JP2693958B2 - 酸素計及び動脈中の血液成分を測定する方法 - Google Patents
酸素計及び動脈中の血液成分を測定する方法Info
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Description
【発明の詳細な説明】
発明の分野
本発明は血液中のヘモグロビンの酸素飽和度を測定す
るための、血液成分の非侵入形測定装置及び方法に関す
る。特に、本発明は体の組織を透過した光の振幅変化を
一又は複数の波長で検出すると共に、適当な方法で周辺
光による干渉を補償することのできるかかる装置及び方
法に関する。 発明の背景 血中の酸素及び注入された色素をはじめとする他の血
液成分の決定は医師にとって大きな関心の的であると共
に臨床医学においても重要になっている。一般に、動脈
血中のヘモグロビンの酸素飽和度を測定するのにスペク
トル測定技術を使うことが公知である。さらに、試料を
透過したあるいは試料によって反射された光を光感知器
により関知する構成の様々な非侵入形測定技術を使った
血液成分測定装置が公知である。これらの装置では様々
な波長における検出光の変化により動脈血の酸素飽和度
及び／又は脈搏速度が決定される。かかる装置及び／又
は方法は例えば米国特許第4,407,290号；第4,266,554
号；第4,167,331号；第4,086,915号；第3,998,550号及
び第3,647,299号；及び欧州特許EP0 104 816A3号に記載
されている。 従来の酸素計及び方法は純ヘモグロビンに適用して酸
素飽和度を計算するための古典的な吸収方程式（ビーア
の法則）を使った場合臨床酸素測定に大きな誤差が導入
される問題を有する。かかる方法は米国特許第4,167,33
1号;3,998,550号;4,086,915号；及び4,266,554号に開示
されている。他の特許は透過光のいくつかの波長の各々
について搏動性吸収成分と非搏動性吸収成分の比を使う
ことによりビーアの法則を数学的に近似することを教示
する（例えば米国特許第4,407,290号及び3,647,299号；
欧州特許EP 0 104 771 A3号及びEP 0 102 816 A3号を参
照）。組織による光吸収はビーアの法則により予言され
るものとは必ずしも正確に一致しないため、例えば米国
特許第4407,290号;4,167,331号；及び4,086,915号に教
示されているように何らかの経験的な較性が行なわれる
こともある。 搏動性成分中の吸収を求める技術は多数存在する。一
の技術は各波長における吸収の変化を定量的に測定す
る。例えば、米国特許第4,407,290号及び欧州特許EP 0
104 771 A3号及びEP 0 102 816A3号はかかる技術を記載
している。また動脈血の酸素濃度を搏動性吸収成分の吸
収の変化に関する導関数及びピークピーク測定を使って
計算することが公知である。例えば米国特許第4,407,29
0号及び4,167,331号を参照。 単一の光検出器を使用する場合は各波長の光が分離さ
れる。これは時間的な分離を行うと共に同期した検出を
行うことにより達成される。例えば米国特許第4,407,29
0号；第4,226,544号；及び第3,647,299号を参照。光検
出器は周囲の光をも検出してしまうため、普通は何らか
の周囲光除去技術が使われる。いくつかの特許は４つの
クロック状態を使用し周囲光の除去が可能な技術を開示
する。例えば米国特許第4,407,290号及び4,266,554号を
参照。また、いくつかの特許は周囲光が普通非搏動性吸
収周波数を有することを利用して非搏動性成分を除去し
ている。例えば米国特許第4,167,331号及び第3,998,550
号を参照。かかる技術は光の振幅は一定であると仮定し
ている。 これらの技術及び装置は一般的に使われているものが
あるが、いくつかの点で完全に満足すべきものとなって
いない。ビーアの法則及び／又は経験的推定は普通臨床
環境における生体組織の血液中の酸素含有量を近似する
ものにすぎない。周囲光の効果や見かけ上の運動を除去
する従来の技術は不満足なものであり信号体雑音比が悪
く、デューティーサイクルの50％までが周囲光の測定に
あてられるため臨床的な測定に際して誤差が増大する問
題点を有する。同期検出器を使う技術も広帯域の交流増
幅器を必要とすることや50％近いデューティーサイクル
の少なからぬ部分を目的とする吸収の変化でなく周囲光
の測定に費すことなどのため完全に満足のいくものでは
ない。また、従来の装置で要求される広帯域特性はBOVI
E干渉を始めとする周波数干渉を受け易くなる問題を有
する。このBOVIE干渉は凝固装置及び焼灼装置等の電気
外科装置が発生するシステムノイズである。これは典型
的に0.5〜5MHzの周波数帯域に出現するが直流電流中に
含まれることもある。直流〜0.5MHzの帯域に含まれるか
かる干渉成分のエネルギーは小さいものの、それでもそ
の大きさは従来の酸素測定装置の動作の障害になり得る
程度の干渉を生じるに充分である。また従来の装置では
各波長毎にアナログチャンネルを設けたりこれらのチャ
ンネルを広帯域にわたって適合させることを必要とする
場合が比較的頻繁に生じた。アナログ動作に関する要求
は厳しく、両チャンネルとも「正規化」された直流出力
を出力することを要求される場合さえある。例えば米国
特許第4,407,290号を参照。 従来の血液成分測定装置及び方法はある程度の成功は
収めたものの、例えば赤血球数の少ない血液状態の貧血
性患者などでは血中の酸素飽和度をより正確に測定する
必要が生じる。かかる血球数は工場での「プリセット
値」の基礎となる想定血球数とは異なっている。飽和方
程式を例えば貧血症患者に対して修正することは手術中
かかる患者の脳及び心臓を生存させる際の決定的要因の
一つになる。また、BOVIE干渉を始めとする、手術中の
重大な瞬間に酸素計を実質的に停止させてしまうような
干渉の影響を受けにくい影響が必要とされている。 発明の概要 本発明は優れた信号対雑音比を有し、周囲の人口的な
光やBOVIE干渉を始めとする干渉に対する安定性が向上
された新規な血液成分測定装置及び方法を提供する。本
発明のかかる目的は一又は複数の光源を駆動信号で駆動
することで達成される。この駆動信号は手術室の人工光
環境に存在しないような周波数を有する。体の組織を通
過した光は次いで所定の駆動信号に同期された受信手段
により受信されて復調出力信号が形成される。かかる構
成によれば、周囲光の測定にデューティーサイクルの一
部が費されることがなくなり、狭帯域の帯域波器を使
うことによりBOVIE干渉を減らすことができる。 本発明はまた脈搏及び酸素飽和度値を決定して表示す
る新規な技術を提供する。血中酸素レベルは赤血球散乱
パラメータを含んだ方程式を使って計算され、赤血球数
の異常に対応して測定値が補正される。本発明装置はさ
らにデジタル分析及び瞬時的に明確に検出された光振幅
より内挿を行う新規な信号処理技術を使用する。 従って、本発明の目的は血液成分測定装置及び方法を
提供することにある。 本発明の他の目的は動脈血の酸素飽和度を全血中の単
位体積当り赤血球数の影響を勘案しながら決定すること
のできる血液成分測定装置及び方法を提供することにあ
る。 本発明の他の目的は動脈の脈搏をあらわす出力信号を
出力する血液成分測定装置及び方法を提供することにあ
る。 本発明のさらに他の目的は外因的な検出データを、検
出された脈搏データ読取値から減算することにより見か
け上の運動の効果を除去することができる、血液成分測
定装置及び方法を提供することにある。 本発明のさらに他の目的は赤血球吸収パラメータ及び
散乱パラメータを使って動脈血の酸素飽和度を計算する
血液成分測定装置及び方法を提供することにある。 本発明のこれらの目的は、以下の説明により明らかに
なるように、以下に実質的に説明すると共に特許請求の
範囲に記載した新規な構成，要素の組合わせ及び構成、
及び方法にもとづいて達成される。 図面の簡単な説明 添付図面は本発明の原理を実施すべく構成された最良
の実施態様をあらわす本発明の完全な実施例を示す。図
面中、 第１図は本発明による酸素計の処理流れ図； 第２図は酸素計のハードウェアをインターフェースす
るデジタルツーアナログ変換点、及び光強度読取値を標
本化し、該読取値を記憶し、患者の血液中のヘモグロビ
ンの飽和度を計算する処理ステップを示すソフトウェア
の流れ図； 第３図は検出器構成要素及び受信回路、及び増幅器利
得を調節する位置を示す検出ブロックの流れ図； 第４図は好ましい方形波駆動信号を形成する過程、及
び任意に選択できる駆動電流の調節及び光学的較正検査
過程をも示す発光ダイオード駆動回路の流れ図； 第５図は発光ダイオード駆動回路の概略図； 第６図は検出回路の概略図； 第７図は電源ラインの周波数が通常の60cpcである仮
想的な環境下における、干渉の原因となる人工的な周囲
光の室内における推定振幅光スペクトルをあらわす棒グ
ラフの例を示す。かかる干渉の実際の相対振幅及びその
周波数は電源ラインの周波数や光源等によって多少変化
する。 発明の説明 以下の説明は医学及び電子工学の分野の当業者に本発
明が利用できるように行なうもので、本発明者が自身の
発明を実施すべき案出した最良の実施態様を記載する。
