JPH10510440A - 仮想トリガを使用する心拍同期化用パルス酸素計 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明はＥＣＧ信号が使用できない場合においてより高精度に酸素飽和度および脈拍数等の生理情報を算出および測定することができる方法ならびに装置を提供する。光信号を合成するためのトリガとしてＥＣＧ Ｒ−波形に代わり、心拍数に基づいた仮想トリガを生成しこれを使用し光パルスデータを合成する。仮想トリガの発行によって設定された各周期の開始と同時に多数の周期からの光情報が加算される。この方法により、各周期において光信号の最大値および最小値をそれぞれ結集させて加算し、累積的な最大値および最小値を算出する。これが信号の最大および最小を正確に特定することを可能にし、したがってその位置における酸素飽和度を算定することを可能にする。

Description

【発明の詳細な説明】 仮想トリガを使用する心拍同期化用パルス酸素計 産業上の利用分野 この発明は非侵入式のパルス酸素計に関し、特に遠隔モニタからの心拍信号を 使用する改良された血液成分測定方法および装置に関する。 従来の技術 パルス酸素計は特に各種の血液特性を測定および表示し、これには動脈流内の ヘモグロビンの血液酸素飽和だけでなく、体内に供給される個々の脈動量、およ び患者の心拍に対応する血液脈動数が含まれる。これは特に血液内の酸素によっ て吸収される赤色および赤外線信号の量を検出することによって達成される。非 侵入式パルス酸素計の問題点は酸素系信号内のパルス速度が不規則な変動の影響 を受け、これが各種の血液流特性の検出を妨害し、これは運動による疑似作用に 限るものではない。運動による疑似作用は患者の筋肉動作が酸素計センサの運動 および／またはセンサの運動に反映されることによって引き起こされる。胎児に おいてはこれは陣痛、母体の呼吸、および母体の動作等を含む。成人においては 、酸素計センサが接触する患者のの指、耳または他の身体部分の動作が、動脈流 に起因するパルスに類似する疑似パルスを発生させる。この疑似パルスがさらに 酸素計が疑似的波形を生成し誤ったデータを作成する原因となる。この問題は、 幼児、胎児または検査の間に静止していることができない患者において特に深刻 である。 第二の問題点は患者が衰弱した状態にあり血圧が非常に弱い状況において生じ る。これは患者の衰弱および低血圧に加えてセンサ位置の選択にも起因する。光 信号データを継続的に処理している中で実際の拍動要素を疑似パルスおよびノイ ズから分離することは、ＳＮ比が低いため困難である。光信号内の拍動要素を有 効に検出できないことが血液成分を精密に算定するために必要な情報を欠如させ る要因となり得る。 コアマンその他に対する米国特許第４９１１１６７号およびグッドマンその他 に対する米国特許第４９２８６９２号においては心電図（ＥＣＧ）波形を使用し 酸素計測定精度を向上する方法および装置が記載されている。図１に示されてい るＥＣＧ波形１００は電気的心臓活動に対応する複数の要素からなる複合波形を 有する。波形はＲ−ウェーブ点１０２において特に最も急激な波形を形成し、最 も大きな振幅ならびに傾斜を有し、心臓血管滑動を示すことに使用され得る。米 国特許第４９１１１６７号および第４９２８６９２号に記載されている改良型の 方式は以下においてＣ−ロック・プロセスと呼称し、これはＥＣＧ信号を使用し て１）ゲート・データを心拍に対応してバッファに入力し、２）光信号の最大お よび最小値の検出をトリガすることに関する。Ｃ−ロック・プロセスは、ＥＣＧ Ｒ−ウェーブをトリガとして使用して光信号を合成しノイズを除去することに よって酸素計の精度を改善する。 連続的なＲ−ウェーブの発生セグメントに光信号を同期化させることにより、 検出された光信号の相応する各連続部分を加算することが可能になり、これによ って動脈拍動に対応する周期的な情報（光パルス）を検出された光信号内の各部 分において同相的に加算することができる。無数の周期からの光情報は各周期の 開始点をＲ−ウェーブの検出をもって特定して加算される。この方法により、各 周期において光信号の最大値および最小値をそれぞれ結集させて加算し、累積的 な最大値および最小値を算出する。これが信号の最大および最小を正確に特定す ることを可能にし、したがってその位置における酸素飽和度を算定することを可 能にする。非周期的な信号においてはパルス形状、継続時間、波高、および各部 分における相対的な発生時間が異なり、また心臓活動には同期化されていないた め、これらは同相的には加算されない。むしろこれらは消去法によって加算され 、重加算された総計は合成部分の相対時間単位よりも大きく広がる。非周期的光 信号の除去により純粋な光信号内に生じる信号ノイズが消去される。