JP2602321B2 - 過渡状態を含むプレチスモグラフに基づき動脈酸素飽和を計算する方法および装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、非侵害性パルスオキシメトリに関し、特に
患者のプレチスモグラフの光電測定に基づき過渡状態に
おける動脈飽和を計算する改良方法および装置に関する
ものである。

［従来の技術］ 非侵害性光電パルスオキシメトリは米国特許第4,407,
290号、第4,266,554号、第4,086,915号、第3,998,550
号、第3,704,706号、ヨーロッパ特許出願第102,816号
（1984年３月13日付け公開）、ヨーロッパ特許出願第10
4,772号（1984年４月４日付け公開）、ヨーロッパ特許
出願第104,771号（1984年４月４日付け公開）およびPCT
国際特許出願第WO86/05674号（1986年10月９日付け公
開）に従来記載されている。パルス酸素濃度計は米国、
カリホルニア州、ヘイワード在、ネルコア・インコーポ
レーテッド社から市販されており、たとえばパルスオキ
シメータＮ−100型（ここでは「Ｎ−100オキシメータ」
という）およびＮ−200型（ここでは「Ｎ−200オキシメ
ータ」という）として知られている。

パルス酸素濃度計は、典型的には限定はしないが動脈
血におけるヘモグロビンの血液酸素飽和と、肉体に供給
する個々の血液脈動の容積と、患者の各心拍に対応する
血液脈動の速度とを含む各種の血流特性を測定しかつ表
示する。酸素濃度計は、血液がたとえば指、耳、鼻中隔
または頭皮のような組織に潅流する人間もしくは動物の
体組織に光を通過させ、かつこの組織における光の吸収
を光電的に検知する。次いで、吸収された光の量を用い
て、測定されている血液成分の量を計算する。

組織を通過した光は、血液中に存在する血液成分の量
を代表する量にて血液により吸収される１つもしくはそ
れ以上の波長となるよう選択される。組織を通過した透
過光の量は、組織中の血液成分の変化量および関連する
吸光に応じて変化する。

たとえばＮ−100オキシメータはマイクロプロセッサ
制御される装置であって、一方が赤色光範囲における約
660ナノメータの個々の振動数を有しかつ他方が赤外範
囲における約925ナノメータの個々の振動数を有する２
個の発光ダイオード−（「LED」）からの光を用いてヘ
モグロビンの酸素飽和を測定する。このＮ−100オキシ
メータのマイクロプロセッサは４状態のクロックを用い
て２個のLEDに対し双極駆動電流を与え、正電流パルス
が赤外LEDを駆動させると共に負電流パルスが赤外LEDを
駆動させるようにし、これら２個のLEDを交互に照射し
て入射光がたとえば指先端を通過しかつ検出された或い
は透過した光が単一の光検出器により検出されるように
する。クロックは高ストロボ速度（たとえば毎秒1500サ
イクル）を用いて、他の光源から容易に区別される。光
検出器の電流は、順次に透過する赤色光および赤外光に
応答して変化しかつ電圧信号に変換され、増幅されかつ
２チャンネル同期検出器（一方のチャンネルは赤色光波
形を処理しかつ他方のチャンネルは赤外光波形を処理す
る）によって分離される。分離された信号を濾過してス
トロボ振動数と電気ノイズと雰囲気ノイズとを除去し、
次いでアナログ／デジタル変換器（「ADC」）によりデ
ジタル化する。本明細書において「入射光および透過
光」という用語は、雰囲気もしくは環境の光から区別さ
れるようなLEDもしくはその他の光源により発生する光
を意味する。

光源の強度は患者の皮膚の色、肉の厚さ、毛髪、血液
およびその他の要因における変動を吸収すべく調整する
ことができる。たとえば透過光はこれら要因（特に動脈
血パルスもしくは脈動成分）における光の吸収により変
調され、プレチスモグラフ波形または光信号と呼ばれ
る。光信号のデジタル表示はデジタル光信号と呼ばれ
る。脈動成分を示すデジタル光信号の部分は光パルスと
呼ばれる。

検出されたデジタル光信号はＮ−100オキシメータの
マイクロプロセッサにより処理されて、動脈パルスに相
当する光パルスを分析しかつ同定すると共に、パルス周
期とパルス形状と測定された酸素飽和とに関する履歴を
発生する。Ｎ−100オキシメータのマイクロプロセッサ
は、検出されたパルスを前記パルス履歴と比較して動脈
パルスに相当するものとして受け入れるかどうかを決定
する。受け入れられるためには、検出されたパルス（こ
のパルスが生ずると予想される場合）は、或る所定の基
準（たとえばパルスの予想寸法および検出光パルスの赤
外光に対する赤色光の予想比）を所望の信頼度にしたが
って満たさねばならない。処理すべく受け入れられた個
々の同定された光パルスを用いて、赤色波長により見ら
れる最大および最小パルスレベルと赤外波長により見ら
れる最大および最小パルスレベルとの比から次式にした
がって酸素飽和を計算する： ［式中、BO1は酸素化されたヘモグロビンの光波長１
（赤外）における吸光係数であり、 BO2は酸素化されたヘモグロビンの光波長２（赤色）
における吸光係数であり、 BR1は還元されたヘモグロビンの光波長１における吸
光係数であり、 BR2は還元されたヘモグロビンの光波長２における吸
光係数であり、 光波長１は赤外光であり、 光波長２は赤色光であり、かつ Ｒは波長２と波長１との光密度の比であって次のよう
に計算される： ここで I_max2は光波長２における最大透過光であり、 I_min2は光波長２における最小透過光であり、 I_max1は光波長１における最大透過光であり、 I_min1は光波長１における最小透過光である］。

各吸光係数は、当業者に周知されたような実験により
決定することができる。計算の便宜上、自然対数に対す
るテーラー展開系を用いて各比の自然対数を計算するこ
とができる。

光信号データを処理しかつ翻訳する幾つかの代案方法
が、上記各特許および文献に開示されている。

一般に、患者の動脈パルスにおける相対的酸素含有量
はパルス毎にほぼ同レベルを保ち、かつパルス間の平均
バックグランド吸収もほぼ同レベルを保つ。その結果、
パルス流を透過する赤色光および赤外光は、比較しうる
形状および振幅の周期的光パルスを有する定常変調され
たプレチスモグラフ波形と、定常状態のバックグランド
透過率とを発生する。この定常パルスは、赤色光および
赤外光の検出された相対的最大および最小透過率に基づ
き血液の酸素飽和を正確に決定させる。

光検出部位における患者の局部的血液量の変化は、光
の吸収に影響を与える。これらの局部的変化はしばしば
運動アルチファクトまたは呼吸アルチファクトの結果で
あって、見掛パルスを血流中に導入する。たとえば、各
吸気に際し静脈復流が僅かに閉塞されて、光出部位にお
ける比較的多量の血液のため透過率のバックグランド強
度成分の低下をもたらす。呼気は静脈復流を増大させる
ことにより、血液溶積を減少させると共に透過率のバッ
クグランド強度成分を増大させる。その結果、周期的光
パルスは、血液容積変化と共に上下する透過率のバック
グランド強度成分に重なる。この必ずしも飽和の変化に
関連しないバックグランド強度成分の変化は、パルス間
の形状、振幅および最大対最小の透過率の予想比の均一
性に影響を及ぼし、さらに飽和測定の信頼性および精度
にも影響を及ぼしうる。

さらに患者における酸素飽和のバックグランドレベル
が過渡的変化を受けるような時点、たとえば患者がガス
麻酔薬の下で肺における酸素交換を喪失し或いは再開す
るような時点が存在する。その結果、検出される赤色光
および赤外光の透過率が変化し、かつ検出されるプレチ
スモグラフ波形が患者の血液における平均酸素飽和レベ
ルの変化と共に経時的に上下する。過渡的波形はパルス
形状、振幅およびパルスの予想比を歪め、したがって飽
和測定の信頼性および精度に影響を及ぼす。