本発明は比較的安価で容易に製造できる非侵入形血液成
分測定装置を提供するものであり、その範囲内で様々な
変形が容易に可能である。 以下説明する本発明装置はあらかじめ選択された駆動
信号で駆動され患者の傍らに設置されて患者の体組織を
通過する光を発生する少くとも一の光源と、患者の体組
織を通過した光を受信する光検出器と、光源の駆動周波
数に同調した受信回路とを含む。装置は光源を周囲光中
に存在しない周波数の信号で駆動することにより周囲光
の影響を効果的に除去すると同時にBOVIE干渉及びシス
テムノイズを減少させる。処理手段が受信回路の出力信
号を処理して組織中の赤血球数に比例する散乱パラメー
タを使って血中の酸素飽和度を計算する。 図面を参照するに、第１図は本発明による酸素計の処
理流れ図を示す。あらかじめ選定された波形の駆動信号
がステップ２で形成される。この駆動信号はステップ４
で発光ダイオードを交互に駆動する。発光ダイオードの
駆動信号及び／又は増幅器利得の調節がステップ６でな
され検出光レベル７がハードウェアで使われるアナログ
ツーデジタル変換器の作動範囲内に設定される。次いで
ステップ８で雑音，周囲光，及びBOVIE干渉が最少化さ
れる。次いで検出光信号がステップ10で駆動信号から復
調される。次いでステップ12でデータチャンネルのデマ
ルチプレクシングがなされ、ステップ12の出力は処理ス
テップ14でデジタル化される。データは次いでステップ
16で処理された搏動の有無が判定されると共に運動及び
見かけ効果除去技術が適用される。さらに、ステップ18
で各波長の光について飽和度の値が計算されステップ20
で飽和度の平均値が決定される。最後にステップ22で飽
和値と心搏速度の値が表示される。 第２図のソフトウェア流れ図を参照するに、ステップ
２の一様な振幅及び周波数を有するのが好ましい方形波
又は正弦波よりなる駆動信号がソフトウェアステップ30
において一対の発光ダイオードをそれぞれ記号「Φ１」
及び「Φ２」で示す所定のクロック状態で駆動すべく選
択される。ダイオードの駆動電流及び酸素計の増幅利得
に関する調節がそれぞれステップ32及び34でなされる。
透過光の値をあらわすデータ点がステップ40で標本化さ
れるに先立って、ステップ60においてシステムの過渡的
応答がソフトウェアによって整定される。所定のクロッ
ク状態において波形の過渡的遷移を整定させるに必要な
遅延時間は使用する波形発生回路の種類及びデータ点を
測定するのに必要なデューティーサイクルの大きさによ
って変化する。好ましい実施例では駆動回路が形成した
波形の25％を上回らない部分が過渡現象の整定に使われ
る、好ましくは10％以下、より好ましくは５％以下の波
形部分が過渡現象の整定のための待機のために使われ
る。あるいは整定に要する時間を過渡的遷移振幅が論理
波形振幅の１％以下、好ましくは0.1％以下になった時
点で打切るようにしてもよい。その場合、「Ｍ」とあら
わす標本点はソフトウェアステップ42においてデジタル
フィルタにより平均化又は波される。平均化ないし
波データ点は次いでソフトウェアステップ44にてバッフ
ァへ送られ、信号対雑音比が向上されてアナログツーデ
ジタルの分解能が向上させられる。 ステップ46における脈搏及び振幅の存在の検出はまず
ステップ48で好ましい赤及び赤外波長の光強度を測定す
ることによりなされる。ステップ48で測定される値はサ
イクル中のピークに対応することもあればそれ以外の部
分に対応することもあり、いずれにしても時間的に同期
して測定ないし推定される。クロック状態は交互に変化
するのが好ましいため、ステップ50の内挿過程が使用さ
れる。一の発光ダイオードが検出した光の測定値を内挿
して該ダイオードが光を検出していない場合の対応する
検出値を求めることにより、装置はクロック状態Φ１及
びΦ２を同期させることができる。 次いでステップ52で貧血症に対する補正計算がなされ
る。貧血症に対する補正は飽和度の計算中にヘモグロビ
ン濃度より計算された全血に対する単位体積当りの赤血
球の割合をあらわす因子「η」を導入することでなされ
る。 次いでステップ54で飽和度値「Ｓ」が計算される。平
均飽和度値がステップ56で計算されてその結果がステッ
プ58で表示される。 次に、第３図の検出器の流れ図を参照するに、ステッ
プ34は増幅利得をデジタルツーアナログ変換器68を介し
て調節することを行う。利得調節はブロック72の帯域
波要素中においてなされる。帯域波器 72はブロック70で示す線形光検出器より入力信号を得
てこれをブロック74の全波整流器及びさらにブロック76
の包絡線検波器へ送り、これによりAM復調器を構成す
る。これらのハードウェア要素は第１図の処理ステップ
８及び10に示した如き干渉の除去及び検出光の値の復調
を行なう。包絡線検波器76はブロック78で示す差動増幅
器が後続され、全波出力の両方の部分を加え合わせる。
差動増幅器の出力は次いで搬送周波数から脈流を除き信
号対雑音比を向上させるために設けられたブロック80で
示す低域波器へ供給される。好ましい実施例では更に
アナログ信号をブロック82で示すアナログツーデジタル
変換器に適した値に維持することが可能である。 次に、第４図の駆動回路の流れ図を参照するに、先に
説明した所定波形を有する駆動信号がステップ２に対応
するブロック94で形成される。得られた駆動波形はブロ
ック96により上下にバイアスされてLEDを交互に駆動す
る。このバイアス段階は各発光ダイオードを交互に駆動
するスイッチ手段により置換えてもよい。また、ソフト
ウェアステップ30は発光ダイオードの励起時間を決定す
るアナログ変換器90及び92を介して動作される。ソフト
ウェアステップ32は駆動回路を動作させてブロック100
で発光ダイオードの発光強度を決定する。ブロック102
は好ましい実施例に適合された選択任意な較正検査過程
をあらわす。 ２つの発光ダイオードを駆動するのに単一の駆動信号
を使用する場合、発光ダイオードはこの信号により交互
に駆動される。各発光ダイオードの励起時間はクロック
状態として知られ、「Ｔ」と記される。２つの発光ダイ
オードを使う場合、２つのクロック状態が選択されΦ１
及びΦ２と記される。発光ダイオードを駆動するのに減
衰波形やその他の符号化波形を使用することも可能であ
る。しかしこれらの方法はかかる波形に対する反復手段
の同調あるいはかかる波形の復号が多少困難なこともあ
って現状では好ましくない。いずれにせよ、駆動信号は
使用場所において人工的な光振幅に実質的に重なること
がない。 装置の信号対雑音比を向上させるため、発光ダイオー
ドはできるだけ明るくなければならない。しかし、少な
くとも一の発光ダイオードは調整を必要とする。ダイオ
ードの発光強度は同じにはわざと調整されない。 第５図の発光ダイオード駆動回路の概略図を参照する
に、「555」集積回路106が駆動周波数を発生するのに使
われる。本構成は47KHzの一様な方形波を形成する。酸
素計回路の整定時間を最適化するため搬送波周波数はで
きるだけ高いのが望ましい。 一方、周囲光の周波数よりも低い周波数あるいは周囲
光の光調波周波数の中間の周波数に搬送波周波数を選定
するのが望ましい場合もある。最小限の条件である「周
囲光中に実質的に存在しない周波数」とはその周波数に
対応する振幅が周囲光振幅の１％よりも小さいことを意
味する。さらに、「中間の周波数」とはプラスマイナス
10％の幅を有する２つの基本高周波周波数により画成さ
れる周波数域を意味する。 米国で標準の60サイクルの電源ライン周波数を使う場
合、以下の周波数、すなわち120,240,及び960サイクル
の中間の周波数あるいは任意の電源ライン高調波カット
オフ点よりも高い周波数の60サイクルよりも狭い幅の搬
送波周波数を選択することができる。（120,240,360及
び480cpcの周波数を有する仮想的周囲高スペクトルをあ
らわす第７図を参照）。本実施例では搬送波周波数を第
４高調波より高く選定することにより周囲光高調波によ
る干渉を理想的に回避することができる。 上記の原理は米国以外の国々、例えば欧州で使われて
いる50〜55サイクルの電源ライン周波数に対しても同様
に有効である。以下、参考のためいくつかの選ばれた周
波数域の例を記載する。 例1:電源ライン周波数が60サイクルである場合の可能な
搬送波周波数の範囲。 1. 54サイクル以下。 2. 66〜108サイクル間。 3. 132〜216サイクルの間。 4. 264〜432サイクルの間。 5. 1056サイクル以上。 例2:電源ライン周波数が50サイクルである場合の可能な
搬送周波数の範囲 1. 45サイクル以下。 2. 55〜90サイクルの間。 3. 110〜180サイクルの間。 4. 220〜360サイクルの間。 5. 880サイクル以上。 例3:電源ライン周波数が55サイクルである場合の可能な
搬送波周波数の範囲。 1. 49.5サイクル以下。 2. 60.5〜121サイクルの間。 3. 121〜198サイクルの間。 4. 242〜396サイクルの間。 5. 968サイクル以上。 第５図の駆動回路を参照するに、抵抗器134には
“V1"」と記す周波数が一定の方形波が加えられる。こ
の電圧V1の最大値は抵抗器128の両端に加わる電圧に等