このことに より酸素計がより正確に拍動を追跡し、ドロップアウトを少なくしてより正確に 血液酸素飽和度を計算することを可能にする。 Ｃ−ロック・プロセスは酸素計の精度を改善するが、ＥＣＧ信号は常に使用可 であるわけではない。例えば、胎児のＥＣＧ心臓活動を監視する際は特に頭皮電 極を胎児に接続する。しかしながら、米国における大多数の出産において、また 日本におけるほぼ全ての出産において頭皮電極設備が装備されていない。これに 代わって胎児の心拍はドップラー超音波等の外部非侵入式方法によって検出され る。ドップラー超音波装置は心拍情報を提供するがＥＣＧ波形は出力しない。Ｅ ＣＧ波形が得られないため、Ｃ−ロック・プロセスは光パルスを同期化するため の周期的なＲ−ウェーブ・トリガを持たない。したがってＥＣＧ波形（胎児用頭 皮電極）が得られない場合にはＣ−ロック・プロセスを使用して血液酸素飽和度 の算出精度を改善することはできない。 直接接続によるＥＣＧ波形信号が得られない場合において血液酸素飽和度算出 の精度を改善することができ、また運動疑似作用に対する感度を低下させること ができる方法および装置が必要とされる。 発明の概要 本発明はＥＣＧ信号が得られない場合において米国特許第４９１１１６７号お よび第４９２８６９２号に記載されているＣ−ロック・プロセスを実行しより高 精度に酸素飽和度および脈拍数等の生理情報を算出および測定することができる 方法ならびに装置を提供する。本発明においてはＥＣＧ Ｒ−波形は光信号を合 成するためのトリガとしては使用しない。これに代わり、仮想トリガを生成しこ れをトリガとして使用し、仮想トリガに追随してあらかじめ設定された拍動周期 について集積された光パルスデータを合成する。本発明に係る方法ならびに装置 は、測定を行いさらにデータ処理のために他の同周波信号に同期化させる必要が ある各種の周期的生体活動に適用することができる。 出願人は仮想トリガの発生セグメントが心拍速度に符合している限り仮想トリ ガを心拍周期内のいずれかの位置に任意に設置することができることを確認した 。したがって仮想トリガのタイミングは任意に選択することができ、その周波数 は心拍数モニタによって測定される心拍速度に応じて設定される。 心拍数モニタは心拍の周波数のみを検出するだけで良く、また胎児の心拍を検 出できる圧力感知パルス・モニタまたは音波感知モニタ等により例えば母体の外 側に構成することができる。このことがＥＫＧモニタによって特殊な電気信号波 形を形成する必要性を削除する。 複合周期からの酸素計信号の結合が実質的に周波数依存フィルタリング動作で あるため、心拍速度内の周期内のいずれの位置においても仮想トリガが有効であ る。したがって、任意の仮想トリガが作用するにはこれが同周波数であることが 重要であり、周期内でのトリガの位置設定は重要でない。酸素計ソフトウェアは 主に単一拍動内において収集された光信号の最大値および最小値に基づいて血液 酸素飽和度を計算する。本発明においては心拍が正常であるかどうかを検知し光 信号データが収集される心拍周期は６０秒を心拍数で割った値（単位パルス当た りの時間周期）に等しくなる。光信号の最大および最小値は心拍周期内において 生じるため、任意（仮想）のトリガを発生させ、この仮想トリガに続く心拍周期 内において最大および最小光信号とを検出することができる。 Ｃ−ロック・プロセスは光信号の周波数に依存しておりＥＣＧ Ｒ−ウェーブ ・トリガと光信号間の位相相関特性には依存しないため、Ｒ−ウェーブ・トリガ を仮想トリガで代替しＣ−ロックを実現することが可能である。したがって、拍 動間の心拍速度が規則的であり仮想トリガのタイミングが心拍数にしたがって既 知である際、光信号を合成するための次の幾つかのトリガの正確なタイミングは 高い確率で予知可能である。 本発明の要件であるＲ−ウェーブ・トリガの仮想トリガによる代替はＥＣＧモ ニタの必要性を排除する。さらに、光パルスを合成する時間周期を決定するため にＥＣＧ Ｒ−ウェーブを使用しなため、Ｒ−ウェーブを検出するためのＥＣＧ 信号の導関数の計算が省略され、血液酸素飽和度を算出するために必要な計算時 間が短縮される。本発明は心拍数が急速には変化しない患部において最適に作用 する。したがって、本発明は胎児のモニタリングにおいて非常に有効であり、患 者が不整脈を持ち心拍数が短時間で大きく変化する場合にはそれ程精密ではない 。 本発明の原理および種々の利点については、以下の本発明の特徴および添付図 面によってより詳細に説明する。 