения кислородом.
Другой аспект настоящего изобретения включает в себя использование принципа сдвига длины волны в СД для данного изменения в токе при использовании одиночного СД для обеспечения двух рабочих длин волн. Это выгодно при проведении физиологических измерений, таких как оксигемометрические измерения крови, потому что для каждой прибавляемой дополнительной длины волны может быть измерен дополнительный составной элемент в крови. Например, для оксигемометра с двумя длинами волн может точно показываться только отношение одного из двух составных элементов к общему из этих двух составных элементов (например, насыщению кислородом). Если насыщение кислородом показывается двумя длинами волн, другие составные элементы, которые значительно представлены в крови, влияют на измерение насыщения кислородом.
Если дополнительный составной элемент, находящийся в крови, имеет значительное воздействие на измерение насыщения кислородом для конкретного пациента, неспособность обнаружить этот составной элемент может быть очень вредной для пациента. Примером составного элемента, который при нахождении в крови будет значительно влиять на измерение насыщения кислородом, получаемое оксигемометром с двумя длинами волн, является моноокись углерода. Это происходит потому, что величина коэффициента затухания для карбоксигемоглобина (показанная кривой 106 на фиг.2) достигает коэффициента затухания оксигемоглобина (показанного кривой 102 на фиг.2) для световой энергии в диапазоне 660 нм. Следовательно, карбоксигемоглобин может быть обнаружен как оксигемоглобин. Это ведет к неверной индикации насыщения кислородом (то есть, переоценке) крови при использовании оксигемометра с двумя длинами волн. В этом случае лечащий врач может неверно обнаружить недостаток кислорода и увеличение моноокиси углерода в пациенте. Если в датчике обеспечена дополнительная длина волны передачи, оксигемометр может показывать другой составной элемент, такой как карбоксигемоглобин.
В соответствии с настоящим изобретением принцип сдвига длины волны в СД используется для приведения СД в действие двумя соответствующими уровнями тока возбуждения для обеспечения двух различающихся длин волн. В простейшем виде это выполняется путем первоначального приведения в действие СД (который проявляет сдвиг длины волны при изменении тока возбуждения) первым известным током возбуждения на первую известную длину волны, а затем приведения того же СД в действие вторым известным током на вторую длину волны.
Фиг. 7 показывает одно выгодное выполнение датчика 250 для оксигемометрических измерений крови, подключенного к оксигемометрической системе 252, разработанной в соответствии с этим аспектом настоящего изобретения. Датчик 250 содержит первый СД 254 и второй СД 256. Для оксигемометрии крови первый СД 254 предпочтительно работает в красном диапазоне длин волн, и второй СД 256 предпочтительно работает в инфракрасном диапазоне длин волн. Датчик 250 содержит фотодетектор 258. Фотодетектор 258 подключен к приемной и согласующей схеме 262. Оксигемометрическая система находится под управлением контроллера 264 и имеет дисплей 266. Как хорошо известно в уровне техники, устройство 260 возбуждения СД последовательно приводит в действие СД 254, 256 заранее определенным током возбуждения. Фотодетектор 258 обнаруживает световую энергию, ослабленную тестируемой средой. Оксигемометр 252 принимает и анализирует сигнал от фотодетектора для определения информации, относящейся в среде, через которую была передана световая энергия. Как и с выполнением на фиг. 4, оксигемометрическая система показана в упрощенной форме. Должные оксигемометрические системы включают систему, раскрытую в международной заявке WO 96/12435, опубликованной 2 мая 1996 г. Существуют также другие мониторы, хорошо известные в уровне техники. Оксигемометрическая система 252 модифицируется в соответствии с настоящим изобретением для приведения в действие сдвигающего СД, как описано ниже.
В настоящем примере для оксигемометрии крови первый СД 254 является сдвигающим СД и используется для обеспечения двух длин волн. Для точного обеспечения двух длин волн используется принцип сдвига длин волн. В соответствии с одним выполнением СД оцениваются в то время, когда изготавливаются датчики, и датчику обеспечивается индикатор, который может быть считан оксигемометрической системой 252 для индикации изменения тока возбуждения, необходимого для выполнения желаемого сдвига в длине волны. Индикаторы могут содержать резистор на датчике или проводнике датчика, память на датчике или проводнике датчика или аналогичное устройство. Альтернативно, индикатор может обеспечивать индикацию для оксигемометра некоторой величины сдвига длины волны, которая достигается из-за заранее установленного изменения тока возбуждения. Другим вариантом является обеспечение детектора 268 длины волны оксигемометру, который позволит оксигемометрической системе 252 обнаруживать длину волны передачи активного СД. Детекторы длины волны, такие как монохрометры, хорошо известны в уровне техники.
Однако традиционные монохрометры дороги и громоздки. Это описание устанавливает ниже более практичный подход к обнаружению длины волны. В этом выполнении устройство 260 возбуждения СД меняет ток возбуждения, пока не будет получена желаемая длина волны, с использованием детектора 268 длины волны для наблюдения за длиной волны.
В одном предпочтительном выполнении, позволяющем получить более простую конструкцию оксигемометра в целях точного обеспечения двух длин волн с одним СД, таким как первый СД 254, цепь 270 из регулирующего наклон резистора 272 первого СД 254 регулирует наклон так, что заранее выбранное изменение (ΔI) в токе возбуждения, входящее в первую регулирующую наклон цепь, вызывает заранее выбранный сдвиг (Δλ) в длине волны в первом СД 254. Другими словами, как показано на фиг.3В, каждый СД проявляет присущий ему наклон кривой 122. Однако наклон этой кривой часто отличается от СД к СД, даже для СД с конкретной длиной волны. Чтобы разработать оксигемометр для простоты в получении повторяемого заранее выбранного сдвига длины волны, выгодно иметь заранее выбранный сдвиг (Δλ) длины волны для каждого первого СД в различных датчиках, соответствующих одному и тому же заранее выбранному изменению (ΔI) в токе возбуждения. Соответственно, желательно, чтобы первый СД (в настоящем примере) в различных зондах отвечал одинаковым заранее выбранным изменением в длине волны на одинаковое изменение в токе возбуждения, выдаваемом устройством 260 возбуждения СД. Другими словами, выгодно, чтобы наклон кривой 122 на фиг. 3В был одинаков для каждой соответствующей цепи СД, хотя это обычно не одинаково для каждого отдельного СД. В этом случае оксигемометр разработан для приведения СД в действие двумя уровнями тока возбуждения, где два уровня тока возбуждения заранее выбираются и остаются постоянными от датчика к датчику.
Как только первый настраивающий резистор 162 настраивает первый СД 160 на конкретную выбранную длину волны для выбранного тока возбуждения, регулирующий наклон резистор, такой как регулирующий наклон резистор 272, может быть использован для изменения наклона кривой 122, проявившегося в конкретной соответствующей цепи СД (например, первая регулирующая наклон цепь 270 СД). В большинстве примеров регулирующий наклон резистор 272 при использовании для изменения наклона не может также быть использован для настройки точной длины волны первого СД 254. Однако могут использоваться другие способы и операции для индикации оксигемометру конкретной длины волны работы первого СД для данного тока возбуждения. Например, датчику 250 может быть придан индикатор (такой как резистор или недорогостоящее запоминающее устройство), который может считываться оксигемометром 252, причем индикатор обеспечивает начальную рабочую длину волны регулирующей наклон цепи 270 СД.
Регулировка наклона может быть выполнена тем же образом, как описано выше по отношению к резистору 210 на полупроводниковой подложке. Однако резистор подложки работает скорее как регулирующий наклон резистор, а не резистор настройки длины волны (то есть резистор подложки отрегулирован, чтобы вызывать заранее выбранное изменение в длине волны для заранее выбранного изменения в токе возбуждения для цепи СД/резисторов). Другими словами, для первого СД 254 резистор 210 подложки, показанный на фиг.5А и 5В, подключен к первому СД 254 для формирования регулирующего наклон резистора 272. Лазер используется для подгонки резистора до тех пор, пока заранее выбранное изменение в токе возбуждения для цепи 270 не отразится в заранее выбранном изменении в длине волны для первого СД 254.
Следует отметить, что, если доступны СД, которые проявляют одинаковый сдвиг длины волны по отношению к одинаковому изменению в токе возбуждения, первый регулирующий наклон резистор 272 не нужен.
Для определения насыщения кислородом второй СД 256 работает на фиксированной инфракрасной длине волны (например, 905 нм). Предпочтительно, если инфракрасные СД имеют допуски на изготовление, инфракрасные СД могут быть настроены с использованием настраивающего резистора 274, такого же как и настраивающий резистор 162 на фиг.4, для работы на выбранной инфракрасной длине волны. При настроенном втором (инфракрасном) СД 256 и настроенном по наклону первом СД 254 (сконфигурированным для обеспечения двух длин волн) измерения по трем длинам волн могут производиться с использованием датчика 250.
При своем использовании датчик 250 на фиг. 7 сначала приводится в действие начальным током возбуждения, чтобы заставить первый СД 254 вырабатывать световую энергию первой длины волны (например, 680 нм). Ослабленный сигнал на этой первой длине волны обнаруживается фотодетектором 258 и принимается оксигемометром 252. Далее, первый отрегулированный по наклону СД 254 приводится в действие новым током возбуждения, отличающимся на заранее выбранное изменение в токе возбуждения, чтобы заставить заранее выбранный сдвиг длины волны получить вторую длину волны (например, 675 нм). Пока начальная длина волны обеспечена для оксигемометрической системы 252 и наклон (изменение в длине волны из-за изменения в токе) первой цепи 270 СД должным образом регулируется для совпадения с заранее выбранным наклоном, вторая длина волны также будет иметь известную величину. Третье измерение производится путем приведения в действие второго СД 256 и приема ослабленного сигнала фотодетектором 258. Измерения хранятся в оксигемометрической системе 252. На основании проведенных трех измерений может быть определено артериальное насыщение двумя составными элементами крови (например, оксигемоглобином и карбоксигемоглобином), таким образом обеспечивая более точную информацию, относящуюся к физиологическому составу крови тестируемого пациента.
В оксигемометрической системе, где желательно наблюдение за моноокисью углерода и кислородом, первая длина волны может быть 660 нм, вторая длина волны может быть 675 нм или 680 нм, а третья дина волны будет инфракрасной длиной волны, такой как 900 или 905 нм. С этими тремя длинами волн, обеспеченными двумя СД, может быть определено насыщение оксигемоглобина и карбоксигемоглобина в крови. Использование двух СД для проведения измерений на трех длинах волн уменьшает стоимость датчика, что особенно выгодно, если датчик является одноразовым или заменяемым датчиком.
В дополнение к вышеописанным использованиям следует также отметить, что принцип сдвига длины волны, описанный выше, может быть использован для получения дополнительной длины волны с одним СД.
Измерения без точной информации о длине волны
Следующий аспект настоящего изобретения включает в себя устройство и способ измерения насыщения выбранного составного элемента в тестируемой среде (например, оксигемоглобина в крови) без знания точной рабочей длины одного СД. В соответствии с этим аспектом настоящего изобретения, если сдвиг длины волны для СД известен для известного изменения в токе возбуждения, не требуется знать рабочую длину волны для СД, если также доступна другая информация, что будет объяснено ниже.
Следующий аспект настоящего изобретения включает в себя устройство и способ измерения насыщения выбранного составного элемента в тестируемой среде (например, оксигемоглобина в крови) без знания точной рабочей длины одного СД. В соответствии с этим аспектом настоящего изобретения, если сдвиг длины волны для СД известен для известного изменения в токе возбуждения, не требуется знать рабочую длину волны для СД, если также доступна другая информация, что будет объяснено ниже.
Как объяснено выше, получение известного сдвига длины волны для выбранного изменения в токе может достигаться путем регулировки имеющихся в настоящий момент СД, так что СД реагируют на заранее выбранное изменение (ΔI) в токе возбуждения вместе с заранее выбранным изменением (Δλ) в длине волны. Альтернативно, если доступны СД, имеющие повторяемое (от СД к СД) изменение в длине волны для выбранного изменения в токе, эти СД могут быть использованы без регулировки. Понимание этого аспекта настоящего изобретения объяснено со ссылками на определение насыщения артерий кислородом с использованием оксигемометров с двумя длинами волн.
Как объяснено выше, фиг.2 показывает график, иллюстрирующий соотношение между обычным коэффициентом затухания для трех составных элементов крови по отношению к длине волны передачи света, передаваемого через кровь. Для целей определения насыщения кислородом интересны первая кривая 102 и вторая кривая 104.
Как показано первой кривой 102, коэффициент затухания оксигемоглобина для света, передаваемого между примерно 665 нм (показано как λ1 на графике) и 690 нм (показано как λ2 на графике), в значительной степени постоянен (это видно яснее, когда ось Y на фиг.2 не является осью логарифмической шкалы). Когда свет внутри этого некоторого диапазона (например, λ1-λ2) передается через восстановленный гемоглобин (вторая кривая 104), коэффициент затухания восстановленного гемоглобина проявляет достаточно линейную зависимость от длины волны передачи. Эти известные свойства составных элементов крови используются в устройстве и способе по настоящему изобретению для получения информации, относящейся к насыщению крови кислородом (или насыщению другим составным элементом) без знания конкретной длины волны одного из двух СД.
Предполагая, что падающий свет представлен позицией I0, a ослабленный сигнал представлен позицией I, ослабленный сигнал представлен выше уравнением (1). Другим словами, для датчика 250 СД на фиг.7 ослабленный сигнал I принимается фотодетектором 258 и является функцией передачи окружающей среды, как установлено в уравнении (1).
Если свет с длиной λ волны передается через ткань с циркулирующей кровью, содержащей два вида гемоглобина (оксигемоглобин и восстановленный гемоглобин), уравнение (1) может быть расширено для этих двух составных элементов крови:
где d - толщина среды,
ε1λ - коэффициент поглощения восстановленного гемоглобина на длине λ волны,
ε2λ - коэффициент поглощения оксигемоглобина на длине λ волны,
с1 - концентрация восстановленного гемоглобина,
с2 - концентрация оксигемоглобина,
εj - коэффициент поглощения j-го слоя ослабляющего материала (не включая оксигемоглобин и восстановленный гемоглобин),
dj - толщина j-го слоя ослабляющего материала (не включая оксигемоглобин и восстановленный гемоглобин),
сj - концентрация j-го слоя ослабляющего материала (не включая оксигемоглобин и восстановленный гемоглобин).
где d - толщина среды,
ε1λ - коэффициент поглощения восстановленного гемоглобина на длине λ волны,
ε2λ - коэффициент поглощения оксигемоглобина на длине λ волны,
с1 - концентрация восстановленного гемоглобина,
с2 - концентрация оксигемоглобина,
εj - коэффициент поглощения j-го слоя ослабляющего материала (не включая оксигемоглобин и восстановленный гемоглобин),
dj - толщина j-го слоя ослабляющего материала (не включая оксигемоглобин и восстановленный гемоглобин),
сj - концентрация j-го слоя ослабляющего материала (не включая оксигемоглобин и восстановленный гемоглобин).
Уравнение (2) может быть далее выражено следующим образом:
где S - значение, полученное путем измерения I фотодетектором и вычисления отношения I и IBL после вычисления натурального логарифма.
где S - значение, полученное путем измерения I фотодетектором и вычисления отношения I и IBL после вычисления натурального логарифма.
Для определения насыщения кислородом, когда свет передается на первой красной длине λ1 волны, уравнение (3) выражается следующим образом:
Когда свет передается на инфракрасной длине λ1R волны, уравнение (3) выражается следующим образом:
Когда известны как длина λ1 волны, так и длина λ1R волны, может быть определено насыщение кислородом, как хорошо известно в уровне техники. Это кратко иллюстрируется следующим дифференцированием.
Когда свет передается на инфракрасной длине λ1R волны, уравнение (3) выражается следующим образом:
Когда известны как длина λ1 волны, так и длина λ1R волны, может быть определено насыщение кислородом, как хорошо известно в уровне техники. Это кратко иллюстрируется следующим дифференцированием.
Пусть N1=S1/d и N2=S1R/d. (6)
Уравнения (4) и (5) принимают следующий вид:
В матричном представлении уравнения (7) и (8) принимают следующий вид:
или
Откуда
Как хорошо известно в уровне техники, насыщение кислородом определяется следующим отношением:
Кислород:
или
Следовательно:
Подставляя N1= S1/d и N2=S1R/d и умножая числитель и знаменатель на -1, получаем
.
Уравнения (4) и (5) принимают следующий вид:
В матричном представлении уравнения (7) и (8) принимают следующий вид:
или
Откуда
Как хорошо известно в уровне техники, насыщение кислородом определяется следующим отношением:
Кислород:
или
Следовательно:
Подставляя N1= S1/d и N2=S1R/d и умножая числитель и знаменатель на -1, получаем
.
Умножаем числитель и знаменатель на d:
Подставляем уравнение (12) в вышеприведенное уравнение (11):
Упрощая:
.
Подставляем уравнение (12) в вышеприведенное уравнение (11):
Упрощая:
.
И наконец:
Когда известны как длина λ1 волны, так и длина λ1R волны, известны также коэффициенты для соответствующих составных элементов на λ1 и λ1R. Как объяснено выше, S1 и S1R могут быть получены путем измерения I и I0 и вычисления натурального логарифма этого отношения на различных длинах волн во время работы. Соответственно, все переменные в уравнении насыщения известны или достижимы через измерение.
Когда известны как длина λ1 волны, так и длина λ1R волны, известны также коэффициенты для соответствующих составных элементов на λ1 и λ1R. Как объяснено выше, S1 и S1R могут быть получены путем измерения I и I0 и вычисления натурального логарифма этого отношения на различных длинах волн во время работы. Соответственно, все переменные в уравнении насыщения известны или достижимы через измерение.
Однако, если длины волн для передающих СД конкретно неизвестны, коэффициенты ε затухания не будут известны. В соответствии с одним аспектом настоящего изобретения насыщение кислородом может быть вычислено без знания точной длины волны одного из СД. Здесь, в целях обсуждения, для иллюстрации этого аспекта настоящего изобретения выбран СД в красном диапазоне. В соответствии с настоящим изобретением, как объяснено выше, красный СД может быть отрегулирован для проявления заранее выбранного сдвига длины волны, хотя точная длина волны может быть даже неизвестна. Соответственно, красный СД может быть приведен в действие двумя различными токами возбуждения для получения двух отдельных длин волн, сдвиг между которыми заранее выбран и известен. Однако, как объяснено выше, точная длина волны может быть неизвестна без некоторой индикации по меньшей мере начальной длины волны. В соответствии с настоящим изобретением, пока известен заранее выбранный сдвиг длины волны, нет необходимости знать начальную длину волны.
В применении, где коэффициенты затухания меняются по отношению к сдвигам в длине волны порядка 1-3 нм, нужно иметь возможность определить длину волны без предварительной информации, относящейся к длине волны или сдвигу длины волны. Это будет выполнено путем вычисления желаемого измерения (например, насыщения кислородом) при нескольких (например, двух или более) различных токах возбуждения СД и использования изменения в измерении совместно с эмпирически выработанным набором данных (то есть кривых) измерений по отношению к длинам волн для определения длины волны СД.
Если использован заранее выбранный сдвиг длины волны, оксигемометрическая система может производить измерения по трем длинам λ1,λ2 и λ1R волн. Таким образом, получается третье уравнение в добавление к уравнениям (3) и (4).
Когда свет передается на второй красной длине λ2 волны, уравнение (3) выражается следующим образом:
Как показано на фиг. 2, внутри диапазона 650 нм - 700 нм коэффициент затухания не изменяется значительно. Конкретнее, внутри диапазона λ1-λ2 = 665 нм - 690 нм
Кроме того, внутри того же диапазона
Δε1 известен для известного сдвига длины волны внутри описанного диапазона, поскольку изменение в коэффициенте Δε1 затухания в значительной степени линейно.
Как показано на фиг. 2, внутри диапазона 650 нм - 700 нм коэффициент затухания не изменяется значительно. Конкретнее, внутри диапазона λ1-λ2 = 665 нм - 690 нм
Кроме того, внутри того же диапазона
Δε1 известен для известного сдвига длины волны внутри описанного диапазона, поскольку изменение в коэффициенте Δε1 затухания в значительной степени линейно.
Подстановка уравнений (14) и (15) в уравнения (4), (5) и (14) выразится в следующих уравнениях:
Как объяснено выше, S1, S2 и S1R вычисляются путем измерения I и IBL. Соответственно, S1, S2 и S1R являются известными величинами. Предполагается, что коэффициенты ε1 и ε2 для СД инфракрасной длины волны известны, поскольку в интересующих инфракрасных длинах волн (например, 850 нм - 920 нм и конкретнее 890 нм - 910 нм) коэффициент затухания в значительной степени постоянен для обеих кривых 102 и 104. В другом выполнении точность будет постепенно улучшаться путем настройки СД. Также известны коэффициенты затухания для оксигемоглобина на λ1 и λ2, пока длина волны остается в диапазоне, где коэффициент затухания остается постоянным. В настоящем примере этот диапазон определен от 665 нм до 690 нм. Более того, поскольку изменение в коэффициенте Δε1 затухания для восстановленного гемоглобина известно для известного сдвига длины волны между λ1-λ2 = 665 нм - 690 нм, Δε1 также является известной величиной, поскольку ε1 линейно связано с λ. Общая толщина d среды обычно неизвестна для большинства применений. Однако для определения насыщения кислородом, как показано выше, толщина (d) устранена, поскольку насыщение является отношением.
Как объяснено выше, S1, S2 и S1R вычисляются путем измерения I и IBL. Соответственно, S1, S2 и S1R являются известными величинами. Предполагается, что коэффициенты ε1 и ε2 для СД инфракрасной длины волны известны, поскольку в интересующих инфракрасных длинах волн (например, 850 нм - 920 нм и конкретнее 890 нм - 910 нм) коэффициент затухания в значительной степени постоянен для обеих кривых 102 и 104. В другом выполнении точность будет постепенно улучшаться путем настройки СД. Также известны коэффициенты затухания для оксигемоглобина на λ1 и λ2, пока длина волны остается в диапазоне, где коэффициент затухания остается постоянным. В настоящем примере этот диапазон определен от 665 нм до 690 нм. Более того, поскольку изменение в коэффициенте Δε1 затухания для восстановленного гемоглобина известно для известного сдвига длины волны между λ1-λ2 = 665 нм - 690 нм, Δε1 также является известной величиной, поскольку ε1 линейно связано с λ. Общая толщина d среды обычно неизвестна для большинства применений. Однако для определения насыщения кислородом, как показано выше, толщина (d) устранена, поскольку насыщение является отношением.
Соответственно, для определения насыщения кислородом уравнения (17), (18) и (19) обеспечивают три уравнения с тремя неизвестными ( c1 и с2). Алгебраические приемы, следующие за этими уравнениями (6) - (13), могут быть применены для решения трех уравнений для получения отношения c2/(c1 + c2) насыщения кислородом. Соответственно, нет необходимости знать точную рабочую длину волны первого СД 254, пока рабочая длина волны для первого СД 254 находится в известном диапазоне, где заранее выбранное изменение в токе возбуждения вызывает заранее выбранное изменение в длине волны и где коэффициент затухания одного составляющего элемента постоянен и коэффициент затухания второго составляющего элемента в значительной степени линеен так, что также известно изменение в коэффициенте затухания для заранее выбранного изменения в длине волны.
Соответственно, этот аспект настоящего изобретения позволяет пользователю получить физиологические данные без знания точной рабочей частоты СД.
Улучшенная калибровка датчика СД
Дополнительный аспект настоящего изобретения включает метод улучшенной калибровки для оксигемометрического датчика, где резистор используется скорее для кодировки СД, чем для настройки СД. Как показано в существующем откалиброванном оксигемометрическом зонде на фиг.1, кодирующий резистор 300 использует отдельный вывод электрического соединения и соединяется с общим заземляющим выводом 304. При увеличении использования заменяемых или одноразовых датчиков любое уменьшение сложности заменяемого датчика может каждый раз выражаться в значительной экономии средств. В соответствии с настоящим изобретением характеристики СД, как показано на фиг.3А, могут быть использованы для обеспечения более выгодного по стоимости закодированного или откалиброванного оксигемометрического зонда, где кодирование или калибровка обеспечивается путем использования кодирующего резистора.
Дополнительный аспект настоящего изобретения включает метод улучшенной калибровки для оксигемометрического датчика, где резистор используется скорее для кодировки СД, чем для настройки СД. Как показано в существующем откалиброванном оксигемометрическом зонде на фиг.1, кодирующий резистор 300 использует отдельный вывод электрического соединения и соединяется с общим заземляющим выводом 304. При увеличении использования заменяемых или одноразовых датчиков любое уменьшение сложности заменяемого датчика может каждый раз выражаться в значительной экономии средств. В соответствии с настоящим изобретением характеристики СД, как показано на фиг.3А, могут быть использованы для обеспечения более выгодного по стоимости закодированного или откалиброванного оксигемометрического зонда, где кодирование или калибровка обеспечивается путем использования кодирующего резистора.