しく、最小の電圧は０ボルトに等しい。 デジタルツーアナログ変換器116の出力電圧は＋10ボ
ルト又は０ボルトで第２図のステップ30で選択されたク
ロック状態Φ1,Φ２を決定するのに使われる。本実施例
ではコンピュータコンティニュアム（Computer Continu
um）製のLAB−40−２を備えたLAB40型12ビットアナログ
ツーデジタルモジュールが使われる。８ビットデータ出
力のうち第０ビット出力は演算増幅器124へ接続され
る。抵抗器132の両端に生じる搬送波周波数電圧をデジ
タルツーアナログ変換器116により形成された抵抗器130
の両端に現われるオフセット電圧と加算するのに加算構
成の演算増幅器144が使われる。ノード146へ出力される
出力電圧は周波数がFcの方形波である。状態Φ１におい
ては最大電圧は10ボルトに等しく最小電圧は０ボルトに
なる。一方、状態Φ２においては最大電圧は０ボルトに
等しく最小電圧は−10ボルトになる。ノード146にはバ
ッファ増幅器148が後続する。 バッファ148の後ろには発光ダイオード電流駆動部が
後続する。この発光ダイオード電流駆動部はパワートラ
ンジスタ152及び158を使用する。本実施例ではトランジ
スタ152にはTIP31が使われトランジスタ158にはTIP32が
使われる。発光ダイオード160及び162の電流及び輝度を
決定するのには負荷抵抗器154及び156が使われる。 一般に、生理学において赤色の発光ダイオードは赤外
光発光ダイオードに比べ約２倍明るいことが必要であ
る。そこで抵抗器154の値は赤色発光ダイオードに約100
mAの電流を供給するように、また抵抗器156の値は赤外
光発光ダイオードに約50mAの電流を供給するように選定
される。赤外光発光ダイオードの発光ダイオードの発光
強度を約50％に減衰させることにより、検出器が検出す
る光強度を赤色光と赤外光でほぼ同等にすることが可能
になる。ただし、これは便宜上の事であり、必須な事項
ではない。２つの発光ダイオード160及び162は互いに逆
方向に接続される。そこで、一方向へ流れる電流が一方
の発光ダイオードを駆動する一方、他方向へ流れる電流
が他方の発光ダイオードを駆動し、その結果発光ダイオ
ードは交互に明滅する。図示した発光ダイオードの相互
に対向する接続は必須のものではなく、各LEDについて
別々の回路を使ってもよい。 本発光ダイオード駆動回路の別の実施例はデイタルツ
ーアナログ変換器138及び抵抗器140により示される較正
検査部を含む。1Hz程度の小さな正弦波信号あるいはそ
の他の動脈中の脈搏に類似した信号が検出器により脈搏
として検出されるような信号を形成する。抵抗器100は
その際のスケールを設定するためのもので適当な値でよ
い。 本実施例では抵抗器128の両端に＋12ボルトの電圧が
加えられる。本発明ではレオスタット112で搬送波周波
数が47KHzになるような調整がなされる。本構成で使わ
れる演算増幅器118,124,144及び148は双FET装置、すな
わちTLφ74型であり、本実施例で使う発光ダイオードは
ネルコー（Nellcor）Ｄ−25計酸素計より取られた。患
者の体組織通過した光を検出するのに第３図の流れ図に
示した線形光検出器70が使われる。線形光検出器は光検
出器の出力信号を放出光強度に対応する入力信号に比例
させるのに使われる。本実施例ではネルコーＤ−25形酸
素形の光検出器が使われる。コンデンサ104の値は88μ
Ｆである。コンデンサ108の値は0.1μF,コンデンサ110
の値は0.01μＦである。抵抗器120,122,126,134及び136
は10KΩである。また、抵抗器132,142は100KΩ、抵抗器
150は10Ωである。抵抗器114は135Ωである。抵抗器112
は可変、抵抗器128は46KΩである。抵抗器130は220KΩ
である。抵抗器140はあらかじめ選択され、抵抗器154の
値は100Ωまた抵抗器156の値は200Ωである。 第６図の概略的な検出器回路図を参照するに、光検出
段70は第６図中のダイオード164,抵抗器166及び演算増
幅器よりなり演算増幅器に直結される。 次の段は搬送波周波数の中心周波数に設定された第６
図の帯域波回路300及び400よりなる。この実施例では
２つの帯域波器300及び400が使われる。第１の帯域
波器300は利得が10,Qが50に設定される。第２の帯域
波器400の利得は４であるが可変であり、Ｑは10に等し
い。この複数の帯域波器状態により酸素計は雑音周波
数を除去することができるのみでなく、同時に入来を許
容される光強度に対応する周波数のみを受信することが
可能になる。この周波数波状態はラジオの同調器と同
様な作用をし、帯域波器が搬送周波数に適合ないし同
調させられる。狭帯域装置を使用することにより従来の
広帯域交流増幅器に対して著しい性能の向上が得られ
る。 すなわち、広帯域増幅器のかわりに狭帯域増幅器を使
うことにより7KHzよりも低い周波数帯域で干渉を生じる
電気外科器具により生じるBOVIE干渉の影響を軽減でき
る。BOVIE干渉は典型的には0.5〜5mHzの周波数に対して
影響を及ぼすが、直流電流中にすらも存在することがあ
る。広帯域増幅器はこのBOVIE干渉の影響を受けやす
く、そのため臨床環境でより誤りが生じやすくなる。本
発明の如き狭帯域増幅器はBOVIE干渉を除去する能力が
大きく、従って信号対雑音比を向上させることが可能で
ある。 抵抗器204及び演算増幅器206よりなる可変利得直流反
転増幅器は帯域波器400に後続し、利用者が全システ
ム利得を適当に調節することで大きな電圧チャンネルに
対しては約８ボルトの出力電圧が得られるようにするこ
とが可能である。 較正調節段500は次の検出回路中に含まれる。3000pF
のコンデンサ220及び224は省略してもよく、整流器214
に加わる電圧はこのトリムポット過程により等しくなる
ように調節される。 次いで全波整流段600が後続する。全波整流段600中の
包絡線検波器の時定数は1m秒よりも短いか「Ｔ」の10％
より小でなければならない。これにより約4m秒ないし
「Ｔ」の40％までの整定時間が得られる。これにより
「Ｔ」の約60％をデータ点の標本化に使うことが可能に
なる。時定数は0.25秒又はＴの2.5％より小であるのが
好ましい。これにより整定時間を1m秒ないし「Ｔ」の90
％にすることが可能である。抵抗器222及び226を270K
Ω，コンデンサ220及び224を3000pFとすることにより時
定数は1m秒になる。整定時間はさらに低域波段700に
より制限される。 包絡線検波器の時定数は搬送周波数に起因するリップ
ルの大きさに逆比例する。すなわち、時定数が短くなる
と検出されるリップルも大きくなる。このリップルは後
で平均化して除去することはできるが装置の精度に多少
の影響を与える。 リップル（ｒ）は駆動周波数，包絡線検波器中の抵抗
器，及び包絡線検波器の容量の関数として計算される。
エス イー スミスによる「回路，装置及びシステム」
ワイリー ニューヨーク 第２版1967年429頁（Ｓ・Ｅ
・Smith.Circuits,Devices,and Systems,Wiley,New Yor
k,Second Edition,1967,P.429）を参照。 帯域波回路，全波整流器，及び包絡線検波器は結合
されて駆動周波数で動作し、先に駆動周波数で変調され
ている光強度値の検出値をあらわす波形を復元する。 後続する差動増幅器は800抵抗器234,236,277,238及び
演算増幅器240よりなる。本実施例では演算増幅器は適
合した部品を有しそれらの公差は１％とされる。 次に低域波段700が後続する。ここでは２つの同一
な低域波器が直列接続される。低域波器は整流段か
ら入来するリップルを少なくとも−100dB以下に抑える
ように十分に低いがパルス波形の高調波が除去される程
には少なくないように設定されたカットオフ周波数を有
する。他の要請として、データ点を標本化する各クロッ
ク状態の終りにおいて適切な時間が得られるように立上
がり時間ないし整定時間は整流段600の時定数と同程度
になるように短くされる。 本実施例で使用した整定時間の短い波器は減衰因子
ζが0.8659のベッセルフィルタである。カットオフ周波
数が250Hzで1m秒で98％まで整定する２極ベッセルフィ
ルタを使うのが好ましい。 抵抗器252,コンデンサ256,抵抗器254,コンデンサ258
及び演算増幅器260よりなる第２の低域波器の出力は
アナログツーデジタル変換器262に直接に結合される。
本実施例ではコンピュータ コンティニュアム社製LAB4
0及びLAB40−２型12ビットアナログツーデジタル変換モ
ジュールが使われる。 好ましい実施例回路により得られる出力データは脈搏
速度及び酸素飽和値を計算するのに使われる。以下説明
するソフトウェアプログラムでは第２図に要約する変数
が使用される： Φ1,Φ2:クロック状態ないし発光ダイオードの励起時
間； M:アナログツーデジタル変換の回数ないし時間Ｔだけ継
続するΦ状態の間の標本データ点の数； T:クロック状態Φの持続時間； Vir:赤外発光ダイオードに応答する光検出器により測定
された電圧強度読取値； Vr:赤色発光ダイオードに応答する光検出器により測定
された光強度読取値； Ｓ〔ｄ〕：心房拡張時に測定される脈搏酸素計への実質