図面の簡単な説明 図１は、ＥＣＧ波形を示す説明図、 図２Ａおよび２Ｂは、ＥＣＧ波形が得られる際にＣ−ロック・プロセスを実施 するための本発明にしたがった装置を示すブロック線図、 図３Ａ，３Ｂ，３Ｃ，３Ｄおよび３Ｅは、本発明にしたがったソフトウェア動 作を示すフローチャート、 図４Ａ，４Ｂおよび４Ｃは、Ｃ−プロセスを実施するための心拍信号およびＥ ＣＧ信号が得られない位置における血液流特性を示す説明図、 図５Ａ，５Ｂおよび５Ｃは、Ｃ−プロセスを実施するための心拍信号およびＥ ＣＧ信号が得られる際の血液流特性を示す説明図 図６Ａ，６Ｂおよび６Ｃは、本発明にしたがって心拍数信号を使用してデータ 集積がトリガされる位置における血液流特性を示す説明図である。 発明の好適な実施例 本発明はＥＣＧ信号が得られない場合において米国特許第４９１１１６７号お よび第４９２８６９２号に記載されているＣ−ロック・プロセスを実行しより高 精度に酸素飽和度等の生理情報を算出および測定することができる方法ならびに 装置を提供する。米国特許第４９１１１６７号および第４９２８６９２号に記載 されているＣ−ロック・プロセスは、ＥＣＧ信号を使用して１）ゲート・データ を心拍に対応してアンサンブル・アベレージング・バッファに入力し、２）光信 号（好適な実施例においては赤色および赤外線）の最大および最小値の検出をト リガすることに関する。本発明においてはＥＣＧ信号は入手不可能である。した がって、ＥＣＧ信号のＲ−ウェーブ部分を光信号を同期化するためのトリガとし て使用することはできない。 これに代えて、本発明はソフトウェア内で生成される仮想トリガを光パルス・ データを合成するためのトリガとして使用する。好適な一実施例においては、単 一脈動内において収集された光信号の最大値および最小値に基づいて血液酸素飽 和度が計算される。心拍が正常である場合には検知し光信号データが収集される 心拍周期は６０秒を心拍数で割った値（単位脈動当たりの時間周期）に等しくな る。光信号の最大および最小値は心拍周期内において生じるため、任意（仮想） のトリガを発生させ、この仮想トリガに続く心拍周期内において最大および最小 光信号とを検出することができる。また、最大値および最小値に代えて信号波の 一部または全部を使用して解析することもできる。 仮想トリガを使用して光信号を同期化させることにより、検出された光信号の 相応する各連続部分を加算することが可能になり、これによって光信号内の周期 的な情報を心拍に対応して同相的に加算することができる。検出された光信号内 に存在し得る非周期的な情報においては、特にパルス形状、継続時間、波高、お よび各部分における相対的な発生時間が異なり、また心臓活動には同期化されて いないため、これらは同相的には加算されない。むしろこれらは消去法によって 加算され、重加算された総計は合成信号の相対時間単位よりも大きく広がる。 図２Ａおよび２Ｂは外部からの心拍数信号を使用してＣ−ロック・プロセスを 実施する本発明に係る装置のブロック線図である。酸素計システム２００は主に アナログ−デジタル変換セクション２１０およびデジタル信号処理セクション（ “ＤＳＰ”）２１２からなり、このデジタル信号処理セクションはマイクロプロ セッサ２１４を操作するためのソフトウェアを含み、このマイクロプロセッサが デジタル化された光信号および心拍数信号を処理して動脈血液中のヘモグロビン の酸素飽和度を算定する。さらに、パルス酸素計システム２００は、周期的な光 パルスを含む光信号を検出するためのプレチスモグラフィ・センサ２１６と、セ ンサ２１６を飽和アナログ−デジタル・フロント・エンド回路２１８および飽和 アナログ回路２１８にインタフェースし検出された光信号をデジタル化できる赤 色および赤外線チャネルに分解するための被験者モジュール２１８とを備える。 これに加えて、パルス酸素計システム２００は、赤色および赤外線ＬＥＤおよび センサ１００を適宜の強さで発散させて処理に適した検出光信号を得るためのＬ ＥＤドライブ回路２２０と、ＡＤＣ２１０ならびにＤＳＰ２１２等の構成回路を 電源線または蓄電池からドライブまたはバイアスするための各種の安定化電源（ 図示されていない）を備えている。各構成要素は必要な機能を提供する直送回路 からなり、これらはこの技術を熟知した一般的な技術者によって容易に設計およ び製作可能である。 図２Ｂを参照すると、デジタル信号処理ユニット２１２が信号入出力および中 間処理を含む全ての形態の信号処理操作を制御する。装置はマイクロプロセッサ ２１４を備え、またデータ・バス２２２、ランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ ）２２４、リード・オンリ・メモリ（ＲＯＭ）２２６、一般的なＬＥＤディスプ レ イ・デバイス２２８（詳細には図示されていない）、必要なＣ−ロック同期およ びノッチ・フィルタ周波数信号を提供するためのシステム・タイミング回路２３ ０からなる集積された補助回路を有する。好適な実施例において、検出された光 信号に相当する数値がＲＡＭ２２４内に蓄積される。 