В соответствии с этим аспектом настоящего изобретения одно из электрических соединений СД также может быть использовано для кодирующего резистора. Фиг.8 показывает условную схему примерного оксигемометрического датчика, где кодирующий резистор 332 может считываться с использованием скорее одного из электрических соединений СД, чем отдельного электрического соединения. Датчик 310 содержит первый СД 312, второй СД 314 и фотодетектор 316. Первый СД 312 имеет первое соответствующее электрическое соединение 318, второй СД 314 имеет второе соответствующее электрическое соединение 320 и фотодетектор 316 имеет соответствующее электрическое соединение 322. Каждый из СД 312, 314 и фотодетектор 316 подключены на своих выходах к общему заземляющему электрическому соединению 330. В настоящем выполнении кодирующий резистор 332 подключен параллельно первому СД 312 или второму СД 314. В этом выполнении кодирующий резистор 332 не предназначен для настройки первого СД 312 или для регулировки наклона первой цепи СД, но предназначен в качестве индикатора, который может быть считан прикрепленной оксигемометрической системой 340. Резистор может быть использован для индикации рабочей длины волны первого и второго СД 312, 314 или, более выгодно, для индикации типа зонда. Другими словами, величина кодирующего резистора 332 может быть выбрана для индикации того, что зонд является зондом для взрослых, педиатрическим зондом, зондом для новорожденных, одноразовым зондом или зондом с возможностью повторного использования. В одном предпочтительном выполнении кодирующие резисторы могут быть обеспечены параллельно каждому СД 312, 314, чтобы допустить дополнительную информацию о зонде, подлежащем кодированию без дополнительных выводов. Однако любой резистор или устройство импеданса может быть использовано без его использования параллельно СД для кодирования изменения в длине волны или другой информации для СД.
Например, кодирующий резистор может быть использован для целей безопасности. Другими словами, величина кодирующего резистора и размещение его параллельно СД 312 могут быть использованы для гарантии того, что зонд сконфигурирован должным образом для оксигемометра. Например, кодирующий резистор может быть использован для индикации того, что зонд выпущен авторизованным поставщиком, такие зонды, как стандартный зонд "Masimo", зонд "Patient Monitoring Company 1", зонд "Patient Monitoring Company 2" и т.д.
Кроме того, должно быть отмечено, что резистору не требуется быть пассивным элементом. Кодирование информации также может быть обеспечено через активную схему, такую как транзисторная цепь, микросхема памяти или другое устройство идентификации, например Dallas Semiconductor DS 1990 или DS 2401 или другую микросхему автоматической идентификации.
Для считывания кодирующего резистора 332 оксигемометрическая система 340 приводит в действие сочетание первый СД 312/кодирующий резистор 332 на уровне, который достаточно низок для того, чтобы СД эффективно пропускал незначительный ток из-за экспоненциального отношения между I и V, как показано на графике на фиг.3А. Как хорошо известно в уровне техники, СД становится активным в области изгиба, обозначенного осевым указателем А. Ниже уровня А напряжения СД эффективно неактивен и эффективно пропускает незначительный ток. Другим словами, ток через первый СД 312 ничтожно мал. Практически весь ток через первое электрическое соединение 318 течет через кодирующий резистор 332.
Ток, который течет через кодирующий резистор для примененного напряжения, измеряется оксигемометрической системой путем измерения тока через первое электрическое соединение 318. В свою очередь, оксигемометрическая система 340 определяет величину кодирующего резистора 332, которая выбрана заранее для индикации типа зонда, рабочей длины волны или других параметров о зонде. По сути дела, путем уменьшения рабочего напряжения параллельно первому электрическому соединению 318 и заземления на низкий уровень, который не приводит в действие первый СД 312, первый СД 312 эффективно устраняется из электрической схемы. В настоящем выполнении обнаружено, что для обычных СД в красном и инфракрасном диапазонах особенно выгодным напряжением является напряжение в 0,5 В. При напряжении 0,5 В ток через СД в общем случае меньше 1 мкА (незначительная величина).
Предпочтительно выбирать кодирующий резистор 332, чтобы он имел достаточно большую величину, так что, когда подача тока на первое электрическое соединение 318 значительно увеличивается для приведения в действие первого СД 312, кодирующий резистор 332 эффективно устраняется из электрической схемы из-за его высокого сопротивления по сравнению с сопротивлением первого СД 312 на активных токах возбуждения.
Соответственно, кодирующий резистор может быть использован в соединении с оксигемометрическим датчиком СД без добавления электрического соединителя, предназначенного для кодирующего резистора. Это уменьшает стоимость датчика в соответствии с настоящим изобретением.
В одном выгодном выполнении оксигемометр может наблюдать за кодирующим резистором непрерывно путем обеспечения сигнала считывания кодирующего резистора в 0,5 В на частоте, отличающейся от тока возбуждения СД, например, если ток возбуждения СД включается и выключается на частоте 625 Гц, напряжение считывания кодирующего резистора в 0,5 В может быть обеспечено на частоте, гораздо меньшей чем 625 Гц, так что сигнал на 625 Гц может быть легко отфильтрован фильтром нижних частот с частотой отсечки существенно ниже 625 Гц, но с такой полосой пропускания, которая позволяет сигналу в 0,5 В пройти. Это позволит оксигемометру непрерывно наблюдать за кодирующим резистором 332 в случае изменения в датчике оператором системы.
Это особенно выгодное выполнение использования кодирующего резистора 332 может также использоваться с обычной конфигурацией "задняя сторона к задней стороне" для красных и инфракрасных СД, что обычно делается в оксигемометрах. Такая конфигурация показана на фиг.8А. Фиг.8А одинакова с фиг.8, исключая то, что первый СД 312 и второй СД 314 соединены в конфигурации "задняя сторона к задней стороне" так, что требуется первое электрическое соединение 318 и напряжение может быть изменено с положительного на отрицательное для пропускания тока либо через второй СД 314, либо через первый СД 312. Это устраняет необходимость в электрическом соединении с оксигемометрическим зондом, тем самым уменьшается стоимость зонда. В конфигурации "задняя сторона к задней стороне" на фиг.8А, если второй СД 314 является красным СД с изломом характеристик примерно в 2,0 В и первый СД 312 является инфракрасным (ИК) СД с изломом характеристик примерно в 1,5 В, положительное напряжение выгодно подается на первое электрическое соединение 318 примерно на 0,5 В в целях измерения кодирующего резистора 332. Поскольку изломом характеристики красного СД является 2,0 В, очень слабый ток (меньше чем 1 мкА) будет течь через красный СД и практически никакого тока не будет течь через инфракрасный СД 312 (поскольку инфракрасный СД 312 имеет напряжение обратного смещения). При таком развитии событий ток, который проходит через цепь первого СД 312, второго СД 314 и кодирующий резистор 332, примерно равен току через кодирующий резистор 332. Сопротивление кодирующего резистора 332 затем легко определяется по закону Ома путем деления напряжения, поданного в цепь, на ток, который течет через цепь. Следует быть внимательным, чтобы быть уверенным, что элемент (активный или пассивный) не создает электромагнитных помех, которые могут привести к уменьшенному отношению сигнала к шуму в системе.
Обнаружение длины волны
Как вкратце обсуждено выше, в определенных обстоятельствах полезно прямо получать информацию, относящуюся к длине волны СД, соединенного с оксигемометром. Как показано на фиг.7, может быть обеспечен детектор 268 длины волны. Однако детектор длины волны требует проведения оператором некоторых работ по его конфигурированию. В больничных условиях выгодно упрощать использование оксигемометра. Соответственно, в другом выполнении каждый датчик СД скомпонован в конфигурацию для обнаружения длины волны. Фиг.9А и 9В показывают диаграммы возможных выполнений датчиков СД, сконфигурированных с фильтрами. Эти конфигурации с фильтрами могут быть использованы для получения длины волны СД для датчика.
Как вкратце обсуждено выше, в определенных обстоятельствах полезно прямо получать информацию, относящуюся к длине волны СД, соединенного с оксигемометром. Как показано на фиг.7, может быть обеспечен детектор 268 длины волны. Однако детектор длины волны требует проведения оператором некоторых работ по его конфигурированию. В больничных условиях выгодно упрощать использование оксигемометра. Соответственно, в другом выполнении каждый датчик СД скомпонован в конфигурацию для обнаружения длины волны. Фиг.9А и 9В показывают диаграммы возможных выполнений датчиков СД, сконфигурированных с фильтрами. Эти конфигурации с фильтрами могут быть использованы для получения длины волны СД для датчика.
Как показано на фиг.9А, датчик 400 содержит цепь 402 передачи СД, первый фотодетектор 404, второй фотодетектор 406, рассеиватель 407, светоделительный элемент 408, оптический фильтр 410 и необязательный оптический фильтр 411. Цепь 402 передачи СД, первый фотодетектор 404 и второй фотодетектор 406 подключены к оксигемометрической системе 412. Третий фотодетектор 413 также показан для оксигемометрических измерений. Этот третий фотодетектор 413 не рассматривается в нижеследующем обсуждении, которое относится к части калибровки оксигемометрического зонда 400. Цепь 402 передачи СД предпочтительно содержит по меньшей мере два СД, один в красном диапазоне длин волн (например, 660 нм) и один в инфракрасном диапазоне длин волн (например, 905 нм). Ниже описывается определение длины волны одного из СД в цепи 402 СД с использованием конфигурации датчика 400, показанного на фиг.9А.
Как видно из фиг. 9А, цепь 402 СД передает свет 414, который сначала проходит через рассеиватель 407. Рассеиватель 407 выгодно обеспечен в предпочтительном выполнении в целях устранения поляризации света, поскольку светоделительный элемент 408 чувствителен к поляризованному свету, и большинство СД передают определенный процент поляризованного света. Свет затем проходит на светоделительный элемент 408, где он расщепляется. Светоделительный элемент 408 предпочтительно покрыт материалом, который частично отражает свет интересующей длины волны СД в цепи 402 СД. Выгодно, чтобы светоделительный элемент 408 отражал примерно половину света 414 и направлял его на первый фотодетектор 404. Остаток света проходит через светоделительный элемент 408 и через фильтр 410 и принимается вторым фотодетектором 406. Оксигемометрическая система 412 принимает показания интенсивности от первого и второго фотодетекторов 404, 406 и использует относительные интенсивности из первого и второго фотодетекторов 404, 406 для определения центроидной длины волны излучения для СД цепи 402, как будет объяснено ниже.
Как хорошо известно в уровне техники, использование светоделительного элемента для точного деления света по 50% будет дорого для изготовления. Однако нет необходимости получать разделение света на 50%, поскольку погрешность может быть исправлена калибровкой. В выполнении, где не обеспечен второй фильтр 411, система может быть откалибрована путем активации инфракрасного СД. Это возможно потому, что первый фильтр 410 прозрачен для инфракрасных длин волн и, таким образом, каждый фотодетектор 404, 406 принимает один и тот же сигнал. В таком выполнении выходные сигналы интенсивности от первого и второго фотодетекторов 404, 406 могут быть сравнены и уравнены через постоянные калибровки во время работы. Это компенсирует погрешности в фотодетекторах, светоделительном элементе 408 и рассеивателе 407.
В выполнении, где инфракрасный свет не используется для калибровки, фотодетекторы 404, 406, светоделительный элемент 408 и рассеиватель 407 могут быть откалиброваны перед установкой пассивного или активного кодирующего элемента 415 на каждое устройство. Следует понять, что позиция 415 представляет один или более кодирующих элементов. Также следует понять, что одиночный кодирующий элемент может быть использован для всех оптических устройств внутри позиции 515. Предпочтительно, чтобы элементы, обеспеченные для калибровки (находящиеся внутри прямоугольника из пунктирных линий, обозначенного как 515), в этом выполнении были расположены в части зонда, подлежащей повторному применению, так что увеличенная стоимость не слишком велика.
Фильтр 410 может также иметь погрешность из-за чувствительности к температуре и погрешность от процесса изготовления. Следовательно, в целях калибровки погрешности по отношению к фильтру 410 (предпочтительно фотопластинка) из-за сдвига в температуре в предпочтительном выполнении обеспечен детектор 405 температуры. Поскольку чувствительность к температуре в фильтрах из фотопластинки хорошо известна, также может быть определен сдвиг в характеристиках фильтра путем обнаружения температуры. По отношению к погрешности при изготовлении пассивный или активный кодирующий элемент 415 может быть обеспечен на зонде для обеспечения информации об отклонениях от выбранных (идеальных) характеристик фильтра (полосы передачи для фильтра).
Другое предпочтительное выполнение, использующее конфигурацию фильтра, показано на фиг.9В. Фиг.9В показывает датчик, имеющий цепь 420 передачи СД, рассеиватель 421, первый фотодетектор 422 и второй фотодетектор 424. Как и на фиг. 9А, показан третий фотодетектор 431, используемый для оксигемометрических измерений. Первый и второй фотодетекторы 422, 424 расположены на внутренней поверхности собирающей оптической сферы 426 или схожей с ней. Как видно из фиг.9В, собирающая оптическая сфера 426 имеет отверстие 428, через которое свет 429 от цепи 420 СД направляется для наблюдения и для определения длины волны. Свет, проходящий через отверстие, отражается от внутренней поверхности оптической сферы 426 без значительного поглощения. Выгодно, чтобы внутренняя поверхность собирающей оптической сферы отражала длины волн света от цепи 420 СД. Кроме того, внутренняя поверхность собирающей оптической сферы 426 рассеивает свет. Выгодно, чтобы первый и второй фотодетекторы 422, 424 были расположены на собирающей оптической сфере диаметрально противоположно, с отверстием 428, расположенным равноудаленно между первым и вторым фотодетекторами 422, 424. В этом случае каждый из первого и второго фотодетекторов 422, 424 принимает достаточно одинаковое количество света, исходящего из цепи 420 СД.
Как и в выполнении по фиг.9А, второй фотодетектор 424 имеет связанный с ним оптический фильтр 430 нижних частот, через который проходит свет, падающий на второй фотодетектор 424, перед тем, как достичь второго фотодетектора 424. Соответственно, как и в выполнении по фиг.9А, второй фотодетектор 424 на фиг. 9В принимает свет, ослабленный фильтром 430, и первый фотодетектор 422 принимает свет, ослабленный фильтром 430.
Как и в выполнении на фиг.9А, как хорошо известно в уровне техники, если собирающая оптическая сфера будет точно собирать свет, это увеличит стоимость изготовления. Однако, опять-таки, нет необходимости получать совершенную собирающую оптическую сферу, поскольку погрешность в сфере (как и в других элементах) может быть устранена с помощью калибровки. Например, система по фиг. 9В может быть откалибрована путем активации инфракрасного СД, если не используется никакого инфракрасного фильтра (соответствующего фильтру 411 на фиг.9А). Это возможно потому, что фильтр 430 прозрачен для инфракрасных длин волн и, таким образом, каждый фотодетектор 422, 424 чувствует неотфильтрованный сигнал (который в идеале будет одинаковым). В таком выполнении выходные сигналы интенсивности от первого и второго фотодетекторов 422, 424 могут быть сравнены и уравнены через постоянные калибровки во время работы. Это компенсирует погрешности в фотодетекторах, оптической сфере и рассеивателе.
Как и в выполнении на фиг.9А, если инфракрасный свет не используется для калибровки, фотодетекторы 422, 424, оптическая сфера 426 и рассеиватель 421 могут быть откалиброваны перед установкой пассивного или активного кодирующего элемента 432 на каждое устройство.
Как и в выполнении на фиг.9А, фильтр 430 может иметь погрешность из-за чувствительности к температуре и погрешность из-за изготовления. Следовательно, в целях калибровки погрешности по отношению к фильтру 430 (предпочтительно фотопластинка) из-за сдвига в температуре и допусков на изготовление в предпочтительном выполнении обеспечен детектор 425 температуры, как и выполнении на фиг.9А. По отношению к погрешности при изготовлении пассивный или активный кодирующий элемент 432 может быть обеспечен на зонде для обеспечения информации об отклонениях от выбранных (идеальных) характеристик фильтра (полосы передачи для фильтра).
Также следует понять, что в одном выполнении единичный элемент памяти или другой активный или пассивный элемент (415, 432) может быть обеспечен с достаточной идентификационной способностью для обеспечения информации о характеристиках для каждого из рассеивателя, фотодетекторов, фильтров и светоделительного элемента (или оптической сферы). Например, могут быть обеспечены устройство памяти или цепь передачи с несколькими разрядами информации для устройства.
В настоящем выполнении с красным (например, 640-680 нм) и инфракрасным (например, 900-940 нм) СД в сетях 402, 420 СД на фиг.9А и 9В, длина волны красного СД является наиболее критичным моментом для оксигемометрии крови. Соответственно, желательно точное определение центроидной рабочей длины волны красного СД в сетях 402, 420 СД. В этом случае фильтры 410, 430 выгодно выбирать для частичного ослабления света в красном диапазоне длин волн и пропускания света в инфракрасном диапазоне неослабленным.
Теперь будет описан принцип, по которому датчики на фиг.9А и 9В могут быть использованы для идентификации длины волны СД для этих датчиков. Как хорошо известно в уровне техники, для использования в оксигемометрии крови и т. п. СД имеют характеристику излучения, одинаковую с кривой излучения, показанной кривой 440 на фиг.10А. Как показано на фиг.10А, идеальный СД имеет центроидную длину λ0 волны (например, 660 нм). Однако, как хорошо известно, действительная центроидная длина волны для группы СД с целевой центроидной длиной λ0 волны отличается из-за допусков на изготовление. Например, кривая излучения может быть сдвинута направо, как пунктирная кривая 440А излучения на фиг.10А. Действительная центроидная длина волны существенна в точных оксигемометрических измерениях.
Фильтры 410, 430 предпочтительно имеют отклик, как показано кривой 450 на фиг.10В. Когда фильтр выбран в середине его полосы передачи, выбранной на целевой центроидной длине λ0 волны, полоса передачи фильтра выгодно увеличивается от меньшей предполагаемой длины λ1 волны к большей предполагаемой длине λ2 волны. Диапазон (λ1-λ2) предпочтительно включает в себя предполагаемое изменение в длинах волн для СД из-за допусков на изготовление. Другими словами, диапазон допусков на изготовление для СД, изготовленного, чтобы иметь целевую длину λ0 волны, не должен выходить за верхнюю и нижнюю границы полосы передачи фильтра.
Для СД, имеющего центроидную длину волны в области полосы передачи фильтра, отношение общей интенсивности, обнаруженной от датчика СД без фильтрации, к интенсивности того же датчика СД, обнаруженной с фильтрацией, обеспечивает пригодную для использования информацию, как будет объяснено ниже.
Фиг. 10С иллюстрирует отношение для СД, имеющего длину волны прямо над целевой длиной λ0/ волны. Излучение СД без фильтрации представлено кривой 440А излучения СД. Излучение с фильтрацией показано кривой 441 отфильтрованного излучения. Кривая 441 отфильтрованного излучения представляет отклик фильтра, умноженный на излучение СД без фильтрации, как хорошо известно для отфильтрованного излучения. Значительное отношение является отношением области под кривой 441 отфильтрованного излучения СД (показана штриховкой) к области под кривой 440А неотфильтрованного излучения СД. Будет понятно, что это отношение будет меняться от 0 до 1 для СД с центроидом в диапазоне λ1-λ2, предполагая одинаковый отклик фильтра.
Это отношение двух областей может быть определено из отношения интенсивностей от фотодетекторов 404, 406 или 422, 424 следующим образом. Пусть нормализованная интенсивность неотфильтрованного света IL(λ) и интенсивность отфильтрованного света If(λ) будут представлены следующими уравнениями:
Энергия неотфильтрованного света, принятого фотодетекторами 404, 422, может быть выражена как интеграл в диапазоне длин волн излучения СД следующим образом:
где IL(λ) - излучение СД в функции длины (λ) волны, а P(λ) - отклик фотодиода.
Энергия неотфильтрованного света, принятого фотодетекторами 404, 422, может быть выражена как интеграл в диапазоне длин волн излучения СД следующим образом:
где IL(λ) - излучение СД в функции длины (λ) волны, а P(λ) - отклик фотодиода.
Для простоты, там, где отклик фотодиода равен "1" (P(λ) = 1) в интересующем диапазоне (λ1-λ2) (другими словами, свет, излучаемый от СД, попадает в диапазон СД), сигнал первого фотодетектора 404, 422 (без фильтра) будет выглядеть следующим образом:
Аналогично, энергия света, принятого вторым фотодетектором 406, 424, который прошел через фильтр 410, 430, может быть выражена следующим образом:
Если все СД для группы датчиков имеют одинаковое пиковое излучение и ширину диапазона в интересующей области (λ1-λ2) и могут быть представлены одним и тем же уравнением (30), исключая увеличивающуюся постоянную I0, то нормализованное отношение энергий может быть определено следующим образом:
Обобщенное отношение уравнения (34) является отношением всей области излучения СД, ослабленной фильтрацией (обозначена штриховкой на фиг.10С), к области под кривой всего излучения СД.
Аналогично, энергия света, принятого вторым фотодетектором 406, 424, который прошел через фильтр 410, 430, может быть выражена следующим образом:
Если все СД для группы датчиков имеют одинаковое пиковое излучение и ширину диапазона в интересующей области (λ1-λ2) и могут быть представлены одним и тем же уравнением (30), исключая увеличивающуюся постоянную I0, то нормализованное отношение энергий может быть определено следующим образом:
Обобщенное отношение уравнения (34) является отношением всей области излучения СД, ослабленной фильтрацией (обозначена штриховкой на фиг.10С), к области под кривой всего излучения СД.
Функция Е(норм) имеет одно значение, монотонна в области и зависит только от центроидного сдвига длины волны СД по отношению к центру λ0 полосы передачи фильтра.
Соответственно, для фильтра с центром λ0 полосы передачи отношение энергии, обнаруженной вторым фотодетектором (когда фильтр присутствует), к энергии, обнаруженной первым фотодетектором (когда фильтр отсутствует), в диапазоне (λ1-λ2) длин волн будет значение между 0 и 1. Точное отношение зависит от центроидной длины волны для СД при тестировании. Как видно из фиг. 10С, когда центроидная длина волны увеличивается к λ2, отношение достигает 1, а когда центроидная длина волны достигает λ1, отношение достигает 0. Это отношение показано на фиг.10D для λ1 ≅ 610 и λ2 ≅ 710 нм.
При использовании отношение может быть вычислено для соответствия каждой возможной длине волны СД в диапазоне (λ1-λ2). Например, тестовая группа СД, представляющая диапазон (λ1-λ2) длин волн, может быть использована для получения соответствующего отношения интенсивности отфильтрованного света к неотфильтрованному свету. Устройство точного обнаружения длины волны, такое как монохрометр, может быть использовано для измерения центроидной длины волны для каждого тестируемого СД. Центроидная длина волны может храниться для каждого тестируемого СД совместно с измеренным отношением для каждого тестируемого СД. Это приводит к нормализованному отклику фотодиода, который может быть приведен как ссылка для получения длины волны СД, имеющего неизвестную длину в диапазоне (λ1-λ2) длин волн.
Другими словами, для любого СД, имеющего центроидную длину волны в диапазоне (λ1-λ2), с датчиком, как показано на фиг.9А и 9В, длина волны СД для датчика может быть определена путем вычисления отношения интенсивностей второго и первого фотодетекторов и путем использования этого отношения для ссылки на нормализованный отклик фотодиода при нахождении длины волны. В настоящем выполнении это достигается с помощью справочной таблицы, хранящейся в памяти для оксигемометрической системы. Справочная таблица хранит значения отношений, соответствующие связанным с ними значениям длин волн.
Соответственно, с выполнениями датчиков по фиг.9А и 9В оксигемометр просто непрерывно начинает измерения для целей калибровки. Оксигемометр при использовании описанного выше способа вычисляет отношение между двумя интенсивностями (отфильтрованной и неотфильтрованной) и получает соответствующую длину волны для датчика. Это выполняется в целях тестирования. Соответственно, СД или фотопластинка, выгодно продаваемая, должны вырабатывать отношение, меньшее 1 и большее 0, иначе длину волны СД будет невозможно определить. В случае, когда отношение равно 1 или 0, система либо не должна работать, либо должна использовать уравнение калибровки, самое близкое к экстремуму (например, в настоящем выполнении для отношения, равного 0, предполагается длина волны 630 нм и для отношения, равного 1, предполагается длина волны 670 нм).
Как было упомянуто выше, знание точной длины волны красного СД в оксигемометрическом зонде в общем случае более критично, чем знание точной длины волны инфракрасного СД. Соответственно, фильтры датчиков на фиг.9А и 9В выбираются с центром λ0 их полосы передачи в красном диапазоне длин волн. Как видно из кривой отклика датчика на фиг.10В, если центр полосы передачи находится в красном диапазоне, инфракрасный свет не будет ослабляться фильтром.
Примеры предпочтительных откликов фильтра показаны на фиг.11. Фиг.11 показывает кривую отклика для трех фильтров, пригодных для настоящего изобретения, в зависимости от ожидаемых длин волн. Первый фильтр имеет центр своей полосы передачи на 645 нм, второй фильтр имеет центр своей полосы передачи на 665 нм и третий фильтр имеет центр своей полосы передачи на 695 нм.
Однако следует понять, что принцип, объясненный выше, также может быть использован для инфракрасного СД, если фильтры выбраны с центром λ0 их полосы передачи, выбранным на предсказанной или целевой инфракрасной длине волны (например, 905 нм). Кроме того, второй фильтр 411 (фиг.9А) может быть обеспечен как фильтр с центром его полосы передачи, выбранным на предсказанной или целевой инфракрасной длине волны для калибровки инфракрасного СД как такового. Другими словами, второй фильтр 411 будет пропускать красные длины волн (будет прозрачен для света красного СД) и будет иметь свою полосу пропускания, отцентрованную вокруг 900 или 905 нм. Такой фильтр показан на фиг. 11А.
Обнаружение длины волны, описанное выше, может быть также выполнено датчиком, имеющим только один фотодетектор, и удаляемым фильтром. Оператор будет запускать измерение интенсивности, как предлагается, оксигемометром без фильтра. Затем оператор поместит фильтр в канал света между СД и фотодетектором и запустит второе считывание. Отношение второго считывания к первому считыванию обеспечивает отношение Iнорм, которое используется для ссылки на рабочую длину волны.
Примеры зонда
Фиг. 12-14 показывают три различных зонда, используемые для медицинского обследования пациентов.
Фиг. 12-14 показывают три различных зонда, используемые для медицинского обследования пациентов.