従来、動脈酸素飽和を計算するための前記公知技術の
場合、バックグランド強度吸収成分が患者の血液容積の
変化または過渡的飽和変化からのアルチファクトによっ
て生ずると、測定された飽和値が正確でなくなり、さら
に平均吸収（または透過率）レベルがアルチファクトま
たは過渡的飽和の終了時に安定化するまで正確にならな
いことが知られている。

さらに、過渡的光信号に基づく飽和の計算がトレンド
に応じて実際の飽和値よりも過大評価もしくは過少評価
を与えることも知られている。波長660ナノメータ近く
における赤色光の透過率は、酸素飽和が増大するにつれ
て増加する。その結果、より小さい脈動振幅（すなわち
パルスの最大と最小との間の比較的小さい相対差）を有
する検出光信号値が生ずる。これに対し、波長910ナノ
メータ近くの赤外光の透過率は飽和が増大するにつれて
低下する結果、赤外動脈振幅（最大と最小との相対差）
が増大する。両波長につき、飽和の変化に伴う透過率の
変化は臨床上の範囲にてほぼ直線的かつ連続的となり、
すなわち酸素飽和は50％〜100％の範囲となる。

この測定の精度は、平均酸素飽和が急速に低下にしか
つ検出光信号に基づく飽和の測定が実際に生ずるよりも
大きい低下を示す急速な脱飽和の際に特に興味が持たれ
る。たとえば、測定された飽和が酸素濃度計における下
限飽和警報器を作動させて、危険状態にない患者を救助
するような不必要かつ無駄な努力をもたらすことがあ
る。

本出願人は、最大透過率時点と最小透過率時点との間
に生ずる透過率変化が、同じ酸素飽和を有するパルスの
動脈脈動長さにおける差に基づいていると確信する。脈
動振幅は極めて小さく、典型的には全強度変化の５％未
満であるため、たとえば平均血液飽和における僅かな変
化のような全体的もしくしバックグランドの透過率にお
ける小さい変化でも光レベルの最大および最小強度にお
ける差に対し比較的大きい作用を与える。酸素飽和の変
化に伴う透過率の効果は910ナノメータにおける赤外光
に関するよりも660ナノメータにおける赤色光に関し反
対方向となり、これは飽和が減少する期間中の脈動比の
過大評価をもたらすと共に、飽和が増加する期間中の過
少評価をももたらしうる。

［発明が解決しようとする課題］ したがって本発明の課題は、実際の光検出信号におけ
る過渡的状態の作用を補償して、実際の酸素飽和値の一
層正確な測定を可能にする方法および装置を提供するこ
とにある。

他の本発明の課題は、局部的血液容量変化に基づくア
ルチファクトによって生ずる検出酸素飽和信号における
歪みの作用を補償することにある。

本発明の他の課題は、パルス間の決定変化率を用い、
たとえば内挿技術を用いて、過渡的飽和もしくは血液容
量のアルチファクトによって生じた検出酸素飽和信号に
おける歪みの作用を補償することにある。

さらに本発明の他の課題は、検出信号値の低振動数特
性を用いて、過渡的飽和もしくは血液容量のアルチファ
クトによって生じた検出酸素飽和信号における歪みの作
用を補償することにある。

［課題を解決するための手段］ 本発明は、血液容積変化または過渡的飽和変化（以
下、総称して「過渡的状態」と言う）の際の光透過率の
アルチファクト誤差を補償して、過渡的状態における酸
素飽和の計算に関する向上した精度を与える方法および
装置を提供する。

さらに本発明は、過渡的状態における検出光信号を処
理して、この過渡的状態によって生じた透過率の歪みを
補償しうる装置を提供する。１具体例においては、この
補償は、過渡的プレチスモグラフ波形を定常状態の波形
に変換して、この変換された波形に基づき最大と最小と
の透過率の比を決定すると共に、これを用いて飽和を測
定することにより行なわれる。他の具体例においては、
この補償は、検出光信号をその低振動数成分（すなわち
バックグランドおよび心拍数未満の過渡的振動数）で分
割して、その信号の比から補償された最大および最小透
過率値を検出すると共に、これを用いて飽和を測定する
ことにより行なわれる。本明細書において、「補償」、
「補正」および「調整」という用語は、検出された実測
値を患者における実酸素飽和の一層正確な推定値となし
うる人為的数値に変換する点において同じ意味を有す
る。

好適具体例において、検出光信号は一般に、赤色光お
よび赤外光を患者の血液潅流組織に通過させ、血流によ
り変調された透過光を検出しかつ検出された赤色光およ
び赤外光信号を発生させて、これらを好ましくは別々に
処理すると共に必要に応じアナログ信号からデジタル信
号に変換することにより得られる。次いで、対応の赤色
および赤外デジタル光信号を本発明により処理して、得
られた補正透過率パルスに基づき光変調比を決定しかつ
これを用いて酸素飽和を計算する。

１具体例において、過渡的誤差は直線的内挿によって
補正され、これにより第１および第２光パルスがにつき
決定された最大および最小が得られ、ここで第２パルス
は第１パルスに続いて、好ましくは第１パルスの直後に
得られ、さらにその波長における透過率の各変化率を第
１検出パルスの最大透過率点から第２検出パルスのそれ
まで決定する。次いで、決定された変化率を用いて過渡
的状態により生じた第１検出パルスの検出透過率におけ
る歪みを次のアルゴリズム： ［式中、tmax（ｎ）はｎ最大における検出最大透過率の
出現時点であり、tmin（ｎ）はｎ最小における波長の検
出最小透過率の出現時点であり、Vmax（ｎ）はｎ最大に
おける波長の最大透過率にて検出された光信号最大値で
あり、Vmax（ｎ）^＊は補正値であり、ｎは第１光パルス
でありかつｎ＋１はその波長における第２光パルスであ
る］ にしたがって補償する。

上記の直線的内挿手順を用いることにより、ｔ＝ｎに
おける検出最大透過率値を補正することができ、その際
続いて到来するパルスｔ＝ｎ＋１における検出値を用い
て、定常状態でパルスが検出される場合のような透過率
値に対応させる。かくして、補正された最大値および検
出（未補正）最小値は、過渡的状態にも拘らずその時点
で患者の血液における実酸素飽和に一層近い最大および
最小の調整光パルスを与える。かくして、検出パルス値
の代りに調整パルス値を変調比に使用して酸素飽和を計
算することにより、従来の過渡的操作の際に得られるよ
りもずっと正確な酸素飽和の測定値を得ることができ
る。

好適具体例において、過渡的誤差は直線的内挿によっ
て補正され、これにより第１および第２光パルスの測定
最大値および最小値が得られ、第２パルスは第１パルス
に続いて、好ましくは第１パルスの直後に生じ、さらに
この波長における透過率の各変化率を第１検出パルスの
最小透過率点から第２検出パルスの最小点まで決定す
る。次いで、この決定された変化率を用いて、過渡的状
態により生じた第２検出パルスの検出最小透過率におけ
る歪みを次のアルゴリズムによって補償する： ［式中、tmax（ｎ）はｎ最大における検出最大透過率の
出現時点であり、tmin（ｎ）はｎ最小の波長における検
出最小透過率の出現時点であり、Vmin（ｎ）はｎ最小の
波長における最小透過率の検出光信号最小値であり、Vm
in（ｎ）^＊は補正値であり、ｎは第２光パルスでありか
つｎ−１はこの波長における第１光パルスである］。