的な入射強度をあらわす光強度； Ｓ〔ｓ〕：心房収縮時に測定される光強度； S:ヘモグロビン中の酸素飽和度。 以下、本発明の動作原理を説明する。ヘモグロビンは
実際には酸素ヘモグロビンと脱酸素ヘモグロビンとの混
合物よりなる。２つの物質が存在するため２つの異なっ
た別の波長の光を使って２つの連立方程式を構成する必
要がある。各々の血液濃度成分を別々に測定するのに最
低限一つの波長が必要である。これらの方程式は臨床酸
素計により吸光を吸収及び散乱の関数としてモデル化す
る。散乱は波長の関数であるので、散乱項を含むヘモグ
ロビン濃度及び酸素飽和度は従来の吸収因子にもとづく
酸素計の測定において測定結果をいくつかの臨床環境で
不正確にしていた誤差を減少させる（例えばジョーゼフ
エム シュミットによる「移植可能なテレメトリーに
よる血中酸素の光学的測定」31,41（1986年２月），ス
タンダードエレクトロニクスラボラトリーズ（移植テレ
メトリー技術中における散乱係数を記載）−Joseph M S
chitt,Opt−icl Measurement of Blood Oxygen by Impl
antable Telemetry,31,41（February,1986）、Standard
Electronics Labor−atories−を参照）。 ジョーゼフ エム シュミットによる論文「移植可能
なテレメトリーによる血中酸素の光学的測定」はヘモグ
ロビンの酸素飽和度を計算することに関係しており、こ
こで関連文献としてあげておく。 観測点で観測された光全体をあらわす関数は以下のよ
うに与えられる： （１） Ｓ（ｐ）＝Ψ０Σstexp（−Σtz）Ｒ（ｒ） ただし、 Ｓ（ｐ）＝ソース関数ないし検出光の大きさ； Ψ０＝入射光束； Ｒ（ｒ）＝光ビーム強度の動径分布関数。本実施例では
１と仮定される。 しかし、より有用な酸素飽和度は動脈ヘモグロビンの
酸素飽和度である。心房収縮期には動脈血の急速な流入
が生じるため、心房拡張期の終りから心房収縮期の始め
にかけて吸光の変化を測定すればこの測定が容易にな
る。かかる形式の酸素計を脈搏酸素計と称する。脈搏酸
素計ではＳ〔ｐ〕はＳ〔ｄ〕、すなわち心房拡張期の終
りにおける強度とＳ〔ｓ〕、すなわち心房収縮期の始め
における強度との中間の値をとる。Ｓ〔ｓ〕は心房収縮
期に測定された強度に対応し脈搏酸素計へ伝達される光
強度をあらわす。Ｓ〔ｄ〕は心房拡張期の終りに測定さ
れた強度に対応し脈搏酸素計への実質的な入射強度に等
しい。脈搏ないし動脈血の流入にともなう光路の変化な
いし増加もまたパラメータＺに変化を引起し、パラメー
タＺは心房拡張期に値Ｚ′を心房収縮期に値Ｚ″をと
る。そこで心房拡張期及び心房収縮期に対応して２つの
方程式が得られる。 （２） Ｓ（ｄ）＝Ψ０Σstexp（−Σｔ＋Ｚ′） （３） Ｓ（ｓ）＝Ψ０Σstexp（−Σｔ＋Ｚ″） 心房拡張期と心房収縮期での強度差は主として動脈血
の流入に起因して生じる。 （４） Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）＝Ψ０Σstexp （−Σｔ＋Ｚ′） −exp（−Σｔ＋Ｚ″）］ 一方、Ｚ″はＺ′＋Ｚに等しい。ここで、Ｚは心搏に
よる血流に起因する増加をあらわす。そこで、式は次の
ように書きなおされる。 （５） Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）＝Ψ０Σst［exp（−Σ vZ′）−exp（−Σｔ＋Ｚ′）exp（−ΣtZ） ］； （６） Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）＝Ψ０Σstexp（ΣtZ′）
［１−exp（１ΣtZ）］。 生体内トランデューサ用途ではΨ0,Σst及びexp［−
ΣtZ′］の各項は一定の臨床条件下では一定であり、以
下これらをＫと表記する。 そこで、式は （７） Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）＝Ｋ［１−exp（−Σ tZ）］ となる。 ここで、Σｔの項を展開する。 （８） Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）/K＝［１−exp（−（δaoS ＋δar（１−ｓ）＋Σst/η）ηＺ］ （９） ［１−Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）/K）］＝exp（− （δaoS＋δar（１−Ｓ）＋Σst/η）η Ｚ］。 上の式では変数はＳとＺの２つだけで他の項は一定で
ある。これらの項のうち一部は波長によって変化する。
次に、これらの対数をとる。 （10） ln［１−Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）/K）］＝−δaoS ＋δar（１−Ｓ）＋Σst/η）ηＺ （11） −ln［１−Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）/K）］＝（δao Ｓ＋δar（１−Ｓ）＋Σst/η）ηＺ （12） −ln［１−Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）/K）］／ηＺ＝ （δaoS＋δar（１−Ｓ）＋Σst/η） （13） （δar−δao）Ｓ−ln［１−Ｓ（ｄ） −Ｓ（ｓ）/K）］／ηＺ＝Σst/η＋δar 変数の数は２つであるため２つの方程式又は波長が必
要となる。 （14） 波長1:−ln［１（Si（ｄ）−Si（ｓ））/Ki］ ／ηＺ＋（δari−δaoi）Ｓ＝Σsti/ η＋δari （15） 波長2:−ln［１−（Sii（ｄ）−Sii（ｓ）／ Kii）］／ηＺ ＋（δarii−δaoii）Ｓ＝Σstii/η＋δ arii ここで、 δaoは完全に酸素飽和したヘモグロビンを含む孤立し
た赤血球の吸収断面積； δarは完全に脱酸素化したヘモグロビンを含む孤立し
た赤血球の吸収断面積； δｓは散乱断面積； μは非対称パラメータ； ηは全血中での単位体積当りの赤血球の割合； Ｈは全血中でのヘアトクリット分率； Σst全血の変化した散乱係数； Σｓは全血の散乱係数； Σａは全血の吸収係数； Σｔは全血の変化した散乱係数と吸収係数との和； Ｚは距離ないし跳躍長であり； ΣａはηaoS＋δar（１−Ｓ）］η； Σｓはηδｓ（１−Ｈ）η； ΣstはΣｓ（１−μ）η； ΣｔはΣａ＋Σstη； Σｔはη［δaoS＋δar（１−Ｓ）］＋Σstη；また Ｋはソース関数と入射光束とexp（−Σtz）との積に
等しい。 これらの変数がＳと1/Zの２つの連立方程式であり、
測定は４つのパラメータ、Si〔ｄ〕,Si〔ｓ〕,S
ii〔ｄ〕及びSii〔ｓ〕についてなされる。ヘモグロビ
ン濃度はηを計算するために使われる。本発明では従来
無視されていた貧血症患者の場合に全血中の単位体積当
りの赤血球数についての式を変形する新規な手法が採用
される。すなわち、上記の方程式はこの重要な因子を使
って酸素量を計算し、これにより貧血症患者の血液式成
分をより正確に測定する手段が得られる。以下の表は２
つの波長例、すなわち910nmと660nmの波長において必要
になる他の定数の例を示す。 910nm 660nm δao .1340 .0357 δar .0802 .3547 δｓ 36.34 60.65 δst .276 .309 μ .9924 .9949 変数Ｋは利得因子を含むが、特に各波長チャンネルで
異なりハードウェア毎に決定が必要な全体的な利得を含
む。また、Ｋ中の変数はＳ（ｄ）の如き生理学的な測定
パラメータを含むため、単位変換因子をも含める必要が
ある。そこで、Ｓ（ｄ）及びＳ（ｓ）は測定単位がどう
であれ生理学項に変換され、対数表現中における単位の
影響は打ち消される。KiとKiiとは等しくなる、またSi
（ｄ）とSii（ｓ）とを等しくしたりあるいはSi（ｓ）,
Sii（ｓ）とを等しくするように作用することはない。 これらの方程式は線形代数の常法に従って解かれ、Ｓ
が求められる。マトリクス計算技術を使う場合、行列式
が形式されＳの値が計算される。 コンピュータプログラムはアナログツーデジタル変換
器262より出力信号を供給され血液中の酸素飽和度
〔Ｓ〕を方程式（14）及び（15）に従って計算する。方
程式を解く過程では供給された変数及び記憶されている
定数を使った乗算，除算，加算及び減算を始めとする演
算が実行される。 好ましい実施例で使われるプログラムはベターベーシ
ック（BETTER BASIC）で書かれており（サミット ソフ
トウェア テクノロジー インコーポレーテッド,1984
年−Summit Software Technology,Inc.,1984）、本明細
書中に添付してある。このソフトウェアは第２図のデジ
タルツーアナログ変換器1,2及び３においてアナログハ
ードウェアとのインターフェース点を有する。プログラ
ムは２つのクロック状態の間の変化し、出力ラッチデジ
タルツーアナログ変換器45を10ボルト又は接地電位に設
定すると共に状態が終了するまで待ち１つだけデータ点
〔Ｍ＝１〕８を標本化する。 好ましい実施例プログラムではIBM−XTを使って長さ1
2m秒のクロック状態期間T,8、が形成される。1000のデ