Фиг.12 показывает зонд 500 оборачиваемого типа со связанным с ним соединителем 502, подключенным к кабелю 504, который подключается к оксигемометрической системе (не показана на фиг.12). Фиг.12А показывает дно соединителя 502. Фиг.12В показывает вид снизу оборачиваемого зонда по фиг.12, а фиг. 12С показывает вид сбоку оборачиваемого зонда по фиг.12. Оборачиваемый зонд 500 имеет излучатель 506 СД, фотодетектор 508 на конце углубления 509, гибкую схему 510, фрикционные электрические контакты 512. Зонд 500 также имеет соединительный порт 519. В одном выполнении, когда зонд будет использоваться для поддающегося калибровке зонда по фиг.9А, оборачиваемый зонд будет также иметь световой туннель 514 (фиг.12В) для передачи части света по каналу от излучателя 506 на соединитель 502. В таком выполнении все калибровочные элементы зонда, помеченные пунктирной линией 515, 515А на фиг.9А и 9В, расположены в углублении 516 (фиг.12А), которое принимает свет, переданный по каналу через световой туннель 514 и подключенный к соединителю 502 через отверстие 518 на конце светового туннеля 514. Как видно на фиг.12А, фрикционные электрические соединители 520 на соединителе сконфигурированы для подключения к электрическим соединителям 512 оборачиваемого зонда 500. Гибкая схема соединяет излучатели 506 и детектор 508 с контактами 512.
При использовании оборачиваемый зонд расположен на пальце пациента, и фотодетектор 508 расположен напротив излучателя 506 так, чтобы принимать свет от излучателя 506, ослабленный передачей через мягкие ткани.
Фиг.13 показывает другое выполнение оборачиваемого зонда 530 для медицинского обследования детей. Зонд имеет первую гибкую часть 532, сконфигурированную так, чтобы быть обернутой вокруг пальца новорожденного. К первой гибкой части 532 прикреплен второй гибкий элемент, содержащий излучатели 534 (СД) и фотодетектор 536. В одном выполнении, где зонд калибровки по фиг.9А выполнен в виде зонда по фиг.13, для проведения части света от излучателя 534 к соединительному порту 540 зонда 530 обеспечена волоконная оптика 538. В этом случае тот же самый соединитель 502, имеющий фотодетектор, может быть использован с зондом детского типа по фиг.13. Альтернативно, световой канал или туннель могут быть использованы вместо волоконной оптики для проведения части света от излучателя 534 к соединительному порту 540. Тот же самый соединитель 542 используется для зонда 530 новорожденных. Соответственно, как и в выполнении по фиг.12, все элементы калибровки внутри прямоугольника 515, 515А из пунктирных линий по фиг.9А и 9В расположены внутри соединителя 502.
Фиг. 14 показывает еще один зонд для использования в медицинском обследовании. Зонд по фиг.14 содержит зажимной зонд 550, который подключен через кабель 552 к соединительному порту 554, одинаковому с соединительным портом 540 по фиг. 13 и соединительным портом 519 по фиг.12. Зажимной зонд несет излучатели 556 и фотодетектор 558. В этом выполнении часть света от излучателей 556 входит в волоконную оптику 560, которая передает свет по каналу на соединительный порт 554, как и в выполнении по фиг.13. Снова элементы калибровки зонда внутри того же самого соединителя 502 предпочтительно находятся внутри соединителя 502, который преимущественно такой же, как и соединители для выполнений по фиг.12 и 13.
Фиг.15-15D показывают еще одно выполнение оборачиваемого зонда 600, содержащего гибкую оборачиваемую часть 602 со связанным соединителем 604, подключенным к кабелю 606, который подключается к оксигемометрической системе (не показана на фиг. 15). Фиг.15 показывает вид в перспективе всего зонда 600. Фиг.15А показывает нижнюю часть соединителя 604. Фиг.15С показывает вид сверху оборачиваемой части 602 и фиг.15D показывает вид снизу оборачиваемой части 602. Часть 610 излучателя преимущественно содержит излучатели (такие как СД) на выбранных длинах волн. Эта часть 610 излучателя может быть использована снова в течение некоторого периода времени, предпочтительно от недель до месяцев, тем самым обеспечивая дальнейшее уменьшение стоимости оборачиваемой части 602, которую необходимо заменять после каждого использования. Другими словами, нет необходимости снабжать излучателями каждую оборачиваемую часть 602. Кроме того, часть 610 излучателя удаляемо подключена к соединительной части 612 соединителя 604, позволяя соединительной части 612 быть использованной снова в течение гораздо большего периода времени.
В этом выполнении оборачиваемая часть 602 гибкая и заменяемая после каждого использования и с очень маленькой стоимостью. Оборачиваемая часть имеет гибкий слой 626, выполненный из полимера или других гибких материалов, и имеет соединительный порт 614 на гибком слое 626. Соединительный порт 614 имеет электрические фрикционные контакты 616, которые приспособлены для подключения к электрическим фрикционным контактам 620 (фиг.15А) на дне соединительной части 612 соединителя 604. Электрические фрикционные контакты 616 для оборачиваемой части 602 подключены к гибкой схеме 618, которая соединена с экранированным (не показано) детектором 622. Два соединения подключены к детектору 622, а третье предназначено для экрана, который предпочтительно является обычным экраном Фарадея, для защиты детектора от электромагнитных помех и т.п.
Оборачиваемый зонд 600 имеет отверстие 624, которое обеспечивает окно для передачи световой энергии от излучателей в части 610 излучателя. Излучатели расположены для передачи света через отверстие 628 (фиг.15А) в части 610 излучателя, которая сконфигурирована так, чтобы совпадать с отверстием 624 в оборачиваемой части 602, когда соединитель 604 расположен в соединительном порте 614. Таким образом, свет передается от излучателей в части 610 излучателя через отверстие 628 в части 610 излучателя и через отверстие 624 в оборачиваемой части 602, когда соединитель 604 введен в соединительный порт 614 и излучатели активированы.
При использовании оборачиваемая часть 602 оборачивается вокруг пальца пациента, и детектор 622 располагается для приема света, переданного через отверстие 624 и по меньшей мере через часть пальца. Например, оборачиваемая часть 602 может быть обернута вокруг пальца таким образом, что детектор 622 находится напротив отверстия 624, через которое передается световая энергия.
В одном выполнении зонд 600 используется для поддающегося калибровке зонда по фиг.9А и 9В. В этом выполнении соединительная часть 612 имеет элементы в прямоугольниках 515 и 515А из пунктирных линий по фиг.9А и 9В, расположенные в соединительной части 612. В этом случае элементы калибровки можно использовать снова, но работать с СД в части 610 излучателя для формирования поддающегося калибровке выполнения. В таком выполнении излучатели расположены в части 610 излучателя так, что большая часть световой энергии передается через отверстие 628, а часть световой энергии передается через отверстие 620 света на конце соединительной части 612 (фиг.15В). Соединительная часть 612 содержит элементы калибровки, показанные в прямоугольниках 515 и 515А (фиг.9А и 9В), находящиеся в соединительной части 612.
Фиг. 15В показывает вид соединительной части 612, изображающий световой канал 620 и два электрических соединителя 613А, 613В, которые обеспечивают соединения с СД (красным и инфракрасным, соединенным "задней частью к задней части") в части излучателя.
Следует понять, что устройство и способ по настоящему изобретению могут быть использованы в любых обстоятельствах, где требуется измерение переданной или отраженной энергии, включая, но не ограничиваясь измерениями, проводящимися над пальцем, мочкой уха или губой. Таким образом, существует множество других выполнений, которые будут очевидны для специалиста. Более того, устройство и способ по настоящему изобретению могут быть использованы для любого применения СД, которое чувствительно к длине волны. Настоящее изобретение может, таким образом, быть выражено в других конкретных формах без отхода от его духа или существенных характеристик. Описанные выполнения следует рассматривать во всех аспектах только как иллюстративные, а не ограничивающие. Объем настоящего изобретения показан в формуле изобретения. Все изменения, которые делаются в значениях и диапазонах эквивалентности этой формулы изобретения, должны входить в их объем.
Claims (31)
1. Источник света с регулируемой длиной волны, содержащий источник электрического тока и светодиод, подключенный к источнику тока, отличающийся тем, что он дополнительно содержит элемент настройки, подключенный параллельно указанному светодиоду, способный регулировать световой поток в заданных пределах, причем указанный элемент настройки выбран таким образом, что часть электрического тока от указанного источника электрического тока проходит через указанный элемент настройки, а часть электрического тока проходит через указанный светодиод, приводя к выработке световой энергии заранее заданной длины волны, при этом источник электрического тока выполнен с возможностью подачи питания на указанный светодиод, который выполнен с возможностью изменения длины волны при изменении параметра настройки.
2. Источник света по п. 1, отличающийся тем, что указанный элемент настройки содержит резистор.
3. Источник света по п.1, отличающийся тем, что он выполнен таким образом, что в качестве параметра настройки использован ток возбуждения.
4. Источник света по п.1, отличающийся тем, что он выполнен таким образом, что в качестве параметра настройки использовано рабочее напряжение.
5. Источник света по п.1, отличающийся тем, что он дополнительно содержит детектор, реагирующий на световую энергию указанного светодиода и вырабатывающий выходной сигнал, характеризующий интенсивность световой энергии.
6. Способ предварительной калибровки источника света с регулируемой длиной волны для оксигемометра, включающий определение первого уровня тока, проходящего через светоизлучающий элемент для приведения в действие указанного светоизлучающего элемента, отличающийся тем, что указанный первый уровень тока выбирают так, что указанный светоизлучающий элемент генерирует свет с заданной длиной волны, определяют второй уровень тока, причем указанный второй уровень тока выше, чем указанный первый уровень тока, выбирают настроечный элемент, соединяя его параллельно с указанным светоизлучающим элементом с образованием системы настройки, причем указанный настроечный элемент выбирают так, что первый уровень тока проходит через светоизлучающий элемент, когда на систему настройки подается второй уровень тока.
7. Способ получения двух длин волн от одного светодиода, отличающийся тем, что производят выбор светодиода, способного дать сдвиг длины волны при изменении тока возбуждения в диапазоне величин тока возбуждения, проходящего через светодиод, соединяют регулирующий элемент параллельно со светодиодом для образования сети светодиода, подключают источник электрического тока к этой сети, возбуждают сеть первым уровнем тока в указанном диапазоне величин тока возбуждения, чтобы заставить указанный светодиод работать на первой длине волны, и возбуждают сеть вторым уровнем тока, отличающимся от указанного первого уровня, чтобы заставить указанный светодиод работать на второй длине волны.
8. Способ по п.7, отличающийся тем, что указанный светодиод выполнен с возможностью передачи световой энергии в тестируемую среду, причем первую длину волны светового излучения выбирают таким образом, чтобы произошло первое ослабление характеристик указанной световой энергии при распространении ее через указанную среду, измеряют указанное первое ослабление световой энергии указанного светодиода, вторую длину волны светового излучения выбирают таким образом, чтобы произошло второе ослабление характеристик указанной световой энергии при распространении ее через указанную среду, при этом измеряют указанное второе ослабление световой энергии указанного светодиода.
9. Способ по п.8, отличающийся тем, что при измерении насыщения крови кислородом в качестве указанной среды используют часть человеческого тела с циркулирующей кровью, причем дополнительно подключают источник энергии ко второму светодиоду, который генерирует световое излучение на третьей длине волны, отличной от двух первых длин волн, при этом изменение в длинах волн между первой и второй длинами имеет заранее заданную величину, передают третью световую энергию на указанной третьей длине волны через указанную тестируемую среду, измеряют указанную третью световую энергию после прохождения через тестируемую среду и вычисляют насыщение кислородом указанной крови.
10. Способ по п.9, отличающийся тем, что при дополнительном вычислении другого параметра крови, относящегося к указанной тестируемой среде, с использованием указанной известной первой длины волны, а указанное изменение в длине волны между первой и второй длинами волн имеет заранее выбранную величину дополнительно определяют величину указанной второй длины волны с вычислением указанного другого параметра крови.
11. Способ по п.10, отличающийся тем, что в качестве другого параметра определяют насыщение карбоксигемоглобином.
12. Способ по п.10, отличающийся тем, что в качестве другого параметра определяют рассеяние.
13. Способ по п.7, отличающийся тем, что он дополнительно включает регулировку светодиода указанным регулирующим элементом так, что изменение длины волны для увеличивающегося изменения тока совпадает с заданным изменением длины волны.
14. Способ по п.13, отличающийся тем, что в качестве элемента настройки используют резистор.
15. Способ по п.14, отличающийся тем, что устанавливают указанный резистор параллельно указанному светодиоду и выбирают величину этого резистора такой, чтобы заставить светодиод дать указанное изменение длины волны генерированного излучения для указанного увеличивающегося изменения тока.
16. Оксигемометрический датчик, отличающийся тем, что он содержит первый светоизлучающий прибор, предназначенный для выработки света с первой известной длиной волны при первом уровне напряжения, индикатор, подключенный параллельно первому светоизлучающему прибору, и датчик светового излучения.
17. Датчик по п.16, отличающийся тем, что указанный индикатор выполнен с возможностью работы на уровне напряжения ниже указанного первого уровня напряжения.
18. Датчик по п.16, отличающийся тем, что указанный индикатор содержит резистор.
19. Датчик по п.16, отличающийся тем, что указанный индикатор имеет набор резисторов.
20. Датчик по п.16, отличающийся тем, что указанный индикатор содержит устройство памяти.
21. Датчик по п. 16, отличающийся тем, что светоизлучающий прибор содержит светодиод.
22. Датчик по п.16, отличающийся тем, что указанный индикатор содержит кодирующий резистор, величина сопротивления которого задает указанную первую длину волны, причем эта указанная величина сопротивления эффективно противодействует прохождению тока через указанный кодирующий резистор при активной работе первого светоизлучающего прибора.
23. Датчик по п.16, отличающийся тем, что индикатор содержит предохранитель, выполненный с возможностью эффективной передачи незначительного тока во время активной работы указанного первого светоизлучающего прибора.
24. Датчик по п.23, отличающийся тем, что указанный предохранитель содержит резистор с величиной сопротивления, которая достаточна велика для передачи незначительного тока во время активной работы первого светоизлучающего прибора.
25. Способ настройки светодиода для работы на заданной длине волны в диапазоне длин волн, отличающийся тем, что производят выбор светодиода, способного давать сдвиг длины волны в ответ на изменение тока возбуждения в заданном диапазоне его величин, соединяют настроечный элемент параллельно светодиоду, возбуждают указанный светодиод первым током возбуждения, измеряют длину волны указанного светодиода во время работы на указанном первом токе возбуждения и, если указанный светодиод не генерирует свет на заданной длине волны, регулируют ток указанным настроечным элементом до тех пор, пока на светодиоде не будет обеспечен второй ток возбуждения, при котором указанный светодиод генерирует свет на заданной длине волны.
26. Датчик, выполненный с возможностью передачи и обнаружения света, отличающийся тем, что он содержит по меньшей мере один светоизлучающий элемент, который генерирует излучение, первый и второй фотодетекторы, причем длина волны указанного излучения лежит между длинами волн откликов первого и второго фотодетекторов, направляющий световое излучение элемент, выполненный с возможностью направления светового излучения от по меньшей мере указанного одного светоизлучающего элемента на указанные первый и второй фотодетекторы, и фильтр, расположенный между указанным вторым детектором и указанным по меньшей мере одним светоизлучающим элементом, причем указанный фильтр имеет полосу пропускания, предназначенную для пропускания указанного излучения.
27. Датчик по п.26, отличающийся тем, что при использовании его в качестве оксигемометрического датчика, указанный светоизлучающий элемент содержит первый и второй светодиоды, причем указанный первый светодиод генерирует излучение в красном диапазоне, а указанный второй светодиод генерирует излучение в инфракрасном диапазоне, при этом фильтр предназначен для пропускания излучения первого светодиода.
28. Датчик по п.26, отличающийся тем, что указанный направляющий световое излучение элемент содержит собирающую оптическую сферу, имеющую первый и второй фотодетекторы, расположенные таким образом, что способны принимать равные части света от указанного по меньшей мере одного светоизлучающего элемента.
29. Датчик по п.26, отличающийся тем, что указанный направляющий элемент содержит расщепляющий лучи элемент, расположенный таким образом, чтобы равномерно распределять световое излучение от по меньшей мере одного светоизлучающего элемента на первый и второй фотодетекторы.
30. Способ определения длины волны светоизлучающего элемента, отличающийся тем, что получают набор заранее заданных отношений, каждое из которых характеризует определенную длину волны, передают световое излучение от указанного светоизлучающего элемента на первый элемент обнаружения света с регистрацией первого значения интенсивности, передают световое излучение от указанного первого светоизлучающего элемента через фильтр, ослабляющий световое излучение, на второй элемент обнаружения света с регистрацией второго значения интенсивности, вычисляют отношение упомянутых второй и первой интенсивностей и сравнивают вычисленное значение с указанным набором заранее заданных отношений с определением длины волны.
31. Способ по п. 30, отличающийся тем, что указанные первый и второй элементы обнаружения света содержат один и тот же элемент обнаружения света, а операции передачи происходят последовательно.
Applications Claiming Priority (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US08/478,493 | 1995-06-07 | ||
US08/478.493 | 1995-06-07 | ||
US08/478,493 US5758644A (en) | 1995-06-07 | 1995-06-07 | Manual and automatic probe calibration |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
RU98100085A RU98100085A (ru) | 1999-10-27 |
RU2199723C2 true RU2199723C2 (ru) | 2003-02-27 |
Family
ID=23900172
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
RU98100085/28A RU2199723C2 (ru) | 1995-06-07 | 1996-06-04 | Источник света с регулируемой длиной волны для оксигемометра |
Country Status (14)
Country | Link |
---|---|
US (10) | US5758644A (ru) |
EP (3) | EP1238627B1 (ru) |
JP (2) | JP3837161B2 (ru) |
CN (1) | CN1113225C (ru) |
AT (2) | ATE223035T1 (ru) |
AU (1) | AU704383B2 (ru) |
CA (2) | CA2637855A1 (ru) |
DE (2) | DE69637999D1 (ru) |
DK (2) | DK0832421T3 (ru) |
ES (2) | ES2330196T3 (ru) |
HK (2) | HK1009848A1 (ru) |
PT (2) | PT832421E (ru) |
RU (1) | RU2199723C2 (ru) |
WO (1) | WO1996041138A1 (ru) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US8457704B2 (en) | 2005-10-27 | 2013-06-04 | Smiths Medical Asd, Inc. | Single use pulse oximeter |
RU2501522C2 (ru) * | 2012-03-07 | 2013-12-20 | Белорусский Государственный Университет (Бгу) | Способ определения концентрации гемоглобина в биологических тканях |
US9788735B2 (en) | 2002-03-25 | 2017-10-17 | Masimo Corporation | Body worn mobile medical patient monitor |
Families Citing this family (755)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4935346A (en) * | 1986-08-13 | 1990-06-19 | Lifescan, Inc. | Minimum procedure system for the determination of analytes |
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 |
DE69229994T2 (de) * | 1991-03-07 | 2000-04-27 | Masimo Corp | Gerät und verfahren zur signalverarbeitung |
US5995855A (en) * | 1998-02-11 | 1999-11-30 | Masimo Corporation | Pulse oximetry sensor adapter |
US5638818A (en) * | 1991-03-21 | 1997-06-17 | Masimo Corporation | Low noise optical probe |
US6541756B2 (en) | 1991-03-21 | 2003-04-01 | Masimo Corporation | Shielded optical probe having an electrical connector |
US7758503B2 (en) * | 1997-01-27 | 2010-07-20 | Lynn Lawrence A | Microprocessor system for the analysis of physiologic and financial datasets |
US6662033B2 (en) * | 1994-04-01 | 2003-12-09 | Nellcor Incorporated | Pulse oximeter and sensor optimized for low saturation |
US6371921B1 (en) * | 1994-04-15 | 2002-04-16 | Masimo Corporation | System and method of determining whether to recalibrate a blood pressure monitor |
EP1905352B1 (en) | 1994-10-07 | 2014-07-16 | Masimo Corporation | Signal processing method |
US8019400B2 (en) | 1994-10-07 | 2011-09-13 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus |
US6931268B1 (en) | 1995-06-07 | 2005-08-16 | Masimo Laboratories, Inc. | Active pulse blood constituent monitoring |
US6517283B2 (en) | 2001-01-16 | 2003-02-11 | Donald Edward Coffey | Cascading chute drainage system |
US5758644A (en) * | 1995-06-07 | 1998-06-02 | Masimo Corporation | Manual and automatic probe calibration |
US5853364A (en) * | 1995-08-07 | 1998-12-29 | Nellcor Puritan Bennett, Inc. | Method and apparatus for estimating physiological parameters using model-based adaptive filtering |
US6027452A (en) | 1996-06-26 | 2000-02-22 | Vital Insite, Inc. | Rapid non-invasive blood pressure measuring device |
US6018673A (en) | 1996-10-10 | 2000-01-25 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Motion compatible sensor for non-invasive optical blood analysis |
US9468378B2 (en) | 1997-01-27 | 2016-10-18 | Lawrence A. Lynn | Airway instability detection system and method |
US8932227B2 (en) | 2000-07-28 | 2015-01-13 | Lawrence A. Lynn | System and method for CO2 and oximetry integration |
US9042952B2 (en) | 1997-01-27 | 2015-05-26 | Lawrence A. Lynn | System and method for automatic detection of a plurality of SPO2 time series pattern types |
US5827182A (en) * | 1997-03-31 | 1998-10-27 | Ohmeda Inc. | Multiple LED sets in oximetry sensors |
US6229856B1 (en) | 1997-04-14 | 2001-05-08 | Masimo Corporation | Method and apparatus for demodulating signals in a pulse oximetry system |
US6002952A (en) * | 1997-04-14 | 1999-12-14 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus and method |
IL121079A0 (en) * | 1997-06-15 | 1997-11-20 | Spo Medical Equipment Ltd | Physiological stress detector device and method |
US20070191697A1 (en) | 2006-02-10 | 2007-08-16 | Lynn Lawrence A | System and method for SPO2 instability detection and quantification |
US20080287756A1 (en) * | 1997-07-14 | 2008-11-20 | Lynn Lawrence A | Pulse oximetry relational alarm system for early recognition of instability and catastrophic occurrences |
US9521971B2 (en) | 1997-07-14 | 2016-12-20 | Lawrence A. Lynn | System and method for automatic detection of a plurality of SPO2 time series pattern types |
