JPH06507485A - 信号処理装置および方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 信号処理装置および方法 技術分野 この発明は信号処理の分野に関する。より特定的には、この発明は、所望されな い信号部分についてほとんどわからないときに所望されない部分を除去するため の測定信号の処理に関する。

背景技術 信号プロセッサは典型的には所望される信号部分および所望されない信号部分を 含む複合測定信号から所望されない部分を除去するために使用される。もし所望 されない信号部分か所望される信号とは異なった周波数スペクトルを占めるなら ば、ローパス、帯域およびバイパスフィルタリングのような従来のフィルタリン グ技術か、所望される部分を信号全体から分離するために使用され得た。固定さ れた単一またはマルチプルノツチフィルタか、もし所望されない信号部分か固定 周波数で存在するならば使用され得た。

しかしながら、所望される信号部分および所望されない信号部分の間で周波数ス ペクトルにおいて重なりが存在し、両信号部分の統計的な特性が時間とともに変 わる場合かしはしばある。そのような場合、従来のフィルタリング技術は所望さ れる信号を抽出する際に全く効果がない。しかしながら、もし所望されない部分 の情報が利用できるならば、適応ノイズ除去は測定のために所望される部分を利 用可能にしたままで信号の所望されない部分を除去するために使用され得る。適 応ノイズキャンセラは、複合信号の所望されない信号部分に適応しそれを除去す るために伝達関数を動的に変える。適応ノイズキャンセラは所望されない信号部 分に相関するノイズ基準信号を必要とする。ノイズ基準信号は所望されない信号 部分を表わすものである必要はなく、所望されない信号のそれと類似した周波数 スペクトルを有する。多くの場合、ノイズ基準信号を決定するためにかなりの工 夫が必要とされる、なぜなら所望されない信号部分について先立って何も既知で ないからである。

複合測定信号が所望される信号部分と、如何なる情報もたやすく判断てきない所 望されない信号部分とを含むあるエリアとは、生理学的なモニタリングである。

生理学的なモニタリング装置は一般的に人の体のような生理学的なシステムから 引き出される信号を測定する。典型的に生理学的モニタリングシステムでとられ る測定は、たとえば電子カルジオグラフ（ｅｌｅｃｔｒｏｎ　ｃａｒｄｉｏｇｒ ａｐｈ）、血圧、血液ガス飽和度（たとえば酸素飽和度）、カプノグラフ、心拍 数、呼吸数、および麻酔深度を含む。他の型の測定は、たとえばプレサライザテ スト、薬物テスト、コレステロールテスト、グルコーステスト、動脈炭酸ガステ スト、たんばく質テスト、−酸化炭素テストのような体内の物質の圧力および量 を測定するものを含む。これらの測定における所望されない信号部分のソースは 、測定プロセスの間の外的および内的な（たとえば筋肉の動き）患者の動きのた めにしばしば起こる。

患者の血液における酸素量のような生理学的なシステムの知識は、たとえば外科 手術などの間に重要であり得る。

データは、患者からのたとえば血液などのような物質を抽出しテストする非常に 長い観血的手順、またはより応急の非観血的な測定によって判断され得る。多く の型の非観血的測定が、媒体を通過するエネルギの選択された形式としてエネル ギ減衰の既知の特性を使用してなされ得る。

エネルギは、患者から引き出されるかまたは患者に含まれる媒体への入射とされ 、透過されたまたは反射されたエネルギの振幅が測定される。媒体によって引き 起こされた入射エネルギの減衰の量は、エネルギが通過しなければならない媒体 の厚さおよび組成に、選択されたエネルギの特定の形式と同様にかなり依存する 。生理学的なシステムに関する情報は、もしノイズが除去され得るならば、媒体 を透過する入射エネルギの減衰された信号から得られるデータから引き出され得 る。しかしながら、非観血的測定は所望されない信号部分を引き起こす干渉を選 択的に観察する機会がなく、それを除去することを困難にする。

これらの所望されない信号部分はしばしばＡＣ源およびＤＣ源の両方から生じる 。第１の所望されない部分は、たとえば骨、組織、皮膚、血液などのような体内 において比較的一定の厚さである異なった媒体を介するエネルギの透過によって 引き起こされるたやすく除去されるＤＣ成分である。第２は、測定されている異 なった媒体が摂動され、ゆえに測定の間に厚さにおける変化が起きると引き起こ される一定しないＡＣ成分である。体内のおよび体から引き出される多くの物質 はたやすく圧縮されるため、そのような物質の厚さは、もし患者が非観血的生理 学的測定の間に動くと変化する。患者の動きはエネルギ減衰の特性が不安定に変 化することを引き起こし得る。伝統的な信号フィルタリング技術は、信号からこ れらの動きによって誘起される効果を除去する際に全く非効果的でありかつ概し て不完全である。動きによって誘起された所望されない信号成分の不安定なまた は予測できない性質は、それらを除去する際の主な障害である。したがって、現 在利用可能な生理学的モニターは、一般的に患者が動く時間期間の間は完全に無 効になる。

血液ガスモニターは生物学的組織または物質によって減衰されるエネルギの測定 に基づく生理学的モニタリングシステムの一例である。血液ガスモニターは組織 に光を透過し時間関数として光の減衰を測定する。動脈血流に感度のよい血液ガ スモニターの出力信号は、患者の動脈拍を表わす波形である成分を含む。この型 の信号は患者の脈に関する成分を含み、ブレチスモグラフ波と呼ばれ、曲線Ｙで 図１に示される。プレチスモグラフの波形はたとえば血圧または血液ガス飽和度 の測定に使用される。心臓が打つと動脈における血量が増加および減少し、図１ の周期的なＹによって示されるエネルギ減衰が増加および減少することを引き起 こす。

典型的には、指、耳垂、または皮膚のそばを血液が流れる身体の他の部分のよう な指のような場所が血液ガス減衰測定のために光エネルギか透過する媒体として 使用される。

指は図２において概略的に示されるように皮膚、脂肪、骨、筋肉などを含み、そ れらの各々は一般的に予測可能でかつ一定した態様で指に対するエネルギ入射を 減衰する。しかしながら、指の肉様の部分がたとえば指の動きによって不安定に 圧縮されると、エネルギ減衰は不安定になる。

より現実的な測定波形Ｓの例が図３に示され、動きの効果を示す。信号の所望さ れる部分Ｙは脈を表わす波形であり、図１の鋸歯状のパターン波に対応する。信 号の振幅における大きな動きに誘起される可動域（ｅｘｃｕｒｓ　１ｏｎ）は所 望される信号Ｙを隠す。振幅におけるわずかな変化でさえも、ノイズ成分ｎが存 在するとき所望される信号Ｙを識別することを如何に困難にするかがたやす（わ かる。

血液ガスモニタリング装置の具体例が血液中の酸素飽和度を測定するパルスオキ シメータである。心臓の送り出しは強制的に動脈に新しく酸素結合された血液を 送り込み、より大きいエネルギ減衰をもたらす。酸素結合された血液の飽和度は 別個の波長で測定される２つのプレチスモグラフ波形のピークに対する谷間の深 さから判断されてもよい。

しかしながら、動きに誘起された所望されない信号部分または動きアーチファク トは、患者が動く期間の量測定を続けるためにオキシメータのための測定信号か ら除去されなければならない。

発明の概要 この発明は第１の信号と、第１の信号と相関する第２の信号とを得る信号プロセ ッサである。第１の信号は第１の所望される信号部分と、第１の所望されない信 号部分とを含む。第２の信号は第２の所望される信号部分と第２の所望されない 信号部分とを含む。信号は媒体を通してエネルギを伝播し、透過または反射後に 減衰された信号を測定することによって得られてもよい。また、信号は媒体によ って発生されるエネルギを測定することによって得られてもよい。

第１および第２の測定された信号は第１および第２の測定された信号のいずれか から所望された信号部分を含まないノイズ基準信号を発生するために処理される 。第１および第２の測定信号から残った所望されない信号部分はノイズ基準信号 を形成するために組み合わされる。このノイズ基準信号は第１および第２の測定 信号の各々の所望されない信号部分に相関する。

ノイズ基準信号はそれから適応ノイズキャンセラによって第１および第２の測定 信号の各々の所望されない部分を除去するために使用される。適応ノイズキャン セラはノイズ基準信号にも存在する測定信号から周波数を除去するためにノイズ 基準信号および測定信号に応答してその伝達関数を動的に変化させる動的マルチ プルノツチフィルタに類似して説明され得る。このように、典型的な適応ノイズ キャンセラはノイズおよびノイズ基準信号を除去するのに望ましい信号を受け取 る。適応ノイズキャンセラの出力はノイズが除去された所望される信号によく近 似する。

生理学的モニタはしばしばこの発明の信号プロセッサをを利に使用し得る。しば しば生理学的測定において、第１の所望される部分と第１の所望されない部分と を含む第１の信号、および第２の所望される部分と第２の所望されない部分とを 含む第２の信号が得られる。これらの信号は患者の体を（または呼吸、血液また は組織のような体から引き出される物質）を介してエネルギを伝播し、透過また は反射の後減衰された信号を測定することによって得られてもよい。また、信号 は心電図などのような患者の体から発生されるエネルギを測定することによって 得られてもよい。

信号は、適応ノイズキャンセラに入力されるノイズ基準信号を得るためにこの発 明の信号プロセッサによって処理される。

この発明の特徴を有利に組み入れ得るある生理学的なモニタリング装置とは、ブ レチスモグラフ波と呼ばれる動脈拍を表わす信号を判断するモニタリングシステ ムである。

この信号は血圧計算、血液ガス飽和度測定などに使用され得る。そのような使用 の具体例は、血液内の酸素の飽和度を判断するパルスオキシメトリに使用される 。この構成において、信号の所望される部分は、血液が皮膚の近くを流れる体の 部分をそれが通過する際に、エネルギの減衰に対する動脈血の寄与である。心臓 の送り出しは、血流か周期的に動脈において増加および減少することを引き起こ し、周期的な減衰を引き起こし、ここで周期的な波形は脈を表わすブレチスモグ ラフ波形である。

パルスオキシメトリ酸素飽和度測定に特に適応される生理学的なモニターは、２ つの発光ダイオード（ＬＥＤ）を含み、それらは第１および第２の信号を生成す るために異なった波長で発光する。ディテクタは、２つの異なったエネルギ信号 の減衰をそれらがたとえば指または耳垂のような指のような場所である吸収媒体 を通過した後記録する。

減衰された信号は一般的に所望される信号部分および所望されない信号部分の両 方を含む。帯域フィルタのような静的フィルタリングシステムは、静的または一 定の所望されない信号部分、または興味ある既知の帯域幅の外の部分を、動きに よって引き起こされ除去することがむずかしい一定しないまたはランダムな所望 されない信号部分を残して所望される信号部分とともに除去する。

次に、この発明のプロセッサは残りの所望されない信号部分の組み合わせである ノイズ基準信号を生じる測定信号から所望される信号部分を取り除く。ノイズ基 準信号は両方の所望されない信号部分と相関する。ノイズ基準信号と少なくとも １つの測定信号とか、所望されない信号のランダムまたは一定しない部分を取り 除く適応ノイズキャンセラに入力される。これは測定信号波長の１つで測定され るように所望されたブレチスモグラフ信号によく近似する。

当該技術分野において既知であるように、体内の酸素結合された血液の量の量的 な測定は種々の方法でブレチスモグラフ信号から判断される。

この発明の一局面は、第１の伝播経路に沿って移動する第１の信号と、第２の伝 播経路に沿って移動する第２の信号とを受けるためのディテクタを含み、ここで は第１および第２の伝播経路の部分は伝播媒体に位置する。第１の信号は第１の 所望される信号部分と第１の所望されない信号部分とを有し、第２の信号は第２ の所望される信号部分と第２の所望されない信号部分とを有する。第１および第 ２の所望されない信号部分は伝播媒体の摂動の結果である。

この発明のこの局面はさらに第１および第２の信号を受け取るための人力を有す る基準プロセッサを含む。このプロセッサは第１および第２の所望されない信号 部分の関数である主要成分（ｐｒｉｍａｒｙ　ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ）を有する基 準信号を発生するために第１および第２の信号を組み合わせるよう適応される。

上に説明されたこの発明の局面はさらに基準信号および第１の信号を受け取り、 そこから第１の信号の第１の所望される信号の関数である主要成分を有する出力 信号を引き出すための適応信号プロセッサを含んでもよい。また、上に説明され たこの発明の局面は、基準信号と第２の信号とを受け取り、そこから第２の信号 の第２の所望される信号部分の関数である主要成分を有する出力信号を引き出す ための適応信号プロセッサをさらに含んでもよい。適応信号プロセッサは、適応 ノイズキャンセラを含んでもよい。適応ノイズキャンセラは回帰フィルタおよび 最小自乗格子を有するジヨイントプロセスエステイメータを含んでもよい。

上に説明されたこの発明の信号プロセッサの局面におけるディテクタは、さらに 生理学的な機能を検知するためのセンサを含んでもよい。このセンサは感光素子 を含んでもよい。さらに、この発明はさらに生体における酸素飽和度を測定する ためのパルスオキシメータを含んでもよい。

この発明の他の局面は、第１の伝播経路に沿って移動する第１の生理学的な測定 信号および第２の伝播経路に沿って移動する第２の生理学的な測定信号を受け取 るためのディテクタを含む生理学的なモニタリング装置である。第１の伝播経路 および第２の伝播経路の部分は伝播媒体に位置する。第１の信号は第１の所望さ れる信号部分および第１の所望されない信号部分を含み、第２の信号は第２の所 望される信号部分および第２の所望されない信号部分を含む。

生理学的なモニタリング装置はさらに第１および第２の信号を受け取るだめの人 力を有する基準プロセッサを含む。

このプロセッサは第１および第２の所望されない信号部分の関数である主要成分 を有する基準信号を発生するために第１および第２の信号を組み合わせるのに適 応される。

生理学的なモニタリング装置はさらに基準信号および第１の信号を受け取り、第 １の信号の第１の所望される信号部分の関数である主要成分を有する出力信号を そこから引き出すための適応信号プロセッサを含んでもよい。また、生理学的な モニタリング装置はさらに基準信号および第２の信号を受け取り、第２の信号の 第２の所望される信号部分の関数である主要成分を有する出力信号をそこから引 き出すための適応信号プロセッサを含んでもよい。生理学的なモニタリング装置 はさらにパルスオキシメータを含んでもよい。

この発明のさらなる局面は、標本に複数の子め定められた波長の電磁エネルギを 向けるためのエネルギ源と、標本から複数の子め定められた波長の電磁エネルギ を受け取るためのディテクタとを含む血液成分を測定するための装置である。デ ィテクタは電磁エネルギに応答して予め定められた波長に対応する電気信号を発 生する。少なくとも２つの電気信号の各々は所望される信号部分と所望されない 信号部分とを含む。さらに、この装置は電気信号を受け取るための入力を有する 基準プロセッサを含む。このプロセッサは、所望されない信号部分から引き出さ れる主要成分を有する基準信号を発生するために前記電気信号を組み合わせるよ うに構成される。

この発明のこの局面は、基準信号と２つの電気信号のうちの１つを受け取り、電 気信号の所望される信号部分の関数である主要成分を有する出力信号をそこから 引き出すための適応信号プロセッサをさらに含んでもよい。これは最小自乗格子 プリディクタおよび回帰フィルタを有するジヨイントプロセスエステイメータを 使用してもよい適応信号プロセッサにおける適応ノイズキャンセラの使用によっ て完成されてもよい。

この発明のさらなる局面は体内の血液成分を非観血的に測定するための血液ガス モニターであり、それは体に少なくとも２つの予め定められた波長の光を向ける ための光源と体から光を受け取るためのディテクタとを含む。体からの光に応答 して、このディテクタは少なくとも２つの予め定められた波長の光に対応する少 なくとも２つの電気信号を発生する。この少なくとも２つの電気信号は各々所望 される信号部分と所望されない信号部分とを有する。血液オキシメータは、さら に少なくとも２つの電気信号を受け取るための人力を有する基準プロセッサを含 む。このブロセ存する基準信号を発生するために少なくとも２つの電気信号を組 み合わせるように適応される。血液オキシメータはさらに基準信号および２つの 電気信号を受け取り、電気信号の所望される信号部分にそれぞれ実質的に等しい 少なくとも２つの出力信号をそこから引き出すための適応信号プロセッサを含ん でもよい。

この発明はさらに第１の所望される信号部分と第１のノイズ部分とを含む第１の 信号と、第２の所望される信号部分と第２のノイズ部分とを含む第２の信号とか らノイズ基準信号を判断する方法を含む。この方法は、第１の所望される信号部 分の予め定められた属性と第２の所望される信号部分の予め定められた属性との 率に比例する信号係数を選択するステップを含む。第１の信号係数および第２の 信号係数は乗算器に入力され、そこで第１の信号は信号係数で乗算され、第１の 中間信号を発生する。第２の信号および第１の中間信号か信号減算器に入力され 、そこで第２の信号から第１の中間信号が減算される。これによって第１および 第２のノイズ信号部分から引き出される主要成分を有するノイズ基準信号を発生 する。この方法における第１および第２の信号は、吸収媒体を介して透過される 光エネルギから引き出されてもよい。

この発明はさらに第１の所望される信号部分と第１の所望されない信号部分とを 含む第１の信号と、第２の所望される信号部分と第２の所望されない信号部分と を含む第２の信号とを得るための手段を含む生理学的なモニタリング装置を具体 化する。この発明の生理学的なモニタリング装置はさらに第１および第２の信号 からノイズ基準信号を判断するための手段をも含む。さらに、モニタリング装置 はノイズ基準信号を受け取るためのノイズ基準入力および第１の信号を受け取る ための信号入力を存する適応ノイズキャンセラを含み、ここで適応ノイズキャン セラは実時間または実時間に近い時間で、第１の所望される信号部分に近似する 出力信号を発生する。この適応ノイズキャンセラはさらにジヨイントプロセスエ ステイメータを含んでもよい。

この発明のさらなる局面は、信号振幅コンブリケードフィーチー１−−（ｓｉｇ ｎａｌ　ａｍｐｌｉｔｕｄｅ　ｃｏｍｐｌｉｃａｔｉｎｇ　ｆｅａｔｕｒｅ）を 有する振幅変調信号を処理するための装置であり、この装置は標本に電磁エネル ギを向けるための光源を含む。さらに、この装置は第１の振幅変調信号および第 ２の振幅変調信号を得るためのディテクタを含む。第１および第２の信号の各々 は標本による電磁エネルギの減衰に関する情報および信号振幅コンブリケードフ ィーチャーを含む成分を有する。この装置は第１および第２の振幅変調信号を受 け取り、信号振幅コンブリケードフィーチャーに相関するノイズ基準信号をそこ から引き出すための基準プロセッサを含む。さらに、この装置は第１の振幅変調 信号を受け取るための信号入力と、ノイズ基準信号を受け取るためのノイズ基準 入力とを含む適応ノイズキャンセラを組み込み、ここで適応ノイズキャンセラは 標本による電磁エネルギの減衰に関する情報を含む成分から引き出される主要成 分を有する出力信号を発生する。

