JP4056697B2 - 脈拍数決定方法および脈拍数決定装置 - Google Patents
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Description
【発明の属する技術分野】
本発明は、人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さに基づいて脈拍数を決定するための脈拍数決定方法および脈拍数決定装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
本発明による方法および装置に関して、例えば酸素飽和度の測定および計算に有利に使用できる従来の技術を説明する。
【0003】
酸素飽和度は、患者の状態を評価するのに臨床的に非常に適切なパラメータである。特に手術室では、血液の酸素飽和度は、患者状態、その酸素の供給、および他の生理学的因子を示す。
【0004】
患者の酸素飽和度の、非常に精密な値を得る一つの可能性は、血液試料を採取し、これを血液ガス分析器で分析することである。この方法は非常に精密であるが、侵入的方法であり、これを頻繁に行うことはできない、すなわち連続監視ができないということを意味する。したがって、酸素飽和値の重要な変化を見落とすことがある。よって、この侵入的方法は患者を監視するのに好ましい方法ではないことが理解される。
【0005】
故に、酸素飽和度を非侵入的に測定することが非常に望まれる。これはパルス酸素計測法といわれる方法により行うことができる。
【0006】
パルス酸素計は通常、波長の異なる二つ以上の光源を備えている。光は人間の身体に照射され、身体から伝えられた光の強さ、または反射された光の強さが測定される。さらに一般的に言えば、「光」は可視スペクトル内の電磁波を意味するだけではない。例えば、最も普通の酸素計は、可視スペクトル内の一つの波長、および赤外スペクトル内の他の波長を使用している。このようなパルス酸素計については、例えばS.Kaestle,F.Noller等がヒューレット・パッカード・ジャーナルの1997年2月に、「パルス酸素計測法用センサの新しいファミリー」という表題で説明している。
【0007】
酸素飽和度測定の理論に関するさらなる詳細については、この主題に関する以前の出版物、例えば米国特許第4,167,331号または欧州公開特許公報(A)第262778号に記されている。(後者の資料は理論を完全に分析している。)
【0008】
パルス酸素計測法で受信した強さは、時間によって変わる重ね合わせ(重畳)
を示している。さらに、既知の方法は、酸素飽和度を受信した強さのピーク値に関して計算する。加えて、前記既知の方法は、受信した強さに、電磁波を送信および受信するのに用いられているLEDおよびホトダイオードの、例えば試験試料としての指に対する変位により生ずるいわゆる「モーション・アーチファクト(motion artifacts)」が重畳しているとき、精密な飽和計算を行うことができない。したがって、動脈酸素飽和度を決定する既知の方法は、受信した強さの時間によって変わる重畳のため不正確であり、同じまたは高い周波数の交番信号時間スペクトルに影響されやすく、既知の決定法はこの場合有効な結果を得ない。
【0009】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さに基づき、人間の組織を通る血液の流れの脈拍数を決定する方法および装置を提供することである。
【0010】
【課題を解決するための手段】
本発明の目的は、請求項1による方法および請求項2による装置によって達成される。
【0011】
請求項1に記載の発明は、少なくとも2つの所定波長の電磁波を受信した強さから脈拍数を決定する脈拍数決定方法であって、
受信された前記電磁波の強さを少なくとも1つの第1および第2の電気信号(:L1[i]、L2[i])に変換するステップと、
前記第1の信号の連続した第1の一時平均値(:Lla,vg[i])を形成するステップと、
前記第2の信号の連続した第2の一時平均値(L2avg[i])を形成するステップと、
前記第1の信号および前記第1の一時平均値から第1の交番成分(AC1[i])を連続的に決定するステップと、
前記第2の信号および前記第2の一時平均値から第2の交番成分(AC2[i])を連続的に決定するステップと、
前記2つの交番成分の連続差値(△AC[i])を決定するステップと、
前記連続差値(△AC[i])のゼロ通過に基づき血液の流れの脈拍数を決定するステップと、
を備えたことを特徴とする。
【0013】
本発明による方法は、決定された交番成分の連続差値のゼロ通過に基づき、潅流の脈拍数を決定することができる。潅流が低いときおよび別の妨害が発生したとき、脈拍数の決定に隙間がしばしば生ずる既知の方法とは対照的に、本発明による方法は、散乱幅の小さい、したがって標準偏差の小さい連続値を、または1パルス長にわたり平均化された、散乱幅の小さい値、を連続的に得ることができる。