GB9717858D0 (en) * | 1997-08-23 | 1997-10-29 | Electrode Company Ltd | The Electrode Company Ltd |
US5987343A (en) * | 1997-11-07 | 1999-11-16 | Datascope Investment Corp. | Method for storing pulse oximetry sensor characteristics |
US20090140660A1 (en) * | 1998-02-04 | 2009-06-04 | Aptina Imaging Corporation | Pulse-controlled light emitting diode source |
US6525386B1 (en) | 1998-03-10 | 2003-02-25 | Masimo Corporation | Non-protruding optoelectronic lens |
US5999271A (en) * | 1998-06-01 | 1999-12-07 | Shih; Ishiang | Methods and devices to determine the wavelength of a laser beam |
AU4214199A (en) * | 1998-06-03 | 1999-12-20 | Masimo Corporation | Stereo pulse oximeter |
ATE464555T1 (de) * | 1998-06-12 | 2010-04-15 | Radiometer Medical Aps | Verfahren zur qualitätskontrolle eines spektrophotometers |
EP1117327A1 (en) | 1998-09-29 | 2001-07-25 | Mallinckrodt Inc. | Multiple-code oximeter calibration element |
US6298252B1 (en) * | 1998-09-29 | 2001-10-02 | Mallinckrodt, Inc. | Oximeter sensor with encoder connected to detector |
US6356774B1 (en) * | 1998-09-29 | 2002-03-12 | Mallinckrodt, Inc. | Oximeter sensor with encoded temperature characteristic |
US6721585B1 (en) | 1998-10-15 | 2004-04-13 | Sensidyne, Inc. | Universal modular pulse oximeter probe for use with reusable and disposable patient attachment devices |
US7245953B1 (en) | 1999-04-12 | 2007-07-17 | Masimo Corporation | Reusable pulse oximeter probe and disposable bandage apparatii |
USRE41912E1 (en) | 1998-10-15 | 2010-11-02 | Masimo Corporation | Reusable pulse oximeter probe and disposable bandage apparatus |
US6463311B1 (en) | 1998-12-30 | 2002-10-08 | Masimo Corporation | Plethysmograph pulse recognition processor |
US6684090B2 (en) | 1999-01-07 | 2004-01-27 | Masimo Corporation | Pulse oximetry data confidence indicator |
JP4986324B2 (ja) | 1999-01-25 | 2012-07-25 | マシモ・コーポレイション | 汎用/アップグレード用パルス酸素濃度計 |
US6770028B1 (en) | 1999-01-25 | 2004-08-03 | Masimo Corporation | Dual-mode pulse oximeter |
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 |
US6658276B2 (en) | 1999-01-25 | 2003-12-02 | Masimo Corporation | Pulse oximeter user interface |
US8103325B2 (en) * | 1999-03-08 | 2012-01-24 | Tyco Healthcare Group Lp | Method and circuit for storing and providing historical physiological data |
ATE422838T1 (de) * | 1999-03-08 | 2009-03-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Verfahren und schaltung zur speicherung und bereitstellung von historischen physiologischen daten |
US7047054B2 (en) * | 1999-03-12 | 2006-05-16 | Cas Medical Systems, Inc. | Laser diode optical transducer assembly for non-invasive spectrophotometric blood oxygenation monitoring |
US6360114B1 (en) * | 1999-03-25 | 2002-03-19 | Masimo Corporation | Pulse oximeter probe-off detector |
US6305804B1 (en) | 1999-03-25 | 2001-10-23 | Fovioptics, Inc. | Non-invasive measurement of blood component using retinal imaging |
US6675031B1 (en) | 1999-04-14 | 2004-01-06 | Mallinckrodt Inc. | Method and circuit for indicating quality and accuracy of physiological measurements |
EP1199977A2 (en) | 1999-06-18 | 2002-05-02 | Masimo Corporation | Pulse oximeter probe-off detection system |
US20030018243A1 (en) * | 1999-07-07 | 2003-01-23 | Gerhardt Thomas J. | Selectively plated sensor |
US6515273B2 (en) * | 1999-08-26 | 2003-02-04 | Masimo Corporation | System for indicating the expiration of the useful operating life of a pulse oximetry sensor |
US6458326B1 (en) | 1999-11-24 | 2002-10-01 | Home Diagnostics, Inc. | Protective test strip platform |
US6671531B2 (en) | 1999-12-09 | 2003-12-30 | Masimo Corporation | Sensor wrap including foldable applicator |
US6950687B2 (en) | 1999-12-09 | 2005-09-27 | Masimo Corporation | Isolation and communication element for a resposable pulse oximetry sensor |
US6377829B1 (en) * | 1999-12-09 | 2002-04-23 | Masimo Corporation | Resposable pulse oximetry sensor |
JP4441974B2 (ja) * | 2000-03-24 | 2010-03-31 | ソニー株式会社 | 半導体装置の製造方法 |
US8224412B2 (en) | 2000-04-17 | 2012-07-17 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Pulse oximeter sensor with piece-wise function |
CA2405825C (en) | 2000-04-17 | 2010-11-09 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Pulse oximeter sensor with piece-wise function |
EP1259791B1 (en) | 2000-05-02 | 2013-11-13 | Cas Medical Systems, Inc. | Method for non-invasive spectrophotometric blood oxygenation monitoring |
EP1158775A1 (en) | 2000-05-15 | 2001-11-28 | EASTMAN KODAK COMPANY (a New Jersey corporation) | Self-illuminating colour imaging device |
US6430525B1 (en) * | 2000-06-05 | 2002-08-06 | Masimo Corporation | Variable mode averager |
US6697656B1 (en) | 2000-06-27 | 2004-02-24 | Masimo Corporation | Pulse oximetry sensor compatible with multiple pulse oximetry systems |
US7359748B1 (en) * | 2000-07-26 | 2008-04-15 | Rhett Drugge | Apparatus for total immersion photography |
US6889153B2 (en) | 2001-08-09 | 2005-05-03 | Thomas Dietiker | System and method for a self-calibrating non-invasive sensor |
DE60129332T2 (de) * | 2000-08-11 | 2008-04-03 | Elekon Industries, Inc., Torrance | System und verfahren für einen nicht invasiven selbstkalibrierenden sensor |
US6640116B2 (en) * | 2000-08-18 | 2003-10-28 | Masimo Corporation | Optical spectroscopy pathlength measurement system |
DK1309270T3 (da) | 2000-08-18 | 2009-08-03 | Masimo Corp | Pulsoximeter med to modi |
US6606510B2 (en) * | 2000-08-31 | 2003-08-12 | Mallinckrodt Inc. | Oximeter sensor with digital memory encoding patient data |
US6553241B2 (en) * | 2000-08-31 | 2003-04-22 | Mallinckrodt Inc. | Oximeter sensor with digital memory encoding sensor expiration data |
US6591123B2 (en) * | 2000-08-31 | 2003-07-08 | Mallinckrodt Inc. | Oximeter sensor with digital memory recording sensor data |
US6628975B1 (en) | 2000-08-31 | 2003-09-30 | Mallinckrodt Inc. | Oximeter sensor with digital memory storing data |
US6600940B1 (en) * | 2000-08-31 | 2003-07-29 | Mallinckrodt Inc. | Oximeter sensor with digital memory |
US6571113B1 (en) | 2000-09-21 | 2003-05-27 | Mallinckrodt, Inc. | Oximeter sensor adapter with coding element |
US6490466B1 (en) | 2000-09-21 | 2002-12-03 | Mallinckrodt Inc. | Interconnect circuit between non-compatible oximeter and sensor |
IL138884A (en) | 2000-10-05 | 2006-07-05 | Conmed Corp | Pulse oximeter and a method of its operation |
US20020083461A1 (en) | 2000-11-22 | 2002-06-27 | Hutcheson Stewart Douglas | Method and system for providing interactive services over a wireless communications network |
US6760607B2 (en) | 2000-12-29 | 2004-07-06 | Masimo Corporation | Ribbon cable substrate pulse oximetry sensor |
US9053222B2 (en) | 2002-05-17 | 2015-06-09 | Lawrence A. Lynn | Patient safety processor |
US20060195041A1 (en) | 2002-05-17 | 2006-08-31 | Lynn Lawrence A | Centralized hospital monitoring system for automatically detecting upper airway instability and for preventing and aborting adverse drug reactions |
US6525330B2 (en) | 2001-02-28 | 2003-02-25 | Home Diagnostics, Inc. | Method of strip insertion detection |
US6541266B2 (en) | 2001-02-28 | 2003-04-01 | Home Diagnostics, Inc. | Method for determining concentration of an analyte in a test strip |
JP2004532526A (ja) * | 2001-05-03 | 2004-10-21 | マシモ・コーポレイション | フレックス回路シールド光学センサ及び該フレックス回路シールド光学センサを製造する方法 |
US20070093721A1 (en) * | 2001-05-17 | 2007-04-26 | Lynn Lawrence A | Microprocessor system for the analysis of physiologic and financial datasets |
US7442629B2 (en) | 2004-09-24 | 2008-10-28 | President & Fellows Of Harvard College | Femtosecond laser-induced formation of submicrometer spikes on a semiconductor substrate |
US7057256B2 (en) | 2001-05-25 | 2006-06-06 | President & Fellows Of Harvard College | Silicon-based visible and near-infrared optoelectric devices |
US6850787B2 (en) * | 2001-06-29 | 2005-02-01 | Masimo Laboratories, Inc. | Signal component processor |
US6697658B2 (en) | 2001-07-02 | 2004-02-24 | Masimo Corporation | Low power pulse oximeter |
US6754516B2 (en) | 2001-07-19 | 2004-06-22 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Nuisance alarm reductions in a physiological monitor |
IL145445A (en) * | 2001-09-13 | 2006-12-31 | Conmed Corp | A method for signal processing and a device for improving signal for noise |
US6650915B2 (en) | 2001-09-13 | 2003-11-18 | Fovioptics, Inc. | Non-invasive measurement of blood analytes using photodynamics |
US6748254B2 (en) | 2001-10-12 | 2004-06-08 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Stacked adhesive optical sensor |
US20050010091A1 (en) * | 2003-06-10 | 2005-01-13 | Woods Joe W. | Non-invasive measurement of blood glucose using retinal imaging |
US7052180B2 (en) * | 2002-01-04 | 2006-05-30 | Kelvin Shih | LED junction temperature tester |
US20030212312A1 (en) * | 2002-01-07 | 2003-11-13 | Coffin James P. | Low noise patient cable |
US6934570B2 (en) * | 2002-01-08 | 2005-08-23 | Masimo Corporation | Physiological sensor combination |
US7355512B1 (en) | 2002-01-24 | 2008-04-08 | Masimo Corporation | Parallel alarm processor |
US6822564B2 (en) | 2002-01-24 | 2004-11-23 | Masimo Corporation | Parallel measurement alarm processor |
WO2003065557A2 (en) * | 2002-01-25 | 2003-08-07 | Masimo Corporation | Power supply rail controller |
US20030156288A1 (en) * | 2002-02-20 | 2003-08-21 | Barnum P. T. | Sensor band for aligning an emitter and a detector |
EP1478265B1 (en) * | 2002-02-22 | 2010-04-14 | Masimo Corporation | Active pulse spectrophotometry |
US7509494B2 (en) * | 2002-03-01 | 2009-03-24 | Masimo Corporation | Interface cable |
RU2234242C2 (ru) * | 2002-03-19 | 2004-08-20 | Федеральное государственное унитарное предприятие Научно-исследовательский институт "Полюс" | Способ определения состояния биологической ткани и диагностическая система для его реализации |
AT410844B (de) * | 2002-03-25 | 2003-08-25 | Christian Stockinger | Messvorrichtung und methode zur ermittlung von ungenauem anlegen von sensoren und reduzierung von messfehlern für robuste messsysteme für z.b. physiologische messgrössen |
US20080200775A1 (en) * | 2007-02-20 | 2008-08-21 | Lynn Lawrence A | Maneuver-based plethysmographic pulse variation detection system and method |
DE10225670A1 (de) * | 2002-06-10 | 2003-12-24 | Patent Treuhand Ges Fuer Elektrische Gluehlampen Mbh | Ansteuerschaltung für mindestens einen LED-Strang |
JP4465271B2 (ja) | 2002-07-26 | 2010-05-19 | シーエーエス・メディカル・システムズ・インコーポレイテッド | 対象組織内の血液酸素飽和度を非侵襲的に決定する装置 |
US7096054B2 (en) * | 2002-08-01 | 2006-08-22 | Masimo Corporation | Low noise optical housing |
US6895264B2 (en) * | 2002-08-26 | 2005-05-17 | Fovioptics Inc. | Non-invasive psychophysical measurement of glucose using photodynamics |
DE10240083A1 (de) * | 2002-08-30 | 2004-03-11 | Austriamicrosystems Ag | Verfahren zur Kalibrierung einer Fotodiode, Halbleiterchip und Betriebsverfahren |
US7341559B2 (en) * | 2002-09-14 | 2008-03-11 | Masimo Corporation | Pulse oximetry ear sensor |
US7274955B2 (en) * | 2002-09-25 | 2007-09-25 | Masimo Corporation | Parameter compensated pulse oximeter |
US7142901B2 (en) * | 2002-09-25 | 2006-11-28 | Masimo Corporation | Parameter compensated physiological monitor |
US7698909B2 (en) | 2002-10-01 | 2010-04-20 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Headband with tension indicator |
WO2004030480A1 (en) | 2002-10-01 | 2004-04-15 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Headband with tension indicator |
US7096052B2 (en) * | 2002-10-04 | 2006-08-22 | Masimo Corporation | Optical probe including predetermined emission wavelength based on patient type |
US7190986B1 (en) | 2002-10-18 | 2007-03-13 | Nellcor Puritan Bennett Inc. | Non-adhesive oximeter sensor for sensitive skin |
WO2004047631A2 (en) * | 2002-11-22 | 2004-06-10 | Masimo Laboratories, Inc. | Blood parameter measurement system |
US6970792B1 (en) * | 2002-12-04 | 2005-11-29 | Masimo Laboratories, Inc. | Systems and methods for determining blood oxygen saturation values using complex number encoding |
US7919713B2 (en) * | 2007-04-16 | 2011-04-05 | Masimo Corporation | Low noise oximetry cable including conductive cords |
US20060142648A1 (en) * | 2003-01-07 | 2006-06-29 | Triage Data Networks | Wireless, internet-based, medical diagnostic system |
US20050148882A1 (en) | 2004-01-06 | 2005-07-07 | Triage Wireless, Incc. | Vital signs monitor used for conditioning a patient's response |
US7006856B2 (en) * | 2003-01-10 | 2006-02-28 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Signal quality metrics design for qualifying data for a physiological monitor |
US7016715B2 (en) | 2003-01-13 | 2006-03-21 | Nellcorpuritan Bennett Incorporated | Selection of preset filter parameters based on signal quality |
US7225006B2 (en) | 2003-01-23 | 2007-05-29 | Masimo Corporation | Attachment and optical probe |
US6920345B2 (en) | 2003-01-24 | 2005-07-19 | Masimo Corporation | Optical sensor including disposable and reusable elements |
US7230688B1 (en) * | 2003-02-14 | 2007-06-12 | Cadwell Industries, Inc. | System and method for processing information in a pulse oximeter |
US7047056B2 (en) | 2003-06-25 | 2006-05-16 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Hat-based oximeter sensor |
US20050055276A1 (en) * | 2003-06-26 | 2005-03-10 | Kiani Massi E. | Sensor incentive method |
US7455643B1 (en) * | 2003-07-07 | 2008-11-25 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Continuous non-invasive blood pressure measurement apparatus and methods providing automatic recalibration |
US7003338B2 (en) | 2003-07-08 | 2006-02-21 | Masimo Corporation | Method and apparatus for reducing coupling between signals |
US7500950B2 (en) | 2003-07-25 | 2009-03-10 | Masimo Corporation | Multipurpose sensor port |
US7254431B2 (en) * | 2003-08-28 | 2007-08-07 | Masimo Corporation | Physiological parameter tracking system |
US8412297B2 (en) | 2003-10-01 | 2013-04-02 | Covidien Lp | Forehead sensor placement |
US7254434B2 (en) * | 2003-10-14 | 2007-08-07 | Masimo Corporation | Variable pressure reusable sensor |
US7483729B2 (en) * | 2003-11-05 | 2009-01-27 | Masimo Corporation | Pulse oximeter access apparatus and method |
US7373193B2 (en) * | 2003-11-07 | 2008-05-13 | Masimo Corporation | Pulse oximetry data capture system |
US20050113704A1 (en) * | 2003-11-26 | 2005-05-26 | Lawson Corey J. | Patient monitoring system that incorporates memory into patient parameter cables |
US7280858B2 (en) * | 2004-01-05 | 2007-10-09 | Masimo Corporation | Pulse oximetry sensor |
US7435214B2 (en) * | 2004-01-29 | 2008-10-14 | Cannuflow, Inc. | Atraumatic arthroscopic instrument sheath |
US20070297741A1 (en) * | 2004-02-11 | 2007-12-27 | Patrick Linder | Method for Determining Clinical and/or Chemical Parameters in a Medium and Device for Carrying Out Said Method |
US7371981B2 (en) | 2004-02-20 | 2008-05-13 | Masimo Corporation | Connector switch |
US7120479B2 (en) * | 2004-02-25 | 2006-10-10 | Nellcor Puritan Bennett Inc. | Switch-mode oximeter LED drive with a single inductor |
US7190985B2 (en) | 2004-02-25 | 2007-03-13 | Nellcor Puritan Bennett Inc. | Oximeter ambient light cancellation |
US7162288B2 (en) * | 2004-02-25 | 2007-01-09 | Nellcor Purtain Bennett Incorporated | Techniques for detecting heart pulses and reducing power consumption in sensors |
US7438683B2 (en) | 2004-03-04 | 2008-10-21 | Masimo Corporation | Application identification sensor |
US7194293B2 (en) | 2004-03-08 | 2007-03-20 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Selection of ensemble averaging weights for a pulse oximeter based on signal quality metrics |
WO2005087097A1 (en) | 2004-03-08 | 2005-09-22 | Masimo Corporation | Physiological parameter system |
US7534212B2 (en) | 2004-03-08 | 2009-05-19 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Pulse oximeter with alternate heart-rate determination |
US7277741B2 (en) * | 2004-03-09 | 2007-10-02 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Pulse oximetry motion artifact rejection using near infrared absorption by water |
WO2005089640A2 (en) * | 2004-03-19 | 2005-09-29 | Masimo Corporation | Low power and personal pulse oximetry systems |
US20050216199A1 (en) * | 2004-03-26 | 2005-09-29 | Triage Data Networks | Cuffless blood-pressure monitor and accompanying web services interface |
WO2005096922A1 (en) * | 2004-03-31 | 2005-10-20 | Masimo Corporation | Physiological assessment system |
US20060009698A1 (en) * | 2004-04-07 | 2006-01-12 | Triage Wireless, Inc. | Hand-held monitor for measuring vital signs |
US20050261598A1 (en) * | 2004-04-07 | 2005-11-24 | Triage Wireless, Inc. | Patch sensor system for measuring vital signs |
US20060009697A1 (en) * | 2004-04-07 | 2006-01-12 | Triage Wireless, Inc. | Wireless, internet-based system for measuring vital signs from a plurality of patients in a hospital or medical clinic |
US20050228297A1 (en) * | 2004-04-07 | 2005-10-13 | Banet Matthew J | Wrist-worn System for Measuring Blood Pressure |
US20050228300A1 (en) * | 2004-04-07 | 2005-10-13 | Triage Data Networks | Cuffless blood-pressure monitor and accompanying wireless mobile device |
US7179228B2 (en) | 2004-04-07 | 2007-02-20 | Triage Wireless, Inc. | Cuffless system for measuring blood pressure |
CA2464029A1 (en) | 2004-04-08 | 2005-10-08 | Valery Telfort | Non-invasive ventilation monitor |
US7319522B2 (en) * | 2004-05-27 | 2008-01-15 | Finesse Solutions Llc. | Systems and methods for in situ spectroscopic measurements |
US7180594B2 (en) * | 2004-05-27 | 2007-02-20 | Finesse Instruments, Llc. | Method and apparatus for verifying proper operation of a photometric device, such as a cell density probe |
US7343186B2 (en) | 2004-07-07 | 2008-03-11 | Masimo Laboratories, Inc. | Multi-wavelength physiological monitor |
US9341565B2 (en) | 2004-07-07 | 2016-05-17 | Masimo Corporation | Multiple-wavelength physiological monitor |
US7937128B2 (en) * | 2004-07-09 | 2011-05-03 | Masimo Corporation | Cyanotic infant sensor |
US8036727B2 (en) | 2004-08-11 | 2011-10-11 | Glt Acquisition Corp. | Methods for noninvasively measuring analyte levels in a subject |
US7822452B2 (en) | 2004-08-11 | 2010-10-26 | Glt Acquisition Corp. | Method for data reduction and calibration of an OCT-based blood glucose monitor |
US7254429B2 (en) | 2004-08-11 | 2007-08-07 | Glucolight Corporation | Method and apparatus for monitoring glucose levels in a biological tissue |
US7976472B2 (en) | 2004-09-07 | 2011-07-12 | Masimo Corporation | Noninvasive hypovolemia monitor |
US20060253010A1 (en) * | 2004-09-28 | 2006-11-09 | Donald Brady | Monitoring device, method and system |
US20060079794A1 (en) * | 2004-09-28 | 2006-04-13 | Impact Sports Technologies, Inc. | Monitoring device, method and system |
US7887492B1 (en) | 2004-09-28 | 2011-02-15 | Impact Sports Technologies, Inc. | Monitoring device, method and system |
US7468036B1 (en) | 2004-09-28 | 2008-12-23 | Impact Sports Technology, Inc. | Monitoring device, method and system |
US7470234B1 (en) | 2004-09-28 | 2008-12-30 | Impact Sports Technology, Inc. | Monitoring device, method and system |
US20060073719A1 (en) * | 2004-09-29 | 2006-04-06 | Kiani Massi E | Multiple key position plug |
US20060084878A1 (en) * | 2004-10-18 | 2006-04-20 | Triage Wireless, Inc. | Personal computer-based vital signs monitor |
US20060095100A1 (en) * | 2004-10-29 | 2006-05-04 | Kian Shin Lee | Method and apparatus for regulating light administered at a patient treatment site |
US7359742B2 (en) * | 2004-11-12 | 2008-04-15 | Nonin Medical, Inc. | Sensor assembly |
DE102004056587A1 (de) * | 2004-11-23 | 2006-05-24 | Lmt Lammers Medical Technology Gmbh | Pulsoximetrisches Messgerät |
US20060122520A1 (en) * | 2004-12-07 | 2006-06-08 | Dr. Matthew Banet | Vital sign-monitoring system with multiple optical modules |
US20070048096A1 (en) * | 2004-12-07 | 2007-03-01 | Hubbs Jonathan W | Soil conditioner |
US7658716B2 (en) * | 2004-12-07 | 2010-02-09 | Triage Wireless, Inc. | Vital signs monitor using an optical ear-based module |
US7392074B2 (en) * | 2005-01-21 | 2008-06-24 | Nonin Medical, Inc. | Sensor system with memory and method of using same |
US7706853B2 (en) * | 2005-02-10 | 2010-04-27 | Terumo Cardiovascular Systems Corporation | Near infrared spectroscopy device with reusable portion |
US20060189871A1 (en) * | 2005-02-18 | 2006-08-24 | Ammar Al-Ali | Portable patient monitor |
EP1860993B1 (en) | 2005-03-01 | 2019-01-23 | Masimo Laboratories, Inc. | Noninvasive multi-parameter patient monitor |
US7392075B2 (en) | 2005-03-03 | 2008-06-24 | Nellcor Puritan Bennett Incorporated | Method for enhancing pulse oximetry calculations in the presence of correlated artifacts |
JP2006246389A (ja) * | 2005-03-07 | 2006-09-14 | Sumitomo Electric Ind Ltd | 光送信器 |
US7937129B2 (en) * | 2005-03-21 | 2011-05-03 | Masimo Corporation | Variable aperture sensor |
US20060226848A1 (en) * | 2005-03-30 | 2006-10-12 | Youngtek Electronics Corporation | Mass-production LED test device for mass production |
US7657295B2 (en) | 2005-08-08 | 2010-02-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | 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 |
US7657294B2 (en) | 2005-08-08 | 2010-02-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Compliant diaphragm medical sensor and technique for using the same |
US20070073116A1 (en) * | 2005-08-17 | 2007-03-29 | Kiani Massi E | Patient identification using physiological sensor |
US20070060808A1 (en) | 2005-09-12 | 2007-03-15 | Carine Hoarau | Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same |
JP5021654B2 (ja) * | 2005-09-29 | 2012-09-12 | コンメド コーポレイション | センサホルダ |
US7904130B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-03-08 | 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 |
US7725146B2 (en) | 2005-09-29 | 2010-05-25 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for pre-processing waveforms |
US7899510B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-03-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
US7725147B2 (en) | 2005-09-29 | 2010-05-25 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for removing artifacts from waveforms |
US7869850B2 (en) | 2005-09-29 | 2011-01-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same |
US20070106126A1 (en) | 2005-09-30 | 2007-05-10 | Mannheimer Paul D | Patient monitoring alarm escalation system and method |
US8062221B2 (en) | 2005-09-30 | 2011-11-22 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Sensor for tissue gas detection and technique for using the same |
US7881762B2 (en) | 2005-09-30 | 2011-02-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Clip-style medical sensor and technique for using the same |
US8233954B2 (en) | 2005-09-30 | 2012-07-31 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Mucosal sensor for the assessment of tissue and blood constituents and technique for using the same |
US7555327B2 (en) | 2005-09-30 | 2009-06-30 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Folding medical sensor and technique for using the same |
US7483731B2 (en) | 2005-09-30 | 2009-01-27 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
US7486979B2 (en) * | 2005-09-30 | 2009-02-03 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Optically aligned pulse oximetry sensor and technique for using the same |
US7962188B2 (en) | 2005-10-14 | 2011-06-14 | Masimo Corporation | Robust alarm system |
US7530942B1 (en) | 2005-10-18 | 2009-05-12 | Masimo Corporation | Remote sensing infant warmer |
US7486977B2 (en) * | 2005-10-27 | 2009-02-03 | Smiths Medical Pm, Inc. | Single use pulse oximeter |