ータ点よりなるバッファ10が赤色及び赤外光チャンネル
として使われる。バッファ44はディスク上に記録されよ
り高レベルのソフトウェア計算11〜16によりより高いレ
ベルの検査がされる。 次の処理では式（14）及び（15）を使って先に説明し
たように飽和値Ｓが計算される。平均飽和値16は処理の
この時点で適当に計算される。 上記の説明より明らかなように、LED出力振幅をクロ
ック状態内で変化させるのに使われる駆動信号はクロッ
ク信号ではない。すなわち、駆動信号２又はそれ以上の
LEDを交互に点滅させるのではなく、本発明装置ではク
ロック手段により形成された第２の信号が駆動信号に重
畳されてかかる機能を行なう。従来のクロック信号の周
波数を増加させても本発明のような効果は得られない。
これはかかる周波数の増加に伴って受信側に非常に広帯
域の増幅器を使うことが必要になり、その結果信号対雑
音比が向上するかわりに低下してしまうためである。 ベターベーシック〔サミット ソフトウェア テクノ
ロジー インコーポレーテッド〕により書かれた以下の
プログラムが本発明の好ましい実施例で使われる。 以下、本発明実施例で使用した部品のリストを記載す
る。しかし、本発明はここに列挙した部品に限定される
ものではない。 トランジスタ 152−TIP31;158−TIP32 発光ダイオード 160,162,ネルコーＤ−25形酸素センサ
のもの 演算増幅器 TLφ74双FET（BIFET） 抵抗器:112−可変;114−135;120−10K;122−10K;126−1
0K;128−46K;130−220K;132−100K;134−10K;136−10K;
142−100K;150−100;154−100;156−200;166−470K;170
−15K;172−100K;178−33K＊;184−100K;186−68K;192
−可変;196−680K;200−1.5K;204−200K;222−270K;226
−270K;234−10.1K;236−10.1K;238−5K;242−1M;252−
1M;254−1M. コンデンサ:104−88uf;108−.01uf;110−.01uf;174−10
0pf;!80−100pf;194−100pf;202−100pf;208−100pf;22
0−3,000pf;224−57pf;248−433pa;256−577pf;258−43
3pf. 駆動回路:106−555 デジタルツーアナログ変換器…コンピュータ コンティ
ニュアム社製LAB40−2 12ビットA/Dモジュールを備えた
LAB40。 ＊印は可変利得をあらわす。 以上の説明より明らかなように、本発明は血液成分測
定のための改良された装置及び方法を提供する。本発明
によれば従来の装置と比較して、デューティーサイクル
が向上し、吸収パラメータの他の散乱パラメータを使う
ことによりより正確なモデル化が可能になり、周囲光や
BOVIE干渉，システムノイズ等の影響を波することに
よりまた赤血球数の影響を考慮することにより臨床環境
においてより高精度の測定が可能になる。図示した装置
は説明のためのもので本発明を限定するものではない。
特許請求の範囲に記載した本発明要旨内において様々な
変形や変更が可能である。
るための、血液成分の非侵入形測定装置及び方法に関す
る。特に、本発明は体の組織を透過した光の振幅変化を
一又は複数の波長で検出すると共に、適当な方法で周辺
光による干渉を補償することのできるかかる装置及び方
法に関する。 発明の背景 血中の酸素及び注入された色素をはじめとする他の血
液成分の決定は医師にとって大きな関心の的であると共
に臨床医学においても重要になっている。一般に、動脈
血中のヘモグロビンの酸素飽和度を測定するのにスペク
トル測定技術を使うことが公知である。さらに、試料を
透過したあるいは試料によって反射された光を光感知器
により関知する構成の様々な非侵入形測定技術を使った
血液成分測定装置が公知である。これらの装置では様々
な波長における検出光の変化により動脈血の酸素飽和度
及び／又は脈搏速度が決定される。かかる装置及び／又
は方法は例えば米国特許第4,407,290号；第4,266,554
号；第4,167,331号；第4,086,915号；第3,998,550号及
び第3,647,299号；及び欧州特許EP0 104 816A3号に記載
されている。 従来の酸素計及び方法は純ヘモグロビンに適用して酸
素飽和度を計算するための古典的な吸収方程式（ビーア
の法則）を使った場合臨床酸素測定に大きな誤差が導入
される問題を有する。かかる方法は米国特許第4,167,33
1号;3,998,550号;4,086,915号；及び4,266,554号に開示
されている。他の特許は透過光のいくつかの波長の各々
について搏動性吸収成分と非搏動性吸収成分の比を使う
ことによりビーアの法則を数学的に近似することを教示
する（例えば米国特許第4,407,290号及び3,647,299号；
欧州特許EP 0 104 771 A3号及びEP 0 102 816 A3号を参
照）。組織による光吸収はビーアの法則により予言され
るものとは必ずしも正確に一致しないため、例えば米国
特許第4407,290号;4,167,331号；及び4,086,915号に教
示されているように何らかの経験的な較性が行なわれる
こともある。 搏動性成分中の吸収を求める技術は多数存在する。一
の技術は各波長における吸収の変化を定量的に測定す
る。例えば、米国特許第4,407,290号及び欧州特許EP 0
104 771 A3号及びEP 0 102 816A3号はかかる技術を記載
している。また動脈血の酸素濃度を搏動性吸収成分の吸
収の変化に関する導関数及びピークピーク測定を使って
計算することが公知である。例えば米国特許第4,407,29
0号及び4,167,331号を参照。 単一の光検出器を使用する場合は各波長の光が分離さ
れる。これは時間的な分離を行うと共に同期した検出を
行うことにより達成される。例えば米国特許第4,407,29
0号；第4,226,544号；及び第3,647,299号を参照。光検
出器は周囲の光をも検出してしまうため、普通は何らか
の周囲光除去技術が使われる。いくつかの特許は４つの
クロック状態を使用し周囲光の除去が可能な技術を開示
する。例えば米国特許第4,407,290号及び4,266,554号を
参照。また、いくつかの特許は周囲光が普通非搏動性吸
収周波数を有することを利用して非搏動性成分を除去し
ている。例えば米国特許第4,167,331号及び第3,998,550
号を参照。かかる技術は光の振幅は一定であると仮定し
ている。 これらの技術及び装置は一般的に使われているものが
あるが、いくつかの点で完全に満足すべきものとなって
いない。ビーアの法則及び／又は経験的推定は普通臨床
環境における生体組織の血液中の酸素含有量を近似する
ものにすぎない。周囲光の効果や見かけ上の運動を除去
する従来の技術は不満足なものであり信号体雑音比が悪
く、デューティーサイクルの50％までが周囲光の測定に
あてられるため臨床的な測定に際して誤差が増大する問
題点を有する。同期検出器を使う技術も広帯域の交流増
幅器を必要とすることや50％近いデューティーサイクル
の少なからぬ部分を目的とする吸収の変化でなく周囲光
の測定に費すことなどのため完全に満足のいくものでは
ない。また、従来の装置で要求される広帯域特性はBOVI
E干渉を始めとする周波数干渉を受け易くなる問題を有
する。このBOVIE干渉は凝固装置及び焼灼装置等の電気
外科装置が発生するシステムノイズである。これは典型
的に0.5〜5MHzの周波数帯域に出現するが直流電流中に
含まれることもある。直流〜0.5MHzの帯域に含まれるか
かる干渉成分のエネルギーは小さいものの、それでもそ
の大きさは従来の酸素測定装置の動作の障害になり得る
程度の干渉を生じるに充分である。また従来の装置では
各波長毎にアナログチャンネルを設けたりこれらのチャ
ンネルを広帯域にわたって適合させることを必要とする
場合が比較的頻繁に生じた。アナログ動作に関する要求
は厳しく、両チャンネルとも「正規化」された直流出力
を出力することを要求される場合さえある。例えば米国
特許第4,407,290号を参照。 従来の血液成分測定装置及び方法はある程度の成功は
収めたものの、例えば赤血球数の少ない血液状態の貧血
性患者などでは血中の酸素飽和度をより正確に測定する
必要が生じる。かかる血球数は工場での「プリセット
値」の基礎となる想定血球数とは異なっている。飽和方
程式を例えば貧血症患者に対して修正することは手術中
かかる患者の脳及び心臓を生存させる際の決定的要因の
一つになる。また、BOVIE干渉を始めとする、手術中の
重大な瞬間に酸素計を実質的に停止させてしまうような
干渉の影響を受けにくい影響が必要とされている。 発明の概要 本発明は優れた信号対雑音比を有し、周囲の人口的な
光やBOVIE干渉を始めとする干渉に対する安定性が向上
された新規な血液成分測定装置及び方法を提供する。本
発明のかかる目的は一又は複数の光源を駆動信号で駆動
することで達成される。この駆動信号は手術室の人工光
環境に存在しないような周波数を有する。体の組織を通
過した光は次いで所定の駆動信号に同期された受信手段
により受信されて復調出力信号が形成される。かかる構