上記直線的内挿手順を用いることによりｔ＝ｎにおけ
る検出最小透過率値が補償され、その際事前のパルスｔ
＝ｎ−１における検出値を用いて定常状態でパルスが検
出される場合のような透過率値に対応させる。補償最小
値と検出（未補償）最大値とは、かくして過渡的状態に
も拘らず、その時点で患者の血液における実酸素飽和に
一層近い調整された光パルス最大値および最小値を与え
る。かくして、検出パルス値の代りに調整パルス値を変
調比に用いて酸素飽和を計算することにより、従来の過
渡的操作によって得られたよりも正確な酸素飽和の測定
値を与える。

アルゴリズムから判るように、定常状態に際し補償値
は検出値に等しい。したがって、直線的内挿手順を、過
渡的状態が検出される時点だけでなく全ゆる時点で検出
信号に適用することができる。さらに、このアルゴリズ
ムを用いて、アルゴリズムの適切な調整により他の検出
最小もしくは最大透過率値を補償することができる。

次いで、各波長につき補償された相対的最大および最
小を決定しかつこの情報を公知のランバート・ベール式
の変調比を決定する際に使用することにより、上記調整
光パルス信号から酸素飽和の量を決定することができ
る。実際上、本発明は、個々のパルスまたは平均的パル
スの出現に基づき過渡的変化もしくは過渡的状態を有す
る流れに一致する吸光もしくは透過率により検出される
任意の脈動流に適用することができる。

さらに検出光信号の振動数特性を用いて本発明により
検出光信号を処理しかつ補正しうることが判明した。脈
動する動脈血流に相当する所定の波長における光信号
は、バックグランド透過率強度レベルにおけるゼロ振動
数と、心拍の振動数における基礎振動数と、基礎振動数
の複数倍における追加調和振動数とを含むスペクトル成
分を有する。検出光信号に出現するノイズとスプリアス
信号とモーションアルチファクトは、スペクトルにわた
って存在する振動数を有する。バックグランド透過率強
度に対する過渡的変化は、心拍振動数より低い低振動数
信号として現われる。

本発明の他の具体例によれば、透過光の各波長につ
き、検出光信号を２つの部分に分割する。一方の部分に
ついては、バックグランドおよび過渡的振動数成分を含
む測定心拍数の範囲未満の振動数成分に相当する振動数
ドメインが高振動数成分から分離される。未濾過検出信
号の他方の部分に対し位相ずれが生じないよう前記第１
ドメインを分離すれば、この第１ドメインの信号を未濾
過信号に分割して、未濾過信号部分における脈動振幅の
変化を連続的に補正しうると共に、定常状態の際のアル
チファクト血液容積変化および過渡的飽和透過率変化の
際のバックグランド透過率を補正することができる。分
離もしくは濾過信号、未濾過信号または得られた信号比
を増幅して、飽和測定を行なうための適当な振幅および
解像力を有する調整信号を得るのが好適である。

低振動数成分の分離は、時間ドメインまたは振動数ド
メインのいずれかで行なうことができる。時間ドメイン
において、分離は検出されたアナログ光信号の１部をた
とえば任意の位相ずれを防止するよう形成した低パスフ
ィルタのような慣用の電子回路に通過させて、バックグ
ランドおよび低振動数成分だけを有する濾過信号を得、
次いでこの濾過信号と未濾過のアナログ検出信号の１部
とを分割増幅器に入力して、低パス信号を位相内の未濾
過信号に分割することにより行なうことができる。この
工程は補償光信号をもたらし、これを実検出光信号とな
るよう処理して、飽和計算に関する検出パルスの相対的
最大および最小を決定することができる。或いは、検出
光信号をデジタル信号処理技術によりデジタル化しかつ
処理して、検出信号を濾過すると共にこの濾過信号を未
濾過検出信号に分割することができる。

さらにデジタル処理技術を用いて、周知のホリエール
変換の適用により振動数ドメインにて検出光信号を処理
することもできる。この具体例おいては、所定回数の心
拍に関する検出光信号の時間測定値を集め、かつこれを
そのスペクトル成分に変換する。次いで、振動数成分を
２つのドメインに分離し、第１ドメインはバックグラン
ド強度のゼロ振動数スペクトル成分と過渡状態に相当す
るバックグランド強度の全ゆる緩徐な変化とを含む測定
心拍数未満のスペクトル成分を含む一方、第２ドメイン
は第１ドメインの上方に位置して検体における心拍数に
関する基礎スペクトル成分とより高次元の基礎調和成分
とを含む。この分離は、第１ドメインにて位相ずれが生
じないよう行なわねばならない。次いで、濾過された第
１ドメインスペクトル成分を時間ドメインに逆変換し、
バックグランド強度と変化するバックグランド強度とに
逆変換し、さらに位相内の未濾過検出脈動波形に分割し
て未濾過波形における過渡状態を補償することができ
る。時間測定値を患者の現状を含むよう更新する際、低
振動数成分による未濾過波形の分割は、かくして脈動振
幅をバックグランド透過率の変化につき連続的に補正す
る。その後、補償比波形に基づいて酸素飽和の計算を行
なうことができる。

好適具体例と同様に、この振動数補償は全ての時点で
使用することができる。

本発明による好適具体例の装置は、時間ドメインまた
は振動数ドメインの過渡的補正のいずれについても用い
ることができ、検出光信号のための入力部と、アナログ
プレチスモグラフ信号をデジタル光信号に変換するアナ
ログ／デジタル変換器（プレチスモグラフ信号がデジタ
ル型で供給されない場合）、デジタル信号を受信してこ
のデジタル検出光信号を本発明の上記分析技術にしたが
って処理するデジタル信号処理部とを備え、この処理部
はマイクロプロセッサとメモリー装置とバッファーとマ
イクロプロセッサを制御するソフトウェアーと表示装置
とを備える。

この意味で、本発明の装置は赤色光および赤外光の吸
収を検出する能力を備えた酸素濃度計装置の１部であ
る。好適具体例において、本発明の装置はネルコールＮ
−200型オキシメータの１部であって、インテル・コー
ポレーション社により製作されるモデルNo.8088型の16
ビットマイクロプロセッサと、本発明の時間ドメイン分
析技術の好適具体例の操作を慣用のオキシメータ機能の
他に行なうべくマイクロプロセッサを制御するソフトウ
ェアーとを備え、さらに本発明に関連しない構造および
処理法をも含み、したがってこれについては説明しな
い。このソフトウェアーを改変して、本発明の振動数ド
メイン分析技術を行なうこともできる。

［実施例］ 以下、実施例を参照して、本発明を実施例につき詳細
に説明する。

第１図を参照して、本発明の好適実施例は検出アナロ
グ光プレチスモグラフ信号を処理する装置に関し、この
装置はアナログ−デジタル変換部（「ADC変換器」）100
0とマイクロプロセッサ2040を駆動させるためのソフト
ウェアーを備えたデジタル信号処理部（「DSP」）2000
とからなり、本発明によりデジタル化された光信号を処
理して動脈血におけるヘモグロビンの酸素飽和を決定す
る。本発明の１部を構成するものでないが本発明に関連
して、検出アナログ光信号を患者から得るための装置が
存在し、これは市販されているネルコールＮ−200型パ
ルスオキシメータの１部であるか或いはこれに関連す
る。この種の装置は、周期的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センサ100と、プレチス
モグラフセンサ100を飽和アナログ先端回路100にインタ
ーフェースするための患者モジュール200と、検出光信
号を別々の赤色チャンネルおよび赤外チャンネルまで処
理してデジタル化させうる飽和アナログ回路300とを備
える。さらに、Ｎ−200型オキシメータはLED駆動回路60
0を備えて、赤色および赤外LEDをプレチスモグラフセン
サ100にて適切な強度でストロボして処理するのに適し
た検出光信号を得ると共に、各種の調整された電源（図
示せず）を備えて、関連回路並びにADC1000およびDSP20
00を駆動させ或いはライン電流もしくは蓄電池からバイ
ヤスさせる。