図３Ａ，３Ｂ，３Ｃ，３Ｄ，および３Ｅは本発明の好適な実施例のソフトウェ ア動作のフローチャートを示している。マイクロプロセッサ２１４上で動作する 応用ソフトウェアは検出された光信号を処理し仮想トリガを生成し、また脈動周 期および血液流特性を算定するために使用される。好適な実施例において、マイ クロプロセッサ２１４はカリフォルニア州サンタ・クララのインテル社製８０３ ８６型マイクロプロセッサである。ソフトウェア・アペンディックスＡは図３Ａ −３Ｅのフローチャートに示されるプログラム動作を実施させる。 ＥＣＧ波形が得られない際にＣ−ロック・プロセス実施するためのパルス酸素 計システムは心拍数モニタを備える。Ｃ−ロックのトリガに使用される心拍数が 外部モニタから提供される場合、得られる心拍数は正確なものでなければならな い。心拍数はデジタル・インタフェースから得ることができる。デジタル・イン タフェースは外部モニタへのデジタル端子（ＲＳ２３２Ｃ）および複数ブランド の心拍数モニタを使用するための通信プロトコルのサポートを必要とする。現在 入手可能な胎児用心拍数モニタとしては、カリフォルニア州パロ・アルトのヒュ ーレット・パッカード社製のＨＰ８０４０Ａおよびコロメトリックス社製の１１ ５型等がある。心拍数をアナログ出力から提供する場合、酸素計がアナログ数値 を正確に検知し適正なスケールで設定されていることが重要である。 特にパルス酸素計システム２００は外部心拍数回路２３２を設けて実施されて いる。酸素計の動作を制御するメインライン・オペレーティング・システムは外 部心拍数モニタ回路２３２が心拍数信号を検出した場合に割り込みを受信する。 割り込みを受け取ると独立した光データ伝送パス２３４−２３６を介してマイク ロプロセッサ２１４にメッセージが伝送される。さらにマイクロプロセッサ２１ ４が心拍数処理ルーチンに外部心拍数信号が発生したことを指示し心拍数信号が 心拍数検査ルーチンに伝送される。 図３Ａ−３Ｅを参照すると、割り込みプログラムが入力される光および心拍数 データの収集およびデジタル化を制御する。特徴的な動作として、種々のソフト ウェア・フラッグが発生し、これらが図３Ａに示されたメイン・ループ・プロセ ッシング・ルーチンから呼び出される多種のルーチンに命令を伝送する。例えば 、メイン・ループ・プロセッシング・ルーチンは図３Ｂのステップ３５２に示さ れた心拍数チェック・ルーチンを呼び出し、またステップ３５４のＬＥＤレベル ・チェック用ルーチンを呼び出して適正なレベルの光が伝達されることを保持し 、さらにステップ３５６に新しいデータが存在するかどうかを確認し、新しいデ ータが存在する場合にはステップ３５７のアンサンブル・アベレージング・ルー チンとステップ３５８の標準パルス検出ルーチンを呼び出す。メイン・ループ・ プロセッシング・ルーチンはステップ３６０において拍動データを検索しこの拍 動データを拍動修飾ルーチン（図３Ｅ）に伝送し、これがステップ３６２で血液 飽和度を算出する。さらに、メイン・ループ・プロセッシング・ルーチンは、酸 素計の機能に関するが本発明の主旨とは関係のない種々の保守ルーチンを作動す る（記述はしない）。 図３Ｄを参照すると、図３Ａのアンサンブル・アベレージング・ルーチン３５ ７は検出された、光パルス波形を含む光信号をデジタル化した新規の各標本を処 理し、増殖された赤色および赤外線合成光パルスを仮想トリガの発生に同期化さ れて形成および保持する。アンサンブル・アベレージング・ルーチンはまずステ ップ３００において心拍数信号があるかどうかを質問する。心拍数信号が存在し ない場合、このルーチンは中断しステップ３０２でメインライン動作へと退出す る。心拍数信号が存在する場合、アンサンブル・アベレージング・ルーチンがさ らに継続しステップ３０４において光信号の有効性を検査する。デジタル化され た赤色ならびに赤外線に対する標本がともに無効なデータ・ポイントを含む場合 、アンサンブル・アベレージング・バッファの内容がステップ３０６において消 去されステップ３０２においてルーチンから退出する。 アンサンブル・アベレージング・バッファは赤色および赤外線光パルス・デー タを蓄積するために使用される。マイクロプロセッサ２１４があらかじめ設定さ れた時間、特に５秒以上の間に仮想トリガを受信または確認しない場合、アンサ ンブル・アベレージング・バッファ・ポインタは最後の位置にセットされこの位 置より大きくは上昇しない。あらかじめ設定された時間間隔内、特に５秒内に仮 想トリガが発生しない場合タイムアウトが生じる。タイムアウトが生じた後、拍 動検出ルーチンに心拍数同期化が失敗したことが知らされ、血液酸素飽和度の計 算はＣ−ロック・プロセスを除外してデータ・バッファないの光信号のみに基づ いて実施される。 