(57)【要約】  内科患者の血中酸素飽和度を決定するための生理学的モニタは、センサ、信号プロセッサ、およびディスプレイを含んでいる。前記センサは、少なくとも３つの発光ダイオードを含んでいる。各発光ダイオードは、異なる波長の光を放射するよう構成されている。前記センサは、また、検出器を含んでおり、該検出器は、体組織によって減衰された後の、３つの発光ダイオードからの光を受光するよう構成されている。前記検出器は、受光された光の少なくとも一部分に基づいて出力信号を生成する。前記信号プロセッサは少なくとも前記出力信号に基づいて血中酸素飽和度を決定し、前記ディスプレイは前記血中酸素飽和度の指示を提供する。
2008505691.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
内科患者の血中酸素飽和度を決定するための生理学的モニタであって、
各発光ダイオードが異なる波長の光を放射するよう構成された少なくとも３つの発光ダイオードと検出器とを備えるセンサであって、前記検出器は、前記少なくとも３つの発光ダイオードからの光を体組織によって減衰された後に受光するよう構成され、前記検出器は、前記受光された光の少なくとも一部分に基づいて出力信号を生成する、センサと、
少なくとも前記出力信号に基づいて血中酸素飽和度を決定する信号プロセッサと、
前記血中酸素飽和度の指示を提供するディスプレイと、
を備える生理学的モニタ。
【請求項２】
前記少なくとも３つの発光ダイオードは、８個の発光ダイオードからなる、請求項１に記載の生理学的モニタ。
【請求項３】
前記異なる波長は、約６４０ｎｍを含む、請求項１に記載の生理学的モニタ。
【請求項４】
前記異なる波長は、約９５０ｎｍを含む、請求項１に記載の生理学的モニタ。
【請求項５】
前記信号プロセッサは、多変量プロセス推定部を備える、請求項１に記載の生理学的モニタ。
【請求項６】
前記多変量プロセス推定部は、擬似逆行列を含む、請求項５に記載の生理学的モニタ。
【請求項７】
多波長生理学的モニタにコンポジット信号を提供するためのセンサモジュールであって、前記センサは、
各発光ダイオードが異なる波長の光を放射するよう構成された少なくとも３つの発光ダイオードと、
前記少なくとも３つの発光ダイオードからの光を体組織によって減衰された後に受光するよう構成され、前記受光された光の少なくとも一部分に基づいて出力信号を生成する検出器と、
を備えるセンサモジュール。
【請求項８】
前記少なくとも３つの発光ダイオードは、８個の発光ダイオードからなる請求項７に記載のセンサモジュール。
【請求項９】
前記異なる波長は、約６４０ｎｍを含む、請求項７に記載の生理学的モニタ。
【請求項１０】
前記異なる波長は、約９５０ｎｍを含む請求項７に記載の生理学的モニタ。
【請求項１１】
内科患者の血中酸素飽和度を決定するための生理学的モニタであり、
体組織による少なくとも３つの波長の光の減衰を示すコンポジット信号を受信するよう構成され、少なくとも前記コンポジット信号に基づいて血中酸素飽和度を決定するよう構成される信号プロセッサと、
血中酸素飽和度の表示を提供するディスプレイと、
を備える生理学的モニタ。
【請求項１２】
前記少なくとも３つの波長は、８つの波長からなる、請求項１１に記載の生理学的モニタ。
【請求項１３】
前記少なくとも３つの波長は、約６４０ｎｍを含む、請求項１１に記載の生理学的モニタ。
【請求項１４】
前記少なくとも３つの波長は、約９５０ｎｍを含む、請求項１１に記載の生理学的モニタ。
【請求項１５】
前記信号プロセッサは、多変量プロセス推定部を備える、請求項１１に記載の生理学的モニタ。
【請求項１６】
前記多変量プロセス推定部は、擬似逆行列を含む、請求項１５に記載の生理学的モニタ。
【請求項１７】
患者の血中酸素飽和度を決定するための方法であって、
体組織によって減衰された少なくとも３つの減衰された光信号を受信し、
前記少なくとも３つの減衰された光信号の少なくとも一部分に基づいてコンポジット信号を生成し、
データ信号をもたらすべく前記コンポジット信号を復調及びサブサンプルし、
少なくとも１つの統計的出力信号をもたらすべく前記データ信号に統計的操作を行い、
飽和変換出力信号を決定すべく前記データ信号に飽和変換を行い、
前記少なくとも１つの統計的出力信号と前記飽和変換出力信号の少なくとも一部分に基づいて血中酸素飽和度を計算すること、
を含む方法。
【請求項１８】
患者の血中酸素飽和度を決定するための方法であって、
体組織によって減衰された光の少なくとも３つの波長を示す少なくとも３つのデータ信号を受信し、
前記３つのデータ信号に基づいて少なくとも３つの出力信号を決定し、前記少なくとも３つの出力信号の決定は、前記少なくとも３つのデータ信号に各々対応するＲＭＳ値を決定することを含み、
前記少なくとも３つの出力信号およびスキャン信号の少なくとも一部分に基づいて基準信号を決定し、前記基準信号の決定は、基準値ジェネレータによって前記少なくとも３つの出力信号および前記スキャン信号を処理することを含み、
前記少なくとも３つの出力信号の少なくとも１つから１つの選択された信号を選択し、
プロセス推定部出力を決定すべく多変量プロセス推定部によって前記選択された信号および前記基準信号を処理し、
前記プロセス推定部出力の少なくとも一部分に基づいて血中酸素飽和度を決定すること、
を含む方法。
【請求項１９】
前記基準値ジェネレータは、ルックアップテーブルを含む、請求項１８に記載の方法。
【請求項２０】
前記基準値ジェネレータは、多項式を含む、請求項１８に記載の方法。
【請求項２１】
前記多変量プロセス推定部は、擬似逆行列を含む、請求項１８に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、信号処理の分野に関する。より詳細には、本発明は、一次信号部分および二次信号部分を含む計測された信号において、前記いずれかの信号部分の除去または導出のための処理に関する。本発明は、血中酸素飽和度計測システムおよび酸素濃度計を含む、生理学的モニタリングシステムのために特に有用である。
【背景技術】
【０００２】
従来技術の血中酸素飽和計測システム、酸素濃度計、および生理学的モニタは、概して、患者の血中酸素飽和レベルを決定すべく２つの異なる波長の光を利用している。一般に、そのようなシステムは、患者の身体の目標位置に２つの波長の光を供給する。該システムは、それから目標位置における二つの光波長の体組織に対する透過または反射を示す少なくとも１つの信号を計測する。
【０００３】
一つのそのような生理学的モニタは、ここに引用によりその全体が組み込まれている、米国特許第５，６３２，２７２号において、Ｄｉａｂ他によって教示されている。Ｄｉａｂの生理学的モニタの一つの実施形態は、患者の指の一方の側に対して、赤波長を有する光および赤外波長を有する光を供給する。検出器は患者の指の反対側において、患者の指を通って透過される赤および赤外波長光を計測し、測定信号を発生させる。プロセッサは、赤および赤外成分信号を決定すべく測定信号を解析する。考えられる飽和値が、基準係数を提供する飽和方程式モジュールに入力される。赤または赤外成分は、基準信号ベクトルを求めるために基準係数を用いて処理される。
【０００４】
基準信号ベクトルおよび赤または赤外成分信号は、出力ベクトルを生成すべく相関除去部（キャンセラ）によって処理される。出力ベクトルは、飽和方程式モジュールに入力されうる各飽和値について血中酸素飽和値を提供するマスタパワー（検出力）曲線（master power curve）モジュールに入力される。患者の血中酸素飽和度は、パワー曲線モジュール出力に基づいて決定される。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
本発明の一つの実施形態による多波長生理学的モニタは、体表に近接して血液が流れる患者の体の一部分のような媒体を通して多波長エネルギを伝播させることによって血中酸素飽和度を決定する。例えば、一つの実施形態において、エネルギは、耳たぶ、（手の指または足指のような）指、額、または（胎児の頭皮のような）頭皮を通して伝播される。媒体を通るエネルギ伝播、または媒体からの反射の後に減衰された信号が計測される。生理学的モニタは、測定された信号の少なくとも一部分に基づいて患者における酸素化された（酸素を含んだ）血液の飽和度を決定する。
【０００６】
新たに酸素化された血液が、心臓から高い圧力で、身体によって使用するために、動脈内にポンプ送りされることは当業者によって良く知られている。動脈内における血液の体積は、心拍動に伴って変動する。この変動は、心拍動数、すなわち脈拍数でのエネルギ吸収の変動を生じさせる。
【０００７】