この発明のさらに他の局面は、信号振幅コンブリケードフィーチャーを有する振 幅変調信号からブレチスモグラフ波形を抽出するための装置であり、この装置は 生体に光を透過するための光源と、生体から光をモニターするためのディテクタ とを含む。このディテクタは第１の光減衰信号と第２の光減衰信号とを発生し、 ここで第１および第２の光減衰信号の各々はブレチスモグラフ波形を表わす成分 と信号振幅コンブリケードフィーチャーを表わす成分とを含む。この装置はさら に第１および第２の光減衰信号を受け取り、ノイズ基準信号をそこから引き出す ための基準プロセッサを含む。ノイズ基準信号および信号振幅コンブリケードフ ィーチャーの各々は周波数スペクトルを有する。ノイズ基準信号の周波数スペク トルは信号振幅コンブリケードフィーチャーの周波数スペクトルと相関する。さ らに、第１の減衰信号を受け取るための信号入力と、ノイズ基準信号を受け取る ためのノイズ基準入力とを有する適応ノイズキャンセラがこの発明のこの実施例 に組み込まれる。適応ノイズキャンセラはブレチスモグラフ波形を表わす成分か ら引き出される主要成分を有する出力信号を発生する。

この発明はさらに生理学的な測定成分および動きアーチファクト成分を有する第 １の信号と、生理学的な測定成分および動きアーチファクト成分を有する第２の 信号とが得られる生理学的な測定から引き出された信号から動きアーチファクト 信号を除去する方法を含む。第１および第２の信号から、第１および第２の信号 の動きアーチファクト成分の一次関数である動きアーチファクトノイズ基準信号 が引き出される。生理学的な測定から引き出される信号から動きアーチファクト 信号を除去するこの方法は、第１の信号生理学的測定成分の一次関数である出力 信号を発生するために適応ノイズキャンセラに動きアーチファクトノイズ基準信 号を入力するステップを含んでもよい。

）ＸＴ−余白 図面の簡単な説明 図１は、理想的なプレチスモグラフの波形を示す。

図２は、典型的な指の断面構造を概略的に示す。

図３は、動きに誘起された所望されない一定しない信号部分を含むブレチスモグ ラフの波形を示す。

図４は、この発明のプロセッサおよび適応ノイズキャンセラを組み入れる生理学 的モニターの概略図を示す。

図４ａは、マルチプルノツチフィルタの伝達関数を示す。

図５は、この発明のプロセッサをまた組み入れる生理学的モニターに用いられ得 る適応ノイズキャンセラの例を示す。

図６ａは、吸収材料内のＮ個の成分を含む概略の吸収材料を示す。

図６ｂは、吸収材料内のＮ個の成分を含む別の概略の吸収材料を示す。

図７は、最小自乗格子プリディクタおよび回帰フィルタを含むジヨイントプロセ スエステイメータの概略モデルである。

図８は、図７に示されるようにジヨイントプロセスエステイメータを実現するこ とのできるサブルーチンを表わすフローチャートである。

図９は、最小自乗格子プリディクタおよび２つの回帰フィルタを備えたジヨイン トプロセスエステイメータの概略モデルである。

図１０は、マイクロプロセッサ内の適応ノイズキャンセラおよびこの発明のプロ セッサを組み入れる生理学的モニターの例である。この生理学的モニターは、ブ レチスモグラフの波形を測定し、パルスオキシメトリー測定を実行するために特 定的に設計されている。

図１１は、酸素結合されたおよび脱酸素化された吸収係数対波長のグラフである 。

図１２は、酸素結合されたヘモグロビンで除算された脱酸素化されたヘモグロビ ンの吸収係数対波長比のグラフである。

図１３は、１３と付された円によって記される図１１の部分の拡大図である。

図１４は、ジヨイントプロセスエステイメータおよびノイズ基準信号ｎ’　（ｔ ）を定めるためのラジオメトリ法（ｒａｔｉｏｍｅｔｒｉｃ　ｍｅｔｈｏｄ）を 用いるこの発明のプロセッサにおいて用いられるための、第１の赤波長λａ＝λ ｒｅｄｌ＝６５０ｎｍで測定される信号を示す。測定信号は、所望の部分Ｙａ、 （ｔ）および所望されない部分ｎλ、（ｔ）を含む。

図１５は、ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を定めるためのラジオメトリ法を用いる この発明のプロセッサにおいて用いられるための、第２の赤波長λｂ＝λｒｅｄ ２＝６８５ｎｍで測定される信号を示す。測定信号は、所望の部分Ｙ。

、（ｔ）および所望されない部分ｎｘｂ　（ｔ）を含む。

図１６は、ジヨイントプロセスエステイメータにおいて用いられるための、赤外 波長λＣ＝λＩＲ＝９４０ｎｍで測定される信号を示す。測定信号は、所望の部 分Ｙ　ｘ　ｃ（１）および所望されない部分ｎｘｃ　（ｔ）を含む。

図１７は、ラジオメトリ法を用いるこの発明のプロセッサによって定められるノ イズ基準信号ｎ’　（ｔ）を示す。

図１８は、ラジオメトリ法によって定められるノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）で推 定される、λａ＝λｒｅｄｌ＝６５０ｎｍで測定される信号Ｓλ、（ｔ）の所望 の部分Ｙ　ｈ　ａ（１）に適する近似値Ｙ′　λ、（ｔ）を示す。

図１９は、ラジオメトリ法によって定められるノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）で推 定される、λＣ＝λＩＲ＝９４０ｎｍで測定される信号Ｓλｃ　（１）の所望の 部分Ｙ、ｅ　（ｔ）に適する近似値Ｙ’　ａ、（ｔ）を示す。

図２０は、ジヨイントプロセスエステイメータにおいて用いられるための、およ びノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を定めるための定飽和法を用いるこの発明のプロ セッサにおいて用いられるための、赤波長λａ＝λｒｅｄ＝６６０ｎｍで測定さ れる信号を示す。測定信号は、所望の部分Ｙλ。

（１）および所望されない部分ｎｘａ　（ｔ）を含む。

図２１は、ジヨイントプロセスエステイメータにおいて用いられるための、およ びノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を定めるための定飽和法を用いるこの発明のプロ セッサにおいて用いられるための、赤外波長λｂ＝λＩＲ＝９４０ｎｍで測定さ れる信号を示す。測定信号は、所望の部分Ｙ□。

（１）および所望されない部分ｎｘｂ　（ｔ）を含む。

図２２は、定飽和法を用いるこの発明のプロセッサによって定められるノイズ基 準信号ｎ’　（ｔ）を示す。

図２３は、定飽和法によって定められるノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）で推定され る、λａ＝λｒｅｄ＝６６０ｎｍで測定される信号Ｓλ、（ｔ）の所望の部分Ｙ ｚ、（ｔ）に適する近似値Ｙ′　λ、（ｔ）を示す。

図２４は、定飽和法によって定められるノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）で推定され る、λｂ＝λＩＲ＝９４０ｎｍで測定される信号１ｍ　（Ｄの所望の部分Ｙａｂ 　（ｔ）に適する近似値Ｙ′　λ、（ｔ）を示す。

好ましい実施例の説明 この発明は、適応ノイズキャンセラにおいて用いられるためのノイズ基準信号ｎ ’　（ｔ）を定めるプロセッサである。適応ノイズキャンセラは、所望の部分Ｙ 　（ｔ）に加えて所望されない部分ｎ　（ｔ）を含む複合信号Ｓ　（ｔ）　＝Ｙ （ｔ）＋ｎ　（ｔ）から所望の信号Ｙ（ｔ）に適する近似値Ｙ’　（ｔ）を推定 する。所望されない部分ｎ　（ｔ）は、一定の部分、予測可能な部分、一定しな い部分、ランダムな部分等の１つまたはそれ以上を含み得る。所望の信号の近似 値Ｙ’　（ｔ）は、複合信号Ｓ　（ｔ）からできるだけ多くの所望されない部分 ｎ　（ｔ）を除去することによって導出される。一定の部分および予測可能な部 分は、単純な減算、ローパス、帯域、およびバイパスフィルタリング等の従来の フィルタリング技術で簡単に除去される。一定しない部分は、その予測不可能な 性質のために除去するのがより難しい。一定しない信号について、統計的にであ っても何か既知であれば、これは従来のフィルタリング技術によって測定信号か ら除去され得る。しかしながら、ノイズの一定しない部分についての情報が既知 でない場合がしばしばである。この場合、従来のフィルタリング技術は、通常不 十分である。測定信号の一定しない部分についての情報はしばしば知られていな い。したがって、一定しない部分を除去するために、この発明において適応ノイ ズキャンセラが利用される。

一般に、適応ノイズキャンセラは２つの信号入力および１つの出力を有する。入 力の一方は、複合信号Ｓ　（ｔ）に在る一定しない所望されない信号部分ｎ　（ ｔ）に相関するノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）である。他方の入力は複合信号Ｓ　 （ｔ）のためである。理想的には、適応ノイズキャンセラの出力Ｙ’　（ｔ）は 、所望の信号部分Ｙ（ｔ）のみに対応する。しばしば、適応ノイズキャンセラの アプリケーションにおいて最も難しいタスクは、測定信号Ｓ　（ｔ）の一定しな い所望されない部分ｎ　（ｔ）に相関するノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を定める ことである、というのは上述のように、予測不可能な信号部分は測定信号５（ｔ ）から分離するのが通常極めて困難であるからである。この発明の信号プロセッ サにおいて、ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）は、同時に、またはほぼ同時に２つの 異なる波長λａおよびλｂで測定される２つの複合信号から定められる。この発 明の信号プロセッサを、モニター装置において有利に用いることができ、このよ うなモニターは生理学的モニタリングによく適している。

適応ノイズキャンセラおよびこの発明に従う信号プロセッサまたは基準プロセッ サを組み入れる一般的なモニターのブロック図が図４に示される。２つの測定信 号Ｓ□。

（１）およびＳＪＩ、（ｔ）は検出器２０によって得られる。

当業者には、ある生理学的測定には２以上の検出器が有利であり得ることが認め られるであろう。各信号は、信号コンディショナ２２ａおよび２２ｂによって調 整される。これらの調整は、信号をフィルタリングして一定の部分を除去するこ と、および信号を増幅して操作を簡単にすること等の手順を含むが、これに限定 されない。信号は次にアナログ−デジタル変換器２４ａおよび２４ｂによってデ ジタルデータに変換される。第１の測定信号Ｓａａ　（ｔ）は、ここではＹ２． （ｔ）とする第１の所望の信号部分およびここではｎλ、（ｔ）とする第１の所 望されない信号部分を含む。第２の測定信号Ｓ□、（ｔ）は、第１の測定信号Ｓ λ、　（ｔ）に少なくとも部分的に相関し、ここではＹ□、　（ｔ）とする第２ の所望の信号部分およびここではｎλ、（ｔ）とする第２の所望されない信号部 分を含む。

典型的には、第１および第２の所望されない信号部分ｎ。

、（ｔ）およびｎλｋ　（１）は、所望の信号部分Ｙ１（１）およびＹａｂ　（ ｔ）に関して相関せず、がっ／または一定でない。所望されない信号部分ｎ□、 （ｔ）およびｎｉｂ　（ｔ）はしばしば、患者の動きによって引き起こされる。

信号Ｓｚａ　（ｔ）およびＳｘ、（ｔ）は基準プロセッサ２６に入力される。基 準プロセッサ２６は、第２の測定信号５ｚｂ（ｔ）をファクタωで乗算し、第１ の測定信号Ｓλ、（ｔ）から第２の測定信号Ｓλｂ　（１）を減算する。ファク タωは、２つの信号Ｓｚａ　（ｔ）およびＳ。

、（ｔ）が減算されるとき所望の信号部分Ｙλ、（ｔ）およびＹａｂ（ｔ）をキ ャンセルすることを引き起こすように定められる。したがって、基準プロセッサ ２６の出力は、一定しない所望されない信号部分ｎ□、（ｔ）およびｎλ、（ｔ ）の両方に相関するノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）＝ｎ□、（ｔ）−ωｎλ、（ｔ ）である。ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）は、測定信号のｌっＳａａ　（ｔ）とと もに適応ノイズキャンセラ２７に入力され、これはノイズ基準信号ｎ’　（ｔ） を用いて所望されない信号部分ｎ３．　（ｔ）またはｎＡｂ　（ｔ）を測定信号 Ｓ□、（ｔ）から除去する。

Ｓｘ、（ｔ）の代わりにノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）とともにＳｉ＋、（ｔ）が 適応ノイズキャンセラ２７に入力されていてもよいことが解されるであろう。適 応ノイズキャンセラ２７の出力は、所望の信号Ｙλ、（ｔ）に適する近似値Ｙ′ 　λ、（ｔ）である。近似値Ｙ′　λ、（ｔ）はディスプレイ２８上に表示され る。

その−例が図５にブロック図で示される適応ノイズキャンセラ３０が用いられて 、一定しない所望されない信号部分ｎａｇ　（ｔ）およびｎ。（１）を測定信号 Ｓ１．（ｔ）およびＳ□、（ｔ）から除去する。図５の適応ノイズキャンセラ３ ０は、所望されない信号部分ｎλ、（ｔ）およびｎλ、（ｔ）に相関するノイズ 基準信号ｎ’　（ｔ）のサンプルを１つの入力として有する。ノイズ基準信号ｎ ′（１）は、ここで説明されるようにこの発明のプロセッサ２６によって２つの 測定信号Ｓλ、（ｔ）およびＳ。

（１）から定められる。適応ノイズキャンセラへの第２の入力は、第１または第 ２の測定信号Ｓａ、（ｔ）＝Ｙよ。

（ｔ）＋ｎ　ｘ、（ｔ）またはＳａｂ　（ｔ）＝ＹＡ、（ｔ）＋ｎλ、（ｔ）の いずれかのサンプルである。

適応ノイズキャンセラ３ｏは、ノイズ基準信号ｎ′　（ｔ）および測定信号Ｓλ 、（ｔ）またはＳａｂ　（ｔ）の両方に共通である周波数を除去するように機能 する。ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）は一定しない所望されない信号部分ｎλ、（ ｔ）およびｎλ、（ｔ）に相関するので、ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）もまた一 定しない。適応ノイズキャンセラは、ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）のスペクトル 分布に基づく動的マルチプルノツチフィルタに類似し得るような態様で作用する 。

図４８を参照すると、マルチプルノツチフィルタの伝達関数が示される。伝達関 数の振幅におけるノツチまたは窪みは、複合測定信号がノツチフィルタを通ると きに減衰または除去される周波数を示す。ノツチフィルタの出力は、そこにノツ チが在った周波数が除去された複合信号である。

適応ノイズキャンセラとの類似において、ノツチが存在す　“る周波数は適応ノ イズキャンセラへの入力に基づいて連続的に変化する。

図５に示される適応ノイズキャンセラ３ｏは、ここではＹ′　よ、（ｔ）または Ｙ’　Ａｂ　（ｔ）とする出力信号を生じ、これは適応ノイズキャンセラ３ｏ内 の内部プロセッサ３２にフィードバックされる。内部プロセッサ３２は、ｂ（１ ）とする内部プロセッサ３２の出力が所望されない信号部分ｎλ、（ｔ）または ｎλ、（ｔ）によく似るように、予め定められたアルゴリズムに従ってその独自 の伝達関数を自動的に調整する。内部プロセッサ３２の出力ｂ　（ｔ）は、測定 信号Ｓｚａ　（ｔ）またはｓｌｂ　（ｔ）から減算され、信号ｙ’　ｚ、（ｔ） 、Ｓｘ、（ｔ）＋ｎλ、（ｔ）−ｂｚ、（ｔ）またはＹ’　ｚｂ　（ｔ）；ＳＪ ｂ　（ｔ）＋ｎａ、（ｔ）−ｂλ、（ｔ）をもたらす。Ｙ’　ａ、（ｔ）または Ｙ′　λ、（ｔ）がそれぞれ所望の信号Ｙａａ　（ｔ）またはＹＡｂ　（ｔ）に 概ね等しくなるように、内部プロセッサはＹ′　λ、（ｔ）またはｙ’　！、（ ｔ）を最適化する。

内部プロセッサ３２の伝達関数の調整のために用いられ得る１つのアルゴリズム は、プレンティスホール（Ｐｒｅｎｔｉｃｅ　Ｈａｌｌ）社出版、版権１９８５ 年、パーナート・ウィドロー　（Ｂｅｒｎａｒｄ　Ｗｉｄｒｏｗ）およびサミュ エル・スターン（Ｓａｍｕｅｌ　５ｔｅａｒｎｓ）による適応信号処理（Ａｄａ ｐｔｉｖｅ　Ｓｉｇｎａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ）の第６章および第１２章に 説明されるような最小自乗アルゴリズムである。この本全体は、第６章および第 １２章を含み、ここに引用により援用される。

適応プロセッサ３０は、アンテナのサイドローブ消去、パターン認識、一般的な 周期的干渉の除去、および長距離電話伝送線のエコーの除去を含む幾つかの問題 にうま（適用している。しかしながら、ランダムなまたは一定しない部分ｎｘ、 ｃｔ）またはｎａｂ（ｔ）は測定信号Ｓλ。

（１）またはＳＺ、（ｔ）から簡単には分離されないので、所与のアプリケーシ ョンのために適切なノイズ基準信号ｎ′　（ｔ）を見出すにはかなりの工夫がし ばしば要求される。

実際の所望されない信号部分ｎａ、（ｔ）またはｎＡｂ（１）が演鐸的に利用可 能であれば、適応ノイズ消去等の技術は必要ではないてあろう。この発明の基準 プロセッサを組み入れるモニターによる測定から適切なノイズ基準信号ｎ’　（ ｔ）を独自に定めることは、この発明の１つの局面である。

ノイズ基準信号の一般化された決定 ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）がいかにして定められるかを述べる説明は以下のと おりである。第１の信号は検出器によって、たとえば波長λａで測定され、信号 Ｓ□、（ｔ）をもたらす、すなわち ５ｉｓ（ｔ）−ＹＬｍ（ｔ）”　ｎｌ、（ｔ）　’　（１）ここてＹｚａ　（ｔ ）は所望の信号であり、ｎｘ、（ｔ）はノイズ成分である。

同様の測定が同時に、またはほぼ同時に異なる波長λｂで行なわれ、以下をもた らす、すなわち５ｘｂ（ｔ）　−Ｙｔｂ（ｔ）　”　”ｌｂ、　（２）測定Ｓよ 、（ｔ）およびＳａｂ　（ｔ）が実質的に同時に行なわれる限り、任意のランダ ムなまたは一定しない関数が各測定にほぼ同じ態様で影響するので、所望されな い信号成分ｎよ、（ｔ）およびｎｌ、（ｔ）は相関することに注目されたい。

ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を得るために、測定信号Ｓ□、（ｔ）およびｓｘｂ 　（ｔ）は変換されて、所望の信号成分を除去する。これを行なう１つの方法は 、以下のようになるように所望の信号Ｙよ、（ｔ）とＹａｂ　（ｔ）との間に比 例定数ω、を見出すことである、すなわちＹ、、（ｔ）　−’＋ム、Ｙ□、（ｔ ）、　’　（］）この比例関係は、吸収測定および生理的な測定を含むがこれら に制限されない、多くの測定において満たされ得る。

さらに、はとんとの測定において、比例定数ω１は以下のようになるように定め られ得る、すなわちｎ、、（ｔ）　−ム、ｎ□、（ｔ）、　（４）式（２）をω １て乗算し、式（２）を式（１）から減算することによって、結果として所望の 信号部Ｙλ、（ｔ）およびＳい　（１）がキャンセルされる単一の式をもたらし 、すなわち ｎ’　（ｔ）　＝　Ｓｌ、（ｔ）　−＆、Ｓ、（ｔ）　＝　ｎ、、（ｔ）　−ｂ 、ｎ、ｂ（ｔ）　；　（５）これは各所望されない信号部分ｎａａ　（ｔ）およ びｎｌｂ（１）に相関する非ゼロ信号であり、適応ノイズキャンセラにおいてノ イズ基準信号ｎ’　（ｔ）として用いられ得る。

吸収システムにおけるノイズ基準信号の決定側適応ノイズ消去は、吸収測定と一 般に言われる多数の測定において特に有用である。この発明のプロセッサによっ て定められるノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）に基づく適応ノイズ消去を有利に用い ることのできる吸収型モニターの一例は、吸収材料が摂動を被るときのその吸収 材料内のエネルギ吸収成分の濃度を定めるというものである。このような摂動は 、それについて情報が所望される力によって、またはその代わりに材料に対する 機械的な力等のランダムなまたは一定しない力によって引き起こされ得る。動き 等のランダムなまたは一定しない干渉は、測定信号において所望されないノイズ 成分を発生する。これらの所望されない成分は、適切なノイズ基準信号ｎ’　（ ｔ）が既知であれば、適応ノイズキャンセラによって除去され得る。

Ａ＋　、Ａｔ　、Ａｓ　、・・・、ＡＮとするＮの異なる吸収成分を育する容器 ４２を含む概略のＮの成分の吸収材料は、図６ａに概略的に示される。図６ａの 成分Ａ１ないしＡ、は、容器４２内に一般的に順番に、層になった態様で構成さ れる。特定のタイプの吸収システムの例は、光エネルギが容器４２を通り、吸光 の一般化されたベール−ランバートの法則（Ｂｅｅｒ−Ｌａｍｂｅｒｔ　Ｌａｗ ）　ｌニー従ッテ吸収すレルモノテアル。波長λａの光に関して、この減衰は以 下によって近似される、すなわち ｘｔａｘｏｅ”７−＠１１１ａ’ｌ’１両辺の自然対数および操作項をとること によって信号をまず変換するが、この信号は信号成分が乗算ではなくむしろ加算 によって組合わされるように変換される、すなわち５、、＝ｌｎ　（１０／ＩＩ 　ｍΣ７．。εｉ、１ａＣ１ｘ１ここで■。は入射光エネルギ強度であり、■は 透過される光エネルギ強度であり、ε２．λ、は波長λａの第１番目の成分の吸 収係数であり、ｘ、（ｔ）はｉ番目の層の光路長、すなわち光学エネルギが通る ｉ番目の層の材料の厚さてあり、ＣＩ　（ｔ）は厚さＸＩ　（ｔ）に関連する容 積におけるｉ番目の成分の濃度である。吸収係数ε、ないしε９は各波長におい て一定である既知の値である。濃度Ｃ０（１）ないしＣＮ　（ｔ）のほとんどは 典型的には未知であり、各層の光路長ｘ＋（ｔ）のほとんども同様である。総光 路長は、各層の個々の光路長ｘ＋（ｔ）の各々の和である。

材料が、層の厚さにおいて摂動を引き起こすいかなる力も被らないのてあれば、 各層の光路長ＸＩ　（ｔ）は一般に一定である。これは結果として光学エネルギ の一般に一定な減衰、ゆえに測定信号における一般に一定なオフセットとなる。

典型的には、材料を摂動する力についての知識が通常所望であるので、信号のこ の部分はほとんど対象ではない。摂動を被らないとき、成分の一般に一定な吸収 から結果として生じる一定の所望されない信号部分を含む、対象である既知の帯 域幅外のいかなる信号部分も除去されるべきである。これは、従来の帯域フィル タリング技術によって簡単に達成される。しかしながら、材料が力を被るのであ れば、成分の各層は互いの層とは異なって摂動によって影響され得る。各層の光 路長ｘ、（ｔ）のある摂動が、結果として、所望の情報を表わす測定信号におけ る可動域となり得る。各層の光路長ｘ＋（ｔ）のまたある摂動は、測定信号にお ける所望の情報をマスクする所望されない可動域を引き起こす。所望されない可 動域に関連する所望されない信号部分は、測定信号から所望の情報を得るために 除去されなくてはならない。

適応ノイズキャンセラは、吸収材料を通って透過されたまたはそれから反射され た後に測定される複合信号から、所望の信号成分をもたらす材料を摂動する力と は異なって材料を摂動する力によって引き起こされる所望されない信号成分を除 去する。説明する目的のため、所望の信号Ｙλ、（ｔ）と思われる測定信号の部 分は対象の成分すなわちＡｓと関連する減衰項εｓ　Ｃｓ　Ｘｉ　（ｔ）であり 、かつ成分Ａ、の層は摂動により他の成分Ａ、ないしＡ４およびＡ、ないしＡ、 の層の各々と異なって影響されると仮定する。

このような状態の一例は、層Ａ、がそれについての情報が所望される力を被り、 さらに材料全体が各層を影響する力を被るというものである。この場合、成分Ａ 、の層を影響する総力が他の各層を影響する総力とは異なり、かつ成分Ａ６の層 の力および結果として生じる摂動について情報が所望であるので、成分Ａ１ない しＡ４およびＡ、ないし八〇による減衰項は所望されない信号ｎａａ　（ｔ）を 成す。

材料全体を影響する付加的な力がＡ、の層を含む各層において同じ摂動を引き起 こしてさえも、成分Ａ、の層に対する総力はそれに成分Ａ１ないしＡ４およびＡ 、ないしＡ。

の他の層の各々と異なる総摂動を有することを引き起こす。

所望されない信号成分に関連する層を影響する総摂動は、ランダムなまたは一定 しない力によって引き起こされることがしばしばである。これは層の厚さが不安 定に変わること、および各層の光路長ＸＩ　（ｔ）が不安定に変わることを引き 起こし、それによりランダムなまたは一定しない所望されない信号成分ｎよ、（ ｔ）を生じる。しかしながら、所望されない信号部分ｎよ、（ｔ）が一定しない がどうかにかかわらず、成分Ａ、の層以外の層に対する摂動が成分Ａ５の層に対 する摂動と異なる限り、所望されない信号成分ｎよ、（ｔ）はこの発明のプロセ ッサによって定められるノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を１つの入力とじて有する 適応ノイズキャンセラを介して除去され得る。適応ノイズキャンセラは所望の信 号に適する近似値Ｙ′　□、（ｔ）をもたらす。この近似値から、対象の成分の 濃度Ｃｓ　（ｔ）がしばしば定められ得る、というのはある生理学的測定におい ては、所望の信号成分の厚さ、この例ではＸＳ　（ｔ）が既知であるかまたは定 められ得るからである。

適応ノイズキャンセラは、２つの実質的に同時に測定された信号Ｓλ、（ｔ）お よびＳａｂ　（ｔ）から定められるノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）のサンプルを利 用する。５１（１）は上述のように式（７）において定められる。ｓｌ、（ｔ） は異なる波長λｂで同様に定められる。ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を見出すた めに、減衰され透過されたエネルギが２つの異なる波長λａおよびｘｂで測定さ れ、対数変換によって変換される。信号Ｓａａ　（ｔ）およびｓＡ、（ｔ）を以 下のように書く（対数変換する）ことができる、すなわち Ｓ、、（ｅ）ｍ　ｅ、、、ｃ、ｘ、（ご）＋［Ｚ：、、ε、、、、ｃｊｘ！（ｅ ）＋７：、ニー、ｅ、、、、ｃ、ｙｃ、（ｅ）］＝ε５．．ａｃ、ｘ、（ｔ）　 ＋　ｎ、、　（ｔ）Ｓ、、（ｅ）＝　ｅ、、ｂｃ、ｘＪｔ’ｒ＋（Σ’１−１ｅ １．１ｂｃｙ１　（ｅトコニー６”ｈ、、ｂｃｘ”＊”　１＝　（３，、ｂＣ， ｘ、（ｅ）◆ｎｈｂ　（仁）式（３）と同様に、信号のさらなる変換は、ω２を 規定する比例関係てあり、これはノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）の決定を可能にす る、すなわち 式（１２）および（１３）の両方が同時に満たされる場合がしばしばである。式 （１１）をω２て乗算し、その結果を式（９）から減算すると、所望されない信 号成分の線形和である非ゼロノイズ基準信号をもたらす、すなわちｎ’（ｔ）　 ”　Ｓ、、（ｔ）　−＆２Ｓ、ｈ（ｔ）　−ｎ、、（ｔ）　−ｋ２ｎ、、（ｔ） 、　（１４）冨Σニー１’４Ｘ４　（ｅ）　［εｊ、Ｌａ−ω２’ｊ、Ａｂ１　 ＋Σ：＋４Ｃｋｘｋ（ｅ）　［ｅ：、、、、−ω、Ｅ、、よりこのノイズ基準信 号ｎ’　（ｔ）のサンプルおよび測定信号Ｓよ、（ｔ）またはＳａｂ　（ｔ）の いずれかのサンプルは、適応ノイズキャンセラに入力され、そのモデルの１つは 図５に示され、その好ましいモデルは、ここにジヨイントプロセスエステイメー タ実現化例を使用する好ましい適応ノイズキャンセラの題の下で議論される。適 応ノイズキャンセラは、測定信号の所望されない部分ｎｘ、（ｔ）またはｎＪｂ （ｔ）を除去し、信号の所望の部分に適した近似値Ｙ’　！＝　（ｔ）’＝Ｅｓ 　、ａ、Ｃｓ　Ｘｓ　（ｔ）またはＹ’　ｘｂ　（ｔ）＞εａｔ　ｚｂ　Ｃｓ　 Ｘａ　（ｔ）を生じる。濃度Ｃｓ　（ｔ）は所望の信号に適する近似値ｙ’　ｚ 、（ｔ）またはＹ’　ｚｂ　（ｔ）から以下に従って定められ得る、すなわち ｃ、（ｔ）　＝　Ｙ−（ｔ）／ｃ、１．ｘ、（ｔ）　＝　Ｙ−（ｔ）／ｃ、、、 ｘ、（ｔ）　、　（１７１上述のように、吸収係数は各波長λａおよびｘｂで一 定であり、所望の信号成分の厚さ、この例ではＸｓ　（ｔ）はしばしば既知であ るか、または時間の関数として定められ得て、それにより成分Ａ、の濃度Ｃｓ　 （ｔ）の計算を可能にする。

ユメ１Ａミｑ １つより多い成分を含む容積中の 濃度または飽和度の決定 図６ｂを参照して、層に配列されたＮ個の異なった成分を有するもう１つの材料 が示される。この材料において１．２つの成分Ａ、およびＡ、は厚さＸｓ、ｓ　 （ｔ）＝ｘｓ　（ｔ）＋ｘｓ（ｔ）を有する１つの層内において見い出され、そ の圏内で一般にランダムに位置決めされる。これは図６ａの成分Ａ、およびＡ、 の層の組み合わせに類似している。

成分ＡｓおよびＡ、の層の組み合わせのような層の組み合わせは２つの層が結果 として層の光路長Ｘｓ　（ｔ）およびＸｓ　（ｔ）の同一の摂動をもたらす同一 の総力下にある場合に実現可能である。

しばしば、１つより多い成分を含み、独自の力にさらされる所与の厚さ内の１つ の成分の濃度または飽和度、つまりパーセント濃度をめることは望ましい。所与 の容積内の成分の濃度または飽和度の決定は同一の総力にさらされ、かつゆえに 同一の摂動下にある容積中の任意の数の成分で行なわれ得る。多くの成分を含む 容積中の１つの成分の飽和度を決定するために、入射光エネルギを吸収する成分 と同じ数の測定信号が必要である。光エネルギを吸収しない成分は飽和度の決定 において必然ではないことが理解されるであろう。濃度を決定するために、入射 光エネルギを吸収する成分と同じ数の信号が濃度の和に関する情報と同様に必要 である。

独自の動きをしている厚さはただ２つの成分しか含まないことがしばしばある。

たとえば、Ａ５およびＡ、を含む所与の容積中のＡ、の濃度または飽和度を知る ことは望ましいかもしれない。この場合、所望の信号Ｙａａ　（ＤおよびＹ□、 （ｔ）は容積中のＡ、またはＡ６の濃度または飽和度の決定が行なわれ得るよう に、Ａ、およびＡ、の双方に関連する項を含む。飽和度の決定を以下に論じる。

Ａ、およびＡ６の双方を含む容積中のＡ、の濃度もまた、Ａｓ＋Ａ＊＝１、つま り、選択された特定の測定波長で入射光エネルギを吸収しない成分は容積中にな いこと、がわかっていれば測定可能であることが理解されるであろう。測定信号 Ｓａｇ　（ｔ）およびＳ’ａｂ（ｔ）は以下のように書かれ得る（対数変換され 得る）。

Ｓ、、（ｔ）　＃　’５，１ａＣ５ｘ５，６（ｔ）＋　ｔ６，１ａＣ６ｘ５，６ （ｔ）＋　ｎｌ、（ｔ）　（１Ｂ）”　Ｙｌａ（ｔ）十ｎ、、（ｔ）　；　（１ ９）Ｓ、、（ｔ）　−ｔ、、、ｃ、ｘ、６（ｔ）　＋　ｔ６．Ｌｂｃ６ｘ１，６ （ｔ）　＋　ｎ、、（ｔ）　（２０１”　Ｙｌｂ（ｔ）　＋　ｎ１ｂ（ｔ）　、 （２１）摂動下にない場合の成分の一般に一定の吸収から生しる一定の所望され ない信号部分を含む、興味ある既知の帯域幅の外の信号部分のいずれもが、所望 の信号に対する近似値を決定するために除去されなければならない。これは伝統 的な帯域フィルタリング技術によって容易に達成される。

前述の例におけるように、所望されない信号成分に関連する層に影響を及ぼす総 摂動はランダムな、または一定しない力によって生じ、各層の厚さ、または各層 の光路長、Ｘ、（ｔ）が一定せずに変化し、ランダムなまたは一定しない所望さ れない信号成分ｎよ、（ｔ）を発生することを引き起こす。所望されない信号部 分ｎｚ、（ｔ）が一定しないかどうかに関わらず、所望されない信号部分ｎよ、 （ｔ）は、成分Ａ、およびＡ、の層以外の層における摂動が成分ＡａおよびＡ、 の層における摂動と異なっている限り、この発明のプロセッサによって決定され るノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を１つの入力として有する適応ノイズキャンセラ を経て除去され得る。一定しない所望されない信号成分ｎλ、（ｔ）およびｎｉ ｂ　（ｔ）は適応ノイズキャンセラによって等式（１８）および（２０）　、ま たは代替的に等式（１９）および（２１）から有利に除去され得る。適応ノイズ キャンセラは再びノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）のサンプルを必要とする。

飽和度測定のための ノイズ基準信号の決定 ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を決定するためにこの発明のプロセッサによって使 用され得る２つの方法は、ラジオメトリ法および定飽和法である。この発明のプ ロセッサを組み込む生理学的なモニターの好ましい実施例はラジオメトリ法を利 用し、その方法において信号Ｓλ、（ｔ）およびＳｌ、（ｔ）が測定される２つ の波長λａおよびｘｂが吸収係数εＬａ１１ｓ　ε５　λＩＩ−、ε６．λ、お よびε６　λ、の間の関係が存在する、つまり ｔ　ｓ　、λノ１．λ　ｍ　ｔｓ、λノｔ　６．ｘｂ（２２）が存在するように 特別に選択される。

測定信号ＳＸ、（ｔ）およびＳｌ、（ｔ）は以下のようにファクタされかつ書か れ得る。

Ｓ、ｍ（ｔ）寓ｔ６．！、［（’５．１〕ｃ、、、）ｃ、ｘ（ｔ）　＋　ｃ６ｘ （ｔ）］　＋　ｎｉ、（ｔ）　（２コ）Ｓｘｂ（ｔ）−’６．ｘｂ（（’ｓ、ｘ ｂ／’６．＞ｂ）Ｃｓｘ（ｔ）　”　ｃ６ｘ（ｔ）］　”　ｎ、、（ｔ）−（２ ４）等式（２２）を満たすために選択された波長λａおよびｘｂにより、角かっ こ内の項は等しくなり、それによって所望される信号成分Ｙ′　λ、（ｔ）およ びＹ’　ｘｂ　（ｔ）が−次従属であることを引き起こす。そこで所望される信 号部分Ｙ′　＾、（ｔ）およびＹ′　λ、（ｔ）が等しくなることを引き起こし 、非ゼロノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）の決定を可能にする比例定数ω１．は以下 の通りである。

ｃ６．ｈｍ　”　’ｒ３ｃ６．ｌｂ’　二〇で°　（２５）”ｌａ″ムｒ３”ｌ ｂ’　（２６） しばしば等式（２５）および（２６）の双方が同時に満たされ得る場合がある。

加えて、各成分の吸収係数は波長に対して一定であるので、比例定数ω７２は容 易に決定され得る。さらに、他の成分Ａ１ないしＡ４およびＡ７ないしＡ、の吸 収係数は一般にＡ、およびＡ＠の吸収係数に等しくない。このように、所望され ないノイズ成分ｎａ、およｎｌ、は一般に等式（２２）および（２５）の関係に よつて−次従属させられない。

等式（２４）にω７．を乗算し、結果として生しる等式を等式（２３）から減算 すると、非ゼロノイズ基準信号は以下によって決定される。

ｎ’　（ｔ）　”　ｓｌ、（ｔ）−ムｒ３ＳＬｂ（ｔ）−”１ｓ（ｔ）−ムｒ３ ”１ｂ（ｔ）　”この発明のプロセッサを使用して測定信号Ｓλ、（ｔ）および Ｓ□、（ｔ）からノイズ基準信号を決定するための代替の方法は定飽和度アプロ ーチである。このアプローチにおいて、Ａ、およびＡ、を含む容積中のＡ、の飽 和度は相対的に一定のままであると仮定され、つまりセ利斐（Ａ、（ｔ））　− ｃ、（ｔ）／［ｃ、（ｔ）　＋　ｃ６（ｔ）］　（２Ｂ）−（１＋　（Ｃ６（ｔ ）／Ｃ，（ｔ）］）”　（２９）は測定信号Ｓ　Ｊ　ｍおよびＳよ、の多くのサ ンプルにわたって実質的に一定である。この仮定は飽和度は生理学的システムに おいて一般に比較的ゆっくりと変化するので、多くのサンプルにわたって正確で ある。