US20070100220A1 (en) | 2005-10-28 | 2007-05-03 | Baker Clark R Jr | Adjusting parameters used in pulse oximetry analysis |
DE102006052125A1 (de) * | 2005-11-15 | 2007-05-16 | Weinmann G Geraete Med | Vorrichtung zur Bestimmung physiologischer Variablen |
EP2374407B1 (en) | 2005-11-29 | 2021-05-05 | Masimo Corporation | Optical sensor including disposable and reusable elements |
US20070180140A1 (en) * | 2005-12-03 | 2007-08-02 | Welch James P | Physiological alarm notification system |
US7648463B1 (en) | 2005-12-15 | 2010-01-19 | Impact Sports Technologies, Inc. | Monitoring device, method and system |
US20070142715A1 (en) * | 2005-12-20 | 2007-06-21 | Triage Wireless, Inc. | Chest strap for measuring vital signs |
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 |
US7990382B2 (en) * | 2006-01-03 | 2011-08-02 | Masimo Corporation | Virtual display |
US20070159818A1 (en) * | 2006-01-07 | 2007-07-12 | Rueggeberg Frederick A | Use of integrating sphere technology to provide uniform, high-intensity light, and wavelength mixing from light emitting diodes |
US7938643B2 (en) * | 2006-01-07 | 2011-05-10 | Medical College Of Georgia Research Institute, Inc. | Use of integrating sphere technology to provide uniform, high-intensity light, and wavelength mixing from light emitting diodes |
US8182443B1 (en) | 2006-01-17 | 2012-05-22 | Masimo Corporation | Drug administration controller |
US20070185393A1 (en) * | 2006-02-03 | 2007-08-09 | Triage Wireless, Inc. | System for measuring vital signs using an optical module featuring a green light source |
US7668579B2 (en) | 2006-02-10 | 2010-02-23 | Lynn Lawrence A | System and method for the detection of physiologic response to stimulation |
US20070208259A1 (en) * | 2006-03-06 | 2007-09-06 | Mannheimer Paul D | Patient monitoring alarm escalation system and method |
US20070244377A1 (en) * | 2006-03-14 | 2007-10-18 | Cozad Jenny L | Pulse oximeter sleeve |
US8219172B2 (en) | 2006-03-17 | 2012-07-10 | Glt Acquisition Corp. | System and method for creating a stable optical interface |
US8702606B2 (en) * | 2006-03-21 | 2014-04-22 | Covidien Lp | Patient monitoring help video system and method |
US8073518B2 (en) | 2006-05-02 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Clip-style medical sensor and technique for using the same |
US9176141B2 (en) | 2006-05-15 | 2015-11-03 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological monitor calibration system |
US8998809B2 (en) | 2006-05-15 | 2015-04-07 | Cercacor Laboratories, Inc. | Systems and methods for calibrating minimally invasive and non-invasive physiological sensor devices |
US7941199B2 (en) | 2006-05-15 | 2011-05-10 | Masimo Laboratories, Inc. | Sepsis monitor |
US7993275B2 (en) | 2006-05-25 | 2011-08-09 | Sotera Wireless, Inc. | Bilateral device, system and method for monitoring vital signs |
US9149192B2 (en) | 2006-05-26 | 2015-10-06 | Sotera Wireless, Inc. | System for measuring vital signs using bilateral pulse transit time |
WO2007140478A2 (en) | 2006-05-31 | 2007-12-06 | Masimo Corporation | Respiratory monitoring |
US20070282181A1 (en) * | 2006-06-01 | 2007-12-06 | Carol Findlay | Visual medical sensor indicator |
US10188348B2 (en) | 2006-06-05 | 2019-01-29 | Masimo Corporation | Parameter upgrade system |
WO2007143626A2 (en) | 2006-06-05 | 2007-12-13 | Masimo Laboratories, Inc. | Parameter upgrade system |
US8380271B2 (en) | 2006-06-15 | 2013-02-19 | Covidien Lp | System and method for generating customizable audible beep tones and alarms |
CN100500092C (zh) * | 2006-06-16 | 2009-06-17 | 周常安 | 具有可变结构的血液生理信号检测装置 |
WO2008002405A2 (en) * | 2006-06-16 | 2008-01-03 | Medtor Llc | System and method for a non-invasive medical sensor |
US8145288B2 (en) | 2006-08-22 | 2012-03-27 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
US8442607B2 (en) | 2006-09-07 | 2013-05-14 | Sotera Wireless, Inc. | Hand-held vital signs monitor |
KR20090086942A (ko) * | 2006-09-08 | 2009-08-14 | 에이전시 포 사이언스, 테크놀로지 앤드 리서치 | 가변 파장 발광 다이오드 |
US20080064965A1 (en) * | 2006-09-08 | 2008-03-13 | Jay Gregory D | Devices and methods for measuring pulsus paradoxus |
US20080064940A1 (en) * | 2006-09-12 | 2008-03-13 | Raridan William B | Sensor cable design for use with spectrophotometric sensors and method of using the same |
USD614305S1 (en) | 2008-02-29 | 2010-04-20 | Masimo Corporation | Connector assembly |
US8219170B2 (en) | 2006-09-20 | 2012-07-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for practicing spectrophotometry using light emitting nanostructure devices |
US8064975B2 (en) | 2006-09-20 | 2011-11-22 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for probability based determination of estimated oxygen saturation |
US8457707B2 (en) | 2006-09-20 | 2013-06-04 | Masimo Corporation | Congenital heart disease monitor |
USD609193S1 (en) | 2007-10-12 | 2010-02-02 | Masimo Corporation | Connector assembly |
US8315683B2 (en) * | 2006-09-20 | 2012-11-20 | Masimo Corporation | Duo connector patient cable |
US8175671B2 (en) | 2006-09-22 | 2012-05-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
US9161696B2 (en) | 2006-09-22 | 2015-10-20 | Masimo Corporation | Modular patient monitor |
US8190224B2 (en) | 2006-09-22 | 2012-05-29 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same |
US20080103375A1 (en) * | 2006-09-22 | 2008-05-01 | Kiani Massi E | Patient monitor user interface |
US8840549B2 (en) | 2006-09-22 | 2014-09-23 | Masimo Corporation | Modular patient monitor |
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 |
US20080076977A1 (en) * | 2006-09-26 | 2008-03-27 | Nellcor Puritan Bennett Inc. | Patient monitoring device snapshot feature system and method |
US8696593B2 (en) | 2006-09-27 | 2014-04-15 | Covidien Lp | Method and system for monitoring intracranial pressure |
US7574245B2 (en) | 2006-09-27 | 2009-08-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Flexible medical sensor enclosure |
US7890153B2 (en) | 2006-09-28 | 2011-02-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for mitigating interference in pulse oximetry |
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 |
US7922665B2 (en) | 2006-09-28 | 2011-04-12 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for pulse rate calculation using a scheme for alternate weighting |
US8068891B2 (en) | 2006-09-29 | 2011-11-29 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Symmetric LED array for pulse oximetry |
US8175667B2 (en) | 2006-09-29 | 2012-05-08 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Symmetric LED array for pulse oximetry |
US8160668B2 (en) * | 2006-09-29 | 2012-04-17 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Pathological condition detector using kernel methods and oximeters |
US20080081956A1 (en) * | 2006-09-29 | 2008-04-03 | Jayesh Shah | System and method for integrating voice with a medical device |
US20080082338A1 (en) * | 2006-09-29 | 2008-04-03 | O'neil Michael P | Systems and methods for secure voice identification and medical device interface |
US7476131B2 (en) | 2006-09-29 | 2009-01-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Device for reducing crosstalk |
US7684842B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-03-23 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for preventing sensor misuse |
US20080097175A1 (en) * | 2006-09-29 | 2008-04-24 | Boyce Robin S | System and method for display control of patient monitor |
US7706896B2 (en) * | 2006-09-29 | 2010-04-27 | Nellcor Puritan Bennett Llc | User interface and identification in a medical device system and method |
US8068890B2 (en) * | 2006-09-29 | 2011-11-29 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Pulse oximetry sensor switchover |
US8728059B2 (en) | 2006-09-29 | 2014-05-20 | Covidien Lp | System and method for assuring validity of monitoring parameter in combination with a therapeutic device |
US7925511B2 (en) * | 2006-09-29 | 2011-04-12 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for secure voice identification in a medical device |
US7698002B2 (en) * | 2006-09-29 | 2010-04-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Systems and methods for user interface and identification in a medical device |
US7848891B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-12-07 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Modulation ratio determination with accommodation of uncertainty |
US7680522B2 (en) | 2006-09-29 | 2010-03-16 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and apparatus for detecting misapplied sensors |
US8255026B1 (en) | 2006-10-12 | 2012-08-28 | Masimo Corporation, Inc. | Patient monitor capable of monitoring the quality of attached probes and accessories |
US9192329B2 (en) | 2006-10-12 | 2015-11-24 | Masimo Corporation | Variable mode pulse indicator |
EP2073692B1 (en) | 2006-10-12 | 2017-07-26 | Masimo Corporation | Perfusion index smoothing |
US7880626B2 (en) | 2006-10-12 | 2011-02-01 | Masimo Corporation | System and method for monitoring the life of a physiological sensor |
US8265723B1 (en) | 2006-10-12 | 2012-09-11 | Cercacor Laboratories, Inc. | Oximeter probe off indicator defining probe off space |
US9861305B1 (en) | 2006-10-12 | 2018-01-09 | Masimo Corporation | Method and apparatus for calibration to reduce coupling between signals in a measurement system |
US20080094228A1 (en) * | 2006-10-12 | 2008-04-24 | Welch James P | Patient monitor using radio frequency identification tags |
US8449469B2 (en) | 2006-11-10 | 2013-05-28 | Sotera Wireless, Inc. | Two-part patch sensor for monitoring vital signs |
US8600467B2 (en) | 2006-11-29 | 2013-12-03 | Cercacor Laboratories, Inc. | Optical sensor including disposable and reusable elements |
WO2008073855A2 (en) | 2006-12-09 | 2008-06-19 | Masimo Corporation | Plethysmograph variability processor |
US7952692B2 (en) * | 2006-12-12 | 2011-05-31 | Orsense Ltd. | Method and apparatus for determination of analyte concentration |
US7902560B2 (en) * | 2006-12-15 | 2011-03-08 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Tunable white point light source using a wavelength converting element |
US7791155B2 (en) * | 2006-12-22 | 2010-09-07 | Masimo Laboratories, Inc. | Detector shield |
US8852094B2 (en) | 2006-12-22 | 2014-10-07 | Masimo Corporation | Physiological parameter system |
JP2008170340A (ja) * | 2007-01-12 | 2008-07-24 | Olympus Corp | 波長特定方法および分析装置 |
US8652060B2 (en) * | 2007-01-20 | 2014-02-18 | Masimo Corporation | Perfusion trend indicator |
US7830560B2 (en) * | 2007-01-31 | 2010-11-09 | Hewlett-Packard Development Company, L.P. | System and method for adaptive digital ramp current control |
US20080200819A1 (en) * | 2007-02-20 | 2008-08-21 | Lynn Lawrence A | Orthostasis detection system and method |
US20080221399A1 (en) * | 2007-03-05 | 2008-09-11 | Triage Wireless, Inc. | Monitor for measuring vital signs and rendering video images |
US20090093687A1 (en) * | 2007-03-08 | 2009-04-09 | Telfort Valery G | Systems and methods for determining a physiological condition using an acoustic monitor |
US20080221426A1 (en) * | 2007-03-09 | 2008-09-11 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Methods and apparatus for detecting misapplied optical sensors |
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 |
US7894869B2 (en) | 2007-03-09 | 2011-02-22 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Multiple configuration medical sensor and technique for using the same |
EP2476369B1 (en) | 2007-03-27 | 2014-10-01 | Masimo Laboratories, Inc. | Multiple wavelength optical sensor |
US8374665B2 (en) | 2007-04-21 | 2013-02-12 | Cercacor Laboratories, Inc. | Tissue profile wellness monitor |
WO2009055091A1 (en) * | 2007-05-08 | 2009-04-30 | Medscansonics, Inc. | Medical sensor connector |
US20100130875A1 (en) * | 2008-06-18 | 2010-05-27 | Triage Wireless, Inc. | Body-worn system for measuring blood pressure |
US20080319327A1 (en) * | 2007-06-25 | 2008-12-25 | Triage Wireless, Inc. | Body-worn sensor featuring a low-power processor and multi-sensor array for measuring blood pressure |
US8764671B2 (en) * | 2007-06-28 | 2014-07-01 | Masimo Corporation | Disposable active pulse sensor |
US8048040B2 (en) | 2007-09-13 | 2011-11-01 | Masimo Corporation | Fluid titration system |
JP4569615B2 (ja) * | 2007-09-25 | 2010-10-27 | ブラザー工業株式会社 | 印刷装置 |
US7703334B2 (en) * | 2007-10-04 | 2010-04-27 | Medility Llc | Bandage type sensor arrangement and carrier assembly therefore, and method of manufacture |
WO2009050081A2 (de) * | 2007-10-11 | 2009-04-23 | Basf Se | Spektrometer mit led-array |
US8355766B2 (en) * | 2007-10-12 | 2013-01-15 | Masimo Corporation | Ceramic emitter substrate |
US8310336B2 (en) | 2008-10-10 | 2012-11-13 | Masimo Corporation | Systems and methods for storing, analyzing, retrieving and displaying streaming medical data |
JP5296793B2 (ja) | 2007-10-12 | 2013-09-25 | マシモ コーポレイション | コネクタアセンブリ |
WO2009049254A2 (en) | 2007-10-12 | 2009-04-16 | Masimo Corporation | Systems and methods for storing, analyzing, and retrieving medical data |
US20090118628A1 (en) * | 2007-11-01 | 2009-05-07 | Triage Wireless, Inc. | System for measuring blood pressure featuring a blood pressure cuff comprising size information |
JP2011502716A (ja) * | 2007-11-14 | 2011-01-27 | コンメッド コーポレイション | 脈動性生物測定信号の処理方法および装置 |
US8204567B2 (en) * | 2007-12-13 | 2012-06-19 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Signal demodulation |
US8380272B2 (en) * | 2007-12-21 | 2013-02-19 | Covidien Lp | Physiological sensor |
US8346328B2 (en) | 2007-12-21 | 2013-01-01 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
US8352004B2 (en) | 2007-12-21 | 2013-01-08 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
US8366613B2 (en) | 2007-12-26 | 2013-02-05 | Covidien Lp | LED drive circuit for pulse oximetry and method for using same |
US20090171167A1 (en) * | 2007-12-27 | 2009-07-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System And Method For Monitor Alarm Management |
US20090168050A1 (en) * | 2007-12-27 | 2009-07-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Optical Sensor System And Method |
US8577434B2 (en) | 2007-12-27 | 2013-11-05 | Covidien Lp | Coaxial LED light sources |
US8452364B2 (en) | 2007-12-28 | 2013-05-28 | Covidien LLP | System and method for attaching a sensor to a patient's skin |
US8442608B2 (en) | 2007-12-28 | 2013-05-14 | Covidien Lp | System and method for estimating physiological parameters by deconvolving artifacts |
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 |
US20090171166A1 (en) * | 2007-12-31 | 2009-07-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Oximeter with location awareness |
US8199007B2 (en) | 2007-12-31 | 2012-06-12 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Flex circuit snap track for a biometric sensor |
US8897850B2 (en) | 2007-12-31 | 2014-11-25 | Covidien Lp | Sensor with integrated living hinge and spring |
US20090171226A1 (en) * | 2007-12-31 | 2009-07-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for evaluating variation in the timing of physiological events |
US20090171171A1 (en) * | 2007-12-31 | 2009-07-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Oximetry sensor overmolding location features |
US20090171174A1 (en) * | 2007-12-31 | 2009-07-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for maintaining battery life |
US8275553B2 (en) | 2008-02-19 | 2012-09-25 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for evaluating physiological parameter data |
US8750953B2 (en) | 2008-02-19 | 2014-06-10 | Covidien Lp | Methods and systems for alerting practitioners to physiological conditions |
US8768423B2 (en) | 2008-03-04 | 2014-07-01 | Glt Acquisition Corp. | Multispot monitoring for use in optical coherence tomography |
US20090247851A1 (en) * | 2008-03-26 | 2009-10-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Graphical User Interface For Monitor Alarm Management |
US9560994B2 (en) | 2008-03-26 | 2017-02-07 | Covidien Lp | Pulse oximeter with adaptive power conservation |
US20090247854A1 (en) * | 2008-03-27 | 2009-10-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Retractable Sensor Cable For A Pulse Oximeter |
US8140272B2 (en) * | 2008-03-27 | 2012-03-20 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for unmixing spectroscopic observations with nonnegative matrix factorization |
US20090247850A1 (en) * | 2008-03-28 | 2009-10-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Manually Powered Oximeter |
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 |
US8364224B2 (en) | 2008-03-31 | 2013-01-29 | Covidien Lp | System and method for facilitating sensor and monitor communication |
EP2262414A1 (en) * | 2008-03-31 | 2010-12-22 | Nellcor Puritan Bennett LLC | Medical monitoring patch device and methods |
US8292809B2 (en) | 2008-03-31 | 2012-10-23 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Detecting chemical components from spectroscopic observations |
EP2278911A1 (en) | 2008-05-02 | 2011-02-02 | Masimo Corporation | Monitor configuration system |
US9107625B2 (en) | 2008-05-05 | 2015-08-18 | Masimo Corporation | Pulse oximetry system with electrical decoupling circuitry |
WO2009137682A1 (en) * | 2008-05-07 | 2009-11-12 | Lynn Lawrence A | Medical failure pattern search engine |
USD626562S1 (en) | 2008-06-30 | 2010-11-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Triangular saturation pattern detection indicator for a patient monitor display panel |
US8660799B2 (en) | 2008-06-30 | 2014-02-25 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Processing and detecting baseline changes in signals |
US20090326386A1 (en) * | 2008-06-30 | 2009-12-31 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and Methods for Non-Invasive Blood Pressure Monitoring |
US7880884B2 (en) | 2008-06-30 | 2011-02-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for coating and shielding electronic sensor components |
US8398556B2 (en) * | 2008-06-30 | 2013-03-19 | Covidien Lp | Systems and methods for non-invasive continuous blood pressure determination |
US8071935B2 (en) | 2008-06-30 | 2011-12-06 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Optical detector with an overmolded faraday shield |
US7887345B2 (en) | 2008-06-30 | 2011-02-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Single use connector for pulse oximetry sensors |
US20090327515A1 (en) * | 2008-06-30 | 2009-12-31 | Thomas Price | Medical Monitor With Network Connectivity |
US9895068B2 (en) * | 2008-06-30 | 2018-02-20 | Covidien Lp | Pulse oximeter with wait-time indication |
US8862194B2 (en) | 2008-06-30 | 2014-10-14 | Covidien Lp | Method for improved oxygen saturation estimation in the presence of noise |
USD626561S1 (en) | 2008-06-30 | 2010-11-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Circular satseconds indicator and triangular saturation pattern detection indicator for a patient monitor display panel |
US8577431B2 (en) | 2008-07-03 | 2013-11-05 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noise shielding for a noninvasive device |
USD621516S1 (en) | 2008-08-25 | 2010-08-10 | Masimo Laboratories, Inc. | Patient monitoring sensor |
US8506498B2 (en) | 2008-07-15 | 2013-08-13 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods using induced perturbation to determine physiological parameters |
US8203438B2 (en) | 2008-07-29 | 2012-06-19 | Masimo Corporation | Alarm suspend system |
US8630691B2 (en) | 2008-08-04 | 2014-01-14 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multi-stream sensor front ends for noninvasive measurement of blood constituents |
JP5375826B2 (ja) * | 2008-08-22 | 2013-12-25 | コニカミノルタ株式会社 | 測光測色装置 |
US8773336B2 (en) | 2008-09-05 | 2014-07-08 | Ketra, Inc. | Illumination devices and related systems and methods |
US8521035B2 (en) * | 2008-09-05 | 2013-08-27 | Ketra, Inc. | Systems and methods for visible light communication |
US8886047B2 (en) * | 2008-09-05 | 2014-11-11 | Ketra, Inc. | Optical communication device, method and system |
US8674913B2 (en) * | 2008-09-05 | 2014-03-18 | Ketra, Inc. | LED transceiver front end circuitry and related methods |
US20110063214A1 (en) * | 2008-09-05 | 2011-03-17 | Knapp David J | Display and optical pointer systems and related methods |
US10210750B2 (en) | 2011-09-13 | 2019-02-19 | Lutron Electronics Co., Inc. | System and method of extending the communication range in a visible light communication system |
US9509525B2 (en) * | 2008-09-05 | 2016-11-29 | Ketra, Inc. | Intelligent illumination device |
US9276766B2 (en) * | 2008-09-05 | 2016-03-01 | Ketra, Inc. | Display calibration systems and related methods |
SE532941C2 (sv) | 2008-09-15 | 2010-05-18 | Phasein Ab | Gasprovtagningsledning för andningsgaser |
WO2010031070A2 (en) | 2008-09-15 | 2010-03-18 | Masimo Corporation | Patient monitor including multi-parameter graphical display |
US8364220B2 (en) | 2008-09-25 | 2013-01-29 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
US8257274B2 (en) | 2008-09-25 | 2012-09-04 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical sensor and technique for using the same |
US20100076319A1 (en) * | 2008-09-25 | 2010-03-25 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Pathlength-Corrected Medical Spectroscopy |
US20100076276A1 (en) * | 2008-09-25 | 2010-03-25 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Medical Sensor, Display, and Technique For Using The Same |
US20100081946A1 (en) * | 2008-09-26 | 2010-04-01 | Qualcomm Incorporated | Method and apparatus for non-invasive cuff-less blood pressure estimation using pulse arrival time and heart rate with adaptive calibration |
US8914088B2 (en) | 2008-09-30 | 2014-12-16 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
US9301697B2 (en) * | 2008-09-30 | 2016-04-05 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for recalibrating a non-invasive blood pressure monitor |
US9314168B2 (en) * | 2008-09-30 | 2016-04-19 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Detecting sleep events using localized blood pressure changes |
US8423112B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-04-16 | Covidien Lp | Medical sensor and technique for using the same |
US8968193B2 (en) | 2008-09-30 | 2015-03-03 | Covidien Lp | System and method for enabling a research mode on physiological monitors |
US8532751B2 (en) * | 2008-09-30 | 2013-09-10 | Covidien Lp | Laser self-mixing sensors for biological sensing |
US8386000B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-02-26 | Covidien Lp | System and method for photon density wave pulse oximetry and pulse hemometry |
US20100081912A1 (en) * | 2008-09-30 | 2010-04-01 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Ultrasound-Optical Doppler Hemometer and Technique for Using the Same |
US8433382B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-04-30 | Covidien Lp | Transmission mode photon density wave system and method |
US9687161B2 (en) * | 2008-09-30 | 2017-06-27 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for maintaining blood pressure monitor calibration |
US8417309B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-04-09 | Covidien Lp | Medical sensor |
US20100088957A1 (en) * | 2008-10-09 | 2010-04-15 | Hubbs Jonathan W | Natural turf with binder |
US8401602B2 (en) | 2008-10-13 | 2013-03-19 | Masimo Corporation | Secondary-emitter sensor position indicator |
US8346330B2 (en) | 2008-10-13 | 2013-01-01 | Masimo Corporation | Reflection-detector sensor position indicator |
US20090171172A1 (en) * | 2008-12-19 | 2009-07-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and system for pulse gating |