光信号データが有効である（ステップ３０４）と判断された場合、アンサンブ ル・アベレージング・ルーチンはステップ３０８においてデータをスキップさせ るべきかどうかを質問する。データをスキップさせる必要がある場合、ステップ ３０２においてアンサンブル・アベレージング・ルーチンから退出する。そうで ない場合、アンサンブル・アベレージング・バッファの内容がデータバッファ内 に保持された時間間隔に応じて重加算される。データに重加算要素を加算する前 に、アンサンブル・アベレージング・ルーチンはステップ３１０でアンサンブル ・アベレージング・バッファを検査しデータが存在するかどうかを確認する。デ ータが存在する場合、アンサンブル・アベレージング・ルーチンは合成光信号の ための新数値を計算する。しかしながら、アンサンブル・アベレージング・バッ ファが空である場合、ステップ３１２でアンサンブル・アベレージング計算にお いて使用される重加算値に数値“１”が割り当てられ続いて発生するデータ・ポ イントは１００％重加算される。ステップ３１４において、アンサンブル・アベ レージング・ルーチンは、次の心拍に対応する仮想トリガが発生するまで合成光 信号に対する新規の値の計算を続ける。 データ収集をトリガするためにＥＣＧ信号を使用する場合に米国特許第４９１ １１６７号の記載に基づいたＥＣＧ Ｃ−ロック・プロセスを実施するため、酸 素計システムはＥＣＧ信号のＲ−ウェーブを赤色および赤外線光信号に相関させ る。ＥＣＧ信号のＲ−ウェーブ部分は特に最大の振幅および傾斜を有する最も急 激な波形である。したがって、Ｒ−ウェーブは信号の導関数を求めることによっ て判定することができる。Ｒ−ウェーブは心拍毎に一回ずつ発生するため、心拍 に対する最大および最小光信号は連続する二つのＲ−ウェーブ間で検出すること ができる。Ｒ−ウェーブの発生は、単一心拍に対するアンサンブル・アベレージ ング・バッファ内への赤色および赤外線データの入力のトリガに使用される。 図３Ｂは、本発明にしたがってＥＣＧ信号の代わりに心拍数信号に基いてデー タ収集をトリガするためのフローチャートである。本発明において、光信号デー タが収集される周期のトリガに心拍数信号が使用される。Ｒ−ウェーブの発生が トリガとして使用されないため、米国特許第４９１１１６７号の図９Ｂに示され ているＲ−ウェーブの発生を判断するための計算は不要である。この代わりに、 図３Ｂに示されているフローチャートにしたがって仮想トリガを使用してデータ 収集がトリガされる。 図３Ｂを参照すると、心拍数ルーチンはまずステップ３１６において最後の心 拍数値が入力された時間を確認することにより心拍数が更新されたどうかを検査 する。予め決められた時間周期内に心拍数が更新されていない場合、ステップ３ １８においてタイムアウト・タイマがゼロにカウントダウンされているかどうか の検査を行う。タイムアウト・タイマは古い心拍数値が新しい仮想トリガの形成 に使用されることを防止するために使用される。タイムアウト・タイマが数値“ ０”（カウントダウン）を有する場合、心拍数値は古いものであり、仮想トリガ ・タイマはステップ３２０において数値０をカウントするよう強制される。仮想 トリガ・タイマの数値を０に強制した後、ステップ３２２において心拍数ルーチ ンから退出する。仮想トリガ・タイマを０に強制することにより、新しい仮想ト リガが発行され心拍数ルーチンに再入力されることが保証される。 心拍数値が更新されている場合、ステップ３２４において心拍数が検査され心 拍数が３０ないし２５０ビート／秒内に収まっているかどうかが診断される。心 拍数が３０ないし２５０ビート／秒の間にある場合、ステップ３２６においてタ イムアウト・タイマが５秒の周期にセットされる。ステップ３２６においてタイ ムアウト・タイマがセットされた後、ステップ３２８において拍動周期が決定さ れる。血液酸素飽和レベルの計算は単一拍動内の光信号の最大および最小値に基 づいて行われる。したがって、拍動周期、すなわち単一拍動についての周期は単 一の酸素飽和度計算に対するデータが収集される周期である。本発明においては 、心拍数が規則的である場合単一の酸素飽和度計算に対する光信号データが収集 される拍動周期は６０秒を心拍数で割った値に等しいことが理解される。 拍動周期が計算された後、ステップ３３０において仮想トリガが進行中である かどうかが検査される。光信号の最大および最小値は心拍周期内において生じる ため、任意（仮想）のトリガを発生させ、この仮想トリガに続く心拍周期内にお いて最大および最小光信号とを検出することができる。拍動間のの心拍速度が規 則的であり既知である際、連続する仮想トリガが形成され、ここで各仮想トリガ は拍動周期によって分割される。光信号を合成するための次の幾つかのトリガの 正確なタイミングは高い確率で予知可能である。 ステップ３３０において仮想トリガ・タイマが検査され、これが０以外の数値 （ランニング）にセットされているかどうかが確認される。