関連素子は簡明な回路であって、設計および製作に関
し当業者の知識内の特定機能を与える。ここでは関連素
子につき簡単に説明し、本発明による装置の好適実施例
における作用を示すべく添付図面（対応する詳細な説明
図）および添付の各表（回路素子表を示す）を参照す
る。

好適実施例において、本発明は２種の入力信号、すな
わち第１および第２波長（たとえば赤色および赤外）に
おける２種のプレチスモグラフ信号もしくは検出光信号
を必要とする。３種以上の波長を使用することもでき
る。アナログ信号が供給される場合は、これらをたとえ
ばオフセット増幅器の内部でまたはこれにより調整して
ADC用の電圧入力範囲にせねばならない。信号が既にデ
ジタル化されている場合は、デジタル信号処理装置（DS
P）に適合するビットでなければならない。

プレチスモグラフ信号は、典型的にはたとえばＮ−10
0型オキシメータにつき上記したように赤色光および赤
外光で交互に患者の組織を照射することにより、非侵害
型酸素計の常法で得られる。第１図を参照して、センサ
回路100はアノード対カソードにて並列接続した赤色LED
110と赤外LED120とを備え、LED駆動電流は交互に一方の
LEDおよび次いで他方のLEDを照射する。さらに回路100
は光検出器130（好ましくは光ダイオード）を備えて、
患者の組織（たとえば指140）を透過した光の量を単一
のアナログ光信号として検出し、この光信号は赤色光お
よび赤外光のプレチスモグラフ検出光信号波形を有す
る。

第１図および第２図を参照して、患者モジュール200
は、光検出器130のアナログ検出光信号を予備増幅する
ための前置増幅器210を備える。この前置増幅器210は電
流−電圧変換器として形成された作動増幅器とすること
ができ、正電圧によりこのシステムの動的範囲に達する
までバイヤスされ、これにより光ダイオード130の光電
流を可使電圧信号に変換する。さらに、患者モジュール
200はLED駆動電圧をLED110および120まで送信するため
のリードを備える。

第１、3Aおよび3B図を参照して、飽和アナログ先端回
路300は患者モジュール200からアナログ光信号を受信す
ると共に、検出信号を濾過しかつ処理して検出された赤
色および赤外光パルスに対応した別々の赤色および赤外
アナログ電圧信号を生ぜしめる。この電圧信号は、低パ
スフィルタ310を通過して望ましくない高い（たとえば1
00Khz以上）の高振動数成分を除去し、コンデンサ325に
連結したACを通過してDC成分を除去し、高パスフィルタ
320を通過して全ての望ましくない低振動数（たとえば2
0ヘルツ未満）を除去し、さらにバッファ320を通過する
と共にプログラミング可能なゲインステージ330を通過
して信号レベルを増幅しかつ最適化した後、同期検出器
340に供給する。

同期検出器340は存在する共通モード信号を除去する
と共に、時多重化光信号を一方が赤色電圧信号を示しか
つ他方が赤外電圧信号を示す２つのチャンネルに分割す
る。次いで各信号はそれぞれ２個の２−ポール20ヘルツ
低パスフィルタ350、360とオフセット増幅器370、380と
を備えた各フィルタ連鎖を通過する。かくして、濾過さ
れた電圧信号は赤色および赤外検出光信号に対応する信
号情報を有する。さらに、飽和回路300における増幅器
の過励振を防止するのに使用する回路、たとえば許容し
えないLED駆動電流を示すためのレベル検知回路312およ
び314（それぞれ低パスフィルタ310の前後に位置する）
並びに許容しえない入力増幅器のゲイン設定を示すレベ
ル検知回路315（プログラミング可能なゲイン増幅器330
の後に位置する）を用いることもできる。

第１、5Aおよび5B図を参照して、ADC1000は、Ｎ−200
型オキシメータにより要求されるアナログ−デジタル変
換を行なう。患者モジュール200からの上記２種の電圧
信号（すなわち赤色検出光信号および赤外検出光信号）
をADC100に入力する。これらの信号は常法により多重化
されかつ拡大範囲12−ビットアナログ−デジタル変換技
術によりデジタル化して16ビットの解像を与える。入力
信号はマルチプレキサ1010およびバッファ増幅器1020を
通過する。変換器ステージはオフセット増幅器1030を備
えると共に、信号の１部を除去しかつ残部をさらに増幅
して解像力を高めるプログラミング可能なゲイン回路10
40を備え、さらに試料保持回路1050と比較器1060と16ビ
ットデジタル−アナログ変換器1080とを備える。緩衝さ
れた信号はオフセット増幅器1030を通過してDCバイヤス
を信号に加算し、ここで信号の１部を除去すると共に残
部をプログラミング可能なゲイン回路1040に通過させて
増幅することにより解像力を高める。次いで、増幅され
た信号は試料保持回路1050を通過し、その出力を比較器
1060の一方の入力に供給する。比較器1060の他方の入力
はデジタル−アナログ（「DAC」）変換器1080の出力と
なって、比較器1060に対するこれらの入力が同一である
場合、試料保持回路におけるアナログ電圧がDAC変換器1
080における対応のデジタルワードに変換され、次いで
適当な記憶装置に試料のデジタルデータとして記憶し、
かつ次の試料用を試料保持回路1050に移動させてデジタ
ル化する。

第１、４、5A、5B、6A、6Bおよび6C図を参照して、DA
C1080はさらにマイクロプロセッサ2040の制御下でセン
サLRD駆動電圧を発生し、これはアナログマルチプレキ
サ610を用いてそれぞれ試料保持回路620および630を備
えたそれぞれ赤色および赤外LEDを駆動するための２つ
のチャンネルの一方に到来するアナログ信号を分離し、
さらにLED駆動回路640を備えて各アナログ電圧信号をそ
れぞれ正および負の双極性電流信号に変換することによ
りLED110および120を駆動させる。

アナログ信号をデジタル信号に変換するための他の技
術、たとえば16ビットアナログ−デジタル変換器も使用
することができる。

第１、6A、6Bおよび6C図を参照して、DSP2000は信号
入力および出力並びに中間的処理を含む全ての信号処理
操作を制御する。この装置は16ビットのマイクロプロセ
ッサ2040とその関連支持回路とを備え、この支持回路は
データバス10とランダムアクセスメモリー（RAM）2020
と読取り専用メモリー（ROM）2030と慣用のLED表示デバ
イス2010（詳細には説明せず）と必要なクロック同期信
号を与えるシステム調時回路2050とを備える。好適実施
例において、マイクロプロセッサ2040はカリホルニア
州、サンタクララ在、インテル・コーポレーション社に
より製作されるモデル8088型のマイクロプロセッサであ
る。たとえば、同様にインテル・コーポレーション社に
より製作されるモデル8086、80186および80286型のよう
な他のマイクロプロセッサも使用することができる。

本発明におけるＮ−200型オキシメータは２つのモー
ドの一方にて酸素飽和を決定するよう設計され、一方の
モードは酸素飽和測定を慣用のパルス検出技術により光
パルスとして決定される光パルス信号で検出されたパル
スに基づいて行なう非総合モードであり、かつ他方のモ
ードは測定を検出光信号と患者のECG波形との処理によ
り得られる増進周期データに基づいて行なうECG同期モ
ード（これは本発明の１部を構成しない）である。

本発明は２種もしくはそれ以上の波長の最大および最
小透過率を検出することに基づく飽和の計算に適用さ
れ、この測定はパルス毎（非総合モード）で行なわれる
か或いは患者の実際の状態を反映すべく追加パルスの発
生により更新された平均もしくは複合パルスに基づくも
のである（ECG同期モード）。