定飽和度仮定は Ｃ８（ｔ）／ｃｉ　（ｔ）＝定数　（３０）と仮定することに等しい。というの は等式（２９）の他の項のみが定数、つまり数字の１、であるからである。

この仮定を使用して、ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）の決定を可能にする比例定数 ω、５（ｔ）は （コ１） 寓Ｙｉ、（ｔ）／Ｙよ（ｔ）　（：１２１ｇ　Ｙｌ、、（ｔ）／Ｙ’よ（１）− 定）に　ルで゛　（３５）ｎ工、（ｔ）　ψ　ム、（ｔａｎよ、（１）、　（コ ロ）比例定数ω、１（ｔ）を決定するために等式（３５）および（３６）の双方 が同時に満たされ得る場合がしばしばある。

加えて、各波長ε、よ１、ε、８１、ε、２．およびε、。

□、での吸収係数は一定であり、定飽和法の中心をなす仮定はＣｓ　（ｔ）／ｃ ｓ　（ｔ）は多くのサンプル期間にわたって一定であるということである。した がって、新しい比例定数ω、ｚ（ｔ）は所望される信号への新しい近似値からの ２．３のサンプルごとに適応ノイズキャンセラの出力として決定され得る。した がって、測定信号Ｓよ、（ｔ）およびＳＺ、（ｔ）の実質的に直前のサンプルの 組に対して適応ノイズキャンセラによってめられる所望される信号ｙ’　ａ、（ ｔ）およびＹ′　λ、（ｔ）に対する近似値は、測定信号Ｓλ、（ｔ）およびＳ ａｂ　（ｔ）の次のサンプルの組に対する比例定数ω、ｚ（ｔ）を計算するため にこの発明のプロセッサにおいて使用される。

等式（２０）にω、１（ｔ）を乗算して、結果として生じる等式を等式（１８） から減算することによって以下の非ゼロ基準信号を生じる。

ｎ’　（ｔ）　＝　Ｓ、、（ｔ）　−’、５（ｔ）Ｓｘｂ（ｔ）　”　ｎＸ、（ ｔ）　−’、３ｆｔ）”ｘｂ（ｔ）　、（コア）等式（２１）はω、５（ｔ）を 乗算することが可能であり、結果として生じる等式は等式（１９）から減算され て、等式（３７）に与えられたのと同一のノイズ基準信号ｎ′（１）を生しるこ とが可能であることが理解されるであろう。

定飽和法を使用する場合、患者は正確な初期飽和値がすべての他の計算がそれに 基づくことになる、適応ノイズ消去以外の既知の方法によって決定され得るよう に、短い時間期間の間動かないでいることが必要である。一定しない動きに誘起 された所望されない信号部分で、生理学的モニターはＡ、およびＡ、を含む容積 中のＡ、の飽和度の初期値を非常に素早く生じることが可能である。飽和度計算 の一例は「インドシアニングリーンの存在と関係のない血液の酸素飽和度の分光 光度決定（ＳＰＥＣＴＲＯＰＨＯＴＯＭＥＴＲ［ＣＤＥＴＥＲＭ［ＮＡＴＩＯＮ 　ＯＦ　０ＸＹＧＥＮ　５ＡＴＵＲＡＴＩＯＮ　ＯＦ　ＢＬＯＯＤ　ＩＮＤＥＰ ＥＮＤＥＮＴ　ＯＦ　ＴＨＥ　ＰＲＥＳＥＮＴ　ＯＦ　ＩＮＤＯｃＹＡＮＩＮＥ 　ＧＲＥＥＮ）　Ｊ　という、シイ・エイ・ムーク（Ｇ、　Ａ、　Ｍｏｏｋ）他 による論文の中で示され、その論文において動脈血中の酸素飽和度の決定が論じ られている。酸素飽和度の計算について論じている他の論文は、マイケル・アー ル’ニュ　７ン（Ｍｉｃｈａｅｌ　Ｒ，Ｎｅｗｍａｎ）による「パルスオキシメ トリ：物理的原則、技術的現実および現在の制約（ＰＬＵＳＥ　ＯＸＩＭＥＴＲ Ｙ　：　ＰＨＹＳ［ＣＡＬ　ＰＲＩＮＣｒＰＬＥＳ、　ＴＥＣＨＮ［ＣＡＬ　Ｒ ＥＡＬＩＺＡＴＩＯＮ　ＡＮＤ　ＰＲＥＳＥＮＴ　ＬＩＭＩＴＡＴ［０ＮＳ）」 テある。

Ｙ’ａ、（ｔ）およびＹ′　λ、（ｔ）に対する値が決定されると、適応ノイズ キャンセラが利用され、ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）が定飽和法によって決定さ れる。

ジヨイントプロセスエステイメータ実現化例を使用する好ましい適応ノイズキャ ンセラ ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）が上に記載したラジオメトリまたは定飽和法のいず れかを使用してこの発明のプロセッサによって一旦決定されると、適応ノイズキ ャンセラはハードウェアまたはソフトウェアのいずれでも実現可能である。

図５の適応ノイズキャンセラに関連する上に記載された内部プロセッサ３２の最 小自乗平均（ＬＭＳ）実現化例は比較的容易に実現できるが、この発明の大半の 生理学的モニタリング応用に望ましい適応の速度に欠ける。したがって、最小自 乗格子ジヨイントプロセスエステイメータモデルと呼ばれる適応ノイズ消去のた めのより早いアプローチが好ましくは使用される。ジヨイントプロセスエステイ メータ６０は図７に概略的に示され、プレンティス・ホール（Ｐｒｅｎｔｉｃｅ −Ｈａｌｌ）によって発行された版権１９８６年のサイモン・ヘイキン（Ｓｉｍ ｏｎ　Ｈａｙｋｉ口）による「適応フィルタ理論（Ａｄａｐｔ’ｖｅ　Ｆｉｌｔ ｅｒ　Ｔｈｅｏｒｙ）　Ｊの第９章に詳細に記載されている。第９章も含めてこ の本すべては引用によりここに援用される。ジヨイントプロセスエステイメータ の機能は、測定信号Ｓａａ　（ｔ）またはＳよ、（ｔ）から所望されない信号部 分ｎｚ、（ｔ）またはｎ１ｂ（ｔ）を除去して、所望される信号Ｙｚａ　（ｔ） またはＹよ、（ｔ）に対する適切な近似値である信号Ｙ′　上、（ｔ）またはＹ ′□、（ｔ）を生み出すことである。このように、ジヨイントプロセスエステイ メータは所望される信号Ｙｚ、（ｔ）またはＹＡ、（ｔ）の値を推定する。ジヨ イントプロセスエステイメータ６０への入力はノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）およ び複合測定信号Ｓよ、（ｔ）またはＳλ、（ｔ）である。その出力はノイズが除 去された状態の信号Ｓ□、（ｔ）またはＳλｂ　（ｔ）、っまりＹａａ　（ｔ） またはＹλ５　（ｔ）への適切な近似値である。

ジヨイントプロセスエステイメータ６ｏは最小自乗格子プリディクタ７０および 回帰フィルタ８ｏを連係して使用する。ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）は最小自乗 格子プリディクタ７０に入力され、−刃側定信号Ｓよ、（ｔ）またはＳ□、（ｔ ）は回帰フィルタ８０に入力される。以下の説明において単純にするために、Ｓ よ、（ｔ）はそれから所望される部分Ｙよ、（ｔ）がジヨイントプロセスエステ イメータ６０によって推定される測定信号である。しかしながら、Ｓλｂ　（１ ）は回帰フィルタ８ｏに等しくうまく入力され、この信号の所望される部分ｙａ 、（ｔ）は等しくうまく推定され得ることが注目されるであろう。

ジヨイントプロセスエステイメータ６ｏはノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）および測 定信号Ｓλ、（ｔ）の双方に存在するすべての周波数を除去する。所望されない 信号部分ｎλ、（ｔ）は通常所望される信号部分Ｙλ、（ｔ）の周波数に関係の ない周波数を含む。所望されない信号部分ｎよ。

（１）が所望される信号部分Ｙａｍ　（ｔ）と全（同一のスペクトル含量である ことはほとんどあり得ないことである。

しかしながら、Ｓ□、（ｔ）およびｎ’　（ｔ）のスペクトル含量が万−同じ場 合には、このアプローチは正確な結果を生み出さないであろう。機能的には、ジ ヨイントプロセスエステイメータ６ｏは、所望されない信号部分ｎよ。

（１）に相関関係のある入力信号ｎ’　（ｔ）と、入力信号Ｓ□、（ｔ）とを比 較し、同一であるすべての周波数を除去する。このように、ジヨイントプロセス エステイメータ６０は動的マルチプルノツチフィルタとして作用し、所望されな い信号成分ｎλ、（ｔ）のすべての周波数を、それらが患者の動きとともに一定 せずに変化するので、除去する。これにより所望される信号Ｙａ、（ｔ）として 実質的に同一のスペクトル含量を有する信号が生じる。ジヨイントプロセスエス テイメータ６ｏの出力は所望される信号Ｙλ、（ｔ）と実質的に同一のスペクト ル含量および振幅を有する。このように、ジヨイントプロセスエステイメータ６ ０の出力ｙ’　Ａｍ　（ｔ）は所望される信号Ｙλ、（ｔ）に対する非常に適切 な近似値である。

ジヨイントプロセスエステイメータ６０は、図７に示されるように、ゼロ段で始 まり、第１η段で終結する複数の段に分割され得る。ゼロ段を除く各段は１段お きに同一である。ゼロ段はジヨイントプロセスエステイメータ６０のための入力 段である。第１の段から第ｍ段は直前の段、つまり、第（ｍ−１）段で発生され る信号に作用し、その結果所望される信号Ｙ′　λ、（ｔ）に対する適切な近似 値が第ｍ段からの出力として発生される。

最小自乗格子プリディクタ７０はレジスタ９０および９２、総和素子１００およ び１０２、ならびに遅延素子１１Ｏを含む。レジスタ９０および９２は前進反射 係数ｒ「、。

（１）および後退反射係数ｒ’ｂ、＋＋＋　（ｔ）の乗法値を含み、それらはノ イズ基準信号ｎ’　（ｔ）をノイズ基準信号ｎ′（１）から引き出された信号と 乗算する。最小自乗格子プリディクタの各段は前進予測誤差ｆ、（ｔ）および後 退予測誤差す、（ｔ）を出力する。下付き文字ｍは段を表わす。

サンプルの各組に対して、つまり測定信号Ｓｚａ　（ｔ）の１つのサンプルと実 質的に同時に引き出されたノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）の１つのサンプルに対し て、ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）のサンプルは最小自乗格子プリディクタ７０に 入力される。非ゼロ前進予測誤差ｆｏ　（ｔ）および非ゼロ後退予測誤差ｂｏ　 （ｔ）はノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）に等しく設定される。後退予測誤差す。（ １）は最小自乗格子プリディクタ７０の第１段で遅延素子１１０によって１つの サンプル期間だけ遅延される。このように、ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）の直前 の値は第１段の遅延素子１１０を含む計算において使用される。非ゼロ前進予測 誤差は前進反射係数値ｒ１．＋　（ｔ）レジスタ９０値と乗算された遅延された ゼロ段後退予測誤差す。（ｔ−１）の負数に加えられ、第１段の前進予測誤差ｆ ＋　（ｔ）を発生する。加えて、非ゼロ前進予測誤差ｆｏ　（ｔ）は後退反射係 数値ｒ、１つ　（ｔ）レジスタ９２値と乗算され、遅延された非ゼロ後退予測誤 差ｂｏ（ｔｌ）に加えられて、第１段の後退予測誤差ｂｌ　（ｔ）を発生する。

最小自乗格子プリディクタ７０の各後続段ｍにおいて、前の前進および後退予測 誤差値ｆ、−＋　（ｔ）および１）ｓ−１（ｔ−ｉ）は、後退予測誤差が１つの サンプル期間だけ遅延された状態で、現在の段ｆ、（ｔ）およびす、（ｔ）に対 する前進および後退予測誤差の値を発生するために使用される。

後退予測誤差す、（ｔ）は回帰フィルタ８０の同時発生段ｍに与えられる。それ はレジスタ９６に入力され、それは乗法回帰係数に、λ、（ｔ）を含む。たとえ ば、回帰フィルタ８０のゼロ段において、ゼロ段後退予測誤差ｂ０（１）はゼロ 段回帰係数に。λ、（ｔ）レジスタ９６値と乗算され、総和素子１０６で信号Ｓ λ、（ｔ）の測定値から減算され、第１段の推定誤差信号ｅ＋、λ、（ｔ）を発 生する。第１段推定誤差信号ｅ＋、ａ、（ｔ）は所望される信号に対する第１の 近似値である。この第１段の推定誤差信号ｅｌ　よ、（ｔ）は回帰フィルタ８０ の第１段に入力される。第１段の後退予測誤差ｂ＋　（ｔ）は、第１段の回帰係 数に＋、ｘａ（ｔ）レジスタ９６値と乗算され、第１段の推定誤差信号ｅ１　よ 、（ｔ）から減算されて、第２段の推定誤差ｅｚ、ａｍ　（ｔ）を発生する。第 ２段の推定誤差信号ｅ、６λ、（ｔ）は所望される信号Ｙ□、（ｔ）に対する第 ２のいくぶんより適切な近似値である。

同一のプロセスが、所望される信号Ｙ’　ａ、（ｔ）＝ｅ、、ａ、（ｔ）に対す る適切な近似値が決定されるまで、各段に対して最小自乗格子プリディクタ７ｏ および回帰フィルタ８０で繰り返される。前進予測誤差ｆ、（ｔ）、後退予測誤 差す、（ｔ）、推定誤差信号ｅ、、ａｍ（ｔ）を含む、上に論じられた信号の各 々は、各段ｍにおける、前進反射係数ｒ、、、（ｔＬ後退反射係数ｒ、、、（ｔ ）、および回帰係数に、、ｚ、（ｔ）レジスタ９ｏ、９２および９６値を計算す るために必要である。前進予測誤差ｆ、（ｔ）、後退予測誤差す、（ｔ）、およ び推定誤差ｅ１．λ、（ｔ）信号に加えて、図７には示されないが、図７に表示 された値に基づく多くの中間変数が、前進反射係数ｒ１．ｍ　（ｔ）、後退反射 係数ｒ、、、（ｔ）、および回帰係数に１．よ、（ｔ）レジスタ９０．９２およ び９６値を計算するために必要とされる。

前進予測誤差自乗Ｆ、（ｔ）の重みづけされた和、後退予測誤差自乗β、（ｔ） の重みづけされた和、スケーラパラメータ△、（１）、変換ファクタγ、（１） 、および別のスケーラパラメータρ、、ａ、Ｃｔ）を含む。前進予測誤差Ｆ、（ ｔ）の重みづけされた和は以下のように規定され、ここで波長識別子ａまたはｂ を有さないγは波長に関係のない一定の乗法値であり、典型的に１より小さいま たはｌに等しい、っまりλ≦１である。後退予測誤差β、（ｔ）の重みづけされ た和は以下のように規定され、ここで再び波長識別子ａまたはｂを有さないλは 波長に関係のない一定の乗法値であり、典型的に１より小さいまたは１に等しい 、っまりλ≦１である。これらの重みづけされた相中間誤差信号は、第９章セク ション９．３において記載されているように、それらがより容易に解いてめられ 、以下に等式（５３）および（５４）で規定されるように操作できる。

ジヨイントプロセスエステイメータの説明ジヨイントプロセスエステイメータ６ ｏの動作は以下のとおりである。ジヨイントプロセスエステイメータ６ｏがオン された場合、パラメータΔ−＋（１）、前進予測誤差信号Ｆ、−１（ｔ）の重み づけされた和、後退予測誤差信号β、１（ｔ）の重みづけされた和、パラメータ ρ、２．（ｔ）、およびゼロ段推定誤差ｅ。よ、（ｔ）を含む信号および中間変 数の初期値はあるものはゼロに、あるものは小さな正の数δに初期設定される。

ｅＯ，１ｍ（ｔ）　−５ｌａ（ｔ）　ｔｚＯｔ：＃して　（４４）初期設定後、 測定信号Ｓｚａ　（ｔ）およびノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）の同時サンプルは、 図７に示されるように、ジヨイントプロセスエステイメータ６ｏに入力される。

前進および後退予測誤差信号ｆ、（ｔ）およびｂｏ　（ｔ）、前進および後退誤 差信号Ｆｏ　（ｔ）およびβ。（１）の重みづけされた和を含む中間変数、なら びに変換係数γ。

（１）は以下に従ってゼロ段に対して計算され、ｆｏ（ｔ）　＝　ｂｏ（ｔ）　 −ｎ’（ｔ）　（４５）７、（ｔ）　＝β。（１）冨λｙｏ（ｔ−１）　＋　Ｉ 　ｎ’　（ｔ）Ｉ　２（４６）ｙｏ（ｔ−１）＝　１　（４７） ここで、再び波長識別子ａまたはｂを有さないλは波長に関係のない一定の乗法 値である。

その後の各段における前進反射係数ｒ、、、（ｔ）、後退反射係数ｒ、、、（ｔ ）、および回帰係数に、λ、（ｔ）レジスタ９０．９２および９６値は前の段の 出力に従って設定される。第１段の前進反射係数ｒ１．ｌ　（ｔ）、後退反射係 数ｒｂ、Ｉ　（ｔ）、および回帰係数に１　λ、（ｔ）レジスタ９０．９２およ び９６値は、したがって、ジヨイントプロセスエステイメータ６０のゼロ段の値 を使用するアルゴリズムに従って設定される。各段ｍ≧１において、パラメータ Δ、Ｉ（ｔ）、前進反射係数ｒ１．ｍ　（ｔ）レジスタ９０値、後退反射係数ｒ ｂ、ｍ　（ｔ）レジスタ９２値、前進および後退誤差信号ｆ、（ｔ）およびす、 （ｔ）、ヘイキンの本のセクション９．３において処理されるような自乗された 前進予測誤差Ｆｔ、、（ｔ）の重みづけされた和、ヘイキンの本のセクション９ ．３において処理されるような自乗された後退予測誤差β、、、（１）の重みづ けされた和、変換ファクタγ、（１）、パラメータρ、λ、（１）、回帰係数に 、、ｘ、（ｔ）レジスタ９６値、ならびに推定誤差ｅ、＋１　よ、（ｔ）値を含 むレジスタ値および中間値は以下に従って設定され、 Δ、、（１）璽λΔ、、（ｔ−１）　＋　（ｂ、、、（ｔ−１）ｆ”、−、（ｔ ）／γ、−，（ｔ−１１）　（４８）ｒ、、１Ｉ（ｔ）　−−（Δ、、（１）／ β、、、（ｔ（）　ｌ　（４９）ｒ、、（ｔ）冨−（Δ”、１（ｔ）／ｙ、、、 （ｔ）　）　（ｓｏ）ｆ、（ｔ）　−ｆ、、、（ｔ）　＋ｒ”、、（ｔ）ｂｌＩ −、（ｔ−１）　（５１）ｂ、（ｔ）　−ｂ、、（ｔ−１）　＋　ｒ”、、（ｔ ）ｆ、、（ｔ）　（５２）ター（ｔ）　−ｊ’、、（ｔ）　−（ｌ　Δ−，（ｔ ）＋　２／βｍ−１（ｔ−１））　（５コ）β、（ｔ）　露　β−＋ｆ℃−１） 　−（ｌ　Δ、ｔｔ＞Ｉ　２／ｙ′、−、＋ｔ））　＋５今）γ、（ｔ−１）− γ５−１（ｔ−１）　−（ｌ　ｂ、Ｐ、（ｔ−１１２，／β、、（ｔ−１）ｌ　 （５５）ｐ、、、（ｔ）−λ’ｓ、ｔａ（ｔ−１）　＋　（ｂ、（ｔ）ｅ’″、 、、、（ｔ）／Ｙ、（ｔ）　）　（５６）ｉｃ、、、（ｔ）　−（ρ３．．．（ １）／β、（ｔ）　）　（５７）ｅ　（ｔ）！ｅ、、、＋ｔ）−に、（ｔ）ｂ、 （ｔ）　（５８）−１，１・ ここで（＊）は共役複素数を示す。