US8771204B2 (en) | 2008-12-30 | 2014-07-08 | Masimo Corporation | Acoustic sensor assembly |
CN101919077A (zh) * | 2009-01-26 | 2010-12-15 | 罗姆股份有限公司 | 半导体装置以及具有该半导体装置的电子设备 |
US20100210930A1 (en) * | 2009-02-13 | 2010-08-19 | Saylor Stephen D | Physiological Blood Gas Detection Apparatus and Method |
US8588880B2 (en) | 2009-02-16 | 2013-11-19 | Masimo Corporation | Ear sensor |
US20100216639A1 (en) * | 2009-02-20 | 2010-08-26 | Hubbs Jonathon W | Gypsum soil conditioner |
JP5749658B2 (ja) | 2009-03-04 | 2015-07-15 | マシモ・コーポレイション | 医療監視システム |
US10032002B2 (en) | 2009-03-04 | 2018-07-24 | Masimo Corporation | Medical monitoring system |
US9323894B2 (en) | 2011-08-19 | 2016-04-26 | Masimo Corporation | Health care sanitation monitoring system |
US10007758B2 (en) | 2009-03-04 | 2018-06-26 | Masimo Corporation | Medical monitoring system |
US8216136B2 (en) | 2009-03-05 | 2012-07-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Systems and methods for monitoring heart rate and blood pressure correlation |
US8388353B2 (en) | 2009-03-11 | 2013-03-05 | Cercacor Laboratories, Inc. | Magnetic connector |
US20100234718A1 (en) * | 2009-03-12 | 2010-09-16 | Anand Sampath | Open architecture medical communication system |
US8452366B2 (en) | 2009-03-16 | 2013-05-28 | Covidien Lp | Medical monitoring device with flexible circuitry |
US20100240972A1 (en) * | 2009-03-20 | 2010-09-23 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Slider Spot Check Pulse Oximeter |
US8897847B2 (en) | 2009-03-23 | 2014-11-25 | Masimo Corporation | Digit gauge for noninvasive optical sensor |
US20100249550A1 (en) * | 2009-03-25 | 2010-09-30 | Neilcor Puritan Bennett LLC | Method And Apparatus For Optical Filtering Of A Broadband Emitter In A Medical Sensor |
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 |
US8515515B2 (en) | 2009-03-25 | 2013-08-20 | Covidien Lp | Medical sensor with compressible light barrier and technique for using the same |
US8781548B2 (en) | 2009-03-31 | 2014-07-15 | Covidien Lp | Medical sensor with flexible components and technique for using the same |
JP5623504B2 (ja) | 2009-04-17 | 2014-11-12 | バイオボーション・アーゲーBiovotion AG | 身体組織の特性の感知デバイス |
US8509869B2 (en) | 2009-05-15 | 2013-08-13 | Covidien Lp | Method and apparatus for detecting and analyzing variations in a physiologic parameter |
US8989831B2 (en) | 2009-05-19 | 2015-03-24 | Masimo Corporation | Disposable components for reusable physiological sensor |
US8571619B2 (en) | 2009-05-20 | 2013-10-29 | Masimo Corporation | Hemoglobin display and patient treatment |
US8634891B2 (en) | 2009-05-20 | 2014-01-21 | Covidien Lp | Method and system for self regulation of sensor component contact pressure |
US8418524B2 (en) | 2009-06-12 | 2013-04-16 | Masimo Corporation | Non-invasive sensor calibration device |
US20100324431A1 (en) * | 2009-06-18 | 2010-12-23 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Determining Disease State Using An Induced Load |
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 |
US20100331631A1 (en) * | 2009-06-30 | 2010-12-30 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Oxygen saturation ear sensor design that optimizes both attachment method and signal quality |
US8670811B2 (en) | 2009-06-30 | 2014-03-11 | Masimo Corporation | Pulse oximetry system for adjusting medical ventilation |
US8290730B2 (en) * | 2009-06-30 | 2012-10-16 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for assessing measurements in physiological monitoring devices |
US8505821B2 (en) | 2009-06-30 | 2013-08-13 | Covidien Lp | System and method for providing sensor quality assurance |
US9198582B2 (en) * | 2009-06-30 | 2015-12-01 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Determining a characteristic physiological parameter |
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 |
US20110040197A1 (en) * | 2009-07-20 | 2011-02-17 | Masimo Corporation | Wireless patient monitoring system |
US20110208015A1 (en) * | 2009-07-20 | 2011-08-25 | Masimo Corporation | Wireless patient monitoring system |
US8471713B2 (en) | 2009-07-24 | 2013-06-25 | Cercacor Laboratories, Inc. | Interference detector for patient monitor |
US20110021929A1 (en) * | 2009-07-27 | 2011-01-27 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for continuous non-invasive blood pressure monitoring |
US20110028806A1 (en) * | 2009-07-29 | 2011-02-03 | Sean Merritt | Reflectance calibration of fluorescence-based glucose measurements |
US8473020B2 (en) | 2009-07-29 | 2013-06-25 | Cercacor Laboratories, Inc. | Non-invasive physiological sensor cover |
US20110028809A1 (en) * | 2009-07-29 | 2011-02-03 | Masimo Corporation | Patient monitor ambient display device |
US8494786B2 (en) | 2009-07-30 | 2013-07-23 | Covidien Lp | Exponential sampling of red and infrared signals |
US8628477B2 (en) * | 2009-07-31 | 2014-01-14 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for non-invasive determination of blood pressure |
US20110029865A1 (en) * | 2009-07-31 | 2011-02-03 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Control Interface For A Medical Monitor |
US20110087081A1 (en) * | 2009-08-03 | 2011-04-14 | Kiani Massi Joe E | Personalized physiological monitor |
US8417310B2 (en) | 2009-08-10 | 2013-04-09 | Covidien Lp | Digital switching in multi-site sensor |
US8494606B2 (en) * | 2009-08-19 | 2013-07-23 | Covidien Lp | Photoplethysmography with controlled application of sensor pressure |
US8428675B2 (en) | 2009-08-19 | 2013-04-23 | Covidien Lp | Nanofiber adhesives used in medical devices |
US8688183B2 (en) | 2009-09-03 | 2014-04-01 | Ceracor Laboratories, Inc. | Emitter driver for noninvasive patient monitor |
US20110172498A1 (en) | 2009-09-14 | 2011-07-14 | Olsen Gregory A | Spot check monitor credit system |
US9579039B2 (en) | 2011-01-10 | 2017-02-28 | Masimo Corporation | Non-invasive intravascular volume index monitor |
US9911781B2 (en) | 2009-09-17 | 2018-03-06 | Sionyx, Llc | Photosensitive imaging devices and associated methods |
US9673243B2 (en) | 2009-09-17 | 2017-06-06 | Sionyx, Llc | Photosensitive imaging devices and associated methods |
US20110137297A1 (en) | 2009-09-17 | 2011-06-09 | Kiani Massi Joe E | Pharmacological management system |
US9510779B2 (en) | 2009-09-17 | 2016-12-06 | Masimo Corporation | Analyte monitoring using one or more accelerometers |
US9220440B2 (en) | 2009-09-21 | 2015-12-29 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Determining a characteristic respiration rate |
US8704666B2 (en) | 2009-09-21 | 2014-04-22 | Covidien Lp | Medical device interface customization systems and methods |
US8788001B2 (en) | 2009-09-21 | 2014-07-22 | Covidien Lp | Time-division multiplexing in a multi-wavelength photon density wave system |
US8494604B2 (en) | 2009-09-21 | 2013-07-23 | Covidien Lp | Wavelength-division multiplexing in a multi-wavelength photon density wave system |
US8798704B2 (en) | 2009-09-24 | 2014-08-05 | Covidien Lp | Photoacoustic spectroscopy method and system to discern sepsis from shock |
US8571618B1 (en) | 2009-09-28 | 2013-10-29 | Cercacor Laboratories, Inc. | Adaptive calibration system for spectrophotometric measurements |
US9066660B2 (en) | 2009-09-29 | 2015-06-30 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for high-pass filtering a photoplethysmograph signal |
US8515511B2 (en) | 2009-09-29 | 2013-08-20 | Covidien Lp | Sensor with an optical coupling material to improve plethysmographic measurements and method of using the same |
US9554739B2 (en) | 2009-09-29 | 2017-01-31 | Covidien Lp | Smart cable for coupling a medical sensor to an electronic patient monitor |
US8376955B2 (en) | 2009-09-29 | 2013-02-19 | Covidien Lp | Spectroscopic method and system for assessing tissue temperature |
US8463347B2 (en) * | 2009-09-30 | 2013-06-11 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for normalizing a plethysmograph signal for improved feature analysis |
US20110074342A1 (en) * | 2009-09-30 | 2011-03-31 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Wireless electricity for electronic devices |
US20110077470A1 (en) * | 2009-09-30 | 2011-03-31 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Patient Monitor Symmetry Control |
US20110082711A1 (en) * | 2009-10-06 | 2011-04-07 | Masimo Laboratories, Inc. | Personal digital assistant or organizer for monitoring glucose levels |
JP4679658B2 (ja) * | 2009-10-10 | 2011-04-27 | 株式会社オーバル | フィールド機器の光電センシング感度調整 |
US9106038B2 (en) | 2009-10-15 | 2015-08-11 | Masimo Corporation | Pulse oximetry system with low noise cable hub |
WO2011047216A2 (en) | 2009-10-15 | 2011-04-21 | Masimo Corporation | Physiological acoustic monitoring system |
US10463340B2 (en) | 2009-10-15 | 2019-11-05 | Masimo Corporation | Acoustic respiratory monitoring systems and methods |
US9066680B1 (en) | 2009-10-15 | 2015-06-30 | Masimo Corporation | System for determining confidence in respiratory rate measurements |
US8790268B2 (en) | 2009-10-15 | 2014-07-29 | Masimo Corporation | Bidirectional physiological information display |
US8715206B2 (en) | 2009-10-15 | 2014-05-06 | Masimo Corporation | Acoustic patient sensor |
US9848800B1 (en) | 2009-10-16 | 2017-12-26 | Masimo Corporation | Respiratory pause detector |
US20110118561A1 (en) | 2009-11-13 | 2011-05-19 | Masimo Corporation | Remote control for a medical monitoring device |
US9839381B1 (en) | 2009-11-24 | 2017-12-12 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment |
GB2487882B (en) | 2009-12-04 | 2017-03-29 | Masimo Corp | Calibration for multi-stage physiological monitors |
US9153112B1 (en) | 2009-12-21 | 2015-10-06 | Masimo Corporation | Modular patient monitor |
GB2490817A (en) | 2010-01-19 | 2012-11-14 | Masimo Corp | Wellness analysis system |
EP2362207A1 (de) | 2010-01-28 | 2011-08-31 | F. Hoffmann-La Roche AG | Messsystem und Messverfahren insbesondere zur Blutzuckerbestimmung |
US9549695B2 (en) | 2010-02-26 | 2017-01-24 | Biovotion Ag | Optical determination of blood perfusion and similar parameters |
DE112011100761T5 (de) | 2010-03-01 | 2013-01-03 | Masimo Corporation | Adaptives Alarmsystem |
WO2011112524A1 (en) | 2010-03-08 | 2011-09-15 | Masimo Corporation | Reprocessing of a physiological sensor |
US20110237910A1 (en) * | 2010-03-23 | 2011-09-29 | Cas Medical Systems, Inc. | Stabilized multi-wavelength laser system for non-invasive spectrophotometric monitoring |
US9307928B1 (en) | 2010-03-30 | 2016-04-12 | Masimo Corporation | Plethysmographic respiration processor |
US9451887B2 (en) | 2010-03-31 | 2016-09-27 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for measuring electromechanical delay of the heart |
US8692198B2 (en) | 2010-04-21 | 2014-04-08 | Sionyx, Inc. | Photosensitive imaging devices and associated methods |
US8898037B2 (en) | 2010-04-28 | 2014-11-25 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for signal monitoring using Lissajous figures |
US8712494B1 (en) | 2010-05-03 | 2014-04-29 | Masimo Corporation | Reflective non-invasive sensor |
US9138180B1 (en) | 2010-05-03 | 2015-09-22 | Masimo Corporation | Sensor adapter cable |
US8666468B1 (en) | 2010-05-06 | 2014-03-04 | Masimo Corporation | Patient monitor for determining microcirculation state |
US9326712B1 (en) | 2010-06-02 | 2016-05-03 | Masimo Corporation | Opticoustic sensor |
US20120146172A1 (en) | 2010-06-18 | 2012-06-14 | Sionyx, Inc. | High Speed Photosensitive Devices and Associated Methods |
US8740792B1 (en) | 2010-07-12 | 2014-06-03 | Masimo Corporation | Patient monitor capable of accounting for environmental conditions |
US9408542B1 (en) | 2010-07-22 | 2016-08-09 | Masimo Corporation | Non-invasive blood pressure measurement system |
US8930145B2 (en) | 2010-07-28 | 2015-01-06 | Covidien Lp | Light focusing continuous wave photoacoustic spectroscopy and its applications to patient monitoring |
US8521246B2 (en) * | 2010-07-29 | 2013-08-27 | Covidien Lp | Cable cross talk suppression |
US9649054B2 (en) | 2010-08-26 | 2017-05-16 | Cercacor Laboratories, Inc. | Blood pressure measurement method |
US8649838B2 (en) | 2010-09-22 | 2014-02-11 | Covidien Lp | Wavelength switching for pulse oximetry |
US9775545B2 (en) | 2010-09-28 | 2017-10-03 | Masimo Corporation | Magnetic electrical connector for patient monitors |
JP5710767B2 (ja) | 2010-09-28 | 2015-04-30 | マシモ コーポレイション | オキシメータを含む意識深度モニタ |
US9386668B2 (en) | 2010-09-30 | 2016-07-05 | Ketra, Inc. | Lighting control system |
USRE49454E1 (en) | 2010-09-30 | 2023-03-07 | Lutron Technology Company Llc | Lighting control system |
EP2624755B1 (en) * | 2010-10-08 | 2020-01-22 | Edwards Lifesciences Corporation | Detection of catheter proximity to blood-vessel wall |
US9211095B1 (en) | 2010-10-13 | 2015-12-15 | Masimo Corporation | Physiological measurement logic engine |
US8723677B1 (en) | 2010-10-20 | 2014-05-13 | Masimo Corporation | Patient safety system with automatically adjusting bed |
US9259176B2 (en) * | 2010-11-16 | 2016-02-16 | Hitachi Medical Corporation | Biological optical measurement instrument and operation method therefor |
US8825428B2 (en) | 2010-11-30 | 2014-09-02 | Neilcor Puritan Bennett Ireland | Methods and systems for recalibrating a blood pressure monitor with memory |
US8818473B2 (en) | 2010-11-30 | 2014-08-26 | Covidien Lp | Organic light emitting diodes and photodetectors |
US9259160B2 (en) | 2010-12-01 | 2016-02-16 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for determining when to measure a physiological parameter |
US9357934B2 (en) | 2010-12-01 | 2016-06-07 | Nellcor Puritan Bennett Ireland | Systems and methods for physiological event marking |
US20120226117A1 (en) | 2010-12-01 | 2012-09-06 | Lamego Marcelo M | Handheld processing device including medical applications for minimally and non invasive glucose measurements |
US8761853B2 (en) | 2011-01-20 | 2014-06-24 | Nitto Denko Corporation | Devices and methods for non-invasive optical physiological measurements |
US10656095B2 (en) * | 2011-02-09 | 2020-05-19 | Honeywell International Inc. | Systems and methods for wavelength spectrum analysis for detection of various gases using a treated tape |
US10332630B2 (en) | 2011-02-13 | 2019-06-25 | Masimo Corporation | Medical characterization system |
US9066666B2 (en) | 2011-02-25 | 2015-06-30 | Cercacor Laboratories, Inc. | Patient monitor for monitoring microcirculation |
US8610769B2 (en) | 2011-02-28 | 2013-12-17 | Covidien Lp | Medical monitor data collection system and method |
US9282924B2 (en) | 2011-03-31 | 2016-03-15 | Covidien Lp | Medical sensor with temperature control |
EP2511693A1 (en) * | 2011-04-13 | 2012-10-17 | F. Hoffmann-La Roche AG | Analysis System with a spectrally controlled light source |
US8830449B1 (en) | 2011-04-18 | 2014-09-09 | Cercacor Laboratories, Inc. | Blood analysis system |
US9095316B2 (en) | 2011-04-20 | 2015-08-04 | Masimo Corporation | System for generating alarms based on alarm patterns |
US9622692B2 (en) | 2011-05-16 | 2017-04-18 | Masimo Corporation | Personal health device |
US9496308B2 (en) | 2011-06-09 | 2016-11-15 | Sionyx, Llc | Process module for increasing the response of backside illuminated photosensitive imagers and associated methods |
US9532722B2 (en) | 2011-06-21 | 2017-01-03 | Masimo Corporation | Patient monitoring system |
US9986919B2 (en) | 2011-06-21 | 2018-06-05 | Masimo Corporation | Patient monitoring system |
US9245668B1 (en) | 2011-06-29 | 2016-01-26 | Cercacor Laboratories, Inc. | Low noise cable providing communication between electronic sensor components and patient monitor |
US8749172B2 (en) | 2011-07-08 | 2014-06-10 | Ketra, Inc. | Luminance control for illumination devices |
JP2014525091A (ja) | 2011-07-13 | 2014-09-25 | サイオニクス、インク. | 生体撮像装置および関連方法 |
US11439329B2 (en) | 2011-07-13 | 2022-09-13 | Masimo Corporation | Multiple measurement mode in a physiological sensor |
US20130023775A1 (en) * | 2011-07-20 | 2013-01-24 | Cercacor Laboratories, Inc. | Magnetic Reusable Sensor |
US9192351B1 (en) | 2011-07-22 | 2015-11-24 | Masimo Corporation | Acoustic respiratory monitoring sensor with probe-off detection |
US8755872B1 (en) | 2011-07-28 | 2014-06-17 | Masimo Corporation | Patient monitoring system for indicating an abnormal condition |
US9782077B2 (en) | 2011-08-17 | 2017-10-10 | Masimo Corporation | Modulated physiological sensor |
US9161722B2 (en) | 2011-09-07 | 2015-10-20 | Covidien Lp | Technique for remanufacturing a medical sensor |
US8726496B2 (en) | 2011-09-22 | 2014-05-20 | Covidien Lp | Technique for remanufacturing a medical sensor |
US8692992B2 (en) | 2011-09-22 | 2014-04-08 | Covidien Lp | Faraday shield integrated into sensor bandage |
US9808188B1 (en) | 2011-10-13 | 2017-11-07 | Masimo Corporation | Robust fractional saturation determination |
JP6104920B2 (ja) | 2011-10-13 | 2017-03-29 | マシモ・コーポレイション | 医療用監視ハブ |
US9943269B2 (en) | 2011-10-13 | 2018-04-17 | Masimo Corporation | System for displaying medical monitoring data |
EP3603502B1 (en) | 2011-10-13 | 2023-10-04 | Masimo Corporation | Physiological acoustic monitoring system |
US9778079B1 (en) | 2011-10-27 | 2017-10-03 | Masimo Corporation | Physiological monitor gauge panel |
US9060695B2 (en) | 2011-11-30 | 2015-06-23 | Covidien Lp | Systems and methods for determining differential pulse transit time from the phase difference of two analog plethysmographs |
US9445759B1 (en) | 2011-12-22 | 2016-09-20 | Cercacor Laboratories, Inc. | Blood glucose calibration system |
US9392945B2 (en) | 2012-01-04 | 2016-07-19 | Masimo Corporation | Automated CCHD screening and detection |
US11172890B2 (en) | 2012-01-04 | 2021-11-16 | Masimo Corporation | Automated condition screening and detection |
US9267572B2 (en) | 2012-02-08 | 2016-02-23 | Masimo Corporation | Cable tether system |
US10149616B2 (en) | 2012-02-09 | 2018-12-11 | Masimo Corporation | Wireless patient monitoring device |
US9480435B2 (en) | 2012-02-09 | 2016-11-01 | Masimo Corporation | Configurable patient monitoring system |
US10307111B2 (en) | 2012-02-09 | 2019-06-04 | Masimo Corporation | Patient position detection system |
US9064764B2 (en) | 2012-03-22 | 2015-06-23 | Sionyx, Inc. | Pixel isolation elements, devices, and associated methods |
WO2013148605A1 (en) | 2012-03-25 | 2013-10-03 | Masimo Corporation | Physiological monitor touchscreen interface |
US9833146B2 (en) | 2012-04-17 | 2017-12-05 | Covidien Lp | Surgical system and method of use of the same |
EP2838428B1 (en) | 2012-04-17 | 2023-09-06 | Masimo Corporation | Hypersaturation index |
CN102661792A (zh) * | 2012-04-24 | 2012-09-12 | 杭州泽大仪器有限公司 | 复合型全光谱led比色光源系统 |
US20130294969A1 (en) | 2012-05-02 | 2013-11-07 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Wireless, Reusable, Rechargeable Medical Sensors and System for Recharging and Disinfecting the Same |
US10251233B2 (en) | 2012-05-07 | 2019-04-02 | Micron Technology, Inc. | Solid state lighting systems and associated methods of operation and manufacture |
WO2013184965A1 (en) | 2012-06-07 | 2013-12-12 | Masimo Corporation | Depth of consciousness monitor |
US9697928B2 (en) | 2012-08-01 | 2017-07-04 | Masimo Corporation | Automated assembly sensor cable |
US10827961B1 (en) | 2012-08-29 | 2020-11-10 | Masimo Corporation | Physiological measurement calibration |
US9749232B2 (en) | 2012-09-20 | 2017-08-29 | Masimo Corporation | Intelligent medical network edge router |
US9877650B2 (en) | 2012-09-20 | 2018-01-30 | Masimo Corporation | Physiological monitor with mobile computing device connectivity |
US9955937B2 (en) | 2012-09-20 | 2018-05-01 | Masimo Corporation | Acoustic patient sensor coupler |
USD850626S1 (en) | 2013-03-15 | 2019-06-04 | Rhythm Diagnostic Systems, Inc. | Health monitoring apparatuses |
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 |
US9717458B2 (en) | 2012-10-20 | 2017-08-01 | Masimo Corporation | Magnetic-flap optical sensor |
DE102012110397A1 (de) * | 2012-10-30 | 2014-04-30 | Epcos Ag | Leuchtdiodenanordnung, Modul und Verfahren zur Herstellung einer Leuchtdiodenanordnung |
US9560996B2 (en) | 2012-10-30 | 2017-02-07 | Masimo Corporation | Universal medical system |
US9787568B2 (en) | 2012-11-05 | 2017-10-10 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological test credit method |
US9750461B1 (en) | 2013-01-02 | 2017-09-05 | Masimo Corporation | Acoustic respiratory monitoring sensor with probe-off detection |
US9724025B1 (en) | 2013-01-16 | 2017-08-08 | Masimo Corporation | Active-pulse blood analysis system |
JP6466346B2 (ja) | 2013-02-15 | 2019-02-06 | サイオニクス、エルエルシー | アンチブルーミング特性を有するハイダイナミックレンジcmos画像センサおよび関連づけられた方法 |
US9277890B2 (en) * | 2013-02-25 | 2016-03-08 | Dynasthetics, Llc | System for generating noninvasive respiratory monitor signals |
US9750442B2 (en) | 2013-03-09 | 2017-09-05 | Masimo Corporation | Physiological status monitor |
WO2014164139A1 (en) | 2013-03-13 | 2014-10-09 | Masimo Corporation | Systems and methods for monitoring a patient health network |
US10441181B1 (en) | 2013-03-13 | 2019-10-15 | Masimo Corporation | Acoustic pulse and respiration monitoring system |
US9986952B2 (en) | 2013-03-14 | 2018-06-05 | Masimo Corporation | Heart sound simulator |
WO2014158820A1 (en) | 2013-03-14 | 2014-10-02 | Cercacor Laboratories, Inc. | Patient monitor as a minimally invasive glucometer |
US9936917B2 (en) | 2013-03-14 | 2018-04-10 | Masimo Laboratories, Inc. | Patient monitor placement indicator |
WO2014159132A1 (en) | 2013-03-14 | 2014-10-02 | Cercacor Laboratories, Inc. | Systems and methods for testing patient monitors |
US20140275890A1 (en) * | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Covidien Lp | Systems and methods for sensor calibration in photoplethsymography |
US10456038B2 (en) | 2013-03-15 | 2019-10-29 | Cercacor Laboratories, Inc. | Cloud-based physiological monitoring system |
US9939251B2 (en) | 2013-03-15 | 2018-04-10 | Sionyx, Llc | Three dimensional imaging utilizing stacked imager devices and associated methods |
WO2014149781A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-25 | Cercacor Laboratories, Inc. | Cloud-based physiological monitoring system |
DE102013009166B4 (de) * | 2013-05-29 | 2014-12-11 | Inelta Sensorsysteme Gmbh & Co. | Kalibrierungsvorrichtung |
US9209345B2 (en) | 2013-06-29 | 2015-12-08 | Sionyx, Inc. | Shallow trench textured regions and associated methods |
US9891079B2 (en) | 2013-07-17 | 2018-02-13 | Masimo Corporation | Pulser with double-bearing position encoder for non-invasive physiological monitoring |
US10555678B2 (en) | 2013-08-05 | 2020-02-11 | Masimo Corporation | Blood pressure monitor with valve-chamber assembly |
US9578724B1 (en) | 2013-08-20 | 2017-02-21 | Ketra, Inc. | Illumination device and method for avoiding flicker |
US9651632B1 (en) | 2013-08-20 | 2017-05-16 | Ketra, Inc. | Illumination device and temperature calibration method |
US9345097B1 (en) | 2013-08-20 | 2016-05-17 | Ketra, Inc. | Interference-resistant compensation for illumination devices using multiple series of measurement intervals |
US9360174B2 (en) | 2013-12-05 | 2016-06-07 | Ketra, Inc. | Linear LED illumination device with improved color mixing |
US9237620B1 (en) | 2013-08-20 | 2016-01-12 | Ketra, Inc. | Illumination device and temperature compensation method |
US9332598B1 (en) | 2013-08-20 | 2016-05-03 | Ketra, Inc. | Interference-resistant compensation for illumination devices having multiple emitter modules |
USRE48956E1 (en) | 2013-08-20 | 2022-03-01 | Lutron Technology Company Llc | Interference-resistant compensation for illumination devices using multiple series of measurement intervals |