割込プログラムは、到来する光信号データの収集およ
びデジタル化を制御する。特定の事象が発生した際、各
ソフトウェアーフラッグが上昇して操作を主ループ処理
作業から導出される各作業に移行させる。

検出光信号波形を、毎秒57試料の速度でサンプリング
する。検出光信号の所定部分に関するデジタル化された
赤色および赤外信号が得られた場合、これらをDATBUFと
呼ばれるバッファに記憶し、かつデータの存在を示すソ
フトウェアーフラッグを設定する。この設定フラッグは
MUNCHと呼ばれる作業を行なって、それぞれ新たなデジ
タル化された光信号波形の試料を処理し、パルスに対応
する最大および最小振幅の対を確認する。MUNCH作業は
先ず最初に、ECG同期が存在するかどうかを質問する。E
CG同期が存在すれば、MUNCH作業は次いでECG同期モード
にて増進複合パルスデータを得る。或いは、MUNCHはDAT
BUFに記憶された赤色および赤外光信号を非総合モード
で得る。決定された最大および最小の対を次いで処理作
業にかけて、これらの対を処理する。好ましくは慣用の
技術を用いて、検出パルス対が動脈パルスとして処理し
かつ飽和計算を行なうのに適するかどうか、或いはパル
ス対がDATBUFから得られたものか或いは増進複合パルス
データから得られたものかどうかを評価する。

MUNCH作業は最初に到来するパルスデータを受信しか
つ赤色および赤外検出光信号にそれぞれにつき最大およ
び最小透過率を決定し、第２の到来するパルスデータを
受信しかつ相対的な最大および最小透過率を決定する。
これらの対を処理する作業は各波長の第１および第２パ
ルスデータにつき上記アルゴリズムを適用して各波長の
第２パルスにつき補正された最小透過率を決定する。次
いで、赤色および赤外光信号の第２パルスにつき補正さ
れた最小透過率および検出された最大透過率を用いて、
酸素飽和を決定することができる。

以下、第7a、7b、7c、7d、7eおよび7f図並びに添付す
るソフトウェアーの表を参照して、本発明およびその処
理作業につき実施例および比較例によって説明する。

実施例 Ｉ 第7a図および第7b図は、患者の定常状態に関する赤色
および赤外検出光信号の代表的プレチスモグラフ波形を
示している。ｎ＝１個、２個および３個のパルスにつき
Vmaxr（ｎ）は1.01ボルトに等しくかつVminr（ｎ）は1.
00ボルトに等しい。Vmin（ｎ）は、最小ｎ個のパルスに
おける最小透過率の検出光信号最小値である。最大およ
び最小赤色信号の変調比は下式で示される： 赤外波長については、Vmaxi（ｎ）＝1.01vでありかつ
決定変調比も同様に1.01である。

これらの決定変調比を比Ｒを計算する式に用いて次式
を得る： Ｒ＝１の決定値は、上記飽和式に代入すると約81％の
実飽和値に相当する。81％の飽和は、或る程度の補正作
業を行うための低酸素程度を有する健康患者に相当す
る。

実施例 II 第7cおよび7d図は、ｎ＝１、２および３の光パルスを
有する赤色および赤外検出光信号に関する脱飽和もしく
は飽和低下過渡状態の際の患者の代表的プレチスモグラ
フ波形に相当する。しかしながら、この過渡状態におい
てはｎ＝１にて患者の実飽和が実施例Ｉにおける定常状
態の飽和に極めて近いことが判る。この過渡状態におい
て、検出値は次の通りである： 赤色および赤外信号の両者につき： tmax（１）＝1.0sec. tmin（１）＝1.2sec. tmax（２）＝2.0sec. tmin（２）＝2.2sec. tmax（３）＝3.0sec. tmin（３）＝3.2sec. 赤色光信号につき： Vmaxr（１）＝1.012v Vminr（１）＝1.000v Vmaxr（２）＝1.002v Vminr（２）＝0.990v Vmaxr（３）＝0.992v Vminr（３）＝0.980v. 赤外光信号につき： Vmaxi（１）＝1.008v Vmini（１）＝1.000v Vmaxi（２）＝1.018v Vmini（２）＝1.010v Vmaxi（３）＝1.028v Vmini（３）＝0.020v. 検出光信号を用いてｎ＝１における酸素飽和比Ｒを計
算すれば、次の結果が得られる： Ｒ＝1n［Vmaxr（１）/Vminr（１）］/1n［Vmaxi（１）/Vmin（１）］ ＝1n［1.012/1.000］/1n［1.008/0.000］ ＝1n［1.012］/1n［1.008］ ＝0.012/0.008 ＝1.5 かくして、検出透過率に基づく1.5の決定飽和比Ｒは、
他の面では健康であるが重大な低酸素の患者に相当する
患者に関する約65％の算出酸素飽和に相当する。これは
約81％の既知飽和と対称的であって、過渡状態によりも
たらされる赤色光および赤外光の透過率の歪みに基づく
酸素飽和の過少評価（脱飽和の過大評価）の程度を示し
ている。

本発明を用いて過渡状態における検出赤色光信号の歪
んだ最大透過率点を補正することにより、次式を得る： したがって、検出赤外光信号の最大透過率については
次式が得られる： Vmaxi（１）＊＝1.008−［1.008−1.018］ ×［1.0−1.2］／［1.0−2.0］＝1.010 かくして、Vmaxr（ｎ）の代りにVmaxr（ｎ）^＊を用い
かつVmaxi（ｎ）の代りにVmaxi（ｎ）^＊を計算に用いる
ことにより、酸素飽和比Ｒを決定して次式を得る： Ｒ＝1n［Vmaxr（１）^＊/Vminr（１）/1n［Vmaxi（１）^＊/Vmini（１）］ ＝1n［1.010/1.001］/1n［1.010/1.00］ ＝0.01/0.01 ＝1.0 かくして、補正された最大透過率値と検出された最小透
過率値とに基づいて飽和を計算すれば、補正Ｒ値は患者
の定常状態および実酸素飽和につき同じＲに一致する。

実施例 III 第7eおよび7f図は、ｎ＝１、２および３の光パルスを
有する赤色および赤外検出光信号につき増大する飽和過
渡状態の際の患者の代表的プレチスモグラフ波形に相当
する。しかしながら、この過渡状態においては、ｎ＝１
にて患者の実飽和が実施例Ｉにおける定常状態の飽和に
極めて近いことが判る。この過渡状態において、検出値
は次の通りである： 赤色および赤外信号の両者につき： tmax（１）＝1.0sec. tmin（１）＝1.2sec. tmax（２）＝2.0sec. tmin（２）＝2.2sec. tmax（３）＝3.0sec. tmin（３）＝3.2sec. 赤色光信号につき： Vmaxr（１）＝1.008v Vminr（１）＝1.000v Vmaxr（２）＝1.018v 赤色光信号につき： Vminr（２）＝1.010v Vmaxr（３）＝1.028v Vminr（３）＝1.020v. 赤外光信号につき： Vmaxi（１）＝1.012v Vmini（１）＝1.000v Vmaxi（２）＝1.002v Vmini（２）＝0.990v Vmaxi（３）＝0.992v Vmini（３）＝0.980v. 検出光信号を用いてｎ＝１における酸素飽和比Ｒを計
算すれば次の結果が得られる： Ｒ＝1n［Vmaxr（１）/Vminr（１）］/1n［Vmaxi（１）/Vmini（１）］ ＝1n［1.008/1.000］/1n［1.012/0.000］ ＝1n［1.008］/1n［1.012］ ＝0.008/0.012 ＝0.667 かくして、0.667の決定飽和比Ｒは、室内空気を呼吸し
て充分に酸素化された患者に相当する患者につき約95％
の算出酸素飽和に相当する。これは約81％の既知と対照
的であって、過渡状態によりもたらされる赤色光および
赤外光の透過率の歪みに基づく飽和の過少評価の程度を
示している。