酸素を使い果たした、すなわち脱酸素化された血液は、使用されなかった酸素化された血液と共に静脈を通って心臓へ戻される。動脈と異なり、静脈における血液の体積は、典型的には心拍動よりもかなりゆっくりとした呼吸数と共に変動する。静脈内における血圧は、典型的には動脈のそれよりも大幅に低いため、静脈における血液の体積は、患者が腕を上げたり下げたりするような動作に応答して変動する。静脈内での血液体積における変化は、静脈の太さにおける変化を生じさせる。それゆえ、動作に起因する静脈の太さにおける変動がないときには、静脈血はエネルギ吸収において、呼吸数に関連する低い周波数の変動を生じさせる。しかしながら、静脈の太さにおける不規則な、動作に誘起される変動が生じるとき、エネルギ吸収における低い周波数の変動は、不規則な動作に起因するエネルギ吸収における不規則な変動を伴う。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
一つの実施形態において、吸収量計測は、媒体を通るエネルギの透過に基づいている。一つの実施形態において、多数の発光ダイオード（ＬＥＤ）が、手の指のような体表に近接して血液が流れる身体の一部分の一方の側に配置され、光検出器が体表の反対側に配置される。他の一つの実施形態において、一つ以上のそのようなＬＥＤが、異なる波長の光を放射する。一つの実施形態において、一つのＬＥＤは、赤のような可視波長を放射し、他のＬＥＤは、赤外線波長を放射する。しかしながら、当業者は、他の波長の組み合わせが使用され得ることを充分に理解するであろう。
【０００９】
手の指は、皮膚、体組織、筋肉、動脈血および静脈血の両者、脂肪、等からなり、それらの各々が、異なる吸収係数、異なる濃度、異なる厚み、および光路長の変動に起因して、異なる光エネルギ吸収を行う。患者が動かないときは、吸収は、皮膚、体組織、筋肉、等を通る血液の流れに起因する変動を除いて、実質的に一定である。一定の減衰が、決定され従来のフィルタリング技術を介して測定された信号から減じられ得る。しかしながら、患者が動くときは、変動する光路長のような動揺が生じる。そのような動揺は、背後の体液（動脈血とは異なる飽和度を有する静脈血のような）の運動に起因しうる。それゆえ、測定された信号は一定しない。不規則な運動誘起ノイズは、典型的に、予め決定され従来のフィルタリング技術を介して測定信号から減じられることはできない。このように、動脈血および不規則な運動誘起ノイズ環境における静脈血の酸素飽和度を決定することは、一層困難となる。
【００１０】
一つの実施形態において、生理学的モニタは、動脈血酸素飽和度を決定すべく患者の手の指を通って透過する光を計測する。いくつかの場合においては、しかしながら、測定された光信号は、ノイズ、または信号計測の間における患者の運動のような事象に起因する他の二次的な信号を含んでいる。そのような場合においては、生理学的モニタによって測定される信号は、患者の血中酸素飽和度に関連する一次部分と、ノイズの多い、不規則な、運動誘起された二次信号に関連する二次部分とを含んでいる。生理学的モニタは、測定された信号を信号の一次部分に基づいて患者の血中酸素飽和度を決定すべく、処理する。
【００１１】
一つの実施形態において、生理学的モニタは、二次基準信号ｎ′（ｔ）即ちＮrefを決定するためにプロセッサを利用している。二次基準信号ｎ′（ｔ）は、測定された信号の一次部分を決定するために使用される。一つの実施形態において、二次基準信号ｎ′（ｔ）は、測定された信号から不規則な、運動誘起された二次信号部分を除去する、多変量プロセス推定部に入力される。他の一つの実施形態において、プロセッサは、表示目的のためにまたは患者の運動および静脈血酸素飽和度についての情報を引き出すべく、多変量プロセス推定部に入力するために使用される一次信号基準信号ｓ′（ｔ）を決定する。
【００１２】
図１は、従来技術の血中酸素飽和度システムの感度を表す動脈血酸素飽和度曲線１００を図解している。このようなシステムは、血中酸素飽和度を決定するために、（赤および赤外波長の光のような）２つの異なる波長の光を利用している。動脈血酸素飽和度（ＳａＯ2）は、曲線１００のｙ軸上に表される。ｘ軸は、赤波長光透過信号と赤外波長光透過信号との比を表している。
【００１３】
理想的な飽和曲線１０２は、全ての値について高度に正確であろう。しかしながら、二つの波長の光のみを使用するという制限に起因して、このようなシステムは、典型的には、低い範囲の曲線１０４と高い範囲の曲線１０６との間で操作する。このような血中酸素飽和度システムは、典型的には高飽和度値１０８にて、高度に正確で低許容差１０７の計測を示すが、より低い飽和度値１１０において精度は低下し、許容差１１１の増大が結果として生じる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
本発明の一つの実施形態による多波長生理学的モニタの動脈血酸素飽和度曲線１２０が、図２に示されている。多波長システムは、血中酸素飽和度を決定するために少なくとも３つの異なる波長の光（λ1，λ2，…λn）を利用する。動脈血酸素飽和度（ＳａＯ2）は、曲線１２０のｙ軸上に表される。ｘ軸は、各種の光波長（λ1，λ2，…λn）の光透過に基づく信号を有するコンポジット信号の比率を表している。各比率ｒは、次式によって表され得る。
【００１５】
【数１】
2008505691.tif 000003
【００１６】
但し、ｎは、多波長生理学的モニタによって利用される光の波長の数、ＮＰRMS,iは、第ｉ波長の光源の正規化されたプレチスモグラフ波形、αiおよびβiは、実験データおよび／またはモデルを用いるフィッティング（適合処理）および／または較正に基づいて決定される既知の定数からなるベクトル係数である。
【００１７】
曲線１２０は、下限および上限範囲曲線１２２、１２４を含んでいる。しかしながら、多波長生理学的モニタの下限および上限範囲曲線１２２、１２４は、図１に図解されたような、上述された二波長血中酸素濃度計の下側および上側範囲曲線１０４、１０６よりも一層線形である。加えて、多波長生理学的モニタの下限および上限範囲曲線１２２、１２４は、特に下側動脈血酸素飽和度レベルにおいて、図１の二波長血中酸素濃度計よりも、より高い精度およびより低い許容差１２６を示す。新生児あるいは低い血中酸素飽和度を有する人の監視の間のような特定の場合において、生理学的モニタはより低い飽和度レベルにて精度の増大を示すことが望ましい。例えば、新生児に対して酸素を供給するとき、過多な酸素または過少な酸素が提供されないことがしばしば重大である。
【００１８】
脈拍酸素測定法のための多波長生理学的モニタの一つの実施形態の概略図が、図３〜図５に示されている。図３は、多波長脈拍酸素濃度計２９９の概略的なハードウェアブロック図を描いている。センサ３００は、ｎ個のＬＥＤ３０２を有し、一つの実施形態においてそれは少なくとも３つの光エミッタである。ｎ個のＬＥＤ３０２は、異なる波長（λ1，λ2，…λn）の光を放射する。一つの実施形態において、ｎ個のＬＥＤ３０２は、異なる波長の４個、６個、８個、または１６個のＬＥＤを含んでいる。一つの実施形態において、ｎ個のＬＥＤ３０２は、手の指３１０に近接して配置される。光検出器３２０は、手の指を通って通過することによって減衰された後の、ｎ個のＬＥＤ３０２からの光を受光する。光検出器３２０は、受光された、減衰された光に対応する少なくとも１つの電気信号を生ずる。一つの実施形態において、光検出器３２０は、手の指３１０の反対側のｎ個のＬＥＤ３０２に対向して配置される。光検出器３２０は、フロントエンドアナログ信号調整回路３３０に接続される。
【００１９】
フロントエンドアナログ信号調整回路３３０は、アナログ−ディジタル変換回路３３２に結合される出力を有している。アナログ−ディジタル変換回路３３２は、ディジタル信号処理システム３３４に結合される出力を有している。ディジタル信号処理システム３３４は、ディスプレイ３３６のための出力として所望のパラメータを提供する。ディスプレイ３３６のための出力は、例えば、血中酸素飽和度、心拍、およびきれいな（ノイズを除去した）プレチスモグラフ波形を含んでいる。
【００２０】
信号処理システムは、また、ディジタル−アナログコンバータ回路３３８に対してエミッタ電流制御出力３３７も供給する。ディジタル−アナログコンバータ回路３３８は、エミッタ電流ドライバ３４０に対して制御情報を供給する。エミッタドライバ３４０は、ｎ個の光エミッタ３０２に結合される。ディジタル信号処理システム３３４は、また、フロントエンドアナログ信号調整回路３３０のためにゲイン制御出力３４２も供給する。
【００２１】
図３Ａは、ドライバ３４０およびディジタル−アナログ変換回路３３８の一つの実施形態を図解している。図３Ａに描かれているように、ディジタル−アナログ変換回路３３８は、第１および第２の入力ラッチ３２１、３２２、同期ラッチ３２３、電圧基準値３２４、およびディジタル−アナログ変換回路３２５を含んでいる。エミッタ電流ドライバ３４０は、第１および第２のスイッチバンク３２６、３２７、およびｎ個の電圧−電流コンバータ３２８を含んでいる。図３のＬＥＤエミッタ３０２は、エミッタ電流ドライバ３４０の出力に結合されている。
【００２２】