仮想トリガ・タイマ の機能は仮想トリガが適正な時間に発生することを保持することである。仮想ト リガのタイミングは拍動周期に依存する。例えば、心拍数が１２０ビート／秒で ある場合、仮想トリガは５００ｍｓ（６０秒÷１２０ビート／分）毎に発生する 。しかしながら、心拍数が１８０ビート／分である場合、仮想トリガはより頻繁 に発生し、約３３３ｍｓ（６０秒÷１８０ビート／分）毎に発生する。 仮想トリガ・タイマが動作中である場合、ブロック３３２において仮想トリガ ・タイマは新しく更新される拍動周期のために調整される。次にステップ３１８ においてタイムアウト・タイマがチェックされカウントダウン（数値０に達する ）したかどうかが確認される。一方、仮想トリガ・タイマが動作中でない場合、 仮想トリガ・タイマは更新されず、またステップ３１８においてタイムアウト・ タイマがチェックされカウントダウン（数値０に達する）したかどうかが確認さ れる。好適な実施例においては、胎児の心拍数が更新された後直ぐに仮想トリガ のタイミングが更新されるようにしてＣ−ロック・プロセスが実現される。した がって、心拍数の変動に際して、トリガが発生した後のタイム・インターバルを 調整する代りに次の仮想トリガのタイミングが調整される。 ステップ３１８においてタイムアウト・タイマがチェックされカウントダウン （数値０に達する）したかどうかが確認される。タイムアウト・タイマがカウン トダウンされている場合、ステップ３２０においてタイムアウト・タイマは０を カウントするよう仮想トリガを強制し心拍数ルーチンから退出する。タイムアウ ト・タイマが完全には０にカウントダウンされていない場合、ステップ３３４に おいて仮想トリガがチェックされる。仮想トリガ・タイマが０にカウントダウン されていない場合、ステップ３２２において心拍数ルーチンから退出する。一方 、仮想トリガ・タイマが０にカウントダウンされている場合、ステップ３３２に おいて仮想トリガ・タイマが拍動周期にセットされる。ステップ３３６において タイマを拍動周期にリセットした後、ステップ３３８において心拍数チェック・ ルーチンに対して仮想トリガが発信される。心拍数チェック・ルーチンは図３Ｃ のフローチャートに示されている。 図３Ｃを参照すると、心拍数チェック・ルーチンはステップ３４２において仮 想トリガの発生をチェックする。仮想トリガが発生している場合、心拍数チェッ ク・ルーチンはステップ３４４において最後の仮想トリガが発生してからの経過 時間をチェックする。経過時間が最小内部制限時間、特に２００ｍｓ下回る場合 、ステップ３４６において仮想トリガが誤った仮想トリガとして形成される。経 過時間が最小制限より大きい場合、ルーチンはステップ３４８において心拍数修 飾ルーチンを呼び出す。心拍数修飾ルーチンを呼び出した後、ステップ３５０に おいて心拍数チェック・ルーチンから退出する。 検出された光信号波形は特に５７サンプル／秒の速度で標本化される。検出さ れた光信号の与えられた部分についてのデジタル化された赤色および赤外線信号 が得られた際、それらはＤＡＴＢＵＦと呼ばれるバッファ内に蓄積され、ステッ プ３５６においてデータの存在を示すソフトウェア・フラグがセットされる。こ のフラグがステップ３５８において拍動検出ルーチンを呼び出す。拍動検出ルー チンはそれぞれの新しいデジタル化された光信号波形の標本を処理し、一つのデ ータ・ポイントにつき一回呼び出される。拍動検出ルーチンは検出された信号デ ータに対する最大および最小振幅のペアを算定し、ステップ３６２に示されるよ うに、このペアが処理のためパルス修飾ルーチンに提供される。心拍数レベル３ ルーチンは検出された信号データに対する最大および最小振幅のペアを評価し、 これは一般的な技術を使用して検出された拍動が処理に適しているかどうかを評 価し、許容された拍動に基づいて血液酸素飽和度の算定を実行する。 心拍数修飾ルーチン（図３Ｅ）はＣ−ロック・プロセスを実行可能にする前に 心拍数周期を先の心拍数周期に対して有効化する。さらに、心拍数修飾ルーチン はアンサンブル・アベレージング・バッファ・ポインタを保守し、必要に応じて これらをリセットし、心拍数を表示し、さらにステップ３５８において、バッフ ァの経歴を更新し拍動検出ルーチンに対するトリガをセットし、パルス酸素計デ ータを算定して更新されたアンサンブル・アベレージング・バッファのデータに 基づいて酸素飽和度を決定する。図３Ｅを参照すると、心拍数拍動修飾ルーチン はステップ３６０において新しい仮想トリガが発生したかどうかの確認する。新 しい仮想トリガが発生していない場合、ステップ３６２においてルーチンから退 出する。仮想トリガが発生している場合、ルーチンはステップ３６４においてこ れが誤った仮想トリガであるかどうかをチェックする。