本発明を用いて過渡状態における検出赤色光信号の歪
んだ最大透過率点を補正することにより、次式を得る： 同様に、検出赤外光信号については次式が得られる： Vmaxi（１）＊＝1.012−［1.012−1.002］ ×［1.0−2.2］／［1.0−2.0］＝1.010 かくして、Vmaxr（ｎ）の代りにVmaxr（ｎ）^＊を用い
かつVmaxi（ｎ）の代りにVmaxi（ｎ）^＊を用いることに
より計算し、酸素飽和比Ｒを決定して次式を得る： Ｒ＝1n［Vmaxr（１）^＊/Vminr（１）］/1n［Vmaxi（１）^＊/Vmini（１）］ ＝1n［1.010/1.001］/1n［1.010/1.00］ ＝0.01/0.01 ＝1.0 かくして、補正された最大透過率値と検出された最小透
過率値とに基づいて飽和を計算すれば、補正されたＲ値
は患者の定常状態および実酸素飽和につき同じＲに一致
する。

実施例 IV 第7cおよび7d図は、ｎ＝１、２および３の光パルスを
有する赤色および赤外検出光信号に関し脱飽和または減
少飽和の過渡状態における患者の代表的プレチスモグラ
フ波形を示している。しかしながら、この過渡状態にお
いてはｎ＝２にて患者の実飽和が実施例Ｉにおける定常
状態の飽和に極めて近いことが判る。この過渡状態にお
いて、検出値は次の通りである： 赤色および赤外信号の両者につき： tmax（１）＝1.0sec. tmin（１）＝1.2sec. tmax（２）＝2.0sec. tmin（２）＝2.2sec. tmax（３）＝3.0sec. tmin（３）＝3.2sec. 赤色光信号につき： Vmaxr（１）＝1.022v Vminr（１）＝1.008v Vmaxr（２）＝1.012v Vminr（２）＝0.998v Vmaxr（３）＝1.002v Vminr（３）＝0.988v. 赤外光信号につき： Vmaxi（１）＝1.002v Vmini（１）＝0.992v Vmaxi（２）＝1.012v Vmini（２）＝1.002v 赤外光信号につき： Vmaxi（３）＝1.022v Vmini（３）＝1.012v. 検出光信号を用いてｎ＝２における酸素飽和比Ｒを計
算すれば、次の結果が得られる： Ｒ＝1n［Vmaxr（２）/Vminr（２）］/1n［Vmaxi（２）/Vmini（２）］ ＝1n［1.012/0.998］/1n［1.012/1.002］ ＝0.01393/0.0099 ＝1.4 かくして、検出透過率に基づく1.4の決定飽和比Ｒは、
他の面では健康な患者における重大な低酸素状態に相当
する患者につき約51％の算出酸素飽和に相当する。これ
は約81％の既知飽和と対照的であって、過渡状態により
もたらされる赤色光および赤外光の透過率の歪みに基づ
く酸素飽和の過少評価（脱飽和の過大評価）の程度を示
している。

本発明の好適実施例を用いて過渡状態における検出赤
色光信号の歪んだ最小透過率点を補正することにより、
次式が得られる： 同様に、検出赤外光信号の最小透過率については次式
が得られる： Vmain（２）^＊＝0.992＋［1.002−0.992］×0.8＝1.0 かくして、Vminr（ｎ）の代りにVminr（ｎ）^＊を用い
かつVmini（ｎ）の代りにVmini（ｎ）^＊を用いて計算す
ることにより酸素飽和比Ｒを決定すれば、次式が得られ
る： Ｒ＝1n［Vmaxr（２）/Vminr（２）^＊］/1n［Vmaxi（２）/Vmini（２）］^＊ ＝1n［1.012/1.0］/1n［1.012/1.0］ ＝1.0 補正された最小透過率値と検出された最大透過率値とに
基づいて飽和を計算すれば、補正されたＲ値は患者の定
常状態および実酸素飽和につき同じＲとなる。

実施例 Ｖ 第7eおよび7f図は、ｎ＝１、２および３の光パルスを
有する赤色および赤外検出光信号につき増大する飽和過
渡状態における患者の代表的プレチスモグラフ波形に相
当する。しかしながら、この過渡状態においてはｎ＝２
にて患者の実飽和が実施例Ｉにおける定常状態の飽和と
同一であることが判る。この過渡状態において、検出値
は次の通りである： 赤色および赤外信号の両者につき： tmax（１）＝1.0sec. tmin（１）＝1.2sec. tmax（２）＝2.0sec. tmin（２）＝2.2sec. tmax（３）＝3.0sec. tmin（３）＝3.2sec. 赤色光信号につき： Vmaxr（１）＝1.002v Vminr（１）＝0.992v Vmaxr（２）＝1.012v Vminr（２）＝1.002v Vmaxr（３）＝1.022v Vminr（３）＝1.012v. 赤外光信号につき： Vmaxi（１）＝1.022v Vmini（１）＝1.008v Vmaxi（２）＝1.012v Vmini（２）＝0.998v Vmaxi（３）＝1.002v Vmini（３）＝0.988v. 検出光信号を用いてｎ＝１における酸素飽和比Ｒを計
算すれば次の通りとなる： Ｒ＝1n［Vmaxr（２）/Vminr（２）］/1n［Vmaxi（２）/Vmin（２）］ ＝1n［1.012/1.002］/1n［1.012/0.988］ ＝0.713 かくして、0.713の決定飽和比Ｒは、室内空気を呼吸し
た僅かに低酸素状態の患者に相当する患者につき約92％
の算出酸素飽和に相当する。これは約81％の既知飽和と
対照的であって、過渡状態により生じた赤色光および赤
外光の透過率の歪みに基づく飽和の過大評価の程度を示
している。

本発明の好適実施例を用いてこの過渡状態における検
出赤色光信号の歪んだ最小透過率点を補正することによ
り、次式から得られる： 同様に、検出赤外光信号については次式から得られ
る： Vmain（２）^＊＝1.008＋［0.998−1.008］×［0.8］ ＝1.010 かくして、Vmain（ｎ）の代りにVminr（ｎ）^＊を用い
かつVmini（ｎ）の代りにVmini（ｎ）^＊を用いることに
より計算して酸素飽和比Ｒを決定すれば、次式の通りと
なる： Ｒ＝1n［Vmaxr（２）/Vminr（２）＊］ /1n［Vmaxi（２）/Vmini（２）＊］ ＝1n［1.012/1.00］/1n［1.012/1.00］ ＝1.0 かくして、補正された最小透過率値と検出された最大透
過率値とに基づいて飽和を計算すれば、補正されたＲ値
は患者の定常状態および実酸素飽和につき同じＲとな
る。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の装置および本発明に関連する装置のブ
ロック図であり、 第２図は第１図の患者モジュールにおける飽和前置増幅
器の詳細回路図であり、 第3A図および第3B図は第１図の飽和アナログ先端回路の
詳細回路図であり、 第４図は第１図のLED駆動回路の詳細回路図であり、 第5A図および第5B図は第１図におけるアナログ／デジタ
ル変換器部分の詳細回路図であり、 第6A図、6B図および第6C図は第１図のデジタル信号処理
部の詳細回路図であり、 第7a、7b、7c、7d、7eおよび7f図は定常状態および過渡
状態における検出光信号の特性曲線図である。