【0014】
請求項2に記載の発明は、人間の組織により反射されたまたは人間の組織を通して伝えられた少なくとも2つの所定波長の電磁波を受信した強さから人間の組織を通る血液の流れの脈拍数を決定する脈拍数決定装置であって、
受信された前記電磁波の強さを少なくとも1つの第1および第2の電気信号(:L1[i]、L2[i])に変換する手段と、
前記第1の信号の連続した第1一時平均値(L1avg[i])を形成する手段と、
前記第2の信号の連続した第2一時平均値(L2avg[i])を形成する手段と、
前記第1の信号および前記第1の一時平均値から第1の交番成分(AC1[i1])を連続的に決定する手段と、
前記第2の信号および前記第2の一時平均値から第2の交番成分(AC2[i])を連続的に決定する手段と、
前記2つの交番成分の連続差値(△AC[i])を決定する手段と、
前記連続差値(△AC[i])のゼロ通過に基づき血液の流れの脈拍数を決定する手段と、を備えたことを特徴とするものである。
【0015】
【発明の実施の形態】
以下に、本発明の好適な実施の形態を付属の図面を参照して詳細に説明する。
【0016】
本発明による方法を実行するために用いられる装置は、少なくとも二つの送信手段、好適には、発光ダイオード(LED)と、少なくとも一つの光電受信器、例えばホトトランジスタまたはホトダイオードとを備えている。LEDは異なる波長の光を人間の組織、例えば人間の指または人間の耳に放射する。一方のLEDは、例えば650mm(赤)の波長の光を放射することができるが、他方のLEDは、940mm(赤外)の波長の光を放射することができる。これらLEDにより放射された光は、人間の組織内に伝達、または人間の組織によって反射され、伝達または反射された光は、両波長に応答する受信器とすることもできる光電受信器により受信される。光電受信器により発生された信号は、例えば電流/電圧変換器に送られ、続いて前記信号に基づいてデジタル値を発生するようにアナログ/デジタル変換器に供給される。デジタル値は、脈拍数を検出する方法を、本発明にしたがって実行する処理ユニットに供給される。この処理ユニットを、記憶装置、入力装置および出力装置(例えば、キーボード、出力画面およびプリンタ)の他、さらに他の処理システムに伝えるインターフェースを備えた当該技術において通常使用されている形式のマイクロプロセッサとすることができる。
【0017】
図1〜図3を参照して、本発明の第1の形態による方法の好適な実施形態を最初に以下に説明する。該方法は、原波(raw-wave)データから最大Sp02(酸素飽和度)情報を得ることができるので、脈拍数および潅流などの確実なSp02値を低潅流状態でも保証することができる。
【0018】
可能なかぎり「純粋な」動脈交番成分値(AC値)を得るためには、他の全ての、時間により変わる重畳を、可能な限り前記交番成分値から分離しなければならない。この目的で、本発明による方法は、原波L1[i]およびL2[i]に基づき連続平均値L1avg[i]、L2avg[i]を形成するステップを備えている。L1[i]は例えば赤信号を、L2[i]は例えば赤外信号を言う。また、これら連続平均値を基線ということができる。赤信号に対する基線(baseline(red))は、例えば下記の式(1)によって決定される。
【0019】
【数1】
【0020】
ここでTはパルス周期あたりのサンプル数である。脈拍数(PR)が毎分75鼓動(bpm)であるとき、得られるパルス周期は800msである。したがって、Tを100にプリセットすると、サンプルは8msおきに検出される。赤外信号に対する基線は同様にして決定される。
【0021】
図1において、赤信号および赤外信号に対して、原波L1[i]を曲線10として、原波L2[i]を曲線12として、また決定された基線L1avg[i]を曲線14として、基線L2avg[i]を曲線16として図示してある。一定成分動力学も収縮期(systole)と拡張期(diastole)との間で有効である。
【0022】
この点で、図4を除く各図において、横座標はサンプル数を規定するが、縦座標は正規化振幅を規定するということに注意すべきである。
【0023】
本発明による方法において、交番成分を決定するためのAC分離を、今度は差形成(difference formation)を用いて基線の助けを借りて行う。赤信号について、交番成分AC1[i]を下記の式(2)にしたがって求める。
【0024】
【数2】
【0025】
赤外信号に対する交番成分AC2[i]は、類似した仕方により決定される。
その結果、AC情報の他に、基線ドリフトが上の差形成により連続的に補償される二つのパルス波が存在する。
【0026】