成によれば、周囲光の測定にデューティーサイクルの一
部が費されることがなくなり、狭帯域の帯域波器を使
うことによりBOVIE干渉を減らすことができる。 本発明はまた脈搏及び酸素飽和度値を決定して表示す
る新規な技術を提供する。血中酸素レベルは赤血球散乱
パラメータを含んだ方程式を使って計算され、赤血球数
の異常に対応して測定値が補正される。本発明装置はさ
らにデジタル分析及び瞬時的に明確に検出された光振幅
より内挿を行う新規な信号処理技術を使用する。 従って、本発明の目的は血液成分測定装置及び方法を
提供することにある。 本発明の他の目的は動脈血の酸素飽和度を全血中の単
位体積当り赤血球数の影響を勘案しながら決定すること
のできる血液成分測定装置及び方法を提供することにあ
る。 本発明の他の目的は動脈の脈搏をあらわす出力信号を
出力する血液成分測定装置及び方法を提供することにあ
る。 本発明のさらに他の目的は外因的な検出データを、検
出された脈搏データ読取値から減算することにより見か
け上の運動の効果を除去することができる、血液成分測
定装置及び方法を提供することにある。 本発明のさらに他の目的は赤血球吸収パラメータ及び
散乱パラメータを使って動脈血の酸素飽和度を計算する
血液成分測定装置及び方法を提供することにある。 本発明のこれらの目的は、以下の説明により明らかに
なるように、以下に実質的に説明すると共に特許請求の
範囲に記載した新規な構成，要素の組合わせ及び構成、
及び方法にもとづいて達成される。 図面の簡単な説明 添付図面は本発明の原理を実施すべく構成された最良
の実施態様をあらわす本発明の完全な実施例を示す。図
面中、 第１図は本発明による酸素計の処理流れ図； 第２図は酸素計のハードウェアをインターフェースす
るデジタルツーアナログ変換点、及び光強度読取値を標
本化し、該読取値を記憶し、患者の血液中のヘモグロビ
ンの飽和度を計算する処理ステップを示すソフトウェア
の流れ図； 第３図は検出器構成要素及び受信回路、及び増幅器利
得を調節する位置を示す検出ブロックの流れ図； 第４図は好ましい方形波駆動信号を形成する過程、及
び任意に選択できる駆動電流の調節及び光学的較正検査
過程をも示す発光ダイオード駆動回路の流れ図； 第５図は発光ダイオード駆動回路の概略図； 第６図は検出回路の概略図； 第７図は電源ラインの周波数が通常の60cpcである仮
想的な環境下における、干渉の原因となる人工的な周囲
光の室内における推定振幅光スペクトルをあらわす棒グ
ラフの例を示す。かかる干渉の実際の相対振幅及びその
周波数は電源ラインの周波数や光源等によって多少変化
する。 発明の説明 以下の説明は医学及び電子工学の分野の当業者に本発
明が利用できるように行なうもので、本発明者が自身の
発明を実施すべき案出した最良の実施態様を記載する。
本発明は比較的安価で容易に製造できる非侵入形血液成
分測定装置を提供するものであり、その範囲内で様々な
変形が容易に可能である。 以下説明する本発明装置はあらかじめ選択された駆動
信号で駆動され患者の傍らに設置されて患者の体組織を
通過する光を発生する少くとも一の光源と、患者の体組
織を通過した光を受信する光検出器と、光源の駆動周波
数に同調した受信回路とを含む。装置は光源を周囲光中
に存在しない周波数の信号で駆動することにより周囲光
の影響を効果的に除去すると同時にBOVIE干渉及びシス
テムノイズを減少させる。処理手段が受信回路の出力信
号を処理して組織中の赤血球数に比例する散乱パラメー
タを使って血中の酸素飽和度を計算する。 図面を参照するに、第１図は本発明による酸素計の処
理流れ図を示す。あらかじめ選定された波形の駆動信号
がステップ２で形成される。この駆動信号はステップ４
で発光ダイオードを交互に駆動する。発光ダイオードの
駆動信号及び／又は増幅器利得の調節がステップ６でな
され検出光レベル７がハードウェアで使われるアナログ
ツーデジタル変換器の作動範囲内に設定される。次いで
ステップ８で雑音，周囲光，及びBOVIE干渉が最少化さ
れる。次いで検出光信号がステップ10で駆動信号から復
調される。次いでステップ12でデータチャンネルのデマ
ルチプレクシングがなされ、ステップ12の出力は処理ス
テップ14でデジタル化される。データは次いでステップ
16で処理された搏動の有無が判定されると共に運動及び
見かけ効果除去技術が適用される。さらに、ステップ18
で各波長の光について飽和度の値が計算されステップ20
で飽和度の平均値が決定される。最後にステップ22で飽
和値と心搏速度の値が表示される。 第２図のソフトウェア流れ図を参照するに、ステップ
２の一様な振幅及び周波数を有するのが好ましい方形波
又は正弦波よりなる駆動信号がソフトウェアステップ30
において一対の発光ダイオードをそれぞれ記号「Φ１」
及び「Φ２」で示す所定のクロック状態で駆動すべく選
択される。ダイオードの駆動電流及び酸素計の増幅利得
に関する調節がそれぞれステップ32及び34でなされる。
透過光の値をあらわすデータ点がステップ40で標本化さ
れるに先立って、ステップ60においてシステムの過渡的
応答がソフトウェアによって整定される。所定のクロッ
ク状態において波形の過渡的遷移を整定させるに必要な
遅延時間は使用する波形発生回路の種類及びデータ点を
測定するのに必要なデューティーサイクルの大きさによ
って変化する。好ましい実施例では駆動回路が形成した
波形の25％を上回らない部分が過渡現象の整定に使われ
る、好ましくは10％以下、より好ましくは５％以下の波
形部分が過渡現象の整定のための待機のために使われ
る。あるいは整定に要する時間を過渡的遷移振幅が論理
波形振幅の１％以下、好ましくは0.1％以下になった時
点で打切るようにしてもよい。その場合、「Ｍ」とあら
わす標本点はソフトウェアステップ42においてデジタル
フィルタにより平均化又は波される。平均化ないし
波データ点は次いでソフトウェアステップ44にてバッフ
ァへ送られ、信号対雑音比が向上されてアナログツーデ
ジタルの分解能が向上させられる。 ステップ46における脈搏及び振幅の存在の検出はまず
ステップ48で好ましい赤及び赤外波長の光強度を測定す
ることによりなされる。ステップ48で測定される値はサ
イクル中のピークに対応することもあればそれ以外の部
分に対応することもあり、いずれにしても時間的に同期
して測定ないし推定される。クロック状態は交互に変化
するのが好ましいため、ステップ50の内挿過程が使用さ
れる。一の発光ダイオードが検出した光の測定値を内挿
して該ダイオードが光を検出していない場合の対応する
検出値を求めることにより、装置はクロック状態Φ１及
びΦ２を同期させることができる。 次いでステップ52で貧血症に対する補正計算がなされ
る。貧血症に対する補正は飽和度の計算中にヘモグロビ
ン濃度より計算された全血に対する単位体積当りの赤血
球の割合をあらわす因子「η」を導入することでなされ
る。 次いでステップ54で飽和度値「Ｓ」が計算される。平
均飽和度値がステップ56で計算されてその結果がステッ
プ58で表示される。 次に、第３図の検出器の流れ図を参照するに、ステッ
プ34は増幅利得をデジタルツーアナログ変換器68を介し
て調節することを行う。利得調節はブロック72の帯域
波要素中においてなされる。帯域波器 72はブロック70で示す線形光検出器より入力信号を得
てこれをブロック74の全波整流器及びさらにブロック76
の包絡線検波器へ送り、これによりAM復調器を構成す
る。これらのハードウェア要素は第１図の処理ステップ
８及び10に示した如き干渉の除去及び検出光の値の復調
を行なう。包絡線検波器76はブロック78で示す差動増幅
器が後続され、全波出力の両方の部分を加え合わせる。
差動増幅器の出力は次いで搬送周波数から脈流を除き信
号対雑音比を向上させるために設けられたブロック80で
示す低域波器へ供給される。好ましい実施例では更に
アナログ信号をブロック82で示すアナログツーデジタル
変換器に適した値に維持することが可能である。 次に、第４図の駆動回路の流れ図を参照するに、先に
説明した所定波形を有する駆動信号がステップ２に対応
するブロック94で形成される。得られた駆動波形はブロ
ック96により上下にバイアスされてLEDを交互に駆動す
る。このバイアス段階は各発光ダイオードを交互に駆動
するスイッチ手段により置換えてもよい。また、ソフト
ウェアステップ30は発光ダイオードの励起時間を決定す
るアナログ変換器90及び92を介して動作される。ソフト
ウェアステップ32は駆動回路を動作させてブロック100
で発光ダイオードの発光強度を決定する。ブロック102
は好ましい実施例に適合された選択任意な較正検査過程
をあらわす。 ２つの発光ダイオードを駆動するのに単一の駆動信号
を使用する場合、発光ダイオードはこの信号により交互
に駆動される。各発光ダイオードの励起時間はクロック
状態として知られ、「Ｔ」と記される。２つの発光ダイ
オードを使う場合、２つのクロック状態が選択されΦ１
及びΦ２と記される。発光ダイオードを駆動するのに減
衰波形やその他の符号化波形を使用することも可能であ
る。しかしこれらの方法はかかる波形に対する反復手段
の同調あるいはかかる波形の復号が多少困難なこともあ
って現状では好ましくない。いずれにせよ、駆動信号は