Claims (31)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】第１光振動数を患者の組織に通過させかつ
   患者の心拍に関連する周期的透過率変化と、心拍に関連
   しない非周期的透過率変化と、バックグランド透過率
   と、心拍数未満の振動数における過渡的バックグランド
   透過率変化とを含む第１振動数の透過率変化に相当する
   第１光信号を検出し、さらに第２光振動数を患者の組織
   に通過させかつ患者の心拍に関連する周期的透過率変化
   と、心拍に関連しない非周期的透過率変化と、バックグ
   ランド透過率と、心拍数未満の振動数における過渡バッ
   クグランド透過率変化とを含む第２振動数の透過率変化
   に相当する第２光信号を検出することからなる過渡状態
   における患者の動脈パルスを検出しかつ処理する方法に
   おいて、検出された第１および第２光信号のそれぞれに
   つき検出された光信号を処理して、心拍に関連する周期
   的変化に相当する第１最大および最小透過率と、それに
   続く心拍に関連した周期的変化に相当する第２最大およ
   び最小透過率を検出し、一方のパルスの検出された１透
   過率点から他方のパルスの対応する透過率点に至る透過
   率の変化率を決定し、かつこの決定された変化率を用い
   て第１もしくは第２パルスの一方における検出された最
   大もしくは最小透過率値の一方を調整することを特徴と
   する動脈パルスを検出しかつ処理する方法。
2. 【請求項２】第１および第２の検出された光信号のそれ
   ぞれにつき、変化率を決定することにより最大もしくは
   最小透過率を調整することを特徴とし、さらに第１もし
   くは第２パルスの一方の最大および最小透過率と他方の
   パルスの最大もしくは最小の出現とに基づく直線的内挿
   を用いることを特徴とする請求項１記載の方法。
3. 【請求項３】第１もしくは第２パルスの一方における最
   大もしくは最小透過率値の一方を調整することを特徴と
   し、さらに第１パルスの最大もしくは最小透過率値の一
   方を選択して調整することを特徴とする請求項２記載の
   方法。
4. 【請求項４】選択された最大もしくは最小透過率値を調
   整することを特徴とし、さらに次のアルゴリズム： ［式中、Ｖ（ｎ）^＊は調整された最大もしくは最小透過
   率であり、Ｖ（ｎ）は調整すべき決定された最大もしく
   は最小透過率であり、tx（ｎ）は調整すべき検出された
   最大もしくは最小透過率の出現時点であり、tn（ｎ）は
   調整すべき検出された最大もしくは最小透過率の他方の
   出現時点であり、かつtx（ｎ＋１）は調整すべき第１最
   大もしくは最小透過率に相当する第２最大もしくは最小
   透過率の出現時点である］を用いることを特徴とする請
   求項３記載の方法。
5. 【請求項５】第１および第２光信号のそれぞれにつき調
   整された第１最大もしくは最小透過率と検出された第１
   最大もしくは最小透過率の他方とを用いて患者の動脈血
   流の酸素飽和を計算することを特徴とする請求項４記載
   の方法。
6. 【請求項６】第１もしくは第２パルスの一方における最
   大もしくは最小透過率値の一方を調整することを特徴と
   し、さらに調整すべき第２パルスの最大もしくは最小透
   過率値の一方を選択することを特徴とする請求項２記載
   の方法。
7. 【請求項７】選択された最大もしくは最小透過率値を調
   整することを特徴とし、さらに次のアルゴリズム： ［式中、Ｖ（ｎ）^＊は調整された最大もしくは最小透過
   率であり、Ｖ（ｎ）は調整すべき決定された最大もしく
   は最小透過率であり、tx（ｎ）は調整すべき検出された
   最大もしくは最小透過率の出現時点であり、tn（ｎ）は
   調整すべき検出された最大もしくは最小透過率の他方の
   出現時点であり、かつtn（ｎ−１）は調整すべき第２最
   大もしくは最小透過率に相当する第１最大もしくは最小
   透過率の出現時点である］を用いることを特徴とする請
   求項６記載の方法。
8. 【請求項８】第１および第２光信号のそれぞれにつき調
   整された第２最大もしくは最小透過率と検出された第２
   最大もしくは最小透過率の他方とを用いて患者の動脈血
   流の酸素飽和を計算することを特徴とする請求項７記載
   の方法。
9. 【請求項９】第１光振動数を患者の組織に通過させ、か
   つ患者の心拍に関連する周期的透過率変化と、心拍に関
   連しない非周期的透過率変化と、バックグランド透過率
   と、心拍数未満の振動数における過渡的バックグランド
   透過率変化とを含む第１振動数の透過率変化に相当する
   第１光信号を検出し、 第２光振動数を患者の組織に通過させ、かつ患者の心拍
   に関連する周期的透過率変化と、心拍に関連しない非周
   期的透過率変化と、バックグランド透過率と、心拍数未
   満の振動数における過渡バックグランド透過率変化とを
   含む第２振動数の透過率変化に相当する第２光信号を検
   出することからなる過渡状態における患者の動脈パルス
   を検出しかつ処理する方法であって、第１および第２光
   信号のそれぞれにつき、 検出された第１および第２の光信号を処理して、実質的
   にバックグランド透過率と心拍振動数未満の第１および
   第２の検出された光信号の過渡的バックグランド透過率
   成分とからなる第１および第２の濾波信号を得、かつ 第１および第２の検出された光信号を位相内の第１およ
   び第２の濾波信号でそれぞれ分割することにより第１お
   よび第２の検出光信号を調整して補償された第１および
   第２の光信号を与えることを特徴とする動脈パルスを検
   出しかつ処理する方法。
10. 【請求項１０】補償された第１光信号と補償された第２
    光信号とを処理して、飽和を計算する際に使用するため
    の補修信号における最大もしくは最小透過率を検出する
    ことにより、患者の動脈血流の酸素飽和を計算すること
    を特徴とする請求項９記載の方法。
11. 【請求項１１】第１および第２光信号のそれぞれの処理
    は、さらに光信号を低パスフィルタに透過させてバック
    グランド透過率より高い振動数成分と過渡的バックグラ
    ンド透過率振動数成分との実質的に全部を除去し、濾波
    された光信号を未濾波検出光信号と共に位相内に残存さ
    せることを特徴とする請求項10記載の方法。
12. 【請求項１２】第１および第２光信号のそれぞれの処理
    は、さらに検出された第１および第２光信号を振動数ド
    メインに変換し、変換された振動数スペクトルからバッ
    クグランド透過率と過渡的バックグランド透過率との変
    化に相当する第１および第２光振動数の心拍数未満の低
    振動数スペクトル成分を分離し、かつ低振動数スペクト
    ルを濾波信号として時間ドメインに逆変換することを特
    徴とする請求項10記載の方法。
13. 【請求項１３】動脈の脈動血流を含む患者の組織を通過
    する第１および第２光振動数の透過率に相当した第１お
    よび第２光信号を有する患者のプレチスモグラフの波形
    における過渡的状態によって生じた透過率の歪みを補償
    するための酸素濃度計に使用する装置において、第１最
    大および最小透過率とこの第１最大および最小に続く第
    ２最大および最小透過率とを含む第１光信号から脈動血
    流に相当する第１振動数の周期的透過率変化を検出する
    第１手段と、第１最大および最小透過率とこの第１最大
    および最小に続く第２最大および最小透過率とを含む第
    ２光信号から脈動血流に相当する第２振動数の周期的透
    過率変化を検出する第２手段と、第１および第２光信号
    のそれぞれにつき一方のパルスの検出された１透過率点
    から他方のパルスの対応する透過率点に至る透過率の変
    化率を決定する手段と、決定された変化率を用いて第１
    もしくは第２パルスの一方における検出された最大もし