図３の酸素濃度計２９９におけるノイズの多くがＬＥＤエミッタ３０２によって生じさせられることを本発明者等は認識しており、その点で図３Ａに描かれているドライバは都合が良い。それゆえ、図３Ａのエミッタドライバ回路は、エミッタ３０２からのノイズを最小化すべく設計されている。第１および第２の入力ラッチ３２１、３２２は、ＤＳＰバスに直接接続されている。それゆえ、これらのラッチは、図３Ａのドライバ回路へ通過するＤＳＰバス上に存在するバンド幅（結果としてノイズを生ずる）を著しく最小化する。第１および第２の入力ラッチの出力は、これらラッチがＤＳＰバス上にそれらのアドレスを検出したときにのみ変化する。第１の入力ラッチ３２１は、ディジタル−アナログコンバータ回路３２５のための設定を受信する。第２の入力ラッチ３２２は、スイッチバンク３２６、３２７についてのスイッチング制御データを受信する。同期ラッチ３２３は、エミッタ３０２の起動とアナログ−ディジタル変換回路３３２との間の同期を維持する同期パルスを受け入れる。
【００２３】
電圧基準値は、ディジタル−アナログ変換回路３２５のための低ノイズ直流（ＤＣ）電圧基準値として選定される。加えて、本実施形態において、電圧基準値は、非常に低いコーナー周波数（例えば、本実施形態においては１Ｈｚ）を有するローパス出力フィルタを有している。ディジタル−アナログコンバータ３２５は、また、その出力に非常に低いコーナー周波数（例えば、１Ｈｚ）を有するローパスフィルタをも有している。ディジタル−アナログコンバータは、エミッタ３０２の各々を駆動するために使用される信号を提供する。
【００２４】
本実施形態において、電圧−電流コンバータ３２８の出力は、いかなる所与のときにもただ一つのエミッタがアクティブとなるようにスイッチされる。加えて、非アクティブエミッタについての電圧−電流コンバータは同様に、それが非アクティブ化されるように、その入力においてオフにスイッチされる。このことは、スイッチングによる、および電圧−電流変換回路からのノイズを低減する。本実施形態において、低ノイズ電圧−電流コンバータ３２８が選択され（例えば、ＯＰ２７、オペアンプ）、ノイズを低減するためにローパスフィルタを有すべくフィードバックループが形成される。本実施形態において、電圧−電流コンバータ３２８のローパスフィルタリング機能は、以下においてさらに議論されるように、エミッタ３０２のスイッチングスピードである６２５Ｈｚよりわずかに大きいコーナー周波数を有する。したがって、図３Ａのドライバ回路の実施形態は、エミッタ３０２のノイズを最小化する。
【００２５】
一般に、ｎ個の光エミッタ３０２は、各々異なる波長の光エネルギを放射し、それは、手の指３１０によって吸収され且つ光検出器３２０によって受光される。光検出器３２０は、光検出器３２０に達する光エネルギの強度に対応する電気信号を生ずる。フロントエンドアナログ信号調整回路３３０は、強度信号を受信し、以下においてさらに説明するように、さらなる処理のためにこれらの信号をフィルタし且つ調整する。結果として生ずる信号は、アナログ−ディジタル変換回路３３２に供給され、それは、アナログ信号をディジタル信号処理システム３３４によるさらなる処理のために、ディジタル信号に変換される。ディジタル信号処理システム３３４は、ここで「飽和度変換」と呼ばれるものを提供するために信号を利用する。血液飽和度監視以外のパラメータのために、所望されるパラメータに依存して、飽和度変換は、濃度変換、生体内変換、などと称される得ることを理解されたい。「飽和度変換」なる用語は、以下の議論から明らかになるように、時間領域からのサンプルデータを飽和度領域値に変換する操作を説明するために使用されている。本実施形態において、ディジタル信号処理システム３３４の出力は、検出された信号のきれいなプレチスモグラフ波形を提供し、酸素飽和度および脈拍数についての値をディスプレイ３３６に供給する。
【００２６】
本発明の異なる実施形態において、１つ以上の出力が提供され得ることが理解されたい。ディジタル信号処理システム３３４は、また、エミッタ電流制御出力３３７におけるエミッタ電流制御信号によりｎ個の光エミッタ３０２を駆動するための制御も提供する。この値は、エミッタ電流ドライバ３４０に対して制御信号を提供するディジタル−アナログ変換回路３３８によって変換されたディジタル値である。エミッタ電流ドライバ３４０は、ｎ個の光エミッタ３０２のために適切な電流駆動を提供する。脈拍酸素測定法のための多波長生理学的モニタの動作のさらなる詳細は、以下に説明される。
【００２７】
本実施形態において、ｎ個の光エミッタ３０２は、６２５Ｈｚでのディジタル変調によって光透過をもたらすべくエミッタ電流ドライバ３４０を介して駆動される。本実施形態において、ｎ個の光エミッタ３０２は、検出器３２０によって検出するために、及びフロントエンドアナログ信号調整回路３３０による調整のために受容し得る強度を提供するパワーレベルで駆動される。一旦、このエネルギレベルが、ディジタル信号処理システム３３４によって、ある患者のために決定されると、ｎ個の光エミッタ３０２のための電流レベルは、実質的に一定に維持される。しかしながら、電流が環境室内光における変化およびフロントエンドアナログ信号調整回路３３０に対する電圧入力に作用しうる他の変化に対して調整され得ることを理解されたい。
【００２８】
一つの実施形態において、ｎ個の光エミッタ３０２は、次のように変調される。一つの完全な６２５Ｈｚサイクルについて、各エミッタ３０２は、一つの１／２ｎサイクルについてアクティブ化され、残りの（２ｎ−１）／２ｎサイクルの間オフとされる。時間３０２にて一つの信号のみを受信するために、エミッタは、６２５Ｈｚサイクルあたり１／２ｎサイクルのみ各々アクティブ化とし、１／２ｎサイクル毎にアクティブ時間を隔てて、順次交互にオンおよびオフが循環される。光信号は、手の指３１０（または他のサンプル媒体）を通る血液のポンプ送りによって減衰される（例えば振幅変調される）。減衰された（例えば、振幅変調された）信号は、多波長光について６２５Ｈｚのキャリア周波数で、光検出器３２０によって検出される。単一の光検出器３２０のみが使用されるので、光検出器３２０は、コンポジット時分割信号を形成するための全ての光波長信号を受光する。
【００２９】
コンポジット時分割信号は、フロントアナログ信号調整回路３３０に供給される。フロントエンドアナログ信号調整回路３３０およびアナログ−ディジタルコンバータ回路３３２に関する付加的な詳細は、図４に図解される。図４に描かれているように、一つの実施形態において、フロントエンド回路３３０は、プリアンプ（プリアンプリファイア）３４２、ハイパスフィルタ３４４、アンプ（アンプリファイア）３４６、プログラマブルゲインアンプ３４８、およびローパスフィルタ３５０を有している。一つの実施形態において、プリアンプ３４２は、光検出器３２０からのコンポジット電流信号を対応する電圧信号に変換し、該信号を増幅するトランスインピーダンスアンプである。本実施形態において、プリアンプは、処理を容易にするために信号振幅をブーストするために予め決定されたゲインを有している。本実施形態において、プリアンプ３４２のための電源電圧は、−１５ＶＤＣおよび＋１５ＶＤＣである。理解されるように、減衰された信号は、その期間にわたる多波長の光の各々を表す成分ばかりでなく環境光を示す成分を含んでいる。ｎ個の光エミッタ３０２からの多波長の光の他にセンサ３００の近傍に光があれば、この環境光が、光検出器３２０によって検出される。したがって、プリアンプのゲインは、正常のそして妥当な動作条件のもとで信号において環境光がプリアンプを飽和させるのを防止すべく選択される。
【００３０】
一つの実施形態において、プリアンプ３４２は、Ａｎａｌｏｇ  ＤｅｖｉｃｅｓのＡＤ７４３ＪＲオペアンプを含んでいる。このトランスインピーダンスアンプは、低い等価入力電圧ノイズ、低い等価入力電流ノイズ、低い入力バイアス電流、高いゲインバンド幅プロダクト、低い全高調波歪み、高い同相信号除去、高いオープンループゲイン、高い源電圧変動除去比、のような本明細書で説明するシステムについてのいくつかの所望の特徴を示すという点で特に有利である。
【００３１】
プリアンプ３４２の出力は、ハイパスフィルタ３４４の入力に結合されている。プリアンプの出力は、また、アナログ−ディジタル変換回路３３２に対する第１の入力３４６をも提供している。本実施形態において、ハイパスフィルタは、約１／２〜１Ｈｚのコーナー周波数を有する単極フィルタである。しかしながら、コーナー周波数は、一つの実施形態において、約９０Ｈｚに容易に上昇される。理解されるように、多波長光信号の６２５Ｈｚのキャリア周波数は、９０Ｈｚのコーナー周波数よりかなり高い。ハイパスフィルタ３４４は、アンプ３４６に対する入力として結合される出力を有している。本実施形態において、アンプ３４６は、ユニティゲインアンプからなっている。しかしながら、アンプ３４６のゲインは、単一の抵抗器の変化によって調整可能である。プリアンプ３４２のゲインが環境光の影響を補償するために低下されるならば、アンプ３４６のゲインは増大される。
【００３２】