使用場所において人工的な光振幅に実質的に重なること
がない。 装置の信号対雑音比を向上させるため、発光ダイオー
ドはできるだけ明るくなければならない。しかし、少な
くとも一の発光ダイオードは調整を必要とする。ダイオ
ードの発光強度は同じにはわざと調整されない。 第５図の発光ダイオード駆動回路の概略図を参照する
に、「555」集積回路106が駆動周波数を発生するのに使
われる。本構成は47KHzの一様な方形波を形成する。酸
素計回路の整定時間を最適化するため搬送波周波数はで
きるだけ高いのが望ましい。 一方、周囲光の周波数よりも低い周波数あるいは周囲
光の光調波周波数の中間の周波数に搬送波周波数を選定
するのが望ましい場合もある。最小限の条件である「周
囲光中に実質的に存在しない周波数」とはその周波数に
対応する振幅が周囲光振幅の１％よりも小さいことを意
味する。さらに、「中間の周波数」とはプラスマイナス
10％の幅を有する２つの基本高周波周波数により画成さ
れる周波数域を意味する。 米国で標準の60サイクルの電源ライン周波数を使う場
合、以下の周波数、すなわち120,240,及び960サイクル
の中間の周波数あるいは任意の電源ライン高調波カット
オフ点よりも高い周波数の60サイクルよりも狭い幅の搬
送波周波数を選択することができる。（120,240,360及
び480cpcの周波数を有する仮想的周囲高スペクトルをあ
らわす第７図を参照）。本実施例では搬送波周波数を第
４高調波より高く選定することにより周囲光高調波によ
る干渉を理想的に回避することができる。 上記の原理は米国以外の国々、例えば欧州で使われて
いる50〜55サイクルの電源ライン周波数に対しても同様
に有効である。以下、参考のためいくつかの選ばれた周
波数域の例を記載する。 例1:電源ライン周波数が60サイクルである場合の可能な
搬送波周波数の範囲。 1. 54サイクル以下。 2. 66〜108サイクル間。 3. 132〜216サイクルの間。 4. 264〜432サイクルの間。 5. 1056サイクル以上。 例2:電源ライン周波数が50サイクルである場合の可能な
搬送周波数の範囲 1. 45サイクル以下。 2. 55〜90サイクルの間。 3. 110〜180サイクルの間。 4. 220〜360サイクルの間。 5. 880サイクル以上。 例3:電源ライン周波数が55サイクルである場合の可能な
搬送波周波数の範囲。 1. 49.5サイクル以下。 2. 60.5〜121サイクルの間。 3. 121〜198サイクルの間。 4. 242〜396サイクルの間。 5. 968サイクル以上。 第５図の駆動回路を参照するに、抵抗器134には
“V1"」と記す周波数が一定の方形波が加えられる。こ
の電圧V1の最大値は抵抗器128の両端に加わる電圧に等
しく、最小の電圧は０ボルトに等しい。 デジタルツーアナログ変換器116の出力電圧は＋10ボ
ルト又は０ボルトで第２図のステップ30で選択されたク
ロック状態Φ1,Φ２を決定するのに使われる。本実施例
ではコンピュータコンティニュアム（Computer Continu
um）製のLAB−40−２を備えたLAB40型12ビットアナログ
ツーデジタルモジュールが使われる。８ビットデータ出
力のうち第０ビット出力は演算増幅器124へ接続され
る。抵抗器132の両端に生じる搬送波周波数電圧をデジ
タルツーアナログ変換器116により形成された抵抗器130
の両端に現われるオフセット電圧と加算するのに加算構
成の演算増幅器144が使われる。ノード146へ出力される
出力電圧は周波数がFcの方形波である。状態Φ１におい
ては最大電圧は10ボルトに等しく最小電圧は０ボルトに
なる。一方、状態Φ２においては最大電圧は０ボルトに
等しく最小電圧は−10ボルトになる。ノード146にはバ
ッファ増幅器148が後続する。 バッファ148の後ろには発光ダイオード電流駆動部が
後続する。この発光ダイオード電流駆動部はパワートラ
ンジスタ152及び158を使用する。本実施例ではトランジ
スタ152にはTIP31が使われトランジスタ158にはTIP32が
使われる。発光ダイオード160及び162の電流及び輝度を
決定するのには負荷抵抗器154及び156が使われる。 一般に、生理学において赤色の発光ダイオードは赤外
光発光ダイオードに比べ約２倍明るいことが必要であ
る。そこで抵抗器154の値は赤色発光ダイオードに約100
mAの電流を供給するように、また抵抗器156の値は赤外
光発光ダイオードに約50mAの電流を供給するように選定
される。赤外光発光ダイオードの発光ダイオードの発光
強度を約50％に減衰させることにより、検出器が検出す
る光強度を赤色光と赤外光でほぼ同等にすることが可能
になる。ただし、これは便宜上の事であり、必須な事項
ではない。２つの発光ダイオード160及び162は互いに逆
方向に接続される。そこで、一方向へ流れる電流が一方
の発光ダイオードを駆動する一方、他方向へ流れる電流
が他方の発光ダイオードを駆動し、その結果発光ダイオ
ードは交互に明滅する。図示した発光ダイオードの相互
に対向する接続は必須のものではなく、各LEDについて
別々の回路を使ってもよい。 本発光ダイオード駆動回路の別の実施例はデイタルツ
ーアナログ変換器138及び抵抗器140により示される較正
検査部を含む。1Hz程度の小さな正弦波信号あるいはそ
の他の動脈中の脈搏に類似した信号が検出器により脈搏
として検出されるような信号を形成する。抵抗器100は
その際のスケールを設定するためのもので適当な値でよ
い。 本実施例では抵抗器128の両端に＋12ボルトの電圧が
加えられる。本発明ではレオスタット112で搬送波周波
数が47KHzになるような調整がなされる。本構成で使わ
れる演算増幅器118,124,144及び148は双FET装置、すな
わちTLφ74型であり、本実施例で使う発光ダイオードは
ネルコー（Nellcor）Ｄ−25計酸素計より取られた。患
者の体組織通過した光を検出するのに第３図の流れ図に
示した線形光検出器70が使われる。線形光検出器は光検
出器の出力信号を放出光強度に対応する入力信号に比例
させるのに使われる。本実施例ではネルコーＤ−25形酸
素形の光検出器が使われる。コンデンサ104の値は88μ
Ｆである。コンデンサ108の値は0.1μF,コンデンサ110
の値は0.01μＦである。抵抗器120,122,126,134及び136
は10KΩである。また、抵抗器132,142は100KΩ、抵抗器
150は10Ωである。抵抗器114は135Ωである。抵抗器112
は可変、抵抗器128は46KΩである。抵抗器130は220KΩ
である。抵抗器140はあらかじめ選択され、抵抗器154の
値は100Ωまた抵抗器156の値は200Ωである。 第６図の概略的な検出器回路図を参照するに、光検出
段70は第６図中のダイオード164,抵抗器166及び演算増
幅器よりなり演算増幅器に直結される。 次の段は搬送波周波数の中心周波数に設定された第６
図の帯域波回路300及び400よりなる。この実施例では
２つの帯域波器300及び400が使われる。第１の帯域
波器300は利得が10,Qが50に設定される。第２の帯域
波器400の利得は４であるが可変であり、Ｑは10に等し
い。この複数の帯域波器状態により酸素計は雑音周波
数を除去することができるのみでなく、同時に入来を許
容される光強度に対応する周波数のみを受信することが
可能になる。この周波数波状態はラジオの同調器と同
様な作用をし、帯域波器が搬送周波数に適合ないし同
調させられる。狭帯域装置を使用することにより従来の
広帯域交流増幅器に対して著しい性能の向上が得られ
る。 すなわち、広帯域増幅器のかわりに狭帯域増幅器を使
うことにより7KHzよりも低い周波数帯域で干渉を生じる
電気外科器具により生じるBOVIE干渉の影響を軽減でき
る。BOVIE干渉は典型的には0.5〜5mHzの周波数に対して
影響を及ぼすが、直流電流中にすらも存在することがあ
る。広帯域増幅器はこのBOVIE干渉の影響を受けやす
く、そのため臨床環境でより誤りが生じやすくなる。本
発明の如き狭帯域増幅器はBOVIE干渉を除去する能力が
大きく、従って信号対雑音比を向上させることが可能で
ある。 抵抗器204及び演算増幅器206よりなる可変利得直流反
転増幅器は帯域波器400に後続し、利用者が全システ
ム利得を適当に調節することで大きな電圧チャンネルに
対しては約８ボルトの出力電圧が得られるようにするこ
とが可能である。 較正調節段500は次の検出回路中に含まれる。3000pF
のコンデンサ220及び224は省略してもよく、整流器214
に加わる電圧はこのトリムポット過程により等しくなる
ように調節される。 次いで全波整流段600が後続する。全波整流段600中の
包絡線検波器の時定数は1m秒よりも短いか「Ｔ」の10％
より小でなければならない。これにより約4m秒ないし
「Ｔ」の40％までの整定時間が得られる。これにより
「Ｔ」の約60％をデータ点の標本化に使うことが可能に
なる。時定数は0.25秒又はＴの2.5％より小であるのが
好ましい。これにより整定時間を1m秒ないし「Ｔ」の90
％にすることが可能である。抵抗器222及び226を270K
Ω，コンデンサ220及び224を3000pFとすることにより時
定数は1m秒になる。整定時間はさらに低域波段700に