    くは最小透過率値の一方を調整する処理手段とを備えた
    ことを特徴とする透過率の歪みを補償する装置。
14. 【請求項１４】変化率を決定する手段はさらに、第１も
    しくは第２パルスの一方の最大もしくは最小透過率と他
    方のパルスにおける最大もしくは最小透過率値の出現と
    に基づき直線的内挿を使用することを特徴とする請求項
    13記載の装置。
15. 【請求項１５】第１もしくは第２検出光信号をデジタル
    化する第１および第２デジタル化手段を特徴とし、さら
    に周期的最大および最小値を検出する第１および第２手
    段と第１および第２比率決定手段と処理手段とがさらに
    デジタルマイクロプロセッサを備えることを特徴とする
    請求項14記載の装置。
16. 【請求項１６】第１もしくは第２パルスの一方における
    検出された最大もしくは最小透過率値の一方を調整する
    手段が、調整すべき第１パルスの最大もしくは最小透過
    率値の一方を選択する手段をさらに備えることを特徴と
    する請求項15記載の装置。
17. 【請求項１７】デジタルマイクロプロセッサが、次のア
    ルゴリズム： ［式中、Ｖ（ｎ）^＊は調整された最大もしくは最小透過
    率であり、Ｖ（ｎ）は調整すべき決定された最大もしく
    は最小透過率であり、tx（ｎ）は調整すべき検出された
    最大もしくは最小透過率の出現時点であり、tn（ｎ）は
    調整すべき検出された最大もしくは最小透過率の他方の
    出現時点であり、かつtx（ｎ＋１）は調整すべき第１最
    大もしくは最小透過率に相当する第２最大もしくは最小
    透過率の出現時点である］を用いて第１最大もしくは最
    小透過率値の一方を調整する手段をさらに備えることを
    特徴とする請求項16記載の装置。
18. 【請求項１８】第１および第２光信号のそれぞれにつき
    第１および第２の補正された最大もしくは最小透過率と
    第１パルスの検出された最大もしくは最小透過率の他方
    とを用いて酸素飽和を計算する手段を備えたことをさら
    に特徴とする請求項17記載の装置。
19. 【請求項１９】第１もしくは第２パルスの一方における
    検出された最大もしくは最小透過率値の一方を調整する
    手段が、調整すべき第２パルスの最大もしくは最小透過
    率値の一方を選択する手段を備えたことをさらに特徴と
    する請求項15記載の装置。
20. 【請求項２０】デジタルマイクロプロセッサが、次のア
    ルゴリズム： ［式中、Ｖ（ｎ）^＊は調整された最大もしくは最小透過
    率であり、Ｖ（ｎ）は調整すべき決定された最大もしく
    は最小透過率であり、tx（ｎ）は調整すべき検出された
    最大もしくは最小透過率の出現時点であり、tn（ｎ）は
    調整すべき検出された最大もしくは最小透過率の他方の
    出現時点であり、かつtn（ｎ−１）は調整すべき第２最
    大もしくは最小透過率に相当する第１最大もしくは最小
    透過率の出現時点である］を用いて第１最大もしくは最
    小透過率値の一方を調整する手段をさらに備えたことを
    特徴とする請求項15記載の装置。
21. 【請求項２１】第１および第２光信号のそれぞれにつき
    第１および第２の補正された最大もしくは最小透過率と
    第２パルスの検出された最大もしくは最小透過率の他方
    とを用いて酸素飽和を計算する手段を備えたことを特徴
    とする請求項19記載の装置。
22. 【請求項２２】患者の心拍に関連する周期的変化と、心
    拍に関連しない非周期的変化と、バックグランド透過率
    と、心拍数未満の振動数における過渡的バックグランド
    透過率変化とを有する患者のプレチスモグラフ波形にお
    ける過渡的状態によって生じた透過率の歪みを補償する
    ための酸素濃度計に使用する装置において、 患者の組織を通過する第１および第２光振動数の透過率
    に相当する検出光信号を受信する手段と、 基礎心拍数の振動数未満の振動数を有するもの以外の検
    出光信号の振動数成分を除去して濾波信号を与えるフィ
    ルタ手段と、 検出された光信号を位相内の濾波信号により分割して補
    償された光信号を与える分割手段とからなることを特徴
    とする透過率の歪みを補償する装置。
23. 【請求項２３】補償された光信号を用いて酸素飽和を計
    算する手段を備えたことをさらに特徴とする請求項22記
    載の装置。
24. 【請求項２４】フィルタ手段が、基礎心拍数未満の全振
    動数を未濾波信号と共に位相内で通過させるべく形成し
    た低パスフィルタ回路を備えることをさらに特徴とする
    請求項22記載の装置。
25. 【請求項２５】フィルタ手段が第１光信号を振動数ドメ
    インに変換する手段と、基礎心拍数未満のスペクトル成
    分を濾波スペクトルに分離するスペクトルフィルタ手段
    と、濾波スペクトルを時間ドメインに逆変換して第１濾
    波信号を形成する手段とを備えたことを特徴とする請求
    項22記載の装置。
26. 【請求項２６】フィルタ手段と分割手段とがデジタルマ
    イクロプロセッサ装置を備えることを特徴とし、さらに
    検出された光信号を前記マイクロプロセッサ装置により
    処理しうるデータにデジタル化する手段を備えたことを
    さらに特徴とする請求項22記載の装置。
27. 【請求項２７】患者の心拍に関連する周期的変化と、心
    拍に関連しない非周期的変化と、バックグランド透過率
    と、心拍数未満の振動数における過渡的バックグランド
    透過率変化とを有する患者のプレチスモグラフ波形にお
    ける過渡的状態によって生じた透過率の歪みを補償する
    ための酸素濃度計に使用する装置において、患者の組織
    を通過する第１および第２光振動数の透過率に相当した
    第１および第２光信号を受信する手段と、基礎心拍数未
    満である第１光信号の振動数成分を分離して第１濾波信
    号を形成する第１フィルタ手段と、基礎心拍数未満であ
    る第２光信号の振動数成分を分離して第２濾波信号を形
    成する第２フィルタ手段と、第１光信号を相内の第１濾
    波信号で分割して補償された第１光信号を形成する第１
    分割手段と、第２光信号を相内の第２濾波信号で分割し
    て補償された第２光信号を形成する第２分割手段とを備
    えたことを特徴とする透過率の歪みを補償する装置。
28. 【請求項２８】第１および第２の補正された補償信号を
    用いて酸素飽和を計算する手段を備えたことを特徴とす
    る請求項27記載の装置。
29. 【請求項２９】第１および第２フィルタ手段が、未濾波
    信号と共に位相内で基礎心拍数未満の全振動数を通過さ
    せるべく形成した第１および第２低パスフィルタ回路を
    備えたことを特徴とする請求項27記載の装置。
30. 【請求項３０】第１および第２フィルタ手段が第１光信
    号を振動数ドメインに変換する第１手段と、基礎心拍数
    未満のスペクトル成分を第１濾波スペクトルに分離する
    第１スペクトルフィルタ手段と、濾波スペクトルを時間
    ドメインに逆変換して第１濾波信号を形成する手段と、
    第２光信号を振動数ドメインに変換する第２手段と、基
    礎心拍数未満のスペクトル成分を第２濾波スペクトルに
    分離する第２スペクトルフィルタ手段と、第２濾波スペ
    クトルを時間ドメインに逆変換して第２濾波信号を形成
    する手段とを備えたことを特徴とする請求項27記載の装
    置。
31. 【請求項３１】第１および第２フィルタ手段と分割手段
    とがデジタルマイクロプロセッサ装置を備えることを特
    徴とし、さらに第１および第２光信号を前記マイクロプ
    ロセッサ装置により処理しうるデータにデジタル化する
    手段を備えたことをさらに特徴とする請求項27記載の装
    置。