アンプ３４６の出力は、プログラマブルゲインアンプ３４８に対する入力を提供する。プログラマブルゲインアンプ３４８は、また、ゲイン制御信号ライン３４３上にディジタル信号処理システム３３４からのプログラミング入力をも受け入れる。一つの実施形態において、プログラマブルゲインアンプ３４８のゲインは、ディジタル的にプログラム可能である。該ゲインは、媒体（例えば手の指）における変化に起因して、患者から患者への媒体における変化に起因して、初期設定においてまたはセンサ配置において動的に調整される。それゆえ、動的に調整可能なアンプが、処理に適する信号を得る目的でプログラマブルゲインアンプ３４８によって提供される。
【００３３】
プログラマブルゲインアンプ３４８は、また、エミッタ駆動電流が一定に保持される他の実施形態においても有利である。本実施形態においては、アナログ−ディジタル変換回路３３２の入力における適切なダイナミックレンジを得る目的で、エミッタ駆動電流が各患者に対して調整される。しかしながら、エミッタ駆動電流の変化は、エミッタ波長をも変更しうるため、このことは今度は酸素測定計算における最終結果に影響する。したがって、他の実施形態においては、全ての患者に対してエミッタ駆動電流を固定することが有利である。本発明の代替的な実施形態においては、プログラマブルゲインアンプは、アナログ−ディジタル変換回路３３２のダイナミックレンジ（本実施形態において＋３Ｖから−３Ｖ）内であるアナログ−ディジタル変換回路に対する入力において信号を得るために、ＤＳＰによって調整され得る。このような方式では、エミッタ駆動電流は、全ての患者に対して固定されることができ、エミッタ電流駆動変化に起因する波長シフトを除去する。
【００３４】
プログラマブルゲインアンプ３４８の出力は、ローパスフィルタ３５０に対する入力として結合される。有利であることに、ローパスフィルタ３５０は、本実施形態において、ほぼ１０ｋＨｚのコーナー周波数を有する単極フィルタである。このローパスフィルタは、本実施形態においてアンチエイリアシングを提供する。
【００３５】
ローパスフィルタ３５０の出力は、アナログ−ディジタル変換回路３３２に対する第２の入力３５２を供給する。本実施形態において、アナログ−ディジタル変換回路３３２は、第１のアナログ−ディジタルコンバータ３５４および第２のアナログ−ディジタルコンバータ３５６を備えている。有利であることに、第１のアナログ−ディジタルコンバータ３５４は、第１の入力３４６からアナログ−ディジタル変換回路３３２への入力を受け入れ、第２のアナログ−ディジタルコンバータ３５６は、第２の入力３５２においてアナログ−ディジタル変換回路３３２への入力を受け入れる。
【００３６】
一つの実施形態において、第１のアナログ−ディジタルコンバータ３５４は、診断用アナログ−ディジタルコンバータである。診断タスク（ディジタル信号処理システムによって行われる）は、信号がハイパスフィルタ３４４に対する入力を飽和させるかどうかを決定するために、検出器の出力をプリアンプ３４２によって増幅されるにつれて読み取ることである。本実施形態において、ハイパスフィルタ３４４への入力が飽和された場合、フロントエンドアナログ信号調整回路３３０は、「０」出力を提供する。或いは他の実施形態においては、第１のアナログ−ディジタルコンバータ３５４は使用されない。
【００３７】
第２のアナログ−ディジタルコンバータ３５６は、フロントエンドアナログ信号調整回路３３０からの調整されたコンポジットアナログ信号を受け入れ、信号をディジタル形式に変換する。本実施形態において、第２のアナログ−ディジタルコンバータ３５６は、単一チャンネル、デルタ−シグマコンバータからなる。本実施形態においては、Ｃｒｙｓｔａｌ  Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ  ＣＳ５３１７−ＫＳ  デルタ−シグマ・アナログ−ディジタルコンバータが使用される。このようなコンバータは、低コストで且つ低ノイズ特性を呈するものである点で有利である。より詳細には、デルタ−シグマコンバータは、２つの主要な部分、ノイズ変調器およびデシメーションフィルタからなっている。選択されたコンバータは、ノイズシェーピングを提供するために二次アナログデルタ−シグマ変調器を使用する。ノイズシェーピングは、フラットな応答から、より高い周波数においてノイズが増大させることによって、低い周波数におけるノイズが減少される応答へと、ノイズスペクトルを変化させることを示す。そのとき、デシメーションフィルタは、より低い周波数にて１６ビット性能を提供すべく、再整形されたより高い周波数のノイズをカットアウトする。このコンバータは、それが生ずる１６ビットデータワード毎について１２８回データをサンプルする。この方式において、コンバータは、低い局所灌流および電気焼灼のような重要な測定状況において助けとなる、優秀なノイズ除去、ダイナミックレンジおよび低い高調波歪みを提供する。
【００３８】
加えて、単一チャンネルコンバータを用いることによって、２つ以上のチャンネルを互いに同調させる必要がない。デルタ−シグマコンバータは、また、改善されたノイズ制御のためにノイズシェーピングを示すことにおいても有利である。例示的なアナログ−ディジタルコンバータは、Ｃｒｙｓｔａｌ  Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ  ＣＳ５３１７である。本実施形態において、第２のアナログ−ディジタルコンバータ３５６は、２０ｋＨｚのサンプルレートにて信号をサンプルする。第２のアナログ−ディジタルコンバータ３５６の出力は、ディジタル信号処理システム３３４（図３）に対して２０ｋＨｚでのデータサンプルを提供する。
【００３９】
ディジタル信号処理システム３３４は、図５にさらに詳細に図解されている。本実施形態において、ディジタル信号処理システムは、マイクロコントローラ３６０、ディジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）３６２、プログラムメモリ３６４、サンプルバッファ３６６、データメモリ３６８、リードオンリメモリ３７０、および通信レジスタ３７２を含んでいる。一つの実施形態において、ディジタル信号プロセッサ３６２は、Ａｎａｌｏｇ  Ｄｅｖｉｃｅｓ  ＡＤ  ２１０２０であるが、当業者において良く知られているように、他のディジタル信号プロセッサが採用されても良い。一つの実施形態において、マイクロコントローラ３６０は、内蔵プログラムメモリを有する、Ｍｏｔｏｒｏｌａ  ６８ＨＣ０５からなる。本実施形態において、サンプルバッファ３６６は、データメモリ３６８への格納のためにアナログ−ディジタル変換回路３３２からの２０ｋＨｚのサンプルデータを受け入れるバッファである。本実施形態において、データメモリ３６８は、３２ｋワード（本実施形態においてワードは４０ビットとする）のスタティックランダムアクセスメモリからなっている。当業者において良く知られているように、他のチップ、データレートおよびデータメモリ構成が、採用されても良い。
【００４０】
一つの実施形態において、マイクロコントローラ３６０は、在来のＪＴＡＧタップラインを介して、ＤＳＰ３６２に結合されている。マイクロコントローラ３６０は、タップラインを介してプログラムメモリ３６４にＤＳＰ３６２のためのブートローダを送り、それからＤＳＰ３６２がプログラムメモリ３６４からブートすることを可能とする。プログラムメモリ３６４におけるブートローダは、次いでＤＳＰ３６２のための操作命令をリードオンリメモリ３７０からプログラムメモリ３６４へ転送させる。有利であることに、プログラムメモリ３６４は、ＤＳＰ３６２のための非常に高速のメモリである。マイクロコントローラ３６０は、通信レジスタ３７２を介してエミッタで流制御およびゲイン制御信号を供給する。
【００４１】
図６〜図１０は、一つの実施形態においてディジタル信号処理システム３３４によって実行される多波長脈拍酸素濃度計２９９の動作の機能的なブロック図を描いている。以下に述べられる信号処理機能は、本実施形態においては、マイクロコントローラ３６０によってシステム管理が提供されて、ＤＳＰ３６２によって実行される。本実施形態において、動作はソフトウェア／ファームウェア制御される。図６は、ディジタル信号処理システム３３４に入る２０ｋＨｚのサンプルデータに対して実行される操作（オペレーション）についての一般化された機能的ブロック図を描いている。図６に図解されているように、復調モジュール４００において表される通りの復調操作が、最初に実行される。結果として得られるデータに、サブサンプリング操作４０２によって表される通りのサブサンプリングが、その後に実行される。統計モジュール４０４に表される通りのある一定の統計が計算される。サブサンプリング操作４０２の結果として得られるデータに、飽和度変換モジュール４０６において表される通りの飽和度変換が行われる。統計操作に供されるデータおよび飽和度変換操作に供されるデータは、飽和度計算モジュール４０８によって表される通りの飽和度操作、および脈拍数計算モジュール４１０によって表される通りの脈拍数操作に送られる。
【００４２】