原波および基線から得られた交番成分に基づき、下記式(3)にしたがって連続比R[i]を直接得ることができる。
【0027】
【数3】
【0028】
しかしながら、この点について、比を計算するために、0/0の状態がある場合もその付近(neighborhood)を使用することもないということは決定的に重要である。すなわち、交番成分AC1、AC2およびその付近の全部0の通過は、計算から除外される。例えば、ゼロ通過前およびゼロ通過後のサンプルを、計算から除外することができる。交番成分AC1である曲線20、交番成分AC2である曲線22、および0点を除く連続比R[i]である曲線24を図2に示す。標準偏差が+0.03である正規化平均値1.07が、ここでは512サンプルの時間にわたる比に対して得られる。
【0029】
ゼロ通過およびそれらの付近を除くことにより、値はいくぶん予備フィルタリングされるか、または純粋の動脈情報が入っている値にある程度まで減少する。得られた比の値を、それぞれの連続Sp02[i]値を決定するのに使用できる。個別Sp02[i]値を、例えば変換器コードによる既知の方法で得ることができる。
【0030】
一例で得られたSp02値を、図3に曲線30として示してある。これらSp02値は耳センサを用いて、0点とその付近とを除いて、低潅流状態で得られ、連続して得られたものである。図3には、赤信号および赤外信号の交番成分も曲線32、34として示されている。図3の縦座標は100%=1000に対して尺度を調節してある。横座標はサンプル数iを表している。未フィルタリング拍動間Sp02値は、既知のアルゴリズム、すなわち「CMS−Sp02アルゴリズム」を用いて得られたものであるが、図3に本発明の方法により得られ、かつ図3のSp02値の2倍の大きさの尺度で、マーカ36、38として別に示されている。
【0031】
図示した例では、512サンプルにわたり決定されたSp02値の平均値は96.7%であり、標準偏差は±3.0%である。比較のため5,120サンプル(約40秒の事態継続(episode)期間)にわたる平均値を計算した。この平均値は97.3%であり、標準偏差は±0.6%である。
【0032】
既知のアルゴリズムと比較して、本発明による方法は、標準偏差に関して、特に平均値を5,120サンプルにわたり計算したとき、明確な改善を表わしている。さらに、本発明により得られた連続比およびSp02値は、全パルス周期より長い期間安定であり、その散乱は心拡張期に到達しても低い。
【0033】
本発明による上述の方法において比を計算するとき、最大値(心拡張期)の代わりに平均値を考慮するという事実に鑑み、潅流によって変わる小さい補正係数が古典的計算である式(4)、すなわち式(5)との比較を生ずる。
【0034】
【数4】
【0035】
【数5】
【0036】
ここでL1min、L1max、L2min、L2maxは、それぞれ赤色波の最小値、赤外波の最小値、赤色波の最大値、赤外波の最大値を表す。しかしながら、補正係数は、潅流が10%以上(>10%)の値に達するまでSp02で有意(significant)にならず、これらの場合にはこれを補正することができる。
【0037】
低潅流および別の妨害の場合には、上述のCMSアルゴリズムを用いるとき、それぞれの拍動およびSp02に隙間が頻繁に生ずるが、ここで前に説明した方法を用いることにより、値を連続値の形で、または1パルス長にわたって平均した値の形で、連続して得ることができ、既知のアルゴリズムと比較して、前記値の散乱幅は半分である。確認された連続交番成分を別に使用してそこから脈拍数を得ることができ、これは、それぞれのゼロ通過、すなわち符号反転を検出することにより好適に行われる。これにより、中間最大値(「ダイクロチー(Dichrotie)」)で、および古典的「ピーク探索」法を使用するときアーチファクトの影響により、しばしば生ずる可能な不良トリガが減少する。
【0038】
連続DC比(DC#Ratio)が下の式(6)にしたがって形成されるとき、興味あるパラメータも得られる。
【0039】
【数6】
【0040】
この比は、モーション・アーチファクトが生じても、センサがその位置を変えないかぎり非常に安定したままである。短い低潅流またはアーチファクト状態では、監視Sp02または保持機能をこのように取り入れて前記状態をつなぐことができる。上の例について、このDC比を5,120サンプルにわたり平均して図3に曲線40として示してある。動脈Sp02の突然の降下または変化もこの値を変化させる。
【0041】
下記では、本発明の第2の形態による方法の実施形態を図4〜図10に基づき説明する。
【0042】
上述の連続基線法を用いて、低周波妨害成分(fs_low<パルスおよび平均割合がそれぞれ1/Tpおよび1/T)を全て排除した。したがって、ACスペクトル内で妨害(disturbance)としてなお有効な唯一の成分は、同じまたは高い周波数を有する成分である。主として、LEDのまたはホトダイオードの指または動脈に対する変位により生ずるモーション・アーチファクトは、このような障害(Interference)である。このような運動を図解する概略図を図4に示す。