USRE48955E1 (en) | 2013-08-20 | 2022-03-01 | Lutron Technology Company Llc | Interference-resistant compensation for illumination devices having multiple emitter modules |
US9247605B1 (en) | 2013-08-20 | 2016-01-26 | Ketra, Inc. | Interference-resistant compensation for illumination devices |
US9769899B2 (en) | 2014-06-25 | 2017-09-19 | Ketra, Inc. | Illumination device and age compensation method |
US9155155B1 (en) | 2013-08-20 | 2015-10-06 | Ketra, Inc. | Overlapping measurement sequences for interference-resistant compensation in light emitting diode devices |
WO2015038683A2 (en) | 2013-09-12 | 2015-03-19 | Cercacor Laboratories, Inc. | Medical device management system |
US9736895B1 (en) | 2013-10-03 | 2017-08-15 | Ketra, Inc. | Color mixing optics for LED illumination device |
US10010276B2 (en) | 2013-10-07 | 2018-07-03 | Masimo Corporation | Regional oximetry user interface |
US11147518B1 (en) | 2013-10-07 | 2021-10-19 | Masimo Corporation | Regional oximetry signal processor |
US10832818B2 (en) | 2013-10-11 | 2020-11-10 | Masimo Corporation | Alarm notification system |
US10828007B1 (en) | 2013-10-11 | 2020-11-10 | Masimo Corporation | Acoustic sensor with attachment portion |
US9146028B2 (en) | 2013-12-05 | 2015-09-29 | Ketra, Inc. | Linear LED illumination device with improved rotational hinge |
US10279247B2 (en) | 2013-12-13 | 2019-05-07 | Masimo Corporation | Avatar-incentive healthcare therapy |
US10086138B1 (en) | 2014-01-28 | 2018-10-02 | Masimo Corporation | Autonomous drug delivery system |
US11259745B2 (en) | 2014-01-28 | 2022-03-01 | Masimo Corporation | Autonomous drug delivery system |
US10188330B1 (en) | 2014-02-05 | 2019-01-29 | Covidien Lp | Methods and systems for determining a light drive parameter limit in a physiological monitor |
US10532174B2 (en) | 2014-02-21 | 2020-01-14 | Masimo Corporation | Assistive capnography device |
US20150257661A1 (en) * | 2014-03-11 | 2015-09-17 | Xerox Corporation | System and method for determining arterial pulse wave transit time |
US9924897B1 (en) | 2014-06-12 | 2018-03-27 | Masimo Corporation | Heated reprocessing of physiological sensors |
US10123729B2 (en) | 2014-06-13 | 2018-11-13 | Nanthealth, Inc. | Alarm fatigue management systems and methods |
US9614337B2 (en) | 2014-06-19 | 2017-04-04 | Covidien Lp | Multiple orientation connectors for medical monitoring systems |
US10231670B2 (en) | 2014-06-19 | 2019-03-19 | Masimo Corporation | Proximity sensor in pulse oximeter |
US9557214B2 (en) | 2014-06-25 | 2017-01-31 | Ketra, Inc. | Illumination device and method for calibrating an illumination device over changes in temperature, drive current, and time |
US10161786B2 (en) | 2014-06-25 | 2018-12-25 | Lutron Ketra, Llc | Emitter module for an LED illumination device |
US9736903B2 (en) | 2014-06-25 | 2017-08-15 | Ketra, Inc. | Illumination device and method for calibrating and controlling an illumination device comprising a phosphor converted LED |
US9392663B2 (en) | 2014-06-25 | 2016-07-12 | Ketra, Inc. | Illumination device and method for controlling an illumination device over changes in drive current and temperature |
US20160022183A1 (en) * | 2014-07-24 | 2016-01-28 | Wristdocs Llc | Pulse oximeter sensor with reversible connector assembly |
US10111591B2 (en) | 2014-08-26 | 2018-10-30 | Nanthealth, Inc. | Real-time monitoring systems and methods in a healthcare environment |
US9510416B2 (en) | 2014-08-28 | 2016-11-29 | Ketra, Inc. | LED illumination device and method for accurately controlling the intensity and color point of the illumination device over time |
US9392660B2 (en) | 2014-08-28 | 2016-07-12 | Ketra, Inc. | LED illumination device and calibration method for accurately characterizing the emission LEDs and photodetector(s) included within the LED illumination device |
WO2016036985A1 (en) | 2014-09-04 | 2016-03-10 | Masimo Corportion | Total hemoglobin index system |
US10383520B2 (en) | 2014-09-18 | 2019-08-20 | Masimo Semiconductor, Inc. | Enhanced visible near-infrared photodiode and non-invasive physiological sensor |
US10154815B2 (en) | 2014-10-07 | 2018-12-18 | Masimo Corporation | Modular physiological sensors |
CN106999112A (zh) | 2014-10-10 | 2017-08-01 | 麦德托有限公司 | 用于无创医疗传感器的系统和方法 |
US9978887B2 (en) * | 2014-10-28 | 2018-05-22 | Silicon Laboratories Inc. | Light detector using an on-die interference filter |
US9627424B2 (en) | 2014-11-19 | 2017-04-18 | Silicon Laboratories Inc. | Photodiodes for ambient light sensing and proximity sensing |
USD756817S1 (en) | 2015-01-06 | 2016-05-24 | Covidien Lp | Module connectable to a sensor |
CA2974374C (en) | 2015-01-23 | 2024-01-09 | Masimo Sweden Ab | Nasal/oral cannula system and manufacturing |
US9485813B1 (en) | 2015-01-26 | 2016-11-01 | Ketra, Inc. | Illumination device and method for avoiding an over-power or over-current condition in a power converter |
US9237623B1 (en) | 2015-01-26 | 2016-01-12 | Ketra, Inc. | Illumination device and method for determining a maximum lumens that can be safely produced by the illumination device to achieve a target chromaticity |
US9237612B1 (en) | 2015-01-26 | 2016-01-12 | Ketra, Inc. | Illumination device and method for determining a target lumens that can be safely produced by an illumination device at a present temperature |
CN113054464B (zh) | 2015-02-06 | 2023-04-07 | 迈心诺公司 | 连接器和传感器组件 |
USD755392S1 (en) | 2015-02-06 | 2016-05-03 | Masimo Corporation | Pulse oximetry sensor |
CN107405075B (zh) | 2015-02-06 | 2021-03-05 | 迈心诺公司 | 用于光学探针的折叠柔性电路 |
US10568553B2 (en) | 2015-02-06 | 2020-02-25 | Masimo Corporation | Soft boot pulse oximetry sensor |
US10524738B2 (en) | 2015-05-04 | 2020-01-07 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noninvasive sensor system with visual infographic display |
US11653862B2 (en) | 2015-05-22 | 2023-05-23 | Cercacor Laboratories, Inc. | Non-invasive optical physiological differential pathlength sensor |
US10448871B2 (en) | 2015-07-02 | 2019-10-22 | Masimo Corporation | Advanced pulse oximetry sensor |
EP3334334A1 (en) | 2015-08-11 | 2018-06-20 | Masimo Corporation | Medical monitoring analysis and replay including indicia responsive to light attenuated by body tissue |
CN108348162B (zh) | 2015-08-31 | 2021-07-23 | 梅西莫股份有限公司 | 无线式病人监护系统和方法 |
US11504066B1 (en) | 2015-09-04 | 2022-11-22 | Cercacor Laboratories, Inc. | Low-noise sensor system |
USD784931S1 (en) | 2015-09-17 | 2017-04-25 | Covidien Lp | Sensor connector cable |
USD779432S1 (en) | 2015-09-17 | 2017-02-21 | Covidien Lp | Sensor and connector |
USD779433S1 (en) | 2015-09-17 | 2017-02-21 | Covidien Lp | Sensor connector cable |
USD790069S1 (en) | 2015-11-02 | 2017-06-20 | Covidien Lp | Medical sensor |
WO2017093380A1 (en) * | 2015-12-01 | 2017-06-08 | Koninklijke Philips N.V. | Pulse oximetry system with an integrated pulse width modulator |
US10646144B2 (en) | 2015-12-07 | 2020-05-12 | Marcelo Malini Lamego | Wireless, disposable, extended use pulse oximeter apparatus and methods |
JP6563131B2 (ja) | 2015-12-09 | 2019-08-21 | クオリティー ヴィジョン インターナショナル インコーポレイテッドQuality Vision International, Inc. | テレセントリック光学測定機のためのフォーカシングシステム |
US11679579B2 (en) | 2015-12-17 | 2023-06-20 | Masimo Corporation | Varnish-coated release liner |
US10993662B2 (en) | 2016-03-04 | 2021-05-04 | Masimo Corporation | Nose sensor |
US10537285B2 (en) | 2016-03-04 | 2020-01-21 | Masimo Corporation | Nose sensor |
US11191484B2 (en) | 2016-04-29 | 2021-12-07 | Masimo Corporation | Optical sensor tape |
EP3472571B1 (en) * | 2016-06-20 | 2022-03-02 | Koninklijke Philips N.V. | Medical coupling unit and sensor-side connector |
WO2018009612A1 (en) | 2016-07-06 | 2018-01-11 | Patient Doctor Technologies, Inc. | Secure and zero knowledge data sharing for cloud applications |
US10617302B2 (en) | 2016-07-07 | 2020-04-14 | Masimo Corporation | Wearable pulse oximeter and respiration monitor |
US11076777B2 (en) | 2016-10-13 | 2021-08-03 | Masimo Corporation | Systems and methods for monitoring orientation to reduce pressure ulcer formation |
US11504058B1 (en) | 2016-12-02 | 2022-11-22 | Masimo Corporation | Multi-site noninvasive measurement of a physiological parameter |
WO2018119239A1 (en) | 2016-12-22 | 2018-06-28 | Cercacor Laboratories, Inc | Methods and devices for detecting intensity of light with translucent detector |
US10721785B2 (en) | 2017-01-18 | 2020-07-21 | Masimo Corporation | Patient-worn wireless physiological sensor with pairing functionality |
US11417426B2 (en) | 2017-02-24 | 2022-08-16 | Masimo Corporation | System for displaying medical monitoring data |
WO2018156648A1 (en) | 2017-02-24 | 2018-08-30 | Masimo Corporation | Managing dynamic licenses for physiological parameters in a patient monitoring environment |
US11024064B2 (en) | 2017-02-24 | 2021-06-01 | Masimo Corporation | Augmented reality system for displaying patient data |
US10327713B2 (en) | 2017-02-24 | 2019-06-25 | Masimo Corporation | Modular multi-parameter patient monitoring device |
US11086609B2 (en) | 2017-02-24 | 2021-08-10 | Masimo Corporation | Medical monitoring hub |
US10388120B2 (en) | 2017-02-24 | 2019-08-20 | Masimo Corporation | Localized projection of audible noises in medical settings |
CN110891486A (zh) | 2017-03-10 | 2020-03-17 | 梅西莫股份有限公司 | 肺炎筛查仪 |
WO2018194992A1 (en) | 2017-04-18 | 2018-10-25 | Masimo Corporation | Nose sensor |
US10918281B2 (en) | 2017-04-26 | 2021-02-16 | Masimo Corporation | Medical monitoring device having multiple configurations |
USD835285S1 (en) | 2017-04-28 | 2018-12-04 | Masimo Corporation | Medical monitoring device |
USD835283S1 (en) | 2017-04-28 | 2018-12-04 | Masimo Corporation | Medical monitoring device |
CN110891472B (zh) | 2017-04-28 | 2023-04-04 | 迈心诺公司 | 抽查测量系统 |
USD835284S1 (en) | 2017-04-28 | 2018-12-04 | Masimo Corporation | Medical monitoring device |
USD835282S1 (en) | 2017-04-28 | 2018-12-04 | Masimo Corporation | Medical monitoring device |
CN110809804B (zh) | 2017-05-08 | 2023-10-27 | 梅西莫股份有限公司 | 使用适配器将医疗系统与网络控制器配对的系统 |
US10596054B2 (en) * | 2017-06-28 | 2020-03-24 | General Electric Company | Infant warming system and method |
US11026604B2 (en) | 2017-07-13 | 2021-06-08 | Cercacor Laboratories, Inc. | Medical monitoring device for harmonizing physiological measurements |
USD890708S1 (en) | 2017-08-15 | 2020-07-21 | Masimo Corporation | Connector |
KR102611362B1 (ko) | 2017-08-15 | 2023-12-08 | 마시모 코오퍼레이션 | 비침습적 환자 모니터의 내수 커넥터 |
USD906970S1 (en) | 2017-08-15 | 2021-01-05 | Masimo Corporation | Connector |
USD862709S1 (en) | 2017-09-20 | 2019-10-08 | Covidien Lp | Medical sensor |
WO2019079643A1 (en) | 2017-10-19 | 2019-04-25 | Masimo Corporation | DISPLAY ARRANGEMENT FOR MEDICAL SURVEILLANCE SYSTEM |
USD925597S1 (en) | 2017-10-31 | 2021-07-20 | Masimo Corporation | Display screen or portion thereof with graphical user interface |
CN111372517B (zh) | 2017-10-31 | 2023-02-17 | 梅西莫股份有限公司 | 用于显示氧气状态指示的系统 |
US11766198B2 (en) | 2018-02-02 | 2023-09-26 | Cercacor Laboratories, Inc. | Limb-worn patient monitoring device |
US10659963B1 (en) | 2018-02-12 | 2020-05-19 | True Wearables, Inc. | Single use medical device apparatus and methods |
JP7091090B2 (ja) * | 2018-02-28 | 2022-06-27 | フクダ電子株式会社 | パルスオキシメータ及び血液特性測定装置 |
WO2019169026A1 (en) | 2018-03-01 | 2019-09-06 | Masimo Corporation | Autonomous drug delivery system |
KR101987179B1 (ko) * | 2018-04-02 | 2019-06-10 | 동강대학교산학협력단 | 아동도 겸용할 수 있는 포터블타입의 혈중산소농도측정장치용 어댑터 |
EP3782165A1 (en) | 2018-04-19 | 2021-02-24 | Masimo Corporation | Mobile patient alarm display |
WO2019209915A1 (en) | 2018-04-24 | 2019-10-31 | Cercacor Laboratories, Inc. | Easy insert finger sensor for transmission based spectroscopy sensor |
EP3801207A1 (en) | 2018-06-06 | 2021-04-14 | Masimo Corporation | Opioid overdose monitoring |
US11272599B1 (en) | 2018-06-22 | 2022-03-08 | Lutron Technology Company Llc | Calibration procedure for a light-emitting diode light source |
US10779098B2 (en) | 2018-07-10 | 2020-09-15 | Masimo Corporation | Patient monitor alarm speaker analyzer |
US11872156B2 (en) | 2018-08-22 | 2024-01-16 | Masimo Corporation | Core body temperature measurement |
US11389093B2 (en) | 2018-10-11 | 2022-07-19 | Masimo Corporation | Low noise oximetry cable |
USD916135S1 (en) | 2018-10-11 | 2021-04-13 | Masimo Corporation | Display screen or portion thereof with a graphical user interface |
USD917550S1 (en) | 2018-10-11 | 2021-04-27 | Masimo Corporation | Display screen or portion thereof with a graphical user interface |
USD999246S1 (en) | 2018-10-11 | 2023-09-19 | Masimo Corporation | Display screen or portion thereof with a graphical user interface |
USD998631S1 (en) | 2018-10-11 | 2023-09-12 | Masimo Corporation | Display screen or portion thereof with a graphical user interface |
USD917564S1 (en) | 2018-10-11 | 2021-04-27 | Masimo Corporation | Display screen or portion thereof with graphical user interface |
US11406286B2 (en) | 2018-10-11 | 2022-08-09 | Masimo Corporation | Patient monitoring device with improved user interface |
JP7128960B2 (ja) | 2018-10-11 | 2022-08-31 | マシモ・コーポレイション | 鉛直方向戻り止めを備えた患者コネクタ組立体 |
USD998630S1 (en) | 2018-10-11 | 2023-09-12 | Masimo Corporation | Display screen or portion thereof with a graphical user interface |
US11464410B2 (en) | 2018-10-12 | 2022-10-11 | Masimo Corporation | Medical systems and methods |
USD897098S1 (en) | 2018-10-12 | 2020-09-29 | Masimo Corporation | Card holder set |
EP3864869A1 (en) | 2018-10-12 | 2021-08-18 | Masimo Corporation | System for transmission of sensor data using dual communication protocol |
WO2020095312A1 (en) * | 2018-11-11 | 2020-05-14 | Jerusalem College Of Technology | Method for measurements of oxygenated and de-oxygenated hemoglobin concentration |
US11986289B2 (en) | 2018-11-27 | 2024-05-21 | Willow Laboratories, Inc. | Assembly for medical monitoring device with multiple physiological sensors |
US11684296B2 (en) | 2018-12-21 | 2023-06-27 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noninvasive physiological sensor |
JP7269762B2 (ja) * | 2019-03-18 | 2023-05-09 | 日本光電工業株式会社 | 医用センサ、医用センサのリユーザブル部分、および医用センサのディスポーザブル部分 |
US11986305B2 (en) | 2019-04-17 | 2024-05-21 | Masimo Corporation | Liquid inhibiting air intake for blood pressure monitor |
US11149405B2 (en) * | 2019-04-30 | 2021-10-19 | Caterpillar Paving Products Inc. | Grade control indicator assembly |
US10680141B1 (en) * | 2019-06-04 | 2020-06-09 | Dell Products L.P. | Light-emitting diode (LED) switching system |
USD919094S1 (en) | 2019-08-16 | 2021-05-11 | Masimo Corporation | Blood pressure device |
USD921202S1 (en) | 2019-08-16 | 2021-06-01 | Masimo Corporation | Holder for a blood pressure device |
USD919100S1 (en) | 2019-08-16 | 2021-05-11 | Masimo Corporation | Holder for a patient monitor |
USD917704S1 (en) | 2019-08-16 | 2021-04-27 | Masimo Corporation | Patient monitor |
USD985498S1 (en) | 2019-08-16 | 2023-05-09 | Masimo Corporation | Connector |
US11832940B2 (en) | 2019-08-27 | 2023-12-05 | Cercacor Laboratories, Inc. | Non-invasive medical monitoring device for blood analyte measurements |
US11903700B2 (en) | 2019-08-28 | 2024-02-20 | Rds | Vital signs monitoring systems and methods |
WO2021077019A1 (en) | 2019-10-18 | 2021-04-22 | Masimo Corporation | Display layout and interactive objects for patient monitoring |
USD927699S1 (en) | 2019-10-18 | 2021-08-10 | Masimo Corporation | Electrode pad |
EP4049032A1 (en) | 2019-10-25 | 2022-08-31 | Cercacor Laboratories, Inc. | Indicator compounds, devices comprising indicator compounds, and methods of making and using the same |
TW202133806A (zh) | 2019-10-31 | 2021-09-16 | 香港商倍靈科技(知識產權)有限公司 | 用於光學量測裝置的測試儀 |
US11721105B2 (en) | 2020-02-13 | 2023-08-08 | Masimo Corporation | System and method for monitoring clinical activities |
US11879960B2 (en) | 2020-02-13 | 2024-01-23 | Masimo Corporation | System and method for monitoring clinical activities |
WO2021189007A1 (en) | 2020-03-20 | 2021-09-23 | Masimo Corporation | Remote patient management and monitoring systems and methods |
USD933232S1 (en) | 2020-05-11 | 2021-10-12 | Masimo Corporation | Blood pressure monitor |
USD979516S1 (en) | 2020-05-11 | 2023-02-28 | Masimo Corporation | Connector |
USD974193S1 (en) | 2020-07-27 | 2023-01-03 | Masimo Corporation | Wearable temperature measurement device |
USD980091S1 (en) | 2020-07-27 | 2023-03-07 | Masimo Corporation | Wearable temperature measurement device |
US11986067B2 (en) | 2020-08-19 | 2024-05-21 | Masimo Corporation | Strap for a wearable device |
USD946598S1 (en) | 2020-09-30 | 2022-03-22 | Masimo Corporation | Display screen or portion thereof with graphical user interface |
USD946597S1 (en) | 2020-09-30 | 2022-03-22 | Masimo Corporation | Display screen or portion thereof with graphical user interface |
USD946596S1 (en) | 2020-09-30 | 2022-03-22 | Masimo Corporation | Display screen or portion thereof with graphical user interface |
US20220273206A1 (en) * | 2021-02-26 | 2022-09-01 | Covidien Lp | System and method for digitally calibrating a medical sensor |
USD997365S1 (en) | 2021-06-24 | 2023-08-29 | Masimo Corporation | Physiological nose sensor |
DE102021116814A1 (de) | 2021-06-30 | 2023-01-05 | OSRAM Opto Semiconductors Gesellschaft mit beschränkter Haftung | Optoelektronische sensorvorrichtung |
CN113566743A (zh) * | 2021-07-26 | 2021-10-29 | 上海领检科技有限公司 | 一种全自动双波长led中心波长夹角测试装置 |
USD1000975S1 (en) | 2021-09-22 | 2023-10-10 | Masimo Corporation | Wearable temperature measurement device |
Family Cites Families (221)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US600292A (en) * | 1898-03-08 | Apparatus for facilitating delineation of outlines of type-faces | ||
US491150A (en) * | 1893-02-07 | Cash-recorder | ||
DE393830C (de) * | 1921-05-18 | 1924-04-16 | Koch & Sterzel | Verfahren zur Pruefung von kapazitativen Gegenstaenden der Elektrotechnik auf Isolationsfestigkeit |
US3463142A (en) * | 1966-07-05 | 1969-08-26 | Trw Inc | Blood content monitor |
US3647299A (en) * | 1970-04-20 | 1972-03-07 | American Optical Corp | Oximeter |
US3740570A (en) * | 1971-09-27 | 1973-06-19 | Litton Systems Inc | Driving circuits for light emitting diodes |
US3799672A (en) * | 1972-09-15 | 1974-03-26 | Us Health Education & Welfare | Oximeter for monitoring oxygen saturation in blood |
CA1037285A (en) * | 1975-04-30 | 1978-08-29 | Glenfield Warner | Ear oximetry process and apparatus |
US4169976A (en) * | 1976-02-27 | 1979-10-02 | Valfivre S.P.A. | Process for cutting or shaping of a substrate by laser |
US4182977A (en) * | 1978-06-01 | 1980-01-08 | Trw Inc. | Constant output light emitting device |
EP0019478A3 (en) * | 1979-05-19 | 1982-05-26 | Fife Regional Council | Apparatus and method for indicating a colour change of an object |
US4308456A (en) * | 1979-11-19 | 1981-12-29 | Versatile Integrated Modules | Method and apparatus for measuring the frequency of radiation |
US4346590A (en) * | 1980-09-02 | 1982-08-31 | Texaco Inc. | Gain stabilization for radioactivity well logging apparatus |
US4407290A (en) * | 1981-04-01 | 1983-10-04 | Biox Technology, Inc. | Blood constituent measuring device and method |
IT1158641B (it) * | 1982-03-02 | 1987-02-18 | Zetronic Spa | Connettore rapido per circuito multipolare |
US4449821A (en) * | 1982-07-14 | 1984-05-22 | E. I. Du Pont De Nemours And Company | Process colorimeter |
US4700708A (en) * | 1982-09-02 | 1987-10-20 | Nellcor Incorporated | Calibrated optical oximeter probe |
US4621643A (en) * | 1982-09-02 | 1986-11-11 | Nellcor Incorporated | Calibrated optical oximeter probe |
US4770179A (en) * | 1982-09-02 | 1988-09-13 | Nellcor Incorporated | Calibrated optical oximeter probe |
US4653498A (en) * | 1982-09-13 | 1987-03-31 | Nellcor Incorporated | Pulse oximeter monitor |
US4580867A (en) * | 1985-02-12 | 1986-04-08 | Molex Incorporated | Method and apparatus for terminating a reciprocable connector |
US4913150A (en) * | 1986-08-18 | 1990-04-03 | Physio-Control Corporation | Method and apparatus for the automatic calibration of signals employed in oximetry |
JPS6365845A (ja) * | 1986-09-05 | 1988-03-24 | ミノルタ株式会社 | オキシメ−タ装置 |
US4877322A (en) * | 1987-04-30 | 1989-10-31 | Eyedentify, Inc. | Method and apparatus for measuring blood oxygen levels in selected areas of the eye fundus |
FI77736C (fi) * | 1987-06-25 | 1989-04-10 | Valtion Teknillinen | Foerfarande foer reglering av straolkaella och reglerbar straolkaella. |
US4848901A (en) * | 1987-10-08 | 1989-07-18 | Critikon, Inc. | Pulse oximeter sensor control system |
US5041187A (en) | 1988-04-29 | 1991-08-20 | Thor Technology Corporation | Oximeter sensor assembly with integral cable and method of forming the same |
US4964408A (en) | 1988-04-29 | 1990-10-23 | Thor Technology Corporation | Oximeter sensor assembly with integral cable |
US5069213A (en) | 1988-04-29 | 1991-12-03 | Thor Technology Corporation | Oximeter sensor assembly with integral cable and encoder |
US5564417A (en) * | 1991-01-24 | 1996-10-15 | Non-Invasive Technology, Inc. | Pathlength corrected oximeter and the like |
US5163438A (en) | 1988-11-14 | 1992-11-17 | Paramed Technology Incorporated | Method and apparatus for continuously and noninvasively measuring the blood pressure of a patient |
US4960128A (en) | 1988-11-14 | 1990-10-02 | Paramed Technology Incorporated | Method and apparatus for continuously and non-invasively measuring the blood pressure of a patient |
US5058588A (en) * | 1989-09-19 | 1991-10-22 | Hewlett-Packard Company | Oximeter and medical sensor therefor |
US5140228A (en) * | 1990-02-23 | 1992-08-18 | Stocker & Yale, Inc. | Apparatus for regulating the intensity of light emitted by a lamp |
GB9011887D0 (en) | 1990-05-26 | 1990-07-18 | Le Fit Ltd | Pulse responsive device |
US5113862A (en) * | 1990-09-25 | 1992-05-19 | Siemens Pacesetter, Inc. | Blood oxygen sensor having leakage compensation |
US5209230A (en) * | 1990-10-19 | 1993-05-11 | Nellcor Incorporated | Adhesive pulse oximeter sensor with reusable portion |
US5720293A (en) * | 1991-01-29 | 1998-02-24 | Baxter International Inc. | Diagnostic catheter with memory |
US5490505A (en) | 1991-03-07 | 1996-02-13 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus |
MX9702434A (es) | 1991-03-07 | 1998-05-31 | Masimo Corp | Aparato de procesamiento de señales. |
US5632272A (en) | 1991-03-07 | 1997-05-27 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus |
DE69229994T2 (de) * | 1991-03-07 | 2000-04-27 | Masimo Corp | Gerät und verfahren zur signalverarbeitung |
US5645440A (en) | 1995-10-16 | 1997-07-08 | Masimo Corporation | Patient cable connector |
US6541756B2 (en) * | 1991-03-21 | 2003-04-01 | Masimo Corporation | Shielded optical probe having an electrical connector |
US5995855A (en) | 1998-02-11 | 1999-11-30 | Masimo Corporation | Pulse oximetry sensor adapter |
US6580086B1 (en) * | 1999-08-26 | 2003-06-17 | Masimo Corporation | Shielded optical probe and method |
US5638818A (en) | 1991-03-21 | 1997-06-17 | Masimo Corporation | Low noise optical probe |
US5246003A (en) * | 1991-08-28 | 1993-09-21 | Nellcor Incorporated | Disposable pulse oximeter sensor |
CA2096836A1 (en) | 1991-09-26 | 1993-03-27 | Hans Bar | Medico-technical process and means for measuring blood irrigation of organs |
US5249576A (en) * | 1991-10-24 | 1993-10-05 | Boc Health Care, Inc. | Universal pulse oximeter probe |
JPH05275746A (ja) * | 1992-03-26 | 1993-10-22 | Nippondenso Co Ltd | 波長可変発光ダイオード |
US5308919A (en) * | 1992-04-27 | 1994-05-03 | Minnich Thomas E | Method and apparatus for monitoring the arteriovenous oxygen difference from the ocular fundus |