概して、復調操作は、コンポジット信号から多波長信号の各々を分離し、ロー（生）データ点を残して、キャリア周波数を除去する。ローデータ点は、一つの実施形態においては、６２．５Ｈｚでサンプルすべく６２５Ｈｚでのサンプルから１０のオーダでサンプルを低減する、サブサンプリング操作４０２の間隔（例えば、６２５Ｈｚで）で提供される。サブサンプリング操作は、また、サンプルにいくらかのフィルタリングも提供する。結果として得られるデータは、信号におけるモーションアーティファクトおよび他のノイズに対して非常に許容性のある飽和度値を計算すべく、統計および飽和度変換操作４０４、４０６に供される。飽和度値は、飽和度計算モジュール４０８において確定され、脈拍数モジュール４１０を通して、脈拍数およびきれいなプレチスモグラフ波形が得られる。種々の操作に関する付加的な詳細は、図７〜図１０に関連して提供される。
【００４３】
図７は、復調モジュール４００の操作の一つの実施形態を図解している。変調されたコンポジット信号フォーマットの一つの実施形態が、図７に示されている。一つの６２５Ｈｚの全サイクルの、ｎ波長コンポジット信号が、第１の光波長信号プラス環境光信号を含む第１の１／２ｎサイクル、環境光信号を含む第２の１／２ｎサイクル、第２の光波長信号プラス環境光信号を含む第３の１／２ｎサイクル、及び環境光信号を含む第４の１／２ｎサイクル、について、図７に描かれている。一つの実施形態において、このパターンはｎ回繰り返され、そこでは、第（２ｎ−１）番目の１／２ｎサイクルが第ｎの光波長信号プラス環境光信号を含み、第２ｎ番目のサイクルが環境光信号を含んでいる。
【００４４】
或いは他の実施形態おいては、コンポジット信号の第１のサイクルが、第１の光波長信号プラス環境光信号を含み、コンポジット信号の第２のサイクルが、第２の光波長信号プラス環境光信号を含んでいる。このパターンは、第ｎ波長信号プラス環境光信号を含むコンポジット信号の第ｎ番目のサイクルまで繰り返す。そのような実施形態においては、第（ｎ＋１）番目のサイクルは、環境光信号のみを含んでいる。
【００４５】
図７に示されるように、２０ｋＨｚのサンプリング周波数が利用されたとき、上述された６２５Ｈｚにおける単一の全サイクルは、３２サンプルの２０ｋＨｚデータ、第１の波長の光プラス環境光に関連する８サンプル、環境光に関連する８サンプル、第２の波長の光プラス環境光に関連する８サンプル、最後に環境光に関連する８サンプル等を備えている。このパターンは、光のｎ個の波長の各々について、繰り返される。
【００４６】
信号処理システム３３４は、光エミッタ３０２のアクティブ化を制御しているので、全システムは同期している。一つの実施形態において、データは、デマルチプレクシング（逆多重化）モジュール４２１において表されている通り、時分割逆多重化操作にて、２ｎの８サンプルパケットに、同期的に分割される（且つそれによって復調される）。一つの８サンプルパケット４２２は、光の第１の波長プラス環境光信号を表しており、第２の８サンプルパケット４２４は、環境光信号を表しており、第３の８サンプルパケット（図示せず）は、減衰された光の第２の波長プラス環境光信号を表しており、第４の８サンプルパケット（図示せず）は、環境光信号を表している。この構造は、減衰された光の第ｎ波長プラス環境光信号を表す第（２ｎ−１）番目の８サンプルパケット４２６、および環境光信号を表す第２ｎ番目の８サンプルパケット４２８まで繰り返される。セレクト信号は、デマルチプレクサ４２１の入力における時分割逆多重化されたコンポジット信号をｎ個のサブパーツに分割するように、逆多重化を同期的に制御する。
【００４７】
一つの実施形態において、各パケットからの最後のいくつかのサンプルは、その後次の通り処理される。各パケットからの最後の４サンプルの合計が、図７の合計操作４３０に表されている通り計算される。本実施形態において、本実施形態のアナログ−ディジタルコンバータ３５６におけるローパスフィルタが整定時間を有しているので、最後の４サンプルが使用される。しかしながら、いくつのサンプルが合計されても良い。合計されるべきサンプルの数の選択は、少なくとも部分的にｎ個のＬＥＤ３０２（図示せず）の整定時間に基づいて決定されるであろう。各８サンプルパケットからの最後の４サンプルを収集することは、従前の信号をクリアすることを可能とする。この合計操作は、ノイズ耐性を拡張する積分操作を提供する。それから減算モジュール４３８に表されているように、それぞれの環境光サンプルの合計が個別の波長サンプルの各々の合計から減算される。一つの実施形態において、光のｎ個の波長について、ｎ個の減算モジュール４３８が存在しうることが理解されるはずである。減算操作は、データ内の環境光信号のいくらかの減衰を提供する。本実施形態において、ほぼ２０ｄＢの環境光の減衰が、減算モジュール４３８の操作によって提供されることが見出されている。結果としての個々の波長の合計値は、合計操作４３０において合計されたサンプルの数によって除算される。本実施形態において、合計値は除算モジュール４４２に表される通り、４によって除算される。各結果としての値は、６２５Ｈｚにおける個々の波長光信号の各々について一つのサンプルを提供する。
【００４８】
キャリア周波数が復調操作４００によって除去されていることが理解されたい。一つの実施形態では、復調操作４００の出力における６２５Ｈｚサンプルデータは、キャリア周波数のないサンプルデータである。ナイキストのサンプリング条件を満足するために、（人の脈拍は毎分約２５から２５０拍、すなわち約０．４Ｈｚ〜４Ｈｚであることの理解から）２０Ｈｚ未満が使用される。したがって、６２５Ｈｚ分解能は、サブサンプリング操作４０２（図示せず）において６２．５Ｈｚに低減される。本実施形態においては、サブサンプリング操作４００は、１０：１によってデータレートを事実上低減したが、他のサブサンプリングのレートが使用されても良い。「サブサンプリング」の用語は、その一般的な意味に加えて、デシメーションおよび任意の適切なレートまたは割合でのサブサンプリングを含むよう意図されている。そのような方法は、当業者において良く知られている。
【００４９】
図８は、図６のサブサンプリングモジュール４０２の操作の一つの実施形態を図解している。多波長光サンプルデータが６２５Ｈｚで対応するバッファまたはフィルタ４５０に供給される。一つの実施形態において、ｎ個の波長の光について、ｎ個の対応するバッファまたはフィルタ４５０が存在することを理解されたい。本実施形態において、多波長光バッファ／フィルタ４５０は５１９サンプルの列であるが、当業者において良く知られているように、他のそのようなバッファまたはフィルタが使用されても良い。一つの実施形態において、バッファフィルタ４５０は、連続する先読み先出しバッファ（ＦＩＦＯバッファ）として機能する。各バッファフィルタ４５０の５１９サンプルには、ローパスフィルタリングがなされる。望ましくは、ローパスフィルタリングは、ほぼ−１１０ｄＢの減衰についてほぼ７．５Ｈｚのカットオフ周波数を有している。バッファ／フィルタ４５０は、５１９タップについての係数を有する有限インパルス応答（ＦＩＲ）フィルタを形成する。１０毎にサンプル周波数を減らすためには、サブサンプルモジュール４５４に表されている通り、１０サンプル毎にローパスフィルタ計算が行われる。換言すれば、新たな１０サンプルがバッファ／フィルタ４５０内へ転送される毎に、新たなローパスフィルタ計算が、５１９フィルタタップによってインパルス応答（係数）を乗算することによって行われる。各フィルタ計算は、それぞれの出力バッファ４５８について一つの出力サンプルを提供する。本実施形態において、出力バッファ４５８は、また、５７０サンプルのデータを保持する連続するＦＩＦＯバッファである。５７０サンプルは、それぞれのサンプルまたはサンプルのパケット（ここでは「スナップショット」としても示される）を提供する。出力バッファ４５８は、図６に図解されている通り、統計操作モジュール４０４、飽和度変換モジュール４０６、および脈拍数モジュール４１０にサンプルデータを提供する。
【００５０】
図９は、統計モジュール４０４のさらなる機能的な操作の詳細を図解している。要するに、統計モジュール４０４は、ｎ個の波長の光の各々について一次酸素測定計算およびＲＭＳ信号値を提供する。統計モジュール４０４は、また、ｎ個の波長の光の間の相互相関を示す相互相関出力をも提供する。
【００５１】
図９に表されるように、統計モジュール４０４は、図６および図８のサブサンプリングモジュール４０２の出力バッファ４５８（図示せず）からｎパケットのサンプルを受信する。一つの実施形態において、サンプルは、キャリア周波数が除去されて減衰されたｎ個の波長の光信号を表す６２．５Ｈｚにおける５７０のサンプルを含んでいる。各パケットは、ｎ個のログモジュール４８０に表されている通り、ログ（Ｌｏｇ）関数によって正規化されている。
【００５２】