これらの等式により、誤差信号ｆ、（ｔ）、ｂ、（ｔ）、ｅｌよ、（ｔ）が自乗 またはお互いに乗算され、事実上誤差を自乗し、Δ、−＋（１）のような新しい 中間誤差値を作成する。誤差信号および中間誤差値は上の等式（４８）から（５ ８）に示されるように、帰納的に束ねられる。それらは次の段の誤差信号を最小 にするために相互に作用する。

所望される信号Ｙ′　λ、（ｔ）に対する適切な近似値がジヨイントプロセスエ ステイメータ６０によって決定された後、測定信号Ｓｚａ　（ｔ）のサンプルお よびノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）のサンプルを含む次のサンプルの組がジヨイン トプロセスエステイメータ６０に入力される。再初期化プロセスは再び発生しな いので、その結果前進および後退反射係数ｒ１．ｍ　（ｔ）およびｒ’ｂ、＋ｍ 　（ｔ）　レジスタ９０．９２値ならびに回帰係数に、λ、（ｔ）レジスタ９６ 値は、前に入力されたＳａａ　（Ｄのサンプルの所望される部分Ｙｚ、（ｔ）を 推定するために必要とされる乗法値を示す。

このように、前のサンプルからの情報は各段において現在のサンプルの組の所望 される信号部分を推定するために使用される。

ジヨイントプロセスエステイメータのフローチャート生理学的モニターのような 、この発明の基準プロセッサを組み込んで適応ノイズキャンセラへの入力のため のノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を決定する、信号プロセッサにおいて、ジヨイン トプロセスエステイメータ６０型の適応ノイズキャンセラは一般に反復ループを 有するソフトウェアプログラムを経て実現化される。このループの１つの反復は 図７に示されるようなジヨイントプロセスエステイメータの１つの段に類似する 。このように、もしループがｍ回反復されれば、それはｍ段のジヨイントプロセ スエステイメータ６０に等価である。

測定信号Ｓよ、（ｔ）のサンプルの所望される信号部分Ｙよ、（ｔ）を推定する ためのサブルーチンのフローチャートは図８に示される。このフローチャートは ノイズ基準信号を決定するための基準プロセッサの作用、およびジヨイントプロ セッサエステイメータ６０がどのようにソフトウェアにおいて実現化されるかを 示す。

「ノイズキャンセラ初期設定」ボックス１２０によって示されるように、生理学 的モ平ターがターンオンされたときに１度だけの初期設定が実行される。この初 期設定はすべてのレジスタ９０．９２および９６ならびに遅延素子変数（ｄｅｌ ａｙ　ｅｌｅｍｅｎｔ　ｖａｒｉａｂｌｅｓ）　ｌ　１０を等式（４０）から（ ４４）において上に説明された値に設定する。

次に、測定信号Ｓλ、（ｔ）およびＳａｂ　（ｔ）の１組の同時サンプルが図８ のフローチャートによって表わされるサブルーチンに入力される。そして、遅延 素子プログラム変数の各々の時間更新がｒ　（Ｚ−’）素子の時間更新」ボック ス１３０に示されるように発生し、そこで遅延素子変数１１０の各々にストアさ れた値は遅延素子変数１１Ｏの入力における値に設定される。、二のように、ゼ ロ段の後退予測誤差ｂｏ　（ｔ）は第１段の遅延素子変数にストアされ、第１段 の後退予測誤差ｂｚ　（ｔ）は第２段の遅延素子変数にストアされ、以下同様で ある。

測定信号サンプルＳλ、（ｔ）およびＳλ、（ｔ）の組を使用して、ノイズ基準 信号が上述のレシオメトリまたは定飽和法に従って計算される。これは［２つの 測定信号サンプルに対するノイズ基準（ｎ’　（ｔ））を計算する」ボックス１ ４０によって示される。レシオメトリ法は定飽和値についての仮定が何も必要と されないので一般に好ましい。

ゼロ段のオーダ更新は「ゼロ段更新」ボックス１５０に示されるように次に実行 される。ゼロ段の後退予測誤差す。（ｔ）、およびゼロ段の前進予測誤差ｆｏ　 （ｔ）はノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）の値に等しく設定される。加えて、前進予 測誤差Ｆ−（ｔ）の重みづけされた和および後退予測誤差β、（ｔ）の重みづけ された和は等式（４６）に規定された値に等しく設定される。

次に、ループカウンタｍがｒｍ＝ＯＪボックス１６０に示されるように初期設定 される。図８のフローチャートに対応するサブルーチンによって使用されるべき 段の総数を規定するｍの最大値もまた規定される。典型的に、このループは所望 される信号に対する最もよい近似値に基づいてジヨイントプロセスエステイメー タ６０によって集束のための規準が一旦満たされると反復をやめるように構成さ れる。加えて、ループが反復を停止する最大ループ反復数が選択され得る。この 発明の生理学的モニターの好ましい実施例において、最大反復数、ｍ＝６０から ｍ＝８０が有利に選択される。

ループ内で、最小自乗格子フィルタの前進および後退反射係数ｒ、、、（ｔ）お よびｒｂ、、（ｔ）は、図８（７）ｒＬＳＬ格子の第Ｍのセルオーダ更新」ボッ クス１７０によって示されるように、まず計算される。これは現在の段、次の段 および回帰フィルタ８０のレジスタ９０．９２および９６値を決定する際に使用 される中間変数および信号値の計算を必要とする。

回帰フィルタレジスタ９６値に１．λ、（ｔ）の計算が、「回帰フィルタの第Ｍ 段オーダ更新」ボックス１８０によって示されるように次に実行される。２つの オーダ更新ボックス１７０および１８０は順にｍ回実行され、最後にｍは「実行 」決定ボックス１９０からのＹＥＳ経路によって示されるように、その予め定め られた最大値（好ましい実施例においてｍ＝６０からｍ＝８０）に到達してしま うか、または解が集束されてしまう。コンピュータサブルーチンにおいて、集束 は前進および後退予測誤差Ｆ、（ｔ）およびβ、（ｔ）の重みづけされた和が小 さな正の数より小さいかどうかをチェックすることによって決定される。

［出力計算ｊボックス２００によって示されるように出力が次に計算される。そ の出力は図８のフローチャートに対応する基準プロセッサおよびジヨイントプロ セッサエステイメータ６０サブルーチンによって決定されるように、所望される 信号に対する適切な近似値である。これはｒ表　。

示」ボックス２１０によって示されるように、表示される（または別のサブルー チンの計算に使用される）。

２つの測定信号Ｓａ、（ｔ）およびＳλ１　（ｔ）のサンプルの新しい組は図８ のフローチャートに対応するプロセッサおよびジヨイントプロセスエステイメー タ６０適応ノイズキヤンセラサブルーチンに入力され、このプロセスはこれらの サンプルに対して繰り返される。しかしながら、初期設定プロセスは再び発生し ないことに注目されたい。

新しい組の測定信号サンプルＳｘａ　（ｔ）および５ｉｂ（１）は連続的に基準 プロセッサおよびジヨイントプロセスエステイメータ６０適応ノイズキヤンセラ サブルーチンに入力される。その出力は持続波を表わすサンプルのチェーンを形 成する。この波形は波長λａにおける所望される信号波形ｙ’　ｌａ　ｃｔ）に 対する適切な近似値である。

）Ｘ丁余白 適応ノイズキャンセラ出力による飽和度の計算生理学的モニターは典型的に所望 の信号Ｙ′　λ、（ｔ）の近似値を用いて他の量、たとえばある成分およびそれ 以外の成分を含む容積におけるある成分の飽和度を計算する。

一般的に、このような計算は２つの波長における所望信号についての情報を必要 とする。ある測定においては、この波長はλｂてあり、これはノイズ基準信号ｎ ’　（ｔ）の計算に用いられる波長である。たとえば、ノイズ基準信号を決定す る定飽和法は、測定された信号Ｓλ、（ｔ）およびＳａｂ　（ｔ）の所望信号部 分Ｙｉａ　（ｔ）およびＹλ。

（１）の適切な近似値を必要とする。次に、飽和度は両信号の近似値、すなわち Ｙ′　□、（ｔ）およびＹ′　□、（ｔ）から決定される。

他の生理学的測定においては、第３の波長における信号の情報が必要である。た とえば、ラジオメトリ法を用いて飽和度をめるには、信号Ｓλ、（ｔ）およびＳ λ、（ｔ）を用いてノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）をめる。しかし、上記で述べた ように、λａおよびλｂは式（２２）のような比例関係を満たすために選択され る。この比例関係は２つの所望信号部分Ｙ□、（ｔ）およびＹａｂ　（ｔ）を− 次従属させる。一般に、−次従属数学式は未知数に対しては解（ことができない 。類似して、いくつかの望ましい情報は２つの一次従属信号からは引き出すこと ができない。したがって、ラジオメトリ法を用いて飽和度を決定するためには、 第３の信号が波長λＣで同時に測定される。波長λＣは測定信号Ｓ＆ｃ　（ｔ） の所望部分Ｙｌｃ　（ｔ）が、測定信号Ｓｘａ　（ｔ）およびＳｔ、（ｔ）の所 望部分Ｙ　ｘ　ａ（１）およびＹλ、（ｔ）と−次従属ＬｚｆｉＬｚように選択 される。すべての測定は実質的に同時になされるので、ノイズ基準信号ｎ’　（ ｔ）は各測定信号Ｓλ、（ｔ）、Ｓλ。

（ｔ）、およびｌｃ　（ｔ）の所望されない信号部分ｎλａ、ｎｘｂ、およびｎ 、。に相関し、すべての３つの測定信号Ｓａａ　（ｔ）、Ｓａ、（ｔ）およびＳ ａｃ　（ｔ）に対する所望信号部分Ｙ□、（ｔ）、ＹＡ、（ｔ）およびＹ。

ｃ　（１）の近似値を推定するために用いられることができる。ラジオメトリ法 を用いて、正しく選択された２つの測定信号Ｓλ、（ｔ）およびＳ□、（ｔ）の 所望信号部分Ｙ□、（ｔ）およびＹλｃ　（１）の推定値は、はとんどの生理学 データを決定するためには一般に満足できるものである。

２つの回帰フィルタ８０ａおよび８０ｂを有するジヨイントプロセスエステイメ ータ６０は図９に示される。第１の回帰フィルタ８０ａは測定信号Ｓ□、（ｔ） を受け取る。

第２の回帰フィルタ８０ｂは、定飽和法またはラジオメトリ法のどちらがノイズ 基準信号ｎ’　（ｔ）を決定するために用いられるかに依存して、測定信号Ｓｚ ｂ　（ＤまたはＳＡｅ　（ｔ）を受け取る。第１の回帰フィルタ８０ａおよび第 ２の回帰フィルタ８０ｂは独立している。後退予測誤差す、（ｔ）は各回帰フィ ルタ８０ａおよび８０ｂに入力され、第２の回帰フィルタ８０ｂの入力は第１の 回帰フィルタ８０ａをバイパスする。

第２の回帰フィルタ８０ｂはレジスタ９８および合計エレメント１０８を含み、 これらは第１回帰フィルタ８０ａのものと類似して配置される。第２の回帰フィ ルタ８０ｂは式（４８）ないしく５８）によって規定される付加的中間変数に関 連して動作する、すなわち：ｐ、、、（ｔ）　＝λｐ、、（ｔ−１）　＋　（ｂ ＩＩ（ｔ）ｅ″、、（ｔ）／ｙ１（ｔ）　ｌ；　ｊｒ：ｒｔ　（５９）ｐ、、、 、（ｔ）−λＧ＋、、、ｅ（ｔ（）　＋　（ｂ、（ｔ）＊”、、ｃ（ｔ）／Ｙ、 （ｔ））；＆咄−（６０）ρ。、Ｌｂ（ｏ）　−ｏ；　（６１） ρ。、１ｃ（ｏ）冨０．　（６２） 第２の回帰フィルタ８０ｂは第１の回帰フィルタの誤差信号値ｅ、＋１　よ、（ ｔ）に類似して定義される誤差信号値を有する、すなわち、 ｅ、ｌ、１ｂ（ｔ’　−”４１ｂ（ｔ）　−”ｍ、ｈｂ（ｔ）ｂａｍ（ｔ”　ま ｊ”−１２（６コ）ｅ、１１．、（ｔ）　ｗａ　ｅａ、１ｃ（ｔ）−ｘ”、、、 （ｔ）ｂ、（ｔ）　：　ｈＡｖ’　（６４）第２の回帰フィルタは、第１の回帰 フィルタの誤差信号値に類似して定義される回帰係数に、、ｚ、（ｔ）レジスタ ９８値を有する、すなわちニ ー、あ（１）　−（ρ１．ゆ（ｔ）／β、（ｔ））；　（６７１”５ｊｃ（ｔ） 　＝　（Ｐ、１．ｃ（１）／β、（ｔ）　）；　（６８）これらの値は式（４０ ）ないしく５８）に定義される中間変数値、信号値、レジスタおよびレジスタ値 に関連して用いられる。これらの信号は、付加信号を波長λａに対して類似する 信号に直接隣接しておくことによって規定される順番で計算される。

ラジオメトリ法では、３１ｃ　（ｔ）は第２回帰フィルタ８０ｂに入力される。

第２回帰フィルタ８０ｂの出力は所望信号Ｙ′　λ。（１）に対する適する近似 値となる。定飽和法では、Ｓｉｉ＋　（ｔ）は第２回帰フィルタ８０ｂに入力さ れる。その出力は所望信号Ｙ′　λｂ　（１）の適する近似値となる。

第２の回帰フィルタ８０ｂを加えても、図８のフローチャートに表わされるコン ピュータプログラムサブルーチンを実質的には変えない。たった１つの回帰フィ ルタの第ｍ段のオーダ更新の代わりに、両回帰フィルタ８０ａおよび８０ｂの第 ｍ段のオーダ更新が行なわれる。これは図８のボックス１８０の「第ｍ段の回帰 フィルタのオーダ更新」が複数形で表示されていることによって表わされる。回 帰フィルタ８０ａおよび８０ｂは独立して動作するので、図８のフローチャート によって示される基準プロセッサおよびジヨイントプロセスエステイメータ６０ 適応ノイズキヤンセラサブルーチンにおいて独立した計算が行なわれるこラジオ メトリ法における所望信号Ｙ′　よ、（ｔ）およびｙ’　ａｅ　（ｔ）ならびに 定飽和法におけるＹ′　λ、（ｔ）およびＹ’　ａｂ　（ｔ）に対する適する近 似値がジヨイントプロセスエステイメータ６０によって決定されると、たとえば Ａ、およびＡ６を含む容積におけるＡ、の飽和度は、種々の既知の方法によって 計算することができる。数学的に、所望信号の近似値は波長λａおよびλＣを用 いるラジオメトリ法では以下のようになる： ”Ａ１１（ｔ）”　’５，１ａｃ５ｘ５，６（ｔ）”　’６，１ａｃ６ｘ５．６ （ｔ）’ろＪ−ｒ”　（６９）”１ｃ（ｔ）　”　ｔ５，１ｃｃ５ｘ５．６（ｔ ）十ｃ６，１ｅｃＡＸ５，６（ｔ）、（７ｏ’定飽和法では、所望信号の近似値 は項λａおよびλｂで以下のようになる： ”１ｍ（ｔ）”　’５．１ａｃ５ｘＳ、６（ｔ）”　ｃ６．Ｌａｃ６ｘ５，６（ ｔｌ　’　”よひ゛　（７１）”’１Ｗ（ｔ）”　’５．ｌｔ＋”５ｘ５．６（ ｔ）”　ｅ６，１ｂｃ６×５．６（ｔ）０．　（７２）これは３つの未知数、す なわちＣｓ　（ｔ）、Ｃｓ　（ｔ）およびＸＳ、ｇ　（ｔ）を有する２つの式に 等しい。ラジオメトリおよび定飽和法では、ＡｓおよびＡ６を含む容積内のＡ、 の飽和度が実質的には変化しない、２つの異なる、しかし最も近い時間ｔ１およ びｔ２での所望信号部分の近似値をめることによって決定することができる。た とえば、時間ｔ１およびｔ２で、ラジオメトリ法によって推定される所望信号に 対しては以下のようになる。

”１．（ｔｌ）　”　’５，１ａＣ５ｘ５，６（ｔ＋’　”　ｔ６，１ａＣ６ｘ ５，６（ｔＩ”コ）”１ｃ（ｔｌ）”　ｔ５，１ｃＣ５ｘ５，６（ｔｌ）”　ｔ ６．ｌｃ”６ｘ５，６（ｔ＋’　”’”１ｍ（ｔ２’　”　’５ＪａＣ５ｘ５． ６（ｔ２’　十’６，１ｓＣ６Ｘ５，６（ｔ２）　（７５）”１ｃ（ｔ２’　” 　ｔ５．ＬｃＣ５Ｘ５，６（ｔ２）＋εｂ、ｘｃＣｂｘｓ、ｂ（ｔｚ）　（７６ １次に差信号は決定され、これは式（７３）ないしく７６）の信号に関する、す なわち・ ΔＹＡｓ　−”、ａ（ｔ、）−”、ａ（ｔ２’　”　’５，１ｍ　”５ΔＸ　” 　ｔ６，１ａｃ６ΔＸ；あ゛よυ”　（７７）ここではΔＸ＝Ｘｓ、ｓ　（ｉ＋ 　）　Ｘｓ、＊　（ｔ２）である。

時間ｔ　＝　（ｔ　＋　＋　ｔ　２　）　／　２の平均飽和度は以下のようにな る： 飽和度（ｔ）□ｃｓ　（ｔ）／　［ｃｓ　（ｔ）＋ｃｓ　（ｔ）］　（７９）項 ΔＸは、除算により飽和度の計算から落ちることは理解される。したがって、所 望成分の厚さに関する情報は、飽和度を計算するには必要ない。