【0043】
このようなアーチファクトが生ずると、同じ変位a[i]が両AC信号、AC1[i]およびAC2[i]、について生ずる。したがって、第1近似で、それぞれの妨害変調信号ACS[i]は、以下の式(7)および式(8)により与えられる。
【0044】
【数7】
【0045】
【数8】
【0046】
図5は、二つのAC信号、AC1[i]である曲線50、およびAC2[i]である曲線52を500個のサンプルiの窓上に示した図である。その周波数が脈拍数より高いか等しいモーション・アーチファクトから生じ、かつホトダイオードの位置で強さの変化を生ずる妨害a[i]を図6で曲線60として図示してある。また、図7に両妨害信号AC1s[i]である曲線70、およびAC2s[i]である曲線72を図示する。図7は、妨害が生じている期間中、純粋ピークも正しいゼロ通過も、特に妨害の振幅が動脈信号振幅に等しいか大きくなる場合に、パルス継続時間の決定に対して存在しないことを示している。これらの場合には、「ピーク探索」法による、飽和の既知の「古典的」計算を適用できない。
【0047】
妨害信号成分はそれだけでは知られない。しかしながら、信号AC1s[i]およびAC2s[i]だけにこの妨害信号成分が重畳しているため、妨害が両波長について同じ位相および振れを生ずると仮定すれば、前記妨害を以下の式(9)に示すような差の形成により排除することができる。
【0048】
【数9】
【0049】
差曲線△AC[i]を図8に曲線80として示してある。図8は、差曲線のそれぞれのゼロ通過から得ることができる正しいパルス周期TpULSEをも示している。このようなモーション・アーチファクトが生ずるとき、脈拍数を決定できない既知の方法とは対照的に、ここで前に説明した方法は、このようなモーション・アーチファクトが存在しても、人間の組織の潅流の正確な脈拍数を決定できる。
【0050】
正しいアーチファクト排除の必要条件は、赤および赤外に対するDC成分がほぼ等しいということである。これは、例えば不等LED強度制御を行うことにより達成することができる。比≒1(式(13))の場合には、差△ACは0であるが、SP02は、アーチファクトが重畳していても、例えば85%に与えられる。この場合について正しい脈拍数を計算するには、例えば異なるLED強度を使用することにより、有限差を人工的に計算することができる。
【0051】
既に述べたとおり、本発明の第1 の形態を参照して前に説明した方法は、低周波妨害信号に対して良い結果を与える。下記では、上に説明した差値△AC[i]を用いて比を形成することができ、例えばモーション・アーチファクトが存在する場合に成分の濃度、好適な実施形態の場合には動脈酸素飽和度をも決定できる方法を説明する。
【0052】
比R[i]を式(10)のように式(1)と同等の形で書くことができる。
【0053】
【数10】
【0054】
比AC/DC<5%(潅流<10%)の場合には、目立った誤差を生ぜずに下記の式(11)のように単純化したものを用いることができる。
【0055】
【数11】
式(11)に以下の式(12)を代入すると、式(13)のようになる。
【0056】
【数12】
【0057】
【数13】
【0058】
また、AC1[i]を置き換える代わりに、上記の式(8)および式(9)でAC2[i]を同等に置き換えることもできる。したがって、下に説明する方法を交番成分AC2[i]の代わりに、交番成分AC1[i]を用いて行うことができる。
【0059】
モーション・アーチファクトにより生ずる妨害の場合には、無妨害信号AC2[i]の代わりにAC2s[i]が有効である。しかし、△AC[i]は、妨害ばかりでなく無妨害に対しても同じままであり、また係数L2avg[i]/L1avg[i]はアーチファクトの影響があっても不変である。
【0060】
したがって、アーチファクトが存在するとき、主要な仕事はこのアーチファクトを認識することであり、一方で最も正しい可能な(アーチファクトが全く無い)交番成分AC2[i](または代わりにAC1[i])を見付けることである。
【0061】
妨害の場合には、ゼロ通過またはピークのようなスポット曲線決定を行う代わりに、計算領域またはサブ周期にわたり積分した値の使用が有利である。この目的で、それぞれの値を、例えば連続AC差の半周期長にわたり積分することができる。
【0062】
連続AC差について、下記の式(14)が得られる。
【0063】
【数14】
【0064】
他の数量AC2[i]、L1avg[i]、L2avg[i]の積分値を、対応する仕方で確認できる。これらの数量について、値AC2[T/2]、L1avg[T/2]、L2avg[T/2]が得られる。したがって、以下の式(15)が各半パルス周期での比Rについて得られる。