信号は、それから、ｎ個のバンドパスフィルタモジュール４８８に表されている通り、バンドパスフィルタリングに供される。本実施形態において、各パケット内の５７０サンプルについて、バンドパスフィルタは、線形位相応答を有し且つ歪みがほとんどまたは全くないＦＩＲフィルタを提供するための３０１個のタップを有して形成されている。本実施形態において、バンドパスフィルタは、３４拍／分から２５０拍／分のパスバンドを有する。３０１個のタップは、ｎ個のフィルタされた波長信号の各々について２７０のフィルタされたサンプルを得るために、各５７０サンプルパケットにわたってスライドする。一つの実施形態においては、ｎ個のバンドパスフィルタ４８８が、信号におけるＤＣを除去する。しかしながら、他の一つの実施形態においては、付加的なＤＣ除去操作（図示せず）が、ＤＣ除去を助けるために提供されても良い。
【００５３】
フィルタリング後に、（本実施形態において、各パケットは２７０サンプルを含んでいる）各パケットの最後のｊ個のサンプルが、ｎ個の最後のｊサンプル選択モジュール４９２に表されている通り、さらなる処理のために選択される。一つの実施形態において、ｊは１２０に等しく、最後の１２０サンプルが、最後のｊサンプル選択モジュール４９２において選択される。一つの実施形態において、最初の１５０サンプルは飽和度変換モジュール４０６の整定時間内に含まれるため、１２０サンプルが選択される。飽和度変換モジュール４０６は、以下においてさらに議論する通り、このデータパケットを処理する。
【００５４】
本実施形態において、飽和方程式計算が、各１２０サンプルパケット毎に行われる。本実施形態において、飽和計算は２つの異なる方法にて行われる。一つの計算方法では、１２０サンプルパケットが、λ1からλnのＲＭＳモジュール４９６に表されている通り、各パケットの全体のＲＭＳ値を得るべく処理される。本実施形態において、ｎ個のこのようなＲＭＳモジュールがあるが、１個程度の少ないＲＭＳモジュールが使用されても良いことを理解されたい。ｎ個の波長の光の各々について結果として生ずるＲＭＳ値は、最初の比率操作５００に対する入力を提供し、その出力は飽和度方程式モジュール５０２に対する入力として提供される。比率操作５００は、上述された多波長モデルに基づいて種々の信号の比率を計算し、
【００５５】
【数２】
2008505691.tif 000004
として説明される。
【００５６】
異なる光波長の強度の比率が、患者の酸素飽和度を決定するために使用されうる。一つの実施形態において、前記比率は、ルックアップテーブル、多項式などを含む飽和方程式モジュール５０２に提供される。飽和方程式モジュール５０２は、前記比率に基づいてその出力５０４に飽和度値を提供する。他の一つの実施形態においては、ｎ個の波長の個々のＲＭＳ値もまた、統計操作モジュール４０４の出力として提供される。
【００５７】
ｎ個の１２０サンプルパケット（ｎ個の波長の光の各々に対応する）は、第１の相互相関モジュール５０６に表されている通り、相互相関操作に供される。第１の相互相関モジュール５０６は、種々の光波長信号の間に良好な相関が存在するかどうかを決定する。この相互相関は、欠陥またはさもなければ機能不全の検出器を検出するために有利である。相互相関は、また、信号モデルが満足されているときの検出においても有利である。多波長生理学的モニタの信号モデルは、図２に関連して非常に詳細に説明され、且つ以下において図１０に関連してより詳細に説明される。相関が信号間において低くなりすぎると、信号モデルは満足されない。信号モデルが満足されたかどうかを決定するために、データの各スナップショットについて正規化された相互相関が相互相関モジュール５０６によって計算されることができる。
【００５８】
一つの実施形態において、任意の２つの波長信号ｘ1およびｘ2の間の相関は、次式で決定される。
【００５９】
【数３】
2008505691.tif 000005
【００６０】
ｎ個の波長について、相互相関マトリクス、Ｃｏｒｒ［ｘｘT］が決定され、ここではｘ∈Ｒnである。一つの実施形態において、相互相関マトリクスの最小値が決定される。最小値は、マトリクス内で最小値またはマトリクスの最小固有値を探すことによって決定されても良い。当業者に周知であるように、他の方法が使用されても良い。
【００６１】
相互相関の最小値が低すぎるならば、酸素濃度計２９９は、オペレータに警告（例えば、可聴、または可視の）を与える。本実施形態において、選択されたスナップショットが、０．７５よりも小さい正規化された相関を与えるならば、このスナップショットは適切でない。信号モデルを満足する信号は、しきい値よりも大きな相関を持つであろう。
【００６２】
一つの実施形態において、１２０サンプルパケットも、１２０サンプルパケットが最初に等しいサンプル数のビン（例えば、各２４サンプルの５つのビン）に分割されることを除いて、上述されたのと同様の方式で第２の飽和度操作および相互相関に供される。ＲＭＳ、比率、飽和度、および相互相関操作は、ビン毎のベースで行われる。これらの操作は、図９に図解されている通り、等しいビンモジュール５１０、第２のＲＭＳモジュール５１４、第２の比率モジュール５１８、第２の飽和方程式モジュール５２０、および第２の相互相関モジュール５２２、に分割されて表される。一つの実施形態において、等しいビンに分割するモジュール５１０は、データを５つの等しいビンに分割する。しかしながら、等しいビンに分割モジュール５１０は、データを任意の望ましい数の等しいビン、例えば７ビン、１０ビンまたは２０ビン、に分割しても良い。
【００６３】
図１０は、図６の飽和度変換モジュール４０６に関する付加的な詳細を図解している。図１０に示されている通り、飽和度変換モジュール４０６は、ログモジュール５３７、バンドパスフィルタモジュール５３８、信号セレクタモジュール５３６、基準値ジェネレータ５３０、多変量プロセス推定部５３１、マスタパワー曲線モジュール５５４、等しいビンへの分割モジュール５５６、ビンパワー曲線モジュール５３３を含んでいる。他の一つの実施形態において、飽和度変換モジュールは、分離した信号係数についてのパワー曲線を提供するための基準値プロセッサ、相関キャンセラ、およびインテグレータ（積分器）を有する。基準値プロセッサ、相関キャンセラ、およびインテグレータは、当業者に周知であり、米国特許第５，６３２，２７２号および米国特許第５，４９０，５０５号に説明されており、それら両者共が引用により本書に全体が組み込まれている。
【００６４】
図１０に示されている通り、飽和度変換モジュール４０６は、図６のサブサンプリングモジュール４０２（図示せず）からｎ個のパケット（各波長の光について１パケット）を受信する。一つの実施形態において、ｎ個のパケットの各々が５７０サンプルを含んでいるが、他のサイズのパケットが採用されてもよい。ｎ個のパケットに格納されるデータは（図１０のλ1信号データ、λ2信号データ、…λn信号データ）、ログモジュール５３７によって処理される。ログモジュール５３７は、図９に関連して上述された統計モジュール４０４のログモジュール４８０と同様に、ｎ個のパケットの各々に対数関数を実行する。ログモジュール５３７の出力は、バンドパスフィルタモジュール５３８に対して入力される。一つの実施形態において、バンドパスフィルタモジュール５３８は、図９に関連して上述された統計モジュール４０４のｎ個のバンドパスフィルタ４８８と同様のタイプのフィルタリングを実行する。従って、バンドパスフィルタリングに供された５７０サンプルの各セットは、結果として２７０個の残りのサンプルを生じる。バンドパスフィルタモジュール５３８のｎ個の出力５４２における結果として得られるデータは、一つの実施形態において、２７０サンプルのｎ個のベクトルである。各出力５４２は、対応する光の波長の正規化されたプレチスモグラフ波形を示す。出力５４２は、信号セレクタモジュール５３６および基準値ジェネレータ５３０に供給される。
【００６５】
複数の考えられる飽和度値（「飽和度軸スキャン」またはＳａＯ2_Scan値）が、正規化されたプレチスモグラフ波形出力５４２に加えて飽和度基準値プロセッサ５３０に供給される。本実施形態において、１１７の飽和度値は、飽和度軸スキャンとして提供される。望ましい実施形態においては、１１７の飽和度値は、３４．８の血中酸素飽和から１０５．０の範囲に一様にわたっている。したがって、本実施形態においては、１１７の飽和度値が、多変量プロセス推定部５３１によって使用されるための基準信号Ｎrefを生成する、基準値ジェネレータ５３０のための軸スキャンを提供する。
【００６６】
本実施形態において、多変量プロセス推定部５３１は、当業者に周知であるように擬似逆行列を含んでいる。他の実施形態において、多変量プロセス推定部５３１は、ジョイントプロセス推定部およびローパスフィルタによって形成される。適切なジョイントプロセス推定部の詳細は、米国特許第５，６３２，２７２号において提供されており、引用によって本書に組み込まれている。しかしながら、種々のこのような処理構造が利用されても良いことが当業者によって理解されるであろう。例えば、他の一つの実施形態においては、相関キャンセラ、適応線形結合器、適応ノイズフィルタ、適応ノイズキャンセラ、適応線形格子（lattice）、ニューラルネットワーク、ラジアルベース、またはボルテラが、多変量プロセス推定部５３１の擬似逆行列の実施形態に替わって、またはそれに加えて、個別にまたは組み合わせて使用される。そのような処理構造は、当業者において周知であり、ここにはさらなる説明は必要とされない。