パルスオキシメトリ測定 一定しない動き誘起不要信号部分を取り除く適応ノイズキャンセラに入力するた めのノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を決定するための、本発明のプロセッサを用い る生理学的モニターの具体的な例は、パルスオキシメータである。パルスオキシ メータは典型的には、たとえば耳たぶ、指のような部分、または額のような、血 液が表面近くに流れる媒体にエネルギを伝播することを引き起こす。減衰信号は 媒体を通るまたは反射される伝播後に測定される。パルスオキシメータは、体が 使用することができる酸素結合された血液の飽和度を推定する。

新たに酸素が結合された血液は、体で用いられるために、心臓から動脈へと高い 圧力で送り出される。動脈の血液の体積は、心臓の鼓動に応じて変わり、心拍数 、または脈拍数でエネルギ吸収に変動をもたらす。

酸素がなくなる、または脱酸素化されて、血液は用いられない酸素が含まれる血 液とともに静脈を通って心臓に戻る。静脈における血液の量は呼吸数に応じて変 わり、これは典型的に心拍数よりも遅い。したがって、静脈の厚さにおいて動き 誘起変動がない場合、静脈血はエネルギ吸収に。

おいて低い周波変動を引き起こす。静脈の厚さにおいて動き誘起変動がある場合 、吸収における周波数の低い変動は、動きアーティファクトによって吸収の際の 一定しない変動と組み合わせられる。

媒体を通るエネルギの透過を用いる吸収測定では、２つの発光ダイオード（ＬＥ Ｄ）は指のように、表面の近くで血液が流れる体の部分の側部に位置づけられ、 フォトディテクタは指の反対側に位置づけられる。典型的には、パルスオキシメ トリ測定では、一方のＬＥＤは可視波長、好ましくは赤を発光し、他方のＬＥＤ は赤外波長を発光する。

しかし、当業者は他の波長の組み合わせが用いられてもよいことはわかるだろう 。

指は皮膚、組織、筋肉、動脈血および静脈血、脂肪などを含み、各々は異なる吸 収係数、異なる濃度、および異なる厚さによって、異なって光エネルギを吸収す る。患者が動いていない場合、血液の流れを除いて、吸収は実質的に一定である 。この一定減衰は、従来のフィルタリング技術によって、決定されかつ信号から 減算されることができる。

患者が動くと、吸収は一定しない。一定しない動きによって引き起こされるノイ ズは典型的には従来のフィルタリング技術によって測定信号から予め定めかつ減 算することはできない。したがって、酸素結合された動脈血の飽和度を決定する ことはより難しくなる。

パルスオキシメトリの生理学的モニターの概略が図１０に示される。２つのＬＥ Ｄ３００および３０２、一方のしＥＤ３００は赤の波長を発し、他方のＬＥＤ３ ０２は赤外波長を発するが、指３１０に隣接して位置づけられる。減衰する可視 および赤外光エネルギ信号に対応する電気信号を生成するフォトディテクタ３２ ０は、ＬＥＤ３００および３０２の反対側に位置づけられる。フォトディテクタ ３２０は増幅器３３０を含む共通処理回路の単一チャネルに接続され、増幅器は 帯域フィルタ３４０に接続される。帯域フィルタ３４０は複数個の出力チャネル を有する同期化された復調器３５０に信号を渡す。１つの出力チャネルは可視波 長に対応する信号のためのものであり、他の出力チャネルは赤外波長に対応する 信号のためのものである。

可視および赤外波長両方に対応する信号のための同期化された復調器の出力チャ ネルはそれぞれ別の経路に接続され、各経路はさらなる処理回路を含む。各経路 はたとえば差動増幅器のようなりＣオフセット除去エレメント３６０および３６ ２、プログラム可能利得増幅器３７０および３７２、ならびにローパスフィルタ ３８０および３８２を含む。各ローパスフィルタ３８０および３８２の出力は、 第２のプログラム可能利得増幅器３９０および３９２においに接続され、それは マイクロプロセッサ４２０に接続される。制御ラインが、マイクロプロセッサ４ ２０およびマルチプレクサ４００、マルチプレクサ４２０およびアナログ−デジ タル変換器４１０、ならびにマイクロプロセッサ４２０および各プログラム可能 利得増幅器３７０．３７２．３９０．３９２の間に形成される。マイクロプロセ ッサ４２０は他にも制御ラインを含み、一方はディスプレイ４３０につながり、 他方は２つのＬＥＤ３００および３０２のフィードバックループにあるＬＥＤド ライバ４４０につながる。

ＬＥＤ３００および３０２はエネルギを発し、これは指３１０によって吸収され 、フォトディテクタ３２０によって受け取られる。フォトディテクタ３２０は、 フォトディテクタ３２００表面に当たる光エネルギの強度に対応する電気信号を 生成する。増幅器３３０は、処理を容易にするために、この電気信号を増幅する 。次に、帯域フィルタ３４０は望ましくない高いおよび低い周波数を取り除（。

同期化された復調器３５０は電気信号を赤および赤外光エネルギ成分に対応する 電気信号に分ける。予め定められた基準電圧Ｖ　ｌ　＠　ｌはＤＣオフセット除 去エレメント３６０および３６２によってそれぞれの分けられた信号から減算さ れ、動き誘起不要信号成分がない場合に吸収に対応する実質的に一定の吸収を取 り除く。次に第１のプログラム可能利得増幅器３７０および３７２は、操作を容 易にするために、各信号を増幅する。ローパスフィルタ３８０および３８２は望 まれない高い周波数成分を取り除くために各信号を積分し、第２のプログラム可 能利得増幅器３９０および３９２は、処理をさらに容易にするために各信号を増 幅する。

マルチプレクサ４００は赤および赤外光エネルギに対応する電気信号間のアナロ グスイッチとして働き、まず赤光に対応する信号をアナログ−デジタル変換器４ １０に入力し、次に赤外光に対応する信号をアナログ−デジタル変換器４１０に 入力する。これによって複数のアナログ−デジタル変換器４１０を設ける必要は ない。アナログ−デジタル変換器４１０はデータをマイクロプロセッサ４２０に 入力して、本発明の処理技術によってノイズ基準信号を計算し、かつ適応ノイズ キャンセラによって所望されない信号部分を取り除く。マイクロプロセッサ４２ ０は中心的に赤および赤外チャネルのためにマルチプレクサ４００、アナログ− デジタル変換器４１０．および第１および第２のプログラム可能利得増幅器３７ ０および３９０を制御する。

さらに、マイクロプロセッサ４２０は、フォトディテクタ３２０て受け取られた 平均強度を適切な範囲内に保つために、サーボループにおけるＬＥＤドライバ４ ４０によって、ＬＥＤ３０２および３０４の強度を制御する。マイクロプロセッ サ４２０において、ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）は、上記で述べたように、定飽 和法またはラジオメトリ法のどちらかによって、好ましくはラジオメトリ法によ って計算される。この信号は、上記で述べたように、ジヨイントプロセスエステ イメータ型６０の適応ノイズキャンセラにおいて用いられる。

マルチプレクサ４００は、赤および赤外光エネルギに対応する電気信号を時間多 重化またはその間を順次スイッチする。これによって、電気信号を検出および処 理を始めるために単一チャネルを用いることを可能にする。たとえば、赤ＬＥＤ ３００は先に付勢され、減衰信号はフォトディテクタ３２０で測定される。減衰 赤光エネルギの強度に対応する電気信号は共通の処理回路に渡される。次に赤外 ＬＥＤ３０２が付勢され、減衰信号はフォトディテクタ３２０で測定される。減 衰赤外光エネルギの強度に対応する電気信号は共通処理回路に渡される。次に、 赤ＬＥＤ３００は再び付勢され、対応する電気信号が共通処理回路に渡される。

ＬＥＤ３００および３０２の順次付勢はパルスオキシメータが動作している間は 連続的に行なわれる。

処理回路は同期化復調器３５０のあとでは別個の経路に分けられて、時間多重に よって発生する時間制約を緩和する。図１Ｏに示されるパルスオキシメータの好 ましい実施例において、１０００Ｈｚのサンプルレート、またはＬＥＤ付勢レー トが有利に用いられる。したがって、電気信号は１０００Ｈｚのレートで同期復 調器３５０に到達する。

ローパスフィルタ３８０．３８２および３８４の時間制約を確立するために、別 個の経路の代わりに時間多重は用いられない。

図ＩＯにおいて、第３のＬＥＤ３０４が指に隣接して、ＬＥＤ３００および３０ ２の近くに位置づけられて示される。第３のＬＥＤ３０４はラジオメトリ法を用 いて飽和度を決定するために用いるための第３の信号Ｓａｃ　（ｔ）を測定する ために用いられる。第３のＬＥＤ３０４は赤ＬＥＤ３００および赤外ＬＥＤ３０ ２と時間多重される。したがって、第３の信号は赤ＬＥＤ３００および赤外ＬＥ Ｄ３０２からの信号の順序に応じて共通処理回路に入力される。

演算増幅器３３０、帯域フィルタ３４０、および同期化復調器３５０を通って処 理さねた後、波長λＣでの光エネルギに対応する第３の電気信号は、ＤＣオフセ ット除去エレメント３６４、第１のプログラム可能利得増幅器３７４、ローパス フィルタ３８４、および第２のプログラム可能利得増幅器３９４を含む別の経路 に入力される。次に、第３の信号はマルチプレクサ４００に入力される。

第３のＬＥＤ３０４に対する破線の接続は、ラジオメトリ法が用いられる場合に この第３のＬＥＤ３０４はパルスオキシメータに組み込まれることを示し、定飽 和法では必要ない。第３のＬＥＤ３０４が用いられる場合、マルチプレクサ４０ ０は３つのＬＥＤ３００．３０２および３０４の信号間のアナログスイッチとし て働く。第３のＬ　Ｅ　Ｄ　３０４が用いられると、λＣの波長経路において、 マイクロプロセッサ４２０と第１および第２のブ呂グラム可能利得増幅器３７４ および３９４との間にフィードバックループが形成される。ラジオメトリ法を用 いるパルスオキシメトリ測定では、λａ、λｂ、およびλＣの各波長で、指３１ Ｏを通る信号（対数変換された）は以下の通りである：ＳＬａ””５ｈｒｅｄｔ （ｔ）−ｃｌ、ｏｘ、ｈａｃ：ｂｏｚＸ’　（ｅ）　＋ｅ、、、ｈａｃ：ａｙＸ ’　（ｅ）◆Ｃｍｘｏｘ、、ａｃムｌ（ｔ）◆−、、ｃ：ｙｒ’（ｔ）　＋　ｎ 、、　（ＩｊＳｌｂ”　”’、ｒｅａ　”　＝　ｅＭｈｏ２．ｍ４μ’　（ｔ） 　＋ｅ−５ｚＨＣ：ｂＸ侃む）”　ｅｐｔｂｏｘ、、ｂｃ：ｌ、２ｘｖ（”　＝ 　ｃａＪｊ’Ｎｂ”　”　”　”　ｎｚｂ　（ｔ）。

ｓ、ｃ（ｅ）＝ｓ、Ｒ（ｔ）ｘ　ｅッｚ、ｋｃ　ｃｓｈｏ２Ｘ’（ｅ）◆ｅｐｃ ｂ、ｚｃｃ：ｔｙ”’＜む）”　ｅｍｔｕ、ｈｃＣｎｍ”　”　”　”　’ｍｙ 、ｚｃＣ−”　’ｈｃ　’　”　。

式（８１）ないしく８３）において、ｘＡ　（ｔ）は指における動脈血の概算合 計厚さてあり、ｘ’　（ｔ）は指における静脈血の概算合計厚さてあり、ε□。

、　λ１、ε、、。２λゎ、ε、。２　λ１、ε□　λ１、ε□　λ１、および Ｃ８，、Ｃは測定された各波長における酸素結合されたおよび脱酸素化されたヘ モグロビンの吸収係数であり、上付き文字のＡおよびＶを含むＣ１，ｚ（ｔ）お よびｃＨｂ（ｔ）はそれぞれ酸素結合されたまたは酸素結合されていない動脈血 および静脈血の濃度である。

ラジオメトリ法では、選択される波長は可視光範囲の典型的な２つ、すなわちλ ａおよびλｂてあり、１つは赤外範囲、すなわちλＣである。上記て述へたよう に、測定された波長のλａおよびλｂは所望信号部分Ｙ□、（ｔ）およびＹよ、 （ｔ）を取り除く比例的関係を満たすために有利に選択され、ノイズ基準信号ｎ ’　（ｔ）をもたらす。好ましい実施例において、ラジオメトリ法はノイズ基準 信号ｎ’　（ｔ）を決定するために用いられ、それは式（２２）に類似して、測 定信号Ｓλ、（ｔ）および１．（ｔ）の所望部分Ｙλ、（ｔ）およびＹａｂ　（ ｔ）が−次従属するように２つの波長を選択する、すなわち以下を満たす波長λ ａおよびｘｂを選択する： を嘱２．ｌＪ　’ａｂ、ムー’　ｔｔｂｏｚ、ルな。ｂ、ｘｂ　（８４）選択さ れる典型的波長の値はλａ＝６５０ｎｍおよびλｂ＝６８５ｎｍである。さらに 、λＣの典型的な波長値はλｃ＝＝９４０ｎｍである。式（８４）を満たすため に波長λａおよびｘｂを選択すると、測定信号の静脈部分は、所望信号部分の一 部でなくても、−次従属させることになる。

したがって、信号の静脈部分は望ましい部分で取り除かれる。非ゼロノイズ基準 信号ｎ’　（ｔ）を決定することを可能にする式（８１）および（８２）間の比 例関係は、式（２５）と類似して、以下の通りであるムｒ＆　”　’Ｍｂ、λノ ー、Ｌｂ’　ごンで　（８５１ｎＬ、（ｔ）　１１Ｊ、４ｎ、（ｔ）、　（８６ ）パルスオキシメトリでは、式（８５）および（８６）は同時に満たすことがで きる。

図１１は酸素結合されたおよび脱酸素化されたヘモグロビン（ε、、。、および ε８％）対波長（λ）の吸収係数のグラフである。図１２は吸収係数対波長の比 のグラフである、すなわちε８．／ε□。、対λの図１１における円１３内の波 長範囲にわたる。線４００のように、水平線が図１２の曲線に２回接するところ では、式（８４）の条件が満たされる。図１３は図１１の円１３内における分解 図である。水平線が図１２の曲線を２回接する波長のε□。、およびε、の値は 図１３のデータから決定され、式（８５）の比例関係を解くことができる。

ラジオメトリ法の特殊なケースは、吸収係数ε８．。、およびε□、がある波長 で等しい場合である。図１１の矢印４１Ｏはこのような場所を示しこれは等吸収 点と呼ばれる。図１３はこのような等吸収点の分解図を示す。ラジオメトリ法で 等吸収点を用いるためには、等吸収点での２つの波長が式（８４）を満たすため に決定される。

式（８２）をω、４て乗算し、次に式（８２）を式（８１）から減算すると、非 ゼロノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）は以下によって決定される： このノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）は一定しない動き誘起ノイズに対応するスペク トル成分を有する。信号Ｓ３．（ｔ）およびＳ五〇　（ｔ）またはＳλ、（ｔ） およびＳよ。

（１）のどちらかが２つの回帰フィルタ８０ａおよび８０ｂに入力されて、適応 ノイズキャンセラに入力すると、適応ノイズキャンセラは適応マルチプルノツチ フィルタのように機能し、ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）および測定信号の両方に 存在する周波数成分を測定信号Ｓよ、（ｔ）およびＳλ。（１）またはＳｚ−（ ｔ）およびＳａｃ　（ｔ）から取り除く。したがって、適応ノイズキャンセラは 、測定信号Ｓｉａ　（ｔ）およびＳλ１　（ｔ）の静脈部分がノイズ基準信号ｎ ’　（ｔ）に導入されていないとしても、測定信号Ｓａ−（ｔ）、Ｓａｂ　（ｔ ）、およびＳａｃ　（ｔ）の静脈部分に引き起こされる一定しないノイズを取り 除くことができる。しかし、血管を通る静脈血によって引き起こされる低い周波 数吸収は、一般にノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）に組み込まれる周波数の１つでは ない。したがって、適応ノイズキャンセラは望ましくない信号のこの部分を一般 には取り除かない。しかし、所望信号Ｙ′　□、（ｔ）およヒＹ’　ｌｃ　（ｔ ）またはＹ’　λｈ　（ｔ）およびｙ’　Ａｅ　（ｔ）の近似値に与えられる帯 域フィルタは、低周波数静脈吸収に対応する不要信号のこの部分を取り除くこと ができる。

定飽和法を用いるパルスオキシメトリ測定では、λａおよびｘｂの各波長での指 ３１０を通る信号（対数変換される）は以下のとおりである。

Ｓ工Ｊ（ｔ）−５□ｒ、ｄＪ（ｅ）−εッ２．ｈａｃ：ｂｏｌ　（ｅ）　”ｍ、 ｉａＣシＡ＜ｅ）＝εｍ２，１４’−”　”　”　ｅＨｈ、ｇ４Ｃ１ｌｂ”　” 　”’　”　ｎｌａ　’ご）。

５、、（ｔ）冨５．．（ｅ）冨εｇｂｏｘ、ｈｂＣ−’＜ｔ＞◆ｅｍｓ、　ｚｂ ｃ：ｂＸ　’　（ｔ　）”　ε１．ｏｘ、ｘｂｃ；ｂｔｙｉＶ（ｅ）　”　ｅＪ Ｅｂ、ｚｂｃ；ＱＸ’（ｅ）　＊　ｎ、（ｅ）　。

定飽和法では、選択される波長は典型的には可視赤範囲、すなわちλａ、および 赤外範囲、すなわちｘｂのものである。選択される典型的な波長値はλａ＝６６ ０ｎｍおよびλｂ＝９４０ｎｍである。定飽和法を用いて、ＣＨｂ６ｔ（ｔ）／ ｃｓｂ　（ｔ）＝定数であると仮定される。酸素結合された動脈血はサンプルレ ートに対して、たとえ変化するとしてもゆっ（りと変化し、これを有効な仮定と する。したがって、式（８８）および（８９）間の比例係数は次のようになる・ パルスオキシメトリでは、式（９１）および（９２）は同時に満たされる場合が 典型的である。

式（８９）をω、１（１）で乗算し、次に式（８９）を式（８８）から減算する と、非ゼロノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）は以下によって決定される： ｎ’（ｔ）　ｍ　Ｓ、、（ｔ）−ム、（ｔ）Ｓｉｂ（ｔ）　（９３）富εッ２． ｓａｃ：ｂｏｘＸ　ｖ（ｅ）◆ε８．工、Ｃ二ｘ’＜　ｅ）◆ｎ工、（む）−ω ａｔ　［Ｃ，，２，、’：ｂｏ２ｘＶ（ｔ）　”ｅ６．ＢＣ−’（ｅ）　＊ｎＢ 　（ｅ）　］　。