【0065】
【数15】
【0066】
比R[T/2]の基礎を成す数量の中で、妨害により変化するAC2[T/2]だけが不可欠である。妨害の存在が検出されると、本発明は、先行するサブ周期中に決定されているアーチファクト・フリー(artifacts free)のAC2′[T/2]の値を使用して、式(15)に従い比R′[T/2]を決定する。この方法を、妨害の認識後、少なくとも特定の期間、および差値△AC[T/2]が実質的に変わらないかぎり行うことができる。妨害が検出されなければ、瞬時的に検出されたAC2値を使用し続けて積分比R[T/2]を決定する。
【0067】
AC2に対する無妨害値の存在を、0.6・AC2<AC2s<1.4・AC2であるかぎり、仮定することができる。値AC2sがこの範囲外にあれば、これは妨害の存在を示すと判定することができる。妨害はΔAC[i]とAC2s[i]とのゼロ通過の間の相違に基づいて判定することもできる。なぜならば、妨害がなければこれらゼロ通過は一致するからである。値ΔAC(T/2)の他、DC比L2avg/L1avgも飽和の変化に応答するが、前に述べた人工生成物には応答しない。これにより上述の計算は、積分比値R’[T/2]に基づき成分の濃度を決定することにより、成分の濃度、例えば人間の組織の中の動脈酸素飽和度を検出するのに優れた近似を与える。
【0068】
図9に、上述の近似法にしたがって計算した比を、無妨害信号である曲線24に基づく第1の形態に従う計算と比較して曲線90で示してある。
【0069】
前に記した方法の効率は、図10からも見ることができる。図10は、耳センサを用いて検出された弱い信号、および軽い揺れにより生ずる強いアーチファクトの影響のある状態の詳細を示す。ステップ周波数は脈拍数とわずかだけ異なる。
【0070】
通常のピーク探索アルゴリズムはここでは、「メルリンSp02アルゴリズム」第4改訂版として知られているアルゴリズムから得られたステップ周波数(CMS−Sp02値を参照)、ドット100に応答してトリガし、512サンプルにわたる平均飽和値84.6%を与え、標準偏差は±14.8%である。図4〜図8を参照して前に説明した方法によれば、512サンプルにわたる平均飽和値94.9%、標準偏差±3.9%が得られ(曲線102を参照)、これは正常値に対応する。
【0071】
図10のドット104は、上述の通常の方法を用いて得られた127.4bpmの平均脈拍数を表している。本発明による方法によれば、さらに精密な脈拍数113bpm(ドット106を参照)が得られる。
【0072】
図10は別に、二つの妨害交番信号AC1s[i]およびAC2s[i]ならびに値ΔAC・5(曲線108を参照)を示すが、曲線110は、図10の連続DC比を表している。本発明の第1の形態に従う方法の場合に得られる脈拍数は、図10にドット112により表されている。
【0073】
下記に、アーチファクトの場合の比決定の他の方法を説明する。第1のステップは、図1−図3に関して、前に説明した仕方で連続比R[i]を決定することである。さらに、AC差分である△AC[i]を形成し、パルス周期をそのゼロ通過から得ることができる。酸素飽和度を決定するための比として、ACゼロ点を通過せず、振幅の振れが△AC[i]値と同じ方向(SIGN)であるAC2s[i]値によってだけ形成される1サンプルだけを使用する。これにより無妨害位相を有するさらに多数の信号成分が考慮される可能性が増大するが、反対方向に向かうものは全て考慮外とされる。これは、弱い妨害振幅から中間の大きさの妨害振幅までに対して特に役立つことが証明されている、比較的簡単な方法である。しかしながら、図10に示してある、512サンプルにわたって平均された結果の、飽和の信号曲線である曲線114は強い妨害振幅を有する場合を基準としており、この場合、AC[i]はほぼa[i]に等しい。この場合には、平均飽和値90.8%、標準偏差士9.6%が得られた。
【0074】
以下に本発明の実施の形態を要約する。
1. 人間の組織により反射されたまたは人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから成分の濃度を決定する成分濃度決定方法であって、
1.1 受信した電磁波の強さを少なくとも一つの第1のおよび一つの第2の電気信号(L1[i]、L2[i])に変換するステップと、
1.2 第1の信号の連続第1一時平均値(L1avg[i])を形成するステップと、
1.3 第2の信号の連続第2一時平均値(L2avg[i])を形成するステップと、
1.4 前記第1の信号および前記第1の平均値から第1の交番成分(AC1[i])を連続的に決定するステップと、