【００６７】
スキャン値が１１７のスキャン値よりも高いまたは低い分解能を提供すべく選定され得ることが理解されるはずである。一つの実施形態では、スキャン値の間隔は一様でない間隔あけられている。
【００６８】
図１０に図解された通り、基準プロセッサ５３０は、入力として飽和度軸スキャン値を受け入れ且つ出力として基準信号Ｎrefを提供する。しかしながら、他の一つの実施形態では、飽和度軸スキャン値が飽和度方程式モジュール（図示せず）に供給される。そのような実施形態において、飽和度方程式モジュールは、上述において論じられた複数のスキャン値に対応する出力「ｒn」を提供する。飽和度方程式は、ルックアップテーブル内に含まれるデータに基づいて、または飽和度軸スキャン値と出力「ｒn」との間の既知の多項式関係に基づいて、入力として受信される飽和度値に対応する既知の比率を単に提供する。
【００６９】
飽和度方程式モジュールが採用されるとき、ｎ個の光波長の各々についてのサンプルパケットと共に比率「ｒn」が飽和方程式モジュールによって基準値ジェネレータ５３０に対する入力として提供される。飽和度方程式モジュールが採用されないとき、図１０に図解されている通り、複数の「ｒn」値が飽和度軸として提供される。一つの実施形態において、「ｒn」値は、ρ（ＳａＯ2_Scan）、既知の定数のローベクトルとして表現される。基準値ジェネレータ５３０は、入力を次の通り処理する。
【００７０】
基準値ジェネレータ５３０出力Ｎrefは、ρ（ＳａＯ2_Scan）ｘに等しいベクトルである。但し、ｘは、（出力５４２のような）光信号ｘiのｎ個の波長の各々についての正規化されたプレチスモグラフ波形のベクトルであり、ρ（ＳａＯ2_Scan）は、既知の定数のローベクトルである。
【００７１】
ρ（ＳａＯ2_Scan）＝ｆ-1（ＳａＯ2_Scan）ｂT−ａT，ρ∈Ｒ1xn
【００７２】
ベクトルｘは、図１０に示される出力５４２として提供される。ＳａＯ2_Scan値は、飽和度軸として提供される「ｒn」値であり、ａおよびｂは、実験的なデータおよび／またはモデルを用いたフィッティングおよび／または較正に基づいて規定される既知の定数である。この操作は、各飽和度スキャン値（例えば、本実施形態においては１１７の可能性のある値）について実行される。したがって、結果として得られるデータは、５７０データ点の１１７基準信号ベクトルとして説明されることができ、これは以下においては基準信号ベクトルと称される。このデータは、当業者に周知であるアレイまたは何らかのそのようなデータ構造に格納され得る。
【００７３】
本実施形態において、上述されたように、出力５４２は、また信号セレクタモジュール５３６にも供給される。出力信号５４２の一つは、多変量プロセス推定部５３１によるさらなる処理のために、信号セレクタモジュール５３６によって選択される。選択された信号は、Ｘselと称される。出力信号５４２の任意の一つが、さらなる処理のための信号セレクタモジュール５３６によって選択されてもよいことが、当業者によって理解される。
【００７４】
一つの実施形態において、多変量プロセス推定部５３１は、基準信号Ｎrefおよび選択された信号に関連する重みベクトルｗを決定するために使用される擬似逆行列を含んでいる。一つの実施形態において、多変量プロセス推定部５３１は、基準信号Ｎrefから時間シフトされたデータの多数の単一カラムベクトルを作り出す。例えば、一つの実施形態において、多変量プロセス推定部５３１は、単一カラムベクトルＡを作り、そこでは、
【００７５】
【数４】
2008505691.tif 000006
【００７６】
このような実施形態において、擬似逆行列は、（ＡTＡ）-1ＡTとして決定される。重みベクトルｗは、それから信号セレクトモジュール５３６から選択された信号（ｘsel）によって擬似逆行列を乗算することによって決定される。結果として得られるベクトルｗは、ｗ＝（ＡTＡ）-1ＡTｘselとして表現される。多変量プロセス推定部５３１の出力ベクトルｗは、マスタパワー曲線モジュール５５４および等しいビンへの分割モジュール５５６に供給される。
【００７７】
等しいビンへの分割モジュール５５６は、出力ベクトルの各々を等しいデータ点の数を有するビンに分割する。一つの実施形態において、等しいビンへの分割モジュール５５６は、出力ベクトルの各々を、各々同じ数のデータ点を有する５つのビンに分割する（例えば、ベクトルあたり１２０のデータ点を有する場合、各ビンは２４のデータ点を有し得る）。各ビンは、それからビンパワー曲線モジュール５５８に供給される。
【００７８】
一つの実施形態において、マスタパワー曲線モジュール５５４は、次のようにして飽和度変換を行う。各出力ベクトルについて、データ点の二乗の合計が決定される。このことは、各出力ベクトルに対応する二乗値の合計を提供する（各出力ベクトルは飽和度スキャン値の一つに対応する）。これらの値は、図１１にさらに表現される通り、マスタパワー曲線５５５についての基礎を提供する。パワー曲線の水平軸は、飽和度軸スキャン値を示し且つ垂直軸は、各出力ベクトルについての二乗値（または出力エネルギ）の合計を示す。一つの実施形態において、図１１に描かれている通り、二乗の合計の各々は、その出力ベクトルが生成される対応する飽和度スキャン値の水平軸上の点にて垂直「エネルギ出力」軸上にプロットされる二乗値の合計の大きさでプロットされる。このことは、結果としてマスタパワー曲線５５８を生じ、その例は図１１に描かれている。これは、減衰されたエネルギのスペクトル要素が全ての可能性のある飽和度値を考察し、仮定された飽和値についての出力値を検査することによって検査される飽和度変換を提供する。理解されるように、多変量プロセス推定部５３１への入力が大部分において相関を有する場合、対応する多変量プロセス推定部５３１の出力ベクトルについての二乗の合計は非常に低いであろう。逆に、多変量プロセス推定部５３１への第１の入力と第２の入力との間の相関が有意的に相関していない場合、出力ベクトルの二乗の合計は高くなる。したがって、基準信号のスペクトル要素および多変量プロセス推定部５３１への第１の入力が、ほとんど生理学的（例えば、呼吸に起因する静脈血の動き）および非生理学的（例えば、誘起される運動）ノイズから作られるならば、出力エネルギは低くなる。基準信号のスペクトル要素および多変量プロセス推定部５３１への第１の入力に、相関がない場合、出力エネルギは大いに高くなるであろう。
【００７９】
対応する変換は、各ビンについて飽和度変換パワー曲線が生成されることを除いて、ビンパワー曲線モジュール５５８によって実行される。結果として得られるパワー曲線は、飽和度変換モジュール４０６の出力として提供される。
【００８０】
概して、本発明の信号モデル実施形態に従って、図１１に描かれている通り、パワー曲線に２つのピークが存在するであろう。一つのピークは血液の動脈酸素飽和度に対応し、一つのピークは、血液の静脈酸素濃度に対応する。本発明の信号モデルに関連して、最も高い飽和値に対応するピーク（必ずしも最大の大きさを有するピークではない）は、比例係数ｒaに対応する。換言すれば、比例係数ｒaは、動脈飽和について計測される比率に対応する。同様に、最も低い飽和値に対応するピーク（必ずしも最小の大きさを有するピークではない）は、概して、本発明の信号モデルにおいて比例係数ｒvに対応する、静脈酸素飽和度に対応するであろう。それゆえ、比例係数ｒvは、静脈酸素飽和度に対応する比率となるであろう。
【００８１】
動脈酸素飽和度を得るために最も高い飽和値に対応するパワー曲線におけるピークが選択され得る。しかしながら、値における信頼性を改善するためにさらなる処理が実行される。図１２は、飽和度変換モジュール４０６の出力および統計モジュール４０４の出力に基づいた飽和度計算モジュール４０８の操作を図解している。図１２に描かれているように、ビンパワー曲線およびビン統計が、飽和度計算モジュール４０８に供給される。本実施形態において、マスタパワー曲線は、飽和度モジュール４０８に供給されないが、システム操作における視覚的検査のために表示されることができる。ビン統計は、図９の統計モジュール４０４に関して上記で非常に詳細に述べられている通り、波長信号、種飽和値（seed saturation value）、および種々の波長信号の間の相互相関を示す値の各々について正規化されたＲＭＳ値を含んでいる。
【００８２】
飽和計算モジュール４０８は、ビン属性計算モジュール５６０によって示されるような複数のビン属性を最初に決定する。ビン属性計算モジュール５６０は、ビンパワー曲線からの情報およびビン統計からの情報からデータビンを収集する。本実施形態において、この操作は、最も高い飽和度値に対応する各パワー曲線からのピークの飽和度値をデータビンに配置することを含んでいる。本実施形態において、最も高いピークの選択は、平滑化微分器フィルタ機能（smoothing differentiator filter function）によりパワー曲線を畳み込み積分する込むことによって問題のパワー曲線の一次導関数を最初に計算することによって行われる。本実施形態において、平滑化微分器フィルタ機能（ＦＩＲフィルタを用いる）は、次の係数を有する。