仮想トリガ・データが適 正なものである場合、ステップ３６６において仮想トリガ周期の経歴が計算され る。 経歴を計算した後、心拍数修飾ルーチンはステップ３６８において心拍数信号 が同期化されているかどうかを確認する。心拍数信号は規定の数、特に５個の仮 想トリガを受信した後同期化される。心拍数修飾ステップ３６８において心拍数 同期カウンタをテストする。心拍数同期カウンタが０より大きい場合、心拍数信 号は同期化されないよう決定され、ステップ３７０において心拍数同期カウンタ は１削減される。したがって、ステップ３６８において心拍数カウンタが０であ る際、必要な数の心拍数信号が発生したことが表記され、心拍数同期化が達成さ れたと判断される。 ５個の仮想トリガが同期的に伝送され同期化フラグが発生した後に限り、アン サンブル・アベレージング・バッファのデータに基づいて飽和度が計算される。 同期化が失われると心拍数同期カウンタが５にリセットされる。ステップ３７２ において仮想トリガが拍動経歴に対してチェックされ、心拍数同期化が達成され ているかどうかが確認される。エラーが生じた場合、心拍数修飾ルーチンから退 出する。エラーが無い場合、ステップ３７４においてルーチンは位相遅延タイマ ／カウンタを開始する。位相遅延カウンタの目的は、光信号データがアンサンブ ル・アベレージング・バッファの開始部分に適時に配置されることを保持し、そ れによってアンサンブル・アベレージング・バッファ内に先に蓄積されている合 成パルスに同相的に加算される。 米国特許第４９１１１６７号および４９２８６９２号に記載されているＣ−ロ ックプロセスは、特殊な適時的事象（ＥＣＧ波形のＲ−ウェーブの発生）に依存 して光パルスに対する非同期疑似作用をフィルタ・アウトする。実際には、Ｃ− ロックの効果はＥＣＧトリガと光パルスの位相関係特性に依存するものではない 。心拍数が規則的である場合、Ｃ−ロック・プロセスはアナログ・カウム（ｃｏ ｍｂ）・フィルタと同様の処理をする。アナログ・カウム（ｃｏｍｂ）・フィル タは光信号に対して事象依存ではなく、周波数依存する。 図４Ａ，４Ｂおよび４Ｃは、Ｃ−ロック・プロセスを実施するための心拍信号 およびＥＣＧ信号が得られない場合の実施例における血液流特性をグラフ表示し たものである。特に図４Ａは、アンサンブル・アベレージング・バッファ内の光 信号データを一定時間にわたって表示したアンサンブル・アベレージング波形を 示している。Ｙ軸は光信号の電圧を示している。ＥＣＧ信号または心拍数信号が 得られないため、Ｃ−ロック・プロセスは実行されず、したがってアンサンブル ・アベレージング波形の疑似動作に対する感度は増加する。Ｃ−ロック・プロセ スが実行されないため、信号質は図４Ｂに見られるように貧弱なものとなる。 図４Ｂを参照すると、Ｙ軸は０ないし１００のスケール上で信号質を表示する 。信号質が貧弱であるため、図４Ｃに見られるように、飽和度信号は表示されな い。図４ＣのＹ軸は一定の時間周期において飽和度を０ないし１００上で示して いる。 図５Ａないし５Ｃは図４Ａないし４Ｃに示された信号データに相当するもので あるが、ＥＣＧ信号が得られＣ−ロック・プロセスを実行することができる。図 ５ＢはＥＣＧ波形５１０および信号質信号５２０の両方を示している。ＥＣＧ波 形は１８００ｍＶから２１００ｍＶのレンジでｍＶ単位で示される。信号質５２ ０のレンジは０から１００である。信号質値５２０は図４Ｂに示されたＣ−ロッ クを実施するためのＥＣＧ信号が得られない場合のものと比べてはるかに大きな ものとなる。信号質が高いため、図５Ｃに示されるように飽和度を計算すること ができる。 図６Ａないし６Ｃは図４Ａないし４Ｃおよび図５Ａないし５Ｃに示された信号 データに相当するものであるが、Ｃ−ロック・プロセスを実行するために心拍数 信号が使用される。図６Ｂは心拍数信号６１０および信号質信号６２０の両方を 示している。心拍数信号を使用してＣ−ロックを実行するため、高い信号質（図 ６Ｂ）が得られ、図６Ｃに示されるように飽和度を計算することができる。 パルス酸素計システムが高レベルのＥＣＧ Ｒ−ウェーブトリガを受信するこ とにより不正確な心拍数を計算するが心拍数モニタは正確な心拍数を表示してい る時間がある。この時、パルス酸素計システムは低信号質を算出し酸素飽和度は 表示しない。心拍数を使用してＣ−ロック・プロセスを実行し仮想トリガを決定 することにより、この疑似作用を消去し高信号質を算出することが可能となり、 表示される飽和度信号のドロップアウトは減少する。ＥＣＧに疑似作用がありパ ルス酸素計システムが幾つかのＥＣＧトリガを拒絶ししたがってＣ−ロック・プ ロセスのためのトリガの発行に失敗した際、心拍数を使用して仮想トリガを生成 することにより、心拍数が各拍動毎に正確に更新されない場合でも、幾つかの正 確に時間設定されたトリガを発行することが可能にされる。