1.5 前記第2の信号および前記第2の平均値から第2の交番成分(AC2[i])を連続的に決定するステップと、
1.6 交番成分のゼロ通過に近い領域を除き、前記第1および第2の信号からの他、前記第1および第2の連続一時的平均値からも連続比(R[i])を決定するステップと、
1.7 前記連続比(R[i])から成分の濃度を得るステップと、を備えている成分濃度決定方法。
【0075】
2. 人間の組織を通る血液の流れの酸素飽和度を決定する上記1に記載の成分濃度決定方法。
【0076】
3. 別に、前記第1の交番成分(AC1[i])または前記第2の交番成分(AC2[i])のゼロ通過に基づき血液の前記流れの脈拍数を決定するステップを備えている上記2に記載の成分濃度決定方法。
【0077】
4. 前記第1および第2の連続一時平均値(L1avg[i]、L2avg[i])はそれぞれ、前記第1の信号または前記第2の信号のパルス周期の継続期間にわたり決定される上記1〜3の一つに記載の成分濃度決定方法。
【0078】
5. 成分の濃度を決定する基となる連続比(R[i])は、前記第1の信号(L1[i])、前記第2の信号(L2[i])、前記第1の連続一時平均値(L1avg[i])および前記第2の連続一時平均値(L2avg[i])を用いて、等式R[i]=ln(L1[i]/L1avg[i])/ln(L2[i]/L2avg[i])により決定される上記1〜4の一つに記載の成分濃度決定方法。
【0079】
6. 前記第1の交番成分(AC1[i])は前記第1の信号L1[i]から前記連続第1一時平均値L1avg[i]を減ずることにより形成され、前記第2の交番成分(AC2[i])は前記第2の信号L2[i]から前記連続第2一時平均値L2avg[i]を減ずることにより形成される上記1〜5の一つに記載の成分濃度決定方法。
【0080】
7. 人間の組織により反射されたまたは人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから成分の濃度を決定する成分濃度決定方法であって、
7.1 前記受信された電磁波の強さを少なくとも一つの第1のおよび一つの第2の電気信号(L1[i]、L2[i])に変換するステップと、
7.2 前記第1の信号の連続第1一時平均値(L1avg[i])を形成するステップと、
7.3 前記第2の信号の連続第2一時平均値(L2avg[i])を形成するステップと、
7.4 前記第1の信号および前記第1の平均値から第1の交番成分(AC1[i])を連続的に決定するステップと、
7.5 前記第2の信号および前記第2の平均値から第2の交番成分(AC2[i])を連続的に決定するステップと、
7.6 前記二つの交番成分の連続差値(ΔAC[i])を決定するステップと、
7.7 前記第1の平均値を前記連続差値のサブ周期にわたり積分することにより第1の積分平均値(L1avg[T/2])を決定するステップと、
7.8 前記第2の平均値を前記サブ周期にわたり積分することにより第2の積分平均値(L2avg[T/2])を決定するステップと、
7.9 前記第1の交番成分または前記第2の交番成分を前記サブ周期にわたり積分することにより積分交番成分(AC1[T/2]、AC2[T/2])を決定するステップと、
7.10 前記差値を前記サブ周期にわたり積分することにより第1の積分差値(ΔAC[T/2])を決定するステップと、
7.11 瞬時的第1または第2の交番成分を、妨害皆無または妨害を受けていると判定するステップと、
7.12 前記瞬時的第1または第2の交番成分が妨害皆無と判定されれば、
・前記積分差値(ΔAC[T/2])、前記積分交番成分(AC2[T/2])、および前記二つの積分平均値(L1avg[T/2]、L2avg[T/2])に基づき積分比値(R[T/2])を決定し、
・前記積分比値(R[T/2])から成分の濃度を得るステップと、
7.13 その他の場合には、
・前記積分差値(ΔAC[T/2])、決定された前記積分交番成分が妨害皆無と判定された前記先行サブ周期中に決定された積分交番成分(AC2’[T/2])、および比が人工生成物のもとで一定であるが、突然の濃度変化時には一定でない前記二つの積分平均値(L1avg[T/2]、L2avg[T/2])に基づき、積分比値(R’[T/2])を決定し、
・前記積分比値(R’[T/2])から成分の濃度を得るステップと、を備えている成分濃度決定方法。
【0081】
8. ステップ7.7〜ステップ7.10のそれぞれに使用した前記サブ周期は、前記連続差値(ΔAC[i])の半波である上記7に記載の成分濃度決定方法。
【0082】
9. ACを妨害皆無交番成分、ACsを妨害を受ける交番成分としたとき、ステップ7.11において、前記第1の交番成分または前記第2の交番成分は、0.6・AC<ACs<1.4・ACのとき妨害皆無と判定される上記7または8に記載の成分濃度決定方法。
【0083】