定飽和推定は、ラジオメトリ法で用いられる式（８４）の関係のように、吸収に 対する静脈の寄与が所望信号部分Ｙ□、（ｔ）およびＹａｂ　（ｔ）に沿ってキ ャンセルすることを引き起こさない。したがつて、患者が静止している場合の静 脈吸収による低い周波数変調吸収および患者が動いている場合の静脈吸収による 一定しない変調吸収に伴う周波数は、ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）に表わされる 。したがって、動いている指における静脈血による一定しない変調吸収および静 脈血の一定する低い周波数循環吸収の両方を取り除くことができる。

どちらの方法を用いても、ノイズ基準信号ｎ′　（ｔ）はマイクロプロセッサの ソフトウェアによって規定される適応ノイズキャンセラに用いるために、本発明 のプロセッサによって決定される。好ましい適応ノイズキャンセラは、上記に記 載するジヨイントプロセスエステイメータ６０である。

本発明のラジオメトリ法の動作を示して、図１４．１５および１６はラジオメト リ法を用いる本発明の基準プロセッサを用いて、酸素結合された動脈血の濃度を 決定するために用いられる測定信号を示す、すなわちＳλ、（１ン＝Ｓ　ｘ、、 ＋　（ｔ）　、Ｓ　ｚ−（ｔ）＝Ｓ　ｚ、、ａｔ（ｔ）　、およびＳＡｅ　（ｔ ）＝Ｓｘ＋ｔ（ｔ）を示す。各信号の第１のセグメント１４ａ、１５ａ、および １６ａは動きアーティファクトによってはそれほど乱されない、すなわち患者は これらのセグメントが測定された期間の間は実質的に動いていない。したがって 、これらのセグメント１４ａ、１５ａ１１６ａは測定された各波長における望ま しいブレチスモグラフ波形を一般に示す。各信号の第２のセグメント１４ｂ、１ ５ｂ、および１６ｂは動きアーティファクトによって影響される、すなわち患者 はこれらのセグメントが測定された期間の開動いている。これらのセグメント＋ ４ｂ、１５ｂ、および１６ｂの各々は、測定信号において大きな動き誘起可動域 を示す。各信号の第３のセグメント１４ｃ、１５ｃ、および１６ｃは動きアーテ ィファクトによってそれほど影響されず、したがって測定された波長の各々にお ける所望のブレチスモグラフ波形を一般に示す。

図１７は、ラジオメトリ法を用いて本発明の基準プロセッサによって決定される 、ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）＝ｎよ、＝ω、４ｎｘｂ　（ｔ）を示す。前に述 べたように、ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）は望ましくない信号部分ｎよ６、ｎょ １、およびｎｘｃに相関する。したがって、ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）の第１ のセグメント（１７ａ）は一般に平坦であり、各信号の第１のセグメント１４ａ 、１５ａ、および１６ａにおいて動き誘起ノイズはほとんどないということに対 応する。ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）の第２のセグメント１７ｂは大きな可動域 を示し、各測定信号の大きな動き誘起可動域に対応する。ノイズ基準信号ｎ’　 （ｔ）の第３のセグメント１７Ｃは一般に平坦であり、これも各測定信号の第３ のセグメント１．４ａ、１４ｂ、および１４ｃの動きアーティファクトがないこ とに対応する。

図１８および１９はラジオメトリ法によって決定されるノイズ基準信号ｎ’　（ ｔ）を用いてジヨイントプロセスエステイメータ６０によって推定される所望信 号Ｙ８．（ｔ）およびＹλｅ　（１）に対する近似値Ｙ′　λ、（ｔ）およびｙ ’　２ｅ　（ｔ）を示す。図１４ないし１９のスケールは、各信号における変化 をよりよく表わすために各図において同じではない。図１８および１９は、ラジ オメトリ法を用いて本発明の基準プロセッサによって決定されるノイズ基準信号 ｎ’　（ｔ）を用いてジヨイントプロセスエステイメータ適応ノイズキャンセラ の効果を示す。セグメント１８ｂおよび１９ｂは、測定信号のセグメント＋４ｂ 、１５ｂ、および１６ｂのように動き誘起ノイズによって支配されない。さらに 、セグメント１８ａ、１９ａ、１８ｃおよび１９ｃは、動き誘起ノイズがない測 定信号セグメント１４ａ、１５ａ、１６ａ、１４ｃ、１５ｃおよび１６ｃと実質 的には変わっていない。

本発明の定飽和法の動作を示して、図２０および２１は定飽和法を用いて本発明 の基準プロセッサに入力するための測定信号を示す、すなわち信号Ｓ□、（ｔ） ＝Ｓよ７．。

（１）およびＳλ、（ｔ）＝Ｓｉ、１（ｔ）を示す。各信号の第１のセグメント ２０ａおよび２１ａは動きアーティファクトによっては乱されない、すなわち患 者はこれらのセグメントが測定された期間の間実質的に動いていない。したがっ てこれらのセグメント２０ａおよび２１ａは測定波長の各々における所望ブレチ スモグラフ波形を一般に示す。

各信号の第２のセグメント２０．ｂおよび２１ｂは動きアーティファクトによっ て影響される、すなわち患者はこれらのセグメントが測定された期間の開動いて いる。これらのセグメント２０ｂおよび２１ｂの各々は測定された信号において 大きな動き誘起可動域を示す。各信号の第３セグメント２０ｃおよび２１ｃは動 きアーティファクトによってそれほど影響されず、したがって各測定波長におけ る所望ブレチスモグラフ波形を一般に表わす。

図２２は定飽和法を用いて本発明の基準プロセッサによって決定されるノイズ基 準信号ｎ’　（ｔ）＝ｎｚ、（ｔ）＝ω５ｓｎｘｂ（ｔ）を示す。ここでも、ノ イズ基準信号ｎ′　（ｔ）は望ましくない信号部分ｎ２．およびｎ□、に相関す る。したがって、ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）の第１のセグメント２２ａは一般 に平坦であり、各信号の第１セグメント２０ａおよび２１ａにおいては動き誘起 ノイズはほとんどないという事実に対応する。ノイズ基準信号ｎ′（１）の第２ のセグメント２２ｂはより大きい可動域を示し、各測定信号における大きな動き 誘起可動域に対応する。

ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）の第３のセグメント２２ｃは一般に平坦であり、こ れも各測定信号の第３のセグメント２０ｂおよび２１ｃの動きアーティファクト がないことに対応する。

図２３および２４は定飽和法によって決定されるノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を 用いてジヨイントプロセスエステイメータ６０によって推定される所望信号Ｙλ 、（ｔ）およびＹ□、（ｔ）に対する近似値Ｙ′　λ、（ｔ）およびＹ′ｚｂ　 （ｔ）を示す。図２０ないし２４のスケールは、各信号における変化をよりよく 表わすために各図においては同じではない。図２３および２４は定飽和法を用い る本発明の基準プロセッサによって決定される、ノイズ基準信号ｎ′　（ｔ）を 用いたジヨイントプロセスエステイメータ適応ノイズキャンセラの効果を示す。

セグメント２３ｂおよび２４ｂは、測定信号のセグメントの２０ｂおよび２１ｂ のように、動き誘起ノイズによっては支配されない。さらに、セグメント２３　 ａ、　２４　ａ、　２３　ｃおよび２４ｃは、動き誘起ノイズがない測定信号セ グメント２０ａ、２１ａ、２０ｃ、および２１ｃと実質的に変わっていない。

パルスオキシメータにおいて測定した信号の所望の部分を推定するための方法 Ｃプログラム言語で書かれ、ラジオメトリー法（ｒａｔｉｏｍｅｔｒｉｃ　ｍｅ ｔｈｏｄ）を用いてノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を計算し、かつジヨイントプロ セスエステイメータ６０を用いてノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）に相関しかつその 一方がノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を計算するために使用されなかった不所望の 部分を各々が有する、２つの測定信号の所望の信号部分を推定するコンピュータ プログラムサブルーチンの写を付記Ａに添付する。たとえば、Ｓλ、（ｔ）＝Ｓ λ＋＊４１　（ｔ）　”Ｓ　ｚ＊５ｏ−−（ｔ）およびＳＡｃ　（ｔ）＝Ｓｘ＋ ｍ（ｔ）＝Ｓａｓａ。、、（１）をコンピュータサブルーチンに入力することが できる。当業者は、Ｓ　ａ−（ｔ）　＝Ｓ　ａ−ｄｔ（ｔ）　”Ｓλ５ｓｓ−（ ｔ）およびＳａｃ　（ｔ）＝Ｓａ＋＊（ｔ）＝Ｓｘｓａ。、、（１）も可能であ ることがわかるであろう。このサブルーチンはパルスオキシメトリーに特に適合 されたモニタに関する図８のフローチャートにおいて示された工程を実行する１ つの方法である。

このプログラムは２つの光エネルギ信号の所望の信号部分、すなわち好ましくは 一方が目で見える赤の範囲の光に対応しかつ他方が体に取り入れることが可能な 酸素の量または動脈血内の酸素の飽和度の決定が行なわれるような赤外線の範囲 における光に対応するものを推定する。飽和度の計算は別のサブルーチンで行な う。酸素飽和度を計算するだめに様々な方法が当業者には知られている。そのよ うな計算の１つが上に引用したＧ、Ａ、Ｍｏｏｋ他およびＭｉｃｈａｅｌ　Ｒ， Ｎｅｕｍａｎによる文献に記載される。

酸素を添加されたヘモグロビンと脱酸素化されたヘモグロビンの濃度が判定され 、飽和度の値が式（７３）ないしく８０）と同様に決定され、すなわち時間ｔ１ とｔ、での測定が、異なるけれども飽和が比較的一定である近い時点で行なわれ る。パルスオキシメトリーに関しては、時間ｔ”　（ｔ＋　＋ｔｔ　）／２での 平均飽和度は以下の式により決定される。

詑恕（（ｔ）　−Ｃ，、、ｌ、２（ｔ）／［Ｃ，ｂ０２（ｔ）　＋　Ｃ，、（ｔ ）　］−（９５）ラジオメトリー法を利用して、３つの信号ＳＪ、（ｔ）、Ｓｚ ｂ　（ｔ）、およびＳａｃ　（ｔ）がサブルーチンに入力される。Ｓ□、（ｔ） およびＳ□、（ｔ）がノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を計算するために使用される 。上記のとおり、Ｓ□、（ｔ）およびＳａ、（ｔ）が測定される光の波長は式（ ８４）の関係を満たすように選択される。一度ノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）が決 定されると、測定された信号Ｓλ、（ｔ）とＳｌｃ　（Ｄの所望信号部分ｙａ、 （ｔ）およびＹａｃ　（ｔ）が推定され酸素飽和度の計算に使用される。

プログラム変数の、ジヨイントプロセスエステイメータの説明において定義され る変数に対する対応関係は以下のとおりである。

プログラムの第１部分が［ノイズキャンセラ初期設定」ボックス１２０と式（４ ０）ないしく４４）ならびに式（６１）、（６２）、（６５）　、および（６６ ）にあるようにレジスタ９０．９２．９６および９８ならびに中間変数値の初期 設定を行なう。プログラムの第２部分がｒ［Ｚ−１］素子の時間更新」ボックス １３０にあるように、各遅延素子変数１１０の入力での値が遅延素子変数１１０ に記憶される遅延素子変数１１０の時間更新を行なう。

プログラムの第３の部分が式（８５）にあるようなラシオフトリー法により決定 される比例定数ω、４を使用して「２つの測定信号サンプルに関してノイズ基準 （ｎ′　（１））を計算」ボックス１４０にあるように、ノイズ基準信号を計算 する。

プログラムの第４の部分がゼロステージ前進予測誤差ｆ。（１）とゼロステージ 後退予測誤差ｂｅ　（ｔ）が計算されたばかりのノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）の 値に等しく設定される、［ゼロステージ更新Ｊボックス１５０にあるようにゼロ ステージ更新を行なう。さらに、中間変数のゼロステージ値Ｊ”６　（ｔ）およ びβ。（ｔ）（プログラムにおいてはｎｃ　［］、］Ｂｓｗｓｑとｎｃ［コ、Ｂ ｓｗｓｑｒ）が最小自乗格子プリディクタ７０および回帰フィルタ８０ａおよび ８０ｂにおける値をレジスタ９０．９２．９６および９８に設定する上で使用す るために計算される。

プログラムの第５の部分は反復ループで、図８の「ｍ＝０」ボックス１６０にあ るように、ループカウンタｍが０との間にある。ループの条件は、ループが最小 ５回反復しかつ変換のためのテストが満たされるかまたはｍ＝ＮＣ−ＣＥ　Ｌ　 Ｌ　Ｓになるまで反復を繰返すように設定される。変換のためのテストとは前進 予測誤差の重み付は合計と後退予測誤差の重み付は合計の総和が小さい数、典型 的には０゜００００１を下回っているか否かである（すなわち！、（ｔ）＋β、 （ｔ）≦０゜００００１）。

プログラムの第６の部分はｒＬｓＬプリディクタの第ｍ段のオーダ更新」ボック ス１７０にあるようにかつ式（４９）および（５０）にあるように前進および後 退反射係数ｒ＊、Ｉ　（ｔ）およびｒ、ｂ　（ｔ）レジスタ９０および９２値（ プログラムにおいてはｎｃ［］、ｆｒｅｆおよびｎｃ［］、ｂｒｅｆ）を計算す る。その後、前進および後退予測誤差ｆ、Ｃｔ’）およびす、（ｔ）（プログラ ムにおいてはｎｃ　［］、ｆｅｒｒおよびｎｃ［コ、ｂｅｒｒ）が式（５１）お よび（５２）にあるとおり計算される。加えて、式（５３）、（５４）および（ ５５）にあるとおり、中間変数、Ｊ、（ｔ）、β、（ｔ）およびγ、（ｔ）（ｎ ｃ　［コ。

Ｆｓｗｓｑｒ、ｎｃ　［１，Ｂｓｗｓｑｒ、ｎｃ　［］、Ｇａｍｍａ）が計算さ れる。このループの第１のサイクルはプログラムのゼロステージ更新部分で計算 されたｎｃ［ｏ］。

Ｆ　ｓｗｓ　ｑ　ｒおよびｎｃ　［］、Ｂｓｗｓｑｒの値を使用する。

依然としてループ内にあるプログラムの第７部分は［回帰フィルタ（複数）の第 ｍ段のオーダ更新」ボックス１８０および式（５７）ないしく６８）に基づき双 方の回帰フィルタ内の回帰係数に、、λ、（ｔ）およびｋｍ、Ａｅ　（ｔ）レジ スタ９６および９８値（プログラムにおいてはｎｃ倍信号変数ｅ１．λ、（ｔ） 、ｅ、、大ｅ　（ｔ）、ｐ、、λ。

（１）およびｐ、□ｅ　（１）（サブルーチンではｎｃ［１゜４）、（５６）　 、および（６０）　、それぞれに従い計算される。

ｒＤＯＮＥＪボックス１９０と類似する態様でループが反復するごとにジヨイン トプロセスエステイメータの収束に関するテストが行なわれる。前進および後退 予測誤差１　（ｔ）十β１　（ｔ）の重み付は合計の総和がｏ、ｏｏ。

Ｏ１以下であれば、ループは終了する。それ以外の場合は、プログラムの第６と 第７の部分が繰返される。

収束テストに通るかまたはｍ＝Ｎｃ　ＣＥＬＬＳのいずれかの場合、プログラム の第８の部分が「出力計算」ボックス２００に従いジヨイントプロセスエステイ メータ６０適応ノイズキヤンセラの出力を計算する。この出力はプログラムに入 力されるサンプルの組Ｓλ、（ｔ）、Ｓえ。

（１）およびＳＡｅ　（ｔ）に関する所望の信号Ｙ′　λ。

（１）およびＹ′　λｅ　（１）の双方によく近似した値である。ジヨイントプ ロセスエステイメータで多くのサンプルの組を処理した後、出力を蓄積すること で各波長λａおよびλＣでブレチスモグラフィックな（ｐｌｅｔｈｙｓｍｏｇｒ ａｐｈｉｃ）波によく近似した出力波が得られる。

定飽和法を利用してノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を計算しかつジヨイントプロセ スエステイメータ６０を使用して、各々がノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）に相関す る望ましくない部分を有しかつ各々がノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を計算するの に使用された２つの測定信号の所望の信号部分によく近似する値を推定するＣプ ログラム言語で書かれたコンピュータプログラムサブルーチンのもう１つのコピ ーが付記Ｂに添付される。このサブルーチンはパルスオキシメトリーに特に適合 されるモニターのための図８に示されるフローチャートの工程を実施するもう１ つの方法である。２つの信号は異なる波長λａおよびλｂで測定され、λａは典 型的には可視領域にありかつλｂは典型的には赤外線領域にある。たとえば、定 飽和法を利用するパルスオキシメトリーを行なうために特に適応される本願の一 実施例においては、λ、＝：６６０ｎｍおよびλ。＝９４０ｎｍである。

プログラム変数のジヨイントプロセスエステイメータの説明で定義される変数に 対する対応関係は以下のとおりである。

サブルーチンの第１および第２の部分はノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を決定する ラジオメトリー法に関して適応される上記のサブルーチンの第１および第２の部 分と同様である。

サブルーチンの第３の部分は式（９０）と（９１）における定飽和法により決定 される比例定数ω、ａ（ｔ）を使用して信号Ｓよ、（ｔ）およびＳｘ、（ｔ）に 関して「２つの測定信号サンプルのためのノイズ基準（ｎ’　（ｔ））を計算」 ボックス１４０にあるようにノイズ基準信号を計算する。飽和度が別個のサブル ーチンで計算されかっω６゜（１）の値が複合測定信号Ｓｚａ　（ｔ）とＳｘ、 （ｔ）の所望の部分Ｙλ、（ｔ）とＹａｂ　（ｔ）を推定するために現在のサブ ルーチンに入れられる。

このサブルーチンの第４、第５、および第６の部分はラジオメトリー法のための 上記のプログラムの第４、第５、および第６の部分に類似する。しかしながら、 定飽和法のためのこのサブルーチンにおいて所望の信号部分Ｙλ。

（１）とＹａｂ　（ｔ）を推定するために使用される信号はＳＡａ　（ｔ）とＳ ｘｂ　（１）であり、すなわちノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）を計算するために使 用された同じ信号である。

プログラムの第５の部分で始まったループ内に依然としであるプログラムの第７ 番目の部分が「回帰フィルタ（複数）の第ｍ段オーダ更新」ボックス１８０にあ るようにかつ式（５７）ないしく６７）に従い双方の回帰フィルタ内で回帰係数 レジスタ９６および９８値に、、λ、（ｔ）およびに、、ｈ、（ｔ）（プログラ ムにおいてはｎｃ［コ、Ｋａとｎｃ［］、Ｋｂ）を計算する。中間誤差信号と変 数ｅ、、ａ、（ｔ）およびｐ＋、ａｂ　（ｔ）（ｎｃ　［］、ｅｒｒ３）、（５ ６）および（５９）にそれぞれ従って計算される。