このＣ−ロックの実 行はパーソナル・コンピュータを使用して外部からの胎児心拍数しか得られない １００以上のケースについてシミュレートされ、酸素計システムが高信号質飽和 度を表示できる総時間の倍にわたって観察され、外部からの心拍数を得られない 酸素計システムと比較された。 さらに、本発明の精神および本質的な特性から逸脱することなく、本発明に容 易に設計変更を加えることができることはもちろんである。心拍数信号は心拍数 の周波数を示すものであるばかりでなく、それ自体が周波数を判定するために処 理される生の信号ともなり得る。心拍数信号はドップラー超音波技術、血圧モニ タリング、インピーダンス・イメージング、聴診機器による音響検出、またはそ の他の方式によって検出することができる。心拍数は患者の酸素計検知場所と同 じ場所から検出できるが、また全く別の場所で検出することもできる。仮想トリ ガを使用した処理はリアルタイムで行えるばかりでなく、ディスク上に蓄積され た記録データによって行うこともでき、またハードウェアまたはソフトウェア上 で実行することができる。 酸素計からのデータは図２ＢのＲＡＭ２２４内に記録されると同時に処理され る。他方、大量のデータを分設されたディスクにオフ−ロードすることができ、 このデータをディスクからノン・リアルタイムに復旧させて処理することができ る。酸素計信号自体は種々のタイプの酸素計プローブから形成することができ、 また例えば２つまたは３つの波長を使用するプローブから形成することもできる 。 本発明のプロセスは酸素飽和度または血液流以外の他の生理現象に適用するこ ともできる。例えば、周期的な情報は求められず、仮想トリガを使用して増大さ せるのではなく抑制することも可能である。さらに、周期的な酸素計信号の最大 および最小値を処理する代わりに、波形全体を処理して酸素飽和度または他の特 性を測定することもできる。以上、本発明の実施例につき説明したが、本発明は これに限定されるものではなく、以下に記す請求項によってのみ限定される。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．周期的な生態活動からの第一の信号を発生させる手段と、 前記周期的生態活動に相当する周波数を有する第二の信号を受信する手段と、 前記周波数を有する仮想トリガを生成する手段を有し、前記仮想トリガは前記 第二の信号の前記周波数以外の種々の特性にも相応して形成され、 さらに前記仮想トリガによって設定される周期内において前記第一の信号を処 理する手段とからなる装置。 ２．前記第一の信号がパルス酸素計信号であり、前記第二の信号が心拍数周波数 を示す心拍数信号である請求項１記載の装置。 ３．前記心拍数信号が周期的信号であり、さらに前記周期的信号を前記心拍数周 波数の表示に変換する手段を備える請求項２記載の装置。 ４．前記心拍数信号は患者の前記パルス酸素計信号とは異なった部位から検出さ れる請求項２記載の装置。 ５．前記処理手段が前記複数の周期からの前記第一の信号内の周期情報を増大す る請求項１記載の装置。 ６．患者の血液流内の光吸収に応じた酸素計信号を生成する酸素計手段と、 前記患者の心拍数に相当する周波数を有する心拍数信号を受信する手段と、 前記周波数を有する仮想トリガを生成する手段を有し、前記仮想トリガは前記 周波数以外に前記患者の前記心拍数に相当する波形の特性にも応じて形成され、 さらに、前記仮想トリガによって設定される周期内において前記酸素計信号を 処理する手段を備えるパルス酸素計。 ７．前記心拍数信号がドップラー超音波、血圧、インピーダンス・イメージング および音響検出のいずれかによって形成される請求項６記載の酸素計。 ８．周期的な生態活動からの第一の信号を生成し、 前記周期的生態活動に相当する周波数を有する第二の信号を受信し、 前記周波数を有する仮想トリガを生成し、前記仮想トリガは前記第二の信号の 前記周波数以外の種々の特性にも相応して形成され、 さらに前記仮想トリガによって設定される周期内において前記第一の信号を処 理する方法。 ９．前記第一の信号がパルス酸素計信号であり、前記第二の信号が心拍数周波数 を示す心拍数信号である請求項８記載の方法。 １０．患者の血液流内の光吸収に応じた酸素計信号を生成し、 前記患者の心拍数に相当する周波数を有する心拍数信号を受信し、 前記周波数を有する仮想トリガを生成し、前記仮想トリガは前記周波数以外に 前記患者の前記心拍数に相当する波形の特性にも応じて形成され、 さらに、前記仮想トリガによって設定される周期内において前記酸素計信号を 処理する方法。 １１．前記心拍数信号がドップラー超音波、血圧、インピーダンス・イメージン グおよび音響検出のいずれかによって形成される請求項１０記載の方法。