10. ステップ11で、前記第1の交番成分または前記第2の交番成分は、前記差値(ΔAC[i])のゼロ通過、および前記第1の交番成分または前記第2の交番成分(AC1[i]、AC2[i])に基づき判定される上記7または8に記載の成分濃度決定方法。
【0084】
11. 決定される前記成分の前記濃度は、ガス飽和、特に動脈酸素飽和度である上記1〜10の一つに記載の成分濃度決定方法。
【0085】
12. 人間の組織により反射されたまたは人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから人間の組織を通る血液の流れの脈拍数を決定する脈拍数決定方法であって、
12.1 前記受信された電磁波の強さを少なくとも一つの第1のおよび一つの第2の電気信号(L1[i]、L2[i])に変換するステップと、
12.2 前記第1の信号の連続第1一時平均値(L1avg[i])を形成するステップと、
12.3 前記第2の信号の連続第2一時平均値(L2avg[i])を形成するステップと、
12.4 前記第1の信号および前記第1の平均値から第1の交番成分(AC1[i])を連続的に決定するステップと、
12.5 前記第2の信号および前記第2の平均値から第2の交番成分(AC2[i])を連続的に決定するステップと、
12.6 前記二つの交番成分の連続差値(ΔAC[i])を決定するステップと、
12.7 前記差値(ΔAC[i])のゼロ通過に基づき血液の流れの脈拍数を決定するステップと、を備えている脈拍数決定方法。
【0086】
13. 人間の組織により反射されたまたは人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから成分の濃度を決定する成分濃度決定装置であって、
前記受信された電磁波の強さを少なくとも一つの第1のおよび一つの第2の電気信号(L1[i]、L2[i])に変換する手段と、
前記第1の信号の連続第1一時平均値(L1avg[i])を形成する手段と、
前記第2の信号の連続第2一時平均値(L2avg[i])を形成する手段と、
前記第1の信号および前記第1の平均値から第1の交番成分(AC1[i])を連続的に決定する手段と、
前記第2の信号および前記第2の平均値から第2の交番成分(AC2[i])を連続的に決定する手段と、
前記交番成分のゼロ通過に近い領域を除き、前記第1および第2の信号からの他、前記第1および第2の連続一時平均値からも連続比(R[i])を決定する手段と、
前記連続比(R[i])から成分の濃度を得る手段と、を備えている成分濃度決定装置。
【0087】
14. 人間の組織により反射されたまたは人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから成分の濃度を決定する成分濃度決定装置であって、
前記受信された電磁波の強さを少なくとも一つの第1のおよび一つの第2の電気信号(L1[i]、L2[i])に変換する手段と、
前記第1の信号の連続第1一時平均値(L1avg[i])を形成する手段と、
前記第2の信号の連続第2一時平均値(L2avg[i])を形成する手段と、
前記第1の信号および前記第1の平均値から第1の交番成分(AC1[i])を連続的に決定する手段と、
前記第2の信号および前記第2の平均値から第2の交番成分(AC2[i])を連続的に決定する手段と、
前記二つの交番成分の連続差値(ΔAC[i])を決定する手段と、
前記第1の平均値を前記連続差値のサブ周期にわたり積分することにより第1の積分平均値(L1avg[T/2])を決定する手段と、
前記第2の平均値を前記サブ周期にわたり積分することにより第2の積分平均値(L2avg[T/2])を決定する手段と、
前記第1の交番成分または前記第2の交番成分を前記サブ周期にわたり積分することにより積分交番成分(AC1[T/2]、AC2[T/2])を決定する手段と、
前記差値を前記サブ周期にわたり積分することにより第1の積分差値(ΔAC[T/2])を決定する手段と、
瞬時的第1または第2の交番成分を、妨害皆無または妨害を受けていると判定する手段と、
前記積分差値(ΔAC[T/2])、前記積分交番値(AC2[T/2])、および前記二つの積分平均値(L1avg[T/2]、L2avg[T/2])に基づき積分比値(R[T/2])を決定し、さらに、前記瞬時的第1または第2の交番成分が、判定する前記手段により妨害皆無と判定されれば、前記積分比値(R[T/2])から成分の濃度を得る手段を備えている手段と、
前記積分差値(ΔAC[T/2])に基づき、決定された前記積分交番成分が妨害皆無と判定された前記先行サブ周期中に決定された前記積分交番成分(AC2’[T/2])に基づき、および二つの積分平均値(L1avg[T/2]、L2avg[T/2])に基づき、積分比値(R’[T/2])を決定し、さらに、前記瞬時的第1または第2の交番成分が、判定する前記手段により妨害皆無と判定されれば、前記積分比値(R’[T/2])から成分の濃度を得る手段を備えている手段と、を備えている成分濃度決定装置。