このループは、ラジオメトリー法のためのサブルーチンに関して上記に述べたも のと同じ収束のテストに通るまで反復される。この現在のサブルーチンの出力は プログラムに入力されたサンプルの組Ｓλ、（ｔ）とｓａ−Ｎ）に関する所望の 信号Ｙ′　□、（ｔ）およびｙ’　ｈｂ　（ｔ）によく近似した値である。ジヨ イントプロセスエステイメータにより多くの組の測定信号サンプルを所望の信号 部分に近似化させた後、出力を蓄積することで各波長λａおよびλｂでのブレチ スモグラフ波によく近似した波がもたらされる。いずれのサブルーチンにおいて も反復ループ推定プロセスは同じであり、所望の信号部分Ｙλ、（ｔ）とＹよ。

（１）またはＹｚ−（ｔ）とＹλ、（ｔ）の推定に使用するサブルーチンに入力 されるサンプル値Ｓλ、（ｔ）とＳａｅ　（ｔ）またはＳｘａ　（ｔ）とＳｘ− （ｔ）ならびにノイズ基準信号ｎ’　（ｔ）の計算方法がラジオメトリー法と定 飽和法とては異なっているだけである。

使用される方法、すなわちラジオメトリーが定飽和かにかかわらず、動脈血にお ける酸素飽和度が計算される、別個のサブルーチンに所望の信号値Ｙ′　よ、（ ｔ）およびＹ’　Ｊｅ　（ｔ）またはＹ’　！、（ｔ）およびｙ’　ｘ、（ｔ） に近似した値が入力される。定飽和法が使用される場合には、飽和計算サブルー チンは式（９０）および（９１）に定義されるとおりかつ上記に説明したように 比例定数ω６゜（１）の値をも決定する。酸素添加された動脈血の濃度は、所望 の信号が指の動脈血の厚さｘ　（ｔ）と、各測定波長での酸素添加および脱酸素 化ヘモグロビンの吸収係数と、それぞれ酸素添加および脱酸素化ヘモグロビンの 濃度ＣＨｂｏｔ（１）とＣＨｂ（ｔ）とを含む項からなるため、所望の信号値へ の近似値かられかる。飽和度はＡ、およびＡ８を含む体積における成分の全体濃 度に対する、１つの成分Ａ、の濃度の比率をいう。そこで、厚さｘ　（ｔ）は飽 和計算から除算されるので予め定められる必要がない。さらに、吸収係数は各波 長で一定である。酸素添加された動脈血の飽和度は式（９５）および（９６）に あるように決定される。

生理学的測定値から一定しないノイズ成分を取り除く適応ノイズキャンセラにお いて使用するためにノイズ基準信号を決定するための本願発明のプロセッサを組 み込む生理学的モニターの一実施例について説明したが、当業者にとっては、他 のタイプの生理学的モニターで、ノイズがある場合に複合測定信号に対してノイ ズの低減を行なう上記の技術を使用し得ることは明らかであろう。

さらに、対数変換以外の測定信号の変換およびノイズ基準信号の決定のための所 望の信号部分の除去を可能にする比例ファクタの決定が可能であることを理解さ れたい。さらに、比例ファクタωが、本明細書においては第１の信号の部分の第 ２の信号の部分に対する比として記載されたが、第２の信号の部分の第１の信号 の部分に対する比として決定される同様の比例定数も本願発明のプロセッサにお いては等しく使用され得る。後者の場合、ノイズ基準信号は一般にｎ’　（ｔ） ＝ｎ　ａｂ　（ｔ）　−ωｎ　ｘｍ　（ｔ）に類似するものと考えられる。

当業者にとっては、多くの生理学的測定に関して、情報がめられる成分の量を表 わす信号の測定を可能にする２つの波長が決定され得ることが明らかであろう。

生理学的物質を吸収するいかなるエネルギの成分に関する情報も本願発明の信号 プロセッサと適応ノイズキャンセラを組み込む生理学的モニターにより、興味の 成分により主に吸収される波長を決定することにより決定され得る。多（の生理 学的測定に関しては、これは単純な判定である。

さらに、患者または患者由来の物質のいがなる部分も本願発明のプロセッサおよ び適応ノイズキャンセラを組み込む生理学的モニターに関する測定値をとるため に使用され得ることが当業者により認識されるであろう。そのような場所とは指 のような場所を含むが、指に限られるわけではない。

当業者は、多くの異なるタイプの生理学的モニターか適応ノイズキャンセラと関 連して本願の信号プロセッサを採用し得ることを認識するであろう。他のタイプ の生理学的モニターとは、これに限定されるわけではないが、エレクトロンカル ジオグラフ、血圧モニター、血液ガス飽和度（酸素飽和度以外の）モニター、カ ブノブラフ、心拍数モニター、呼吸モニターまたは麻酔の深さモニター等が含ま れる。さらに、プリサライザ（ｂｒｅａｔｈａｌｉｚｅｒ）、ドラッグモニター 、コレステロールモニター、グルコースモニター、二酸化炭素モニター、グルコ ースモニターまたは一酸化炭素モニター等の生体内の物質の圧力および量を測定 するモニターも望ましくない信号部分の除去のための上記の技術を使用し得る。

さらに、ノイズ成分を含む複合信号からノイズを除去する上記の技術はまた伝送 エネルギではな（反射エネルギからなる信号に対しても行なわれ得る点を当業者 は認識するであろう。またこれに限定されるわけではないが、音エネルギ、エッ クス線エネルギ、ガンマ線エネルギ、光エネルギ等を含むいかなるタイプのエネ ルギの測定信号の所望部分も上記のノイズ除去技術により推定され得ることを当 業者は認識するであろう。したがって、本願発明のプロセッサおよび適応ノイズ キャンセラが、信号が身体の部分を通って伝わりかつ身体のこの部分を通って身 体の内部から反射されて戻ってくる、超音波を使用するようなモニターにおいて も適用できることを当業者は認識するだろう。さらに、エコーカルジオグラフ等 のモニターもまた伝送と反射に依存するので、本願発明の技術を利用することか 可能である。

生理学的モニターの観点から本願発明について記載したが、当業者においては、 これに限定されるわけではないが生理学的信号の処理を含む多くの領域で本願発 明の信号処理技術が応用され得ることを認識するであろう。本願発明は、検出器 を含む信号プロセッサが第１の所望信号部分と第１の不所望信号部分を含む第１ の信号、および第２の所望信号部分と第２の不所望信号部分とを含む第２の信号 を受信するようないかなる状況においても適用され得る。第１および第２の信号 は共通の媒体を介して伝播しかつ第１および第２の所望の信号部分が互いに相関 する。さらに、第１および第２の信号が媒体を介して伝播する際の媒体の擾乱に より第１および第２の不所望の信号部分の少なくとも一部が互いに相関する。プ ロセッサは第１および第２の信号を受信しこれら信号を組合わせて主な成分が第 １および第２の不所望信号部分に由来するノイズ基準信号を発生する。こうして 、本願発明の信号プロセッサは様々な信号処理領域に容易に応用可能である。

ＩＦＩＧ、１ 国際調査報告 喝＋ＩＩＴＭ１ｍＩＩｅｌム一””””’ＰＣｒ／ＵＳ９２１０１８９５

Claims (40)

【特許請求の範囲】
1. １．信号プロセッサであって、 第１の伝播経路に沿って動く第１の信号および第２の伝播経路に沿って動く第２ の信号を受け取るための検出器を含み、前記第１および第２の伝播経路の一部分 が伝播媒体内に位置し、前記第１の信号が第１の所望される信号部分および第１ の所望されない信号部分を有し、かつ前記第２の信号が第２の所望される信号部 分および第２の所望されない信号部分を有し、前記第１および第２の所望されな い信号部分が前記伝播媒体の摂動の結果であり、さらに、 前記第１および第２の信号を受け取るための入力を有する基準プロセッサを含み 、前記プロセッサが前記第１および第２の信号を結合するべく適合されて、前記 第１および前記第２の所望されない信号部分の関数である主要成分を有する基準 信号を生成する、信号プロセッサ。
2. ２．前記基準信号および前記第１の信号を受け取り、かつ前記第１の信号の前記 第１の所望される信号部分の関数である主要成分を有する出力信号をそこから引 き出すための適応信号プロセッサをさらに含む、請求項１に記載の信号プロセッ サ。
3. ３．前記基準信号および前記第２の信号を受け取り、かっ前記第２の信号の前記 第２の所望される信号部分の関数である主要成分を有する出力信号をそこから引 き出すための適応信号プロセッサをさらに含む、請求項１に記載の信号プロセッ サ。
4. ４．前記適応信号プロセッサが適応ノイズキャンセラを含む、請求項２に記載の 信号プロセッサ。
5. ５．前記適応ノイズキャンセラがジョイントプロセスエスティメータを含む、請 求項４に記載の信号プロセッサ。
6. ６．前記ジョイントプロセスエスティメータが最小自乗格子プリディクタおよび 回帰フィルタを含む、請求項５に記載の信号プロセッサ。
7. ７．前記検出器が生理学的機能を検知するためのセンサをさらに含む、請求項１ に記載の信号プロセッサ。
8. ８．前記センサが感光素子を含む、請求項７に記載の信号プロセッサ。
9. ９．生体の酸素飽和度を測定するためのパルスオキシメータをさらに含む、請求 項７に記載の信号プロセッサ。
10. １０．生理学的モニター装置であって、第１の伝播経路に沿って動く第１の生理 学的測定信号および第２の伝播経路に沿って動く第２の生理学的測定信号を受け 取るための検出器を含み、前記第１および第２の伝播経路の一部分が伝播媒体内 に位置し、前記第１の信号が第１の所望される信号部分および第１の所望されな い信号部分を有し、かつ前記第２の信号が第２の所望される信号部分および第２ の所望されない信号部分を有し、 さらに、 前記第１および第２の信号を受け取るための入力を有する基準プロセッサを含み 、前記プロセッサが前記第１および第２の信号を結合するべく適合されて、前記 第１および前記第２の所望されない信号部分の関数である主要成分を有する基準 信号を生成する、生理学的モニター装置。
11. １１．前記基準信号および前記第１の信号を受け取り、かつ前記第１の信号の前 記第１の所望される信号部分の関数である主要成分を有する出力信号をそこから 引き出すための適応信号プロセッサをさらに含む、請求項１０に記載の装置。
12. １２．前記基準信号および前記第２の信号を受け取り、かつ前記第２の信号の前 記第２の所望される信号部分の関数である主要成分を有する出力信号をそこから 引き出すための適応信号プロセッサをさらに含む、請求項１０に記載の装置。
13. １３．前記適応信号プロセッサが適応ノイズキャンセラを含む、請求項１１に記 載の装置。
14. １４．前記適応ノイズキャンセラがジョイントプロセスエスティメータを含む、 請求項１３に記載の装置。
15. １５．前記ジョイントプロセスエスティメータか最小自乗格子プリディクタおよ び回帰フィルタを含む、請求項１４に記載の装置。
16. １６．前記検出器が感光素子をさらに含む、請求項１０に記載の装置。
17. １７．パルスオキシメータをさらに含む、請求項１０に記載の装置。
18. １８．血液成分を測定するための装置であって、複数の予め定められた波長の電 磁エネルギを標本に向けるためのエネルギ源と、 前記複数の予め定められた波長の電磁エネルギを前記標本から受け取り、かつそ れに応答して前記予め定められた波長に対応する電気信号を生成するための検出 器とを含み、少なくとも２つの前記電気信号の各々が所望される信号部分および 所望されない信号部分を有し、さらに前記電気信号を受け取るための入力を有す る基準プロセッサを含み、前記プロセッサが前記電気信号を結合するべく形成さ れて、前記所望されない信号部分から引き出される主要成分を有する基準信号を 生成する、装置。
19. １９．前記基準信号および前記少なくとも２つの前記電気信号の１つを受け取り 、かつ前記電気信号の前記所望される信号部分の関数である主要成分を有する出 力信号をそこから引き出すための適応信号プロセッサをさらに含む、請求項１８ に記載の装置。
20. ２０．前記適応信号プロセッサが適応ノイズキャンセラを含む、請求項１９に記 載の装置。
21. ２１．前記適応ノイズキャンセラがジョイントプロセスエスティメータを含む、 請求項２０に記載の装置。
22. ２２．前記ジョイントプロセスエスティメータが最小自乗格子プリディクタおよ び回帰フィルタを含む、請求項２１に記載の装置。
23. ２３．体内の血液成分の非観血的測定のための血液ガスモニターであって、 少なくとも２つの予め定められた波長の光を体に向けるための光源と、 前記光を前記体から受け取り、かつそれに応答して、前記少なくとも２つの予め 定められた波長の光に対応する少なくとも２つの電気信号を生成するための検出 器とを含み、前記少なくとも２つの電気信号の各々が所望される信号部分および 所望されない信号部分を有し、さらに前記少なくとも２つの電気信号を受け取る ための入力を有する基準プロセッサを含み、前記プロセッサが前記少なくとも２ つの電気信号を結合するべく適合されて、前記所望されない信号部分から引き出 される主要成分を有する基準信号を生成する、血液ガスモニター。
24. ２４．前記基準信号および前記２の電気信号を受け取り、かつ前記電気信号の前 記所望される信号部分に対してそれぞれ実質的に等しい少なくとも２つの出力信 号をそこから引き出すための適応信号プロセッサをさらに含む、請求項２３に記 載の血液ガスモニター。
25. ２５．前記適応信号プロセッサが適応ノイズキャンセラを含む、請求項２４に記 載の血液ガスモニター。
26. ２６．前記適応ノイズキャンセラがジョイントプロセスエスティメータを含む、 請求項２５に記載の血液ガスモニター。
27. ２７．前記ジョイントプロセスエスティメータが最小自乗格子プリディクタおよ び回帰フィルタを含む、請求項２６に記載の血液ガスモニター。
28. ２８．第１の所望される信号部分および第１のノイズ部分を含む第１の信号、な らびに第２の所望される信号部分および第２のノイズ部分を含む第２の信号から ノイズ基準信号を決定するための方法であって、 前記第１の所望される信号部分の予め定められた属性および前記第２の所望され る信号部分の予め定められた属性の比率に比例する信号係数を選択するステップ と、前記第１の信号および前記信号係数を信号乗算器に入力するステップとを含 み、前記第１の信号が前記信号係数により乗算され、それにより第１の中間信号 を生成し、さらに、 前記第２の信号および前記第１の中間信号を信号減算器に入力するステップを含 み、前記第１の中間信号が前記第２の信号から減算され、それにより前記第１お よび第２のノイズ信号部分から引き出される主要成分を有するノイズ基準信号を 生成する、方法。
29. ２９．前記第１および第２の信号が吸収媒体により透過される光エネルギから引 き出される、請求項２８に記載の装置。
30. ３０．生理学的モニター装置であって、第１の所望される信号部分および第１の 所望されない信号部分を含む第１の信号、ならびに第２の所望される信号部分お よび第２の所望されない信号部分を含む第２の信号を得るための手段と、 前記第１および第２の信号からノイズ基準信号を決定するための手段と、 前記ノイズ基準信号を受け取るためのノイズ基準入力および前記第１の信号を受 け取るための信号入力を有する適応ノイズキャンセラとを含み、前記適応ノイズ キャンセラが、実時間または実時間に近い時間で、前記第１の所望される信号部 分に近似する出力信号を生成する、生理学的モニター装置。
31. ３１．前記適応ノイズキャンセラがジョイントプロセスエスティメータをさらに 含む、請求項３０に記載の生理学的モニター装置。
32. ３２．前記ジョイントプロセスエスティメータが回帰フィルタとともに最小自乗 格子プリディクタをさらに含む、請求項３１に記載の生理学的モニター装置。
33. ３３．信号振幅コンプリケートフィーチャーを有する振幅変調信号を処理するた めの装置であって、電磁エネルギを標本に向けるためのエネルギ源と、第１の振 幅変調信号および第２の振幅変調信号を得るための検出器とを含み、前記第１お よび第２の信号の各々が、標本による電磁エネルギの減衰についての情報を含む 成分および信号振幅コンプリケートフィーチャーを有し、さらに、 前記第１および第２の振幅変調信号を受け取り、かつ信号振幅コンプリケートフ ィーチャーと相関するノイズ基準信号をそこから引き出すための基準プロセッサ と、前記第１の振幅変調信号を受け取るための信号入力および前記ノイズ基準信 号を受け取るためのノイズ基準入力を有する適応ノイズキャンセラとを含み、前 記適応ノイズキャンセラが、標本による電磁エネルギの減衰についての情報を含 む前記成分から引き出される主要成分を有する出力信号を生成する、装置。
34. ３４．前記適応ノイズキャンセラがジョイントプロセスエスティメータをさらに 含む、請求項３３に記載の装置。
35. ３５．前記ジョイントプロセスエスティメータが回帰フィルタとともに最小自乗 格子プリディクタをさらに含む、請求項３４に記載の装置。
36. ３６．プレチスモグラフの波形を信号振幅コンブリケートフィーチャーを有する 振幅変調信号から抽出するための装置であって、 光を生体に送るための光源と、 光を前記生体からモニタして、第１の光減衰信号および第２の光減衰信号を生成 するための検出器とを含み、前記第１および第２の光減衰信号の各々が、プレチ スモグラフの波形を表わす成分および信号振幅コンプリケートフィーチャーを表 わす成分を有し、 前記第１および第２の光減衰信号を受け取り、かつそこからノイズ基準信号を引 き出すための基準プロセッサを含み、前記ノイズ基準信号および前記信号振幅コ ンプリケートフィーチャーの各々が周波数スペクトルを有し、前記ノイズ基準信 号の前記周波数スペクトルが前記信号振幅コンプリケートフィーチャーの周波数 スペクトルと相関し、さらに、 前記第１の減衰信号を受け取るための信号入力および前記ノイズ基準信号を受け 取るためのノイズ基準入力を有する適応ノイズキャンセラを含み、前記適応ノイ ズキャンセラが、プレチスモグラフの波形を表わす前記成分から引き出される主 要成分を有する出力信号を生成する、装置。
37. ３７．前記適応ノイズキャンセラがジョイントプロセスエスティメータをさらに 含む、請求項３６に記載の装置。
38. ３８．前記ジョイントプロセスエスティメータが回帰フィルタとともに最小自乗 格子プリディクタをさらに含む、請求項３７に記載の装置。
39. ３９．動きアーチファクト信号を生理学的測定から引き出される信号から除去す るための方法であって、生理学的測定成分および動きアーチファクト成分を有す る第１の信号、ならびに生理学的測定成分および動きアーチファクト成分を有す る第２の信号を得るステップと、前記第１および第２の信号から、前記第１およ び第２の信号の動きアーチファクト成分の１次関数である動きアーチファクトノ イズ基準信号を引き出すステップとを含む、方法。
40. ４０．前記動きアーチファクトノイズ基準信号を適応ノイズキャンセラに入力し て、前記第１の信号の生理学的測定成分の１次関数である出力信号を生成するス テップをさらに含む、請求項３９に記載の方法。