【００８３】
０．０１４９６４６７０２３０３６７
０．０９８２９４０４６６８２７０６
０．２０４４６８２７６３２４８１３
２．７１７１８２６６４２４１８１３
５．７０４４８５６０６６９５２２７
０．０００００００００００００００
−５．７０４４８２６０６６９５２２７
−２．７１７１８２６６４２４１８１３
−０．２０４４６８２７６３２４８１３
−０．０９８２９４０４６６８２７０６
−０．０１４９６４６７０２３０３６７
【００８４】
このフィルタは、微分および平滑化を行う。次に、問題の原パワー曲線における各点が評価され、次の条件が満足されるなら、可能性のある（考えられる）ピークであると決定される。（１）点は、パワー曲線における最大値の少なくとも２％である。および（２）一次導関数の値がゼロよりも大きな値からゼロ以下まで変化する。可能性のあるピークであると見出される各点について隣接する点が検査され、３つの点の最大のものが真のピークであるとみなされる。
【００８５】
これらの選択されたピークについてのピーク幅も計算される。問題のパワー曲線のピーク幅は、パワー曲線における全ての点を合計し、パワー曲線における最小値とパワー曲線における点の数の積を減算することによって、計算される。本実施形態において、ピーク幅計算はビンパワー曲線の各々に適用される。最大値がピーク幅として選択される。
【００８６】
加えて、全体のスナップショットからのＲＭＳ値、個々の波長のＲＭＳ値、各ビンについての種飽和値、統計モジュール４０４からのｎ個の波長の信号の間の相互相関も、データビンに配置される。属性は、それから、ビン選抜論理モジュール５６２に示される通り、データビンが受容可能データからなっているかどうかを決定するために使用される。
【００８７】
相関が低過ぎると、ビンは放棄される。与えられたビンのための選択されたピークの飽和度値が同じビンの種飽和度よりも低いならば、ピークは種飽和値と置換される。いずれかの波長のＲＭＳ値がしきい値よりも低ければ、計測された信号が意味のあるデータを得るためには小さすぎるとみなされるので、ビンは全て廃棄され、飽和度値は何も提供されない。どのビンも受容しうるデータを含んでいなければ、例外取り扱いモジュール５６３が、データが誤っているというメッセージをディスプレイ３３６に供給する。
【００８８】
いくつかのビンが適格となったならば、受容可能なデータを有しているとして適格となったそれらのビンは選択され、適格でないとされたものは受容可能なビンの平均と置換される。各ビンは、時間シーケンスを維持するためにタイムスタンプが与えられる。ボータ（選定部）操作５６５は、ビンの各々を検査し、最も高い３つの飽和度値を選択する。これらの値は、クリップおよびスムーズ（平滑化）操作５６６に進められる。
【００８９】
クリップおよびスムーズ操作５６６は、ローパスフィルタにより平均化を行う。ローパスフィルタは、セレクトスムージングフィルタモジュール５６８によって選択された通り、調整可能なスムージングを提供する。セレクトスムージングフィルタモジュール５６８は、高信頼検査モジュール５７０によって行われる信頼決定に基づいてその操作を実行する。高信頼検査は、ビンパワー曲線についてのピーク幅の検査である。ピークの幅は、患者による動きについて何らかの指示を提供し、より広いピークが動きを示す。それゆえ、ピークが広ければ、スムージングフィルタは、速度を下げられる。ピークが狭ければ、スムージングフィルタスピードが増大される。したがって、スムージングフィルタ５６６は、信頼レベルに基づいて調整される。クリップおよびスムーズモジュール５６６の出力は、本発明の一つの実施形態に従った酸素飽和度値を提供する。
【００９０】
一つの実施形態において、クリップおよびスムーズフィルタ５６６は、各々新規な飽和度値をとり、それを現在の飽和度値と比較する。差の大きさが１６（パーセント酸素飽和度）よりも小さければ、その値は通過する。さもなければ、新規な飽和度値が、フィルタされた飽和度値よりも小さければ、新規な飽和度値はフィルタされた飽和度値よりも１６だけ小さい値に変更される。新規な飽和度値がフィルタされた飽和度値よりも大きければ、そのときは、新規の飽和度値は、フィルタされた飽和度値よりも１６だけ大きい値に変更される。
【００９１】
高信頼（動きなし）の間、スムージングフィルタは、一つの実施形態において次のように計算される、単純な一極または指数スムージングフィルタである。
【００９２】
ｙ（ｎ）＝０．６＊ｘ（ｎ）＋０．４＊ｙ（ｎ−ｌ）
【００９３】
但し、ｘ（ｎ）は、クリップされた新たな飽和度値であり、ｙ（ｎ）は、フィルタされた飽和度値である。
【００９４】
運動状態の間は、３極無限インパルス応答（ＩＩＲ）フィルタが使用される。その特性は、それぞれ０．９８５、０．９００、および０．９４の値を有する３つの時定数ｔa、ｔb、およびｔcによって制御される。直接形態Ｉ、ＩＩＲフィルタのための係数は次の関係を用いてこれらの時定数から計算される。
【００９５】
ａ0 ＝  ０
ａ1  ＝  ｔb＋（ｔc）（ｔa＋ｔb）
ａ2  ＝  （−ｔb）（ｔc）（ｔa＋ｔb＋（ｔc）（ｔa））
ａ3  ＝  （ｔb）2（ｔc）2（ｔa）
ｂ0  ＝  １−ｔb−（ｔc）（ｔa＋（ｔc）（ｔb））
ｂ1  ＝  ２（ｔb）（ｔc）（ｔa−１）
ｂ2  ＝  （ｔb）（ｔc）（ｔb＋（ｔc）（ｔa）−（ｔb）（ｔc）（ｔa）−ｔa）
【００９６】
多波長生理学的モニタの正規化されたプレチスモグラフ波形は、患者の脈拍数を決定するために利用され得ることは、当業者によって良く理解されている。例えば、一つの実施形態において、図９においてラインλ1ＲＭＳ、λ2ＲＭＳ、…λnＲＭＳ、または図１０の出力５４２として図解された多波長生理学的モニタの正規化されたプレチスモグラフ波形は、患者の脈拍数を決定するために使用され得る。一つの実施形態においては、当業者に周知の方法を用いて時間ドメイン（領域）から周波数ドメインへ波形のデータを変換すべく少なくとも一つの正規化されたプレチスモグラフ波形にフーリエ変換が行われる。一つの実施形態においては、周波数データの第１の高調波は、患者の脈拍として識別される。
【００９７】
正規化されたプレチスモグラフのデータから脈拍数または心拍数を決定する他の方法は、米国特許第５，６３２，２７２号に開示されており、引用によって全体が本書ｓに組み込まれている。
【００９８】
本発明のいくつかの望ましい実施形態およびその変形が詳細に述べられているが、他の変形および同一のものについての使用方法および医療的応用が当業者においては明らかであろう。したがって、本願の均等物からなる種々の応用、変形、および置換が、発明の精神または特許請求の範囲から逸脱することなくなされ得ることを理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【００９９】
【図１】従来技術による動脈血酸素飽和曲線を図解している。
【図２】本発明の一つの実施形態による多波長生理学的モニタの動脈血酸素飽和曲線を図解している。
【図３】本発明の一つの実施形態による生理学的モニタの一例である。
【図３Ａ】図３の生理学的モニタの低ノイズエミッタ電流ドライバの一つの実施形態を図解している。
【図４】図３の生理学的モニタのフロントエンドアナログ信号調整回路およびアナログ−ディジタル変換回路の一つの実施形態を図解している。
【図５】図３のディジタル信号処理の回路の一つの実施形態を図解している。
【図６】図３のディジタル信号処理の回路により行われる付加的な動作の一つの実施形態を図解している。
【図７】図６の復調モジュールの一つの実施形態を図解している。
【図８】図６のサブサンプリングモジュールの一つの実施形態を図解している。
【図９】図６の統計モジュールの一つの実施形態を図解している。
【図１０】図６の飽和度変換モジュールの一つの実施形態の動作のブロック図を示している。
【図１１】本発明の一つの実施形態による飽和度変換曲線を図解している。
【図１２】図６の飽和度計算モジュールの一つの実施形態の動作のブロック図を示している。
【図１】
2008505691.tif 000007
【図２】
2008505691.tif 000008
【図３】
2008505691.tif 000009
【図３Ａ】
2008505691.tif 000010
【図４】
2008505691.tif 000011
【図５】
2008505691.tif 000012
【図６】
2008505691.tif 000013
【図７】
2008505691.tif 000014
【図８】
2008505691.tif 000015
【図９】
2008505691.tif 000016
【図１０】
2008505691.tif 000017
【図１１】
2008505691.tif 000018
【図１２】
2008505691.tif 000019
【国際調査報告】
2008505691.tif 000020