【0088】
15. 決定される前記成分の前記濃度は、ガス飽和、特に動脈酸素飽和度である上記13または14に記載の成分濃度決定方法。
【0089】
16. 人間の組織により反射されたまたは人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから人間の組織を通る血液の流れの脈拍数を決定する脈拍数決定方法であって、
前記受信された電磁波の強さを少なくとも一つの第1のおよび一つの第2の電気信号(L1[i]、L2[i])に変換する手段と、
前記第1の信号の連続第1一時平均値(L1avg[i])を形成する手段と、
前記第2の信号の連続第2一時平均値(L2avg[i])を形成する手段と、
前記第1の信号および前記第1の平均値から第1の交番成分(AC1[i])を連続的に決定する手段と、
前記第2の信号および前記第2の平均値から第2の交番成分(AC2[i])を連続的に決定する手段と、
前記二つの交番成分の連続差値(ΔAC[i])を決定する手段と、
前記差値(ΔAC[i])のゼロ通過に基づき血液の流れの脈拍数を決定する手段と、を備えている脈拍数決定装置。
【0090】
【発明の効果】
上述のように本発明によれば、低潅流および別の妨害が発生したとき、脈拍数およびSp02の決定に隙間がしばしば生ずる既知の方法とは対照的に、標準偏差の小さい連続値を得ることができる。また、人間の組織により反射された、または人間の組織を通して伝えられた少なくとも二つの所定波長の電磁波の強さから、人間の組織を通る血液の流れの脈拍数を決定する方法および装置が提供される。
【図面の簡単な説明】
【図1】 記録された信号および関連する連続平均値を示す図である。
【図2】 ゼロ点を除く、決定された連続比を示す図である。
【図3】 本発明による方法の結果と既知の方法との比較を示す図である。
【図4】 送信LEDおよび受信ホトダイオードを用いる試験を示す概略図である。
【図5】 二つの代表的無妨害交番成分を示す図である。
【図6】 高い周波数を有し、モーション・アーチファクトにより生じた強さ変化を示す概略図である
【図7】 妨害交番成分を示す図である。
【図8】 図7に示した妨害交番成分から得られた差値を示す図である。
【図9】 本発明の第2の形態による方法を用いて得られた結果を示す図である。
【図10】 本発明の第2の形態による方法を用いて得られた結果を示す図である。
【符号の説明】
10 L1[i]
12 L2[i]
14 L1avg[i]
16 L2avg[i]
20 AC1[i]
24 AC2[i]
30 SP02値
70 AC1s[i]
72 AC2s[i]
80 △AC[i]
Claims (2)
- 少なくとも2つの所定波長の電磁波を受信した強さから脈拍数を決定する脈拍数決定方法であって、
受信された前記電磁波の強さを少なくとも1つの第1および第2の電気信号(:L1[i]、L2[i])に変換するステップと、
前記第1の信号の連続した第1の一時平均値(:Lla,vg[i])を形成するステップと、
前記第2の信号の連続した第2の一時平均値(L2avg[i])を形成するステップと、
前記第1の信号および前記第1の一時平均値から第1の交番成分(AC1[i])を連続的に決定するステップと、
前記第2の信号および前記第2の一時平均値から第2の交番成分(AC2[i])を連続的に決定するステップと、
前記2つの交番成分の連続差値(△AC[i])を決定するステップと、
前記連続差値(△AC[i])のゼロ通過に基づき血液の流れの脈拍数を決定するステップと、
を備えたことを特徴とする脈拍数決定方法。 - 人間の組織により反射されたまたは人間の組織を通して伝えられた少なくとも2つの所定波長の電磁波を受信した強さから人間の組織を通る血液の流れの脈拍数を決定する脈拍数決定装置であって、
受信された前記電磁波の強さを少なくとも1つの第1および第2の電気信号(:L1[i]、L2[i])に変換する手段と、
前記第1の信号の連続した第1一時平均値(L1avg[i])を形成する手段と、
前記第2の信号の連続した第2一時平均値(L2avg[i])を形成する手段と、
前記第1の信号および前記第1の一時平均値から第1の交番成分(AC1[i1])を連続的に決定する手段と、
前記第2の信号および前記第2の一時平均値から第2の交番成分(AC2[i])を連続的に決定する手段と、
前記2つの交番成分の連続差値(△AC[i])を決定する手段と、
前記連続差値(△AC[i])のゼロ通過に基づき血液の流れの脈拍数を決定する手段と、を備えたことを特徴とする脈拍数決定装置。
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