JP3091929B2 (ja) * | 1992-05-28 | 2000-09-25 | 日本光電工業株式会社 | パルスオキシメータ |
US5365937A (en) | 1992-09-09 | 1994-11-22 | Mcg International, Inc. | Disposable sensing device with contaneous conformance |
US5422632A (en) | 1992-10-28 | 1995-06-06 | Intellitouch 2000, Inc. | Electronic security system |
KR950703891A (ko) | 1992-12-07 | 1995-11-17 | 안드레드 빌러스 | 전자청진기 |
US5287853A (en) * | 1992-12-11 | 1994-02-22 | Hewlett-Packard Company | Adapter cable for connecting a pulsoximetry sensor unit to a medical measuring device |
JP3285242B2 (ja) * | 1993-01-25 | 2002-05-27 | 矢崎総業株式会社 | コネクタ構造 |
US5494043A (en) | 1993-05-04 | 1996-02-27 | Vital Insite, Inc. | Arterial sensor |
USD353196S (en) | 1993-05-28 | 1994-12-06 | Gary Savage | Stethoscope head |
USD353195S (en) | 1993-05-28 | 1994-12-06 | Gary Savage | Electronic stethoscope housing |
US5337744A (en) | 1993-07-14 | 1994-08-16 | Masimo Corporation | Low noise finger cot probe |
US5452717A (en) | 1993-07-14 | 1995-09-26 | Masimo Corporation | Finger-cot probe |
WO1995005120A1 (fr) * | 1993-08-12 | 1995-02-23 | Kurashiki Boseki Kabushiki Kaisha | Procede non-invasif de mesure du taux de sucre sanguin et instrument de mesure utilise a cet effet |
US7376453B1 (en) | 1993-10-06 | 2008-05-20 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus |
US5515169A (en) * | 1993-10-13 | 1996-05-07 | Labintelligence Inc. | Spectral wavelength discrimination system and method for using |
US5533511A (en) | 1994-01-05 | 1996-07-09 | Vital Insite, Incorporated | Apparatus and method for noninvasive blood pressure measurement |
US5570002A (en) | 1994-02-18 | 1996-10-29 | Ergo Mechanical Systems, Incorporated | Universal power-supply connection system for multiple electronic devices |
US5590649A (en) | 1994-04-15 | 1997-01-07 | Vital Insite, Inc. | Apparatus and method for measuring an induced perturbation to determine blood pressure |
US5810734A (en) | 1994-04-15 | 1998-09-22 | Vital Insite, Inc. | Apparatus and method for measuring an induced perturbation to determine a physiological parameter |
US5791347A (en) | 1994-04-15 | 1998-08-11 | Vital Insite, Inc. | Motion insensitive pulse detector |
US5785659A (en) | 1994-04-15 | 1998-07-28 | Vital Insite, Inc. | Automatically activated blood pressure measurement device |
US6371921B1 (en) * | 1994-04-15 | 2002-04-16 | Masimo Corporation | System and method of determining whether to recalibrate a blood pressure monitor |
US5904654A (en) | 1995-10-20 | 1999-05-18 | Vital Insite, Inc. | Exciter-detector unit for measuring physiological parameters |
USD361840S (en) | 1994-04-21 | 1995-08-29 | Gary Savage | Stethoscope head |
USD362063S (en) | 1994-04-21 | 1995-09-05 | Gary Savage | Stethoscope headset |
USD363120S (en) | 1994-04-21 | 1995-10-10 | Gary Savage | Stethoscope ear tip |
EP1905352B1 (en) | 1994-10-07 | 2014-07-16 | Masimo Corporation | Signal processing method |
US8019400B2 (en) | 1994-10-07 | 2011-09-13 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus |
US5562002A (en) | 1995-02-03 | 1996-10-08 | Sensidyne Inc. | Positive displacement piston flow meter with damping assembly |
US5617857A (en) | 1995-06-06 | 1997-04-08 | Image Guided Technologies, Inc. | Imaging system having interactive medical instruments and methods |
US5760910A (en) | 1995-06-07 | 1998-06-02 | Masimo Corporation | Optical filter for spectroscopic measurement and method of producing the optical filter |
US6931268B1 (en) | 1995-06-07 | 2005-08-16 | Masimo Laboratories, Inc. | Active pulse blood constituent monitoring |
US6517283B2 (en) | 2001-01-16 | 2003-02-11 | Donald Edward Coffey | Cascading chute drainage system |
US5758644A (en) * | 1995-06-07 | 1998-06-02 | Masimo Corporation | Manual and automatic probe calibration |
US5638816A (en) | 1995-06-07 | 1997-06-17 | Masimo Corporation | Active pulse blood constituent monitoring |
US5743262A (en) | 1995-06-07 | 1998-04-28 | Masimo Corporation | Blood glucose monitoring system |
USD393830S (en) | 1995-10-16 | 1998-04-28 | Masimo Corporation | Patient cable connector |
US5890929A (en) | 1996-06-19 | 1999-04-06 | Masimo Corporation | Shielded medical connector |
US6027452A (en) | 1996-06-26 | 2000-02-22 | Vital Insite, Inc. | Rapid non-invasive blood pressure measuring device |
US6002952A (en) | 1997-04-14 | 1999-12-14 | Masimo Corporation | Signal processing apparatus and method |
US6229856B1 (en) | 1997-04-14 | 2001-05-08 | Masimo Corporation | Method and apparatus for demodulating signals in a pulse oximetry system |
US5919134A (en) | 1997-04-14 | 1999-07-06 | Masimo Corp. | Method and apparatus for demodulating signals in a pulse oximetry system |
US6124597A (en) | 1997-07-07 | 2000-09-26 | Cedars-Sinai Medical Center | Method and devices for laser induced fluorescence attenuation spectroscopy |
US6184521B1 (en) | 1998-01-06 | 2001-02-06 | Masimo Corporation | Photodiode detector with integrated noise shielding |
US6525386B1 (en) | 1998-03-10 | 2003-02-25 | Masimo Corporation | Non-protruding optoelectronic lens |
US6165005A (en) | 1998-03-19 | 2000-12-26 | Masimo Corporation | Patient cable sensor switch |
US5997343A (en) | 1998-03-19 | 1999-12-07 | Masimo Corporation | Patient cable sensor switch |
US7899518B2 (en) | 1998-04-06 | 2011-03-01 | Masimo Laboratories, Inc. | Non-invasive tissue glucose level monitoring |
AU4214199A (en) | 1998-06-03 | 1999-12-20 | Masimo Corporation | Stereo pulse oximeter |
US6285896B1 (en) | 1998-07-13 | 2001-09-04 | Masimo Corporation | Fetal pulse oximetry sensor |
US6519487B1 (en) * | 1998-10-15 | 2003-02-11 | Sensidyne, Inc. | Reusable pulse oximeter probe and disposable bandage apparatus |
US6684091B2 (en) * | 1998-10-15 | 2004-01-27 | Sensidyne, Inc. | Reusable pulse oximeter probe and disposable bandage method |
US6343224B1 (en) * | 1998-10-15 | 2002-01-29 | Sensidyne, Inc. | Reusable pulse oximeter probe and disposable bandage apparatus |
US6144868A (en) | 1998-10-15 | 2000-11-07 | Sensidyne, Inc. | Reusable pulse oximeter probe and disposable bandage apparatus |
US7245953B1 (en) | 1999-04-12 | 2007-07-17 | Masimo Corporation | Reusable pulse oximeter probe and disposable bandage apparatii |
US6321100B1 (en) | 1999-07-13 | 2001-11-20 | Sensidyne, Inc. | Reusable pulse oximeter probe with disposable liner |
USRE41912E1 (en) | 1998-10-15 | 2010-11-02 | Masimo Corporation | Reusable pulse oximeter probe and disposable bandage apparatus |
US6721585B1 (en) | 1998-10-15 | 2004-04-13 | Sensidyne, Inc. | Universal modular pulse oximeter probe for use with reusable and disposable patient attachment devices |
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 |
US6658276B2 (en) | 1999-01-25 | 2003-12-02 | Masimo Corporation | Pulse oximeter user interface |
US6770028B1 (en) | 1999-01-25 | 2004-08-03 | Masimo Corporation | Dual-mode pulse oximeter |
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 |
JP4986324B2 (ja) * | 1999-01-25 | 2012-07-25 | マシモ・コーポレイション | 汎用/アップグレード用パルス酸素濃度計 |
US6360114B1 (en) | 1999-03-25 | 2002-03-19 | Masimo Corporation | Pulse oximeter probe-off detector |
ATE437913T1 (de) * | 1999-05-27 | 2009-08-15 | Teijin Ltd | Polycarbonatharz-zusammensetzung, optisches auzeichnungsmedium sowie substrat dafür |
EP1199977A2 (en) | 1999-06-18 | 2002-05-02 | Masimo Corporation | Pulse oximeter probe-off detection system |
US6515273B2 (en) * | 1999-08-26 | 2003-02-04 | Masimo Corporation | System for indicating the expiration of the useful operating life of a pulse oximetry sensor |
US6943348B1 (en) | 1999-10-19 | 2005-09-13 | Masimo Corporation | System for detecting injection holding material |
US6542764B1 (en) * | 1999-12-01 | 2003-04-01 | Masimo Corporation | Pulse oximeter monitor for expressing the urgency of the patient's condition |
US6377829B1 (en) * | 1999-12-09 | 2002-04-23 | Masimo Corporation | Resposable pulse oximetry sensor |
US6950687B2 (en) | 1999-12-09 | 2005-09-27 | Masimo Corporation | Isolation and communication element for a resposable pulse oximetry sensor |
US6671531B2 (en) | 1999-12-09 | 2003-12-30 | Masimo Corporation | Sensor wrap including foldable applicator |
US6152754A (en) | 1999-12-21 | 2000-11-28 | Masimo Corporation | Circuit board based cable connector |
US20010034477A1 (en) | 2000-02-18 | 2001-10-25 | James Mansfield | Multivariate analysis of green to ultraviolet spectra of cell and tissue samples |
US6430525B1 (en) | 2000-06-05 | 2002-08-06 | Masimo Corporation | Variable mode averager |
US6470199B1 (en) | 2000-06-21 | 2002-10-22 | Masimo Corporation | Elastic sock for positioning an optical probe |
US6697656B1 (en) * | 2000-06-27 | 2004-02-24 | Masimo Corporation | Pulse oximetry sensor compatible with multiple pulse oximetry systems |
DK1309270T3 (da) | 2000-08-18 | 2009-08-03 | Masimo Corp | Pulsoximeter med to modi |
US6640116B2 (en) | 2000-08-18 | 2003-10-28 | Masimo Corporation | Optical spectroscopy pathlength measurement system |
US6760607B2 (en) | 2000-12-29 | 2004-07-06 | Masimo Corporation | Ribbon cable substrate pulse oximetry sensor |
JP2004532526A (ja) | 2001-05-03 | 2004-10-21 | マシモ・コーポレイション | フレックス回路シールド光学センサ及び該フレックス回路シールド光学センサを製造する方法 |
US6850787B2 (en) | 2001-06-29 | 2005-02-01 | Masimo Laboratories, Inc. | Signal component processor |
US6697658B2 (en) * | 2001-07-02 | 2004-02-24 | Masimo Corporation | Low power pulse oximeter |
US6595316B2 (en) | 2001-07-18 | 2003-07-22 | Andromed, Inc. | Tension-adjustable mechanism for stethoscope earpieces |
US6934570B2 (en) | 2002-01-08 | 2005-08-23 | Masimo Corporation | Physiological sensor combination |
US7355512B1 (en) | 2002-01-24 | 2008-04-08 | Masimo Corporation | Parallel alarm processor |
US6822564B2 (en) | 2002-01-24 | 2004-11-23 | Masimo Corporation | Parallel measurement alarm processor |
WO2003065557A2 (en) * | 2002-01-25 | 2003-08-07 | Masimo Corporation | Power supply rail controller |
EP1478265B1 (en) | 2002-02-22 | 2010-04-14 | Masimo Corporation | Active pulse spectrophotometry |
US7509494B2 (en) | 2002-03-01 | 2009-03-24 | Masimo Corporation | Interface cable |
US6850788B2 (en) | 2002-03-25 | 2005-02-01 | Masimo Corporation | Physiological measurement communications adapter |
US6661161B1 (en) | 2002-06-27 | 2003-12-09 | Andromed Inc. | Piezoelectric biological sound monitor with printed circuit board |
US7096054B2 (en) | 2002-08-01 | 2006-08-22 | Masimo Corporation | Low noise optical housing |
US7341559B2 (en) | 2002-09-14 | 2008-03-11 | Masimo Corporation | Pulse oximetry ear sensor |
US7142901B2 (en) | 2002-09-25 | 2006-11-28 | Masimo Corporation | Parameter compensated physiological monitor |
US7274955B2 (en) | 2002-09-25 | 2007-09-25 | Masimo Corporation | Parameter compensated pulse oximeter |
US7096052B2 (en) | 2002-10-04 | 2006-08-22 | Masimo Corporation | Optical probe including predetermined emission wavelength based on patient type |
WO2004044557A2 (en) | 2002-11-12 | 2004-05-27 | Argose, Inc. | Non-invasive measurement of analytes |
WO2004047631A2 (en) * | 2002-11-22 | 2004-06-10 | Masimo Laboratories, Inc. | Blood parameter measurement system |
US6970792B1 (en) | 2002-12-04 | 2005-11-29 | Masimo Laboratories, Inc. | Systems and methods for determining blood oxygen saturation values using complex number encoding |
US7919713B2 (en) | 2007-04-16 | 2011-04-05 | Masimo Corporation | Low noise oximetry cable including conductive cords |
US7225006B2 (en) | 2003-01-23 | 2007-05-29 | Masimo Corporation | Attachment and optical probe |
US6920345B2 (en) * | 2003-01-24 | 2005-07-19 | Masimo Corporation | Optical sensor including disposable and reusable elements |
US7003338B2 (en) * | 2003-07-08 | 2006-02-21 | Masimo Corporation | Method and apparatus for reducing coupling between signals |
WO2005007215A2 (en) | 2003-07-09 | 2005-01-27 | Glucolight Corporation | Method and apparatus for tissue oximetry |
US7500950B2 (en) | 2003-07-25 | 2009-03-10 | Masimo Corporation | Multipurpose sensor port |
US7254431B2 (en) | 2003-08-28 | 2007-08-07 | Masimo Corporation | Physiological parameter tracking system |
US7254434B2 (en) | 2003-10-14 | 2007-08-07 | Masimo Corporation | Variable pressure reusable sensor |
US7483729B2 (en) | 2003-11-05 | 2009-01-27 | Masimo Corporation | Pulse oximeter access apparatus and method |
US7373193B2 (en) | 2003-11-07 | 2008-05-13 | Masimo Corporation | Pulse oximetry data capture system |
WO2005065241A2 (en) | 2003-12-24 | 2005-07-21 | Argose, Inc. | Smmr (small molecule metabolite reporters) for use as in vivo glucose biosensors |
US7280858B2 (en) | 2004-01-05 | 2007-10-09 | Masimo Corporation | Pulse oximetry sensor |
US7510849B2 (en) | 2004-01-29 | 2009-03-31 | Glucolight Corporation | OCT based method for diagnosis and therapy |
US7371981B2 (en) | 2004-02-20 | 2008-05-13 | Masimo Corporation | Connector switch |
US7438683B2 (en) | 2004-03-04 | 2008-10-21 | Masimo Corporation | Application identification sensor |
WO2005087097A1 (en) | 2004-03-08 | 2005-09-22 | Masimo Corporation | Physiological parameter system |
WO2005096922A1 (en) | 2004-03-31 | 2005-10-20 | Masimo Corporation | Physiological assessment system |
CA2464634A1 (en) | 2004-04-16 | 2005-10-16 | Andromed Inc. | Pap estimator |
US7343186B2 (en) | 2004-07-07 | 2008-03-11 | Masimo Laboratories, Inc. | Multi-wavelength physiological monitor |
US7937128B2 (en) | 2004-07-09 | 2011-05-03 | Masimo Corporation | Cyanotic infant sensor |
US7254429B2 (en) | 2004-08-11 | 2007-08-07 | Glucolight Corporation | Method and apparatus for monitoring glucose levels in a biological tissue |
US7822452B2 (en) | 2004-08-11 | 2010-10-26 | Glt Acquisition Corp. | Method for data reduction and calibration of an OCT-based blood glucose monitor |
US7976472B2 (en) | 2004-09-07 | 2011-07-12 | Masimo Corporation | Noninvasive hypovolemia monitor |
USD566282S1 (en) | 2005-02-18 | 2008-04-08 | Masimo Corporation | Stand for a portable patient monitor |
US20060189871A1 (en) | 2005-02-18 | 2006-08-24 | Ammar Al-Ali | Portable patient monitor |
USD554263S1 (en) | 2005-02-18 | 2007-10-30 | Masimo Corporation | Portable patient monitor |
EP1860993B1 (en) | 2005-03-01 | 2019-01-23 | Masimo Laboratories, Inc. | Noninvasive multi-parameter patient monitor |
US7937129B2 (en) | 2005-03-21 | 2011-05-03 | Masimo Corporation | Variable aperture sensor |
US7962188B2 (en) | 2005-10-14 | 2011-06-14 | Masimo Corporation | Robust alarm system |
US7530942B1 (en) | 2005-10-18 | 2009-05-12 | Masimo Corporation | Remote sensing infant warmer |
EP2374407B1 (en) | 2005-11-29 | 2021-05-05 | Masimo Corporation | Optical sensor including disposable and reusable elements |
US7990382B2 (en) | 2006-01-03 | 2011-08-02 | Masimo Corporation | Virtual display |
US8182443B1 (en) | 2006-01-17 | 2012-05-22 | Masimo Corporation | Drug administration controller |
US7941199B2 (en) | 2006-05-15 | 2011-05-10 | Masimo Laboratories, Inc. | Sepsis monitor |
WO2007140478A2 (en) | 2006-05-31 | 2007-12-06 | Masimo Corporation | Respiratory monitoring |
USD609193S1 (en) | 2007-10-12 | 2010-02-02 | Masimo Corporation | Connector assembly |
USD614305S1 (en) | 2008-02-29 | 2010-04-20 | Masimo Corporation | Connector assembly |
USD587657S1 (en) | 2007-10-12 | 2009-03-03 | Masimo Corporation | Connector assembly |
US8315683B2 (en) | 2006-09-20 | 2012-11-20 | Masimo Corporation | Duo connector patient cable |
US8457707B2 (en) | 2006-09-20 | 2013-06-04 | Masimo Corporation | Congenital heart disease monitor |
US8265723B1 (en) | 2006-10-12 | 2012-09-11 | Cercacor Laboratories, Inc. | Oximeter probe off indicator defining probe off space |
US7880626B2 (en) | 2006-10-12 | 2011-02-01 | Masimo Corporation | System and method for monitoring the life of a physiological sensor |
US8255026B1 (en) | 2006-10-12 | 2012-08-28 | Masimo Corporation, Inc. | Patient monitor capable of monitoring the quality of attached probes and accessories |
WO2008073855A2 (en) | 2006-12-09 | 2008-06-19 | Masimo Corporation | Plethysmograph variability processor |
US7791155B2 (en) | 2006-12-22 | 2010-09-07 | Masimo Laboratories, Inc. | Detector shield |
US8374665B2 (en) | 2007-04-21 | 2013-02-12 | Cercacor Laboratories, Inc. | Tissue profile wellness monitor |
US8048040B2 (en) | 2007-09-13 | 2011-11-01 | Masimo Corporation | Fluid titration system |
US8355766B2 (en) | 2007-10-12 | 2013-01-15 | Masimo Corporation | Ceramic emitter substrate |
US8310336B2 (en) | 2008-10-10 | 2012-11-13 | Masimo Corporation | Systems and methods for storing, analyzing, retrieving and displaying streaming medical data |
JP5296793B2 (ja) | 2007-10-12 | 2013-09-25 | マシモ コーポレイション | コネクタアセンブリ |
WO2009049254A2 (en) | 2007-10-12 | 2009-04-16 | Masimo Corporation | Systems and methods for storing, analyzing, and retrieving medical data |
USD621516S1 (en) | 2008-08-25 | 2010-08-10 | Masimo Laboratories, Inc. | Patient monitoring sensor |
USD606659S1 (en) | 2008-08-25 | 2009-12-22 | Masimo Laboratories, Inc. | Patient monitor |
US8577431B2 (en) | 2008-07-03 | 2013-11-05 | Cercacor Laboratories, Inc. | Noise shielding for a noninvasive device |
US8203438B2 (en) | 2008-07-29 | 2012-06-19 | Masimo Corporation | Alarm suspend system |
US8630691B2 (en) | 2008-08-04 | 2014-01-14 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multi-stream sensor front ends for noninvasive measurement of blood constituents |
US8401602B2 (en) | 2008-10-13 | 2013-03-19 | Masimo Corporation | Secondary-emitter sensor position indicator |
US8346330B2 (en) | 2008-10-13 | 2013-01-01 | Masimo Corporation | Reflection-detector sensor position indicator |
JP5275746B2 (ja) | 2008-10-22 | 2013-08-28 | 株式会社日立製作所 | 圧電素子 |
US8388353B2 (en) | 2009-03-11 | 2013-03-05 | Cercacor Laboratories, Inc. | Magnetic connector |
US8418524B2 (en) | 2009-06-12 | 2013-04-16 | Masimo Corporation | Non-invasive sensor calibration device |
US8471713B2 (en) | 2009-07-24 | 2013-06-25 | Cercacor Laboratories, Inc. | Interference detector for patient monitor |
US8473020B2 (en) | 2009-07-29 | 2013-06-25 | Cercacor Laboratories, Inc. | Non-invasive physiological sensor cover |
US20110172498A1 (en) | 2009-09-14 | 2011-07-14 | Olsen Gregory A | Spot check monitor credit system |
US8790268B2 (en) | 2009-10-15 | 2014-07-29 | Masimo Corporation | Bidirectional physiological information display |
US9066680B1 (en) | 2009-10-15 | 2015-06-30 | Masimo Corporation | System for determining confidence in respiratory rate measurements |
US8455290B2 (en) | 2010-09-04 | 2013-06-04 | Masimo Semiconductor, Inc. | Method of fabricating epitaxial structures |
USD692145S1 (en) | 2012-09-20 | 2013-10-22 | Masimo Corporation | Medical proximity detection token |
-
1995
- 1995-06-07 US US08/478,493 patent/US5758644A/en not_active Expired - Lifetime
-
1996
- 1996-06-04 PT PT96917089T patent/PT832421E/pt unknown
- 1996-06-04 JP JP50116697A patent/JP3837161B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1996-06-04 CA CA002637855A patent/CA2637855A1/en not_active Abandoned
- 1996-06-04 EP EP02012382A patent/EP1238627B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1996-06-04 CA CA002221446A patent/CA2221446C/en not_active Expired - Lifetime
- 1996-06-04 ES ES02012382T patent/ES2330196T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1996-06-04 DE DE69637999T patent/DE69637999D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1996-06-04 RU RU98100085/28A patent/RU2199723C2/ru active
- 1996-06-04 DE DE69623285T patent/DE69623285T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1996-06-04 WO PCT/US1996/008631 patent/WO1996041138A1/en active IP Right Grant
- 1996-06-04 ES ES96917089T patent/ES2184868T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1996-06-04 CN CN96195864A patent/CN1113225C/zh not_active Expired - Lifetime
- 1996-06-04 DK DK96917089T patent/DK0832421T3/da active
- 1996-06-04 EP EP01113641A patent/EP1136812A1/en not_active Withdrawn
- 1996-06-04 EP EP96917089A patent/EP0832421B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1996-06-04 AT AT96917089T patent/ATE223035T1/de active
- 1996-06-04 DK DK02012382T patent/DK1238627T3/da active
- 1996-06-04 AT AT02012382T patent/ATE439081T1/de active
- 1996-06-04 PT PT02012382T patent/PT1238627E/pt unknown
- 1996-06-04 AU AU59771/96A patent/AU704383B2/en not_active Expired
- 1996-11-12 US US08/745,474 patent/US5823950A/en not_active Expired - Lifetime
-
1998
- 1998-02-02 US US09/016,924 patent/US6011986A/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-09-10 HK HK98110565A patent/HK1009848A1/xx not_active IP Right Cessation
-
1999
- 1999-11-30 US US09/451,151 patent/US6397091B2/en not_active Expired - Lifetime
-
2001
- 2001-11-08 US US10/005,711 patent/US6678543B2/en not_active Expired - Fee Related
-
2003
- 2003-03-11 HK HK03101733.7A patent/HK1049779B/zh not_active IP Right Cessation
-
2004
- 2004-01-13 US US10/757,279 patent/US7496391B2/en not_active Expired - Fee Related
-
2005
- 2005-12-07 JP JP2005353967A patent/JP4021916B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
2006
- 2006-12-15 US US11/640,077 patent/US7526328B2/en not_active Expired - Fee Related
-
2009
- 2009-04-24 US US12/430,049 patent/US8145287B2/en not_active Expired - Fee Related
-
2012
- 2012-03-26 US US13/430,451 patent/US8781543B2/en not_active Expired - Fee Related
-
2014
- 2014-06-03 US US14/295,194 patent/US20140288400A1/en not_active Abandoned
Cited By (11)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US9788735B2 (en) | 2002-03-25 | 2017-10-17 | Masimo Corporation | Body worn mobile medical patient monitor |
US9795300B2 (en) | 2002-03-25 | 2017-10-24 | Masimo Corporation | Wearable portable patient monitor |
US9872623B2 (en) | 2002-03-25 | 2018-01-23 | Masimo Corporation | Arm mountable portable patient monitor |
US10213108B2 (en) | 2002-03-25 | 2019-02-26 | Masimo Corporation | Arm mountable portable patient monitor |
US10219706B2 (en) | 2002-03-25 | 2019-03-05 | Masimo Corporation | Physiological measurement device |
US10335033B2 (en) | 2002-03-25 | 2019-07-02 | Masimo Corporation | Physiological measurement device |
US10869602B2 (en) | 2002-03-25 | 2020-12-22 | Masimo Corporation | Physiological measurement communications adapter |
US11484205B2 (en) | 2002-03-25 | 2022-11-01 | Masimo Corporation | Physiological measurement device |
US8457704B2 (en) | 2005-10-27 | 2013-06-04 | Smiths Medical Asd, Inc. | Single use pulse oximeter |
US8903467B2 (en) | 2005-10-27 | 2014-12-02 | Smiths Medical Asd, Inc. | Single use pulse oximeter |
RU2501522C2 (ru) * | 2012-03-07 | 2013-12-20 | Белорусский Государственный Университет (Бгу) | Способ определения концентрации гемоглобина в биологических тканях |
Also Published As
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
RU2199723C2 (ru) | Источник света с регулируемой длиной волны для оксигемометра | |
KR100376649B1 (ko) | 저포화도에대해최적화된산소포화도측정기및센서 | |
US5983122A (en) | Apparatus and method for improved photoplethysmographic monitoring of multiple hemoglobin species using emitters having optimized center wavelengths | |
EP0619981B1 (en) | Arterial blood monitoring probe | |
EP0104772B1 (en) | Calibrated optical oximeter probe | |
EP0286142B1 (en) | Reflection type oximeter | |
US20080221411A1 (en) | System and method for tissue hydration estimation | |
CA2610753A1 (en) | Continuous spectroscopic measurement of total hemoglobin | |
EP0329196B1 (en) | Oximeter for cooperation with an oximeter probe | |
EP2063763A2 (en) | Blood oxygen monitor | |
JPH05269116A (ja) | 改良された動脈血のモニター装置 | |
AU729132B2 (en) | Manual and automatic probe calibration | |
JP7091090B2 (ja) | パルスオキシメータ及び血液特性測定装置 |