より制限される。 包絡線検波器の時定数は搬送周波数に起因するリップ
ルの大きさに逆比例する。すなわち、時定数が短くなる
と検出されるリップルも大きくなる。このリップルは後
で平均化して除去することはできるが装置の精度に多少
の影響を与える。 リップル（ｒ）は駆動周波数，包絡線検波器中の抵抗
器，及び包絡線検波器の容量の関数として計算される。
エス イー スミスによる「回路，装置及びシステム」
ワイリー ニューヨーク 第２版1967年429頁（Ｓ・Ｅ
・Smith.Circuits,Devices,and Systems,Wiley,New Yor
k,Second Edition,1967,P.429）を参照。 帯域波回路，全波整流器，及び包絡線検波器は結合
されて駆動周波数で動作し、先に駆動周波数で変調され
ている光強度値の検出値をあらわす波形を復元する。 後続する差動増幅器は800抵抗器234,236,277,238及び
演算増幅器240よりなる。本実施例では演算増幅器は適
合した部品を有しそれらの公差は１％とされる。 次に低域波段700が後続する。ここでは２つの同一
な低域波器が直列接続される。低域波器は整流段か
ら入来するリップルを少なくとも−100dB以下に抑える
ように十分に低いがパルス波形の高調波が除去される程
には少なくないように設定されたカットオフ周波数を有
する。他の要請として、データ点を標本化する各クロッ
ク状態の終りにおいて適切な時間が得られるように立上
がり時間ないし整定時間は整流段600の時定数と同程度
になるように短くされる。 本実施例で使用した整定時間の短い波器は減衰因子
ζが0.8659のベッセルフィルタである。カットオフ周波
数が250Hzで1m秒で98％まで整定する２極ベッセルフィ
ルタを使うのが好ましい。 抵抗器252,コンデンサ256,抵抗器254,コンデンサ258
及び演算増幅器260よりなる第２の低域波器の出力は
アナログツーデジタル変換器262に直接に結合される。
本実施例ではコンピュータ コンティニュアム社製LAB4
0及びLAB40−２型12ビットアナログツーデジタル変換モ
ジュールが使われる。 好ましい実施例回路により得られる出力データは脈搏
速度及び酸素飽和値を計算するのに使われる。以下説明
するソフトウェアプログラムでは第２図に要約する変数
が使用される： Φ1,Φ2:クロック状態ないし発光ダイオードの励起時
間； M:アナログツーデジタル変換の回数ないし時間Ｔだけ継
続するΦ状態の間の標本データ点の数； T:クロック状態Φの持続時間； Vir:赤外発光ダイオードに応答する光検出器により測定
された電圧強度読取値； Vr:赤色発光ダイオードに応答する光検出器により測定
された光強度読取値； Ｓ〔ｄ〕：心房拡張時に測定される脈搏酸素計への実質
的な入射強度をあらわす光強度； Ｓ〔ｓ〕：心房収縮時に測定される光強度； S:ヘモグロビン中の酸素飽和度。 以下、本発明の動作原理を説明する。ヘモグロビンは
実際には酸素ヘモグロビンと脱酸素ヘモグロビンとの混
合物よりなる。２つの物質が存在するため２つの異なっ
た別の波長の光を使って２つの連立方程式を構成する必
要がある。各々の血液濃度成分を別々に測定するのに最
低限一つの波長が必要である。これらの方程式は臨床酸
素計により吸光を吸収及び散乱の関数としてモデル化す
る。散乱は波長の関数であるので、散乱項を含むヘモグ
ロビン濃度及び酸素飽和度は従来の吸収因子にもとづく
酸素計の測定において測定結果をいくつかの臨床環境で
不正確にしていた誤差を減少させる（例えばジョーゼフ
エム シュミットによる「移植可能なテレメトリーに
よる血中酸素の光学的測定」31,41（1986年２月），ス
タンダードエレクトロニクスラボラトリーズ（移植テレ
メトリー技術中における散乱係数を記載）−Joseph M S
chitt,Opt−icl Measurement of Blood Oxygen by Impl
antable Telemetry,31,41（February,1986）、Standard
Electronics Labor−atories−を参照）。 ジョーゼフ エム シュミットによる論文「移植可能
なテレメトリーによる血中酸素の光学的測定」はヘモグ
ロビンの酸素飽和度を計算することに関係しており、こ
こで関連文献としてあげておく。 観測点で観測された光全体をあらわす関数は以下のよ
うに与えられる： （１） Ｓ（ｐ）＝Ψ０Σstexp（−Σtz）Ｒ（ｒ） ただし、 Ｓ（ｐ）＝ソース関数ないし検出光の大きさ； Ψ０＝入射光束； Ｒ（ｒ）＝光ビーム強度の動径分布関数。本実施例では
１と仮定される。 しかし、より有用な酸素飽和度は動脈ヘモグロビンの
酸素飽和度である。心房収縮期には動脈血の急速な流入
が生じるため、心房拡張期の終りから心房収縮期の始め
にかけて吸光の変化を測定すればこの測定が容易にな
る。かかる形式の酸素計を脈搏酸素計と称する。脈搏酸
素計ではＳ〔ｐ〕はＳ〔ｄ〕、すなわち心房拡張期の終
りにおける強度とＳ〔ｓ〕、すなわち心房収縮期の始め
における強度との中間の値をとる。Ｓ〔ｓ〕は心房収縮
期に測定された強度に対応し脈搏酸素計へ伝達される光
強度をあらわす。Ｓ〔ｄ〕は心房拡張期の終りに測定さ
れた強度に対応し脈搏酸素計への実質的な入射強度に等
しい。脈搏ないし動脈血の流入にともなう光路の変化な
いし増加もまたパラメータＺに変化を引起し、パラメー
タＺは心房拡張期に値Ｚ′を心房収縮期に値Ｚ″をと
る。そこで心房拡張期及び心房収縮期に対応して２つの
方程式が得られる。 （２） Ｓ（ｄ）＝Ψ０Σstexp（−Σｔ＋Ｚ′） （３） Ｓ（ｓ）＝Ψ０Σstexp（−Σｔ＋Ｚ″） 心房拡張期と心房収縮期での強度差は主として動脈血
の流入に起因して生じる。 （４） Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）＝Ψ０Σstexp （−Σｔ＋Ｚ′） −exp（−Σｔ＋Ｚ″）］ 一方、Ｚ″はＺ′＋Ｚに等しい。ここで、Ｚは心搏に
よる血流に起因する増加をあらわす。そこで、式は次の
ように書きなおされる。 （５） Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）＝Ψ０Σst［exp（−Σ vZ′）−exp（−Σｔ＋Ｚ′）exp（−ΣtZ） ］； （６） Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）＝Ψ０Σstexp（ΣtZ′）
［１−exp（１ΣtZ）］。 生体内トランデューサ用途ではΨ0,Σst及びexp［−
ΣtZ′］の各項は一定の臨床条件下では一定であり、以
下これらをＫと表記する。 そこで、式は （７） Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）＝Ｋ［１−exp（−Σ tZ）］ となる。 ここで、Σｔの項を展開する。 （８） Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）/K＝［１−exp（−（δaoS ＋δar（１−ｓ）＋Σst/η）ηＺ］ （９） ［１−Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）/K）］＝exp（− （δaoS＋δar（１−Ｓ）＋Σst/η）η Ｚ］。 上の式では変数はＳとＺの２つだけで他の項は一定で
ある。これらの項のうち一部は波長によって変化する。
次に、これらの対数をとる。 （10） ln［１−Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）/K）］＝−δaoS ＋δar（１−Ｓ）＋Σst/η）ηＺ （11） −ln［１−Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）/K）］＝（δao Ｓ＋δar（１−Ｓ）＋Σst/η）ηＺ （12） −ln［１−Ｓ（ｄ）−Ｓ（ｓ）/K）］／ηＺ＝ （δaoS＋δar（１−Ｓ）＋Σst/η） （13） （δar−δao）Ｓ−ln［１−Ｓ（ｄ） −Ｓ（ｓ）/K）］／ηＺ＝Σst/η＋δar 変数の数は２つであるため２つの方程式又は波長が必
要となる。 （14） 波長1:−ln［１（Si（ｄ）−Si（ｓ））/Ki］ ／ηＺ＋（δari−δaoi）Ｓ＝Σsti/ η＋δari （15） 波長2:−ln［１−（Sii（ｄ）−Sii（ｓ）／ Kii）］／ηＺ ＋（δarii−δaoii）Ｓ＝Σstii/η＋δ arii ここで、 δaoは完全に酸素飽和したヘモグロビンを含む孤立し
た赤血球の吸収断面積； δarは完全に脱酸素化したヘモグロビンを含む孤立し
た赤血球の吸収断面積； δｓは散乱断面積； μは非対称パラメータ； ηは全血中での単位体積当りの赤血球の割合； Ｈは全血中でのヘアトクリット分率； Σst全血の変化した散乱係数； Σｓは全血の散乱係数； Σａは全血の吸収係数； Σｔは全血の変化した散乱係数と吸収係数との和； Ｚは距離ないし跳躍長であり； ΣａはηaoS＋δar（１−Ｓ）］η； Σｓはηδｓ（１−Ｈ）η； ΣstはΣｓ（１−μ）η； ΣｔはΣａ＋Σstη； Σｔはη［δaoS＋δar（１−Ｓ）］＋Σstη；また Ｋはソース関数と入射光束とexp（−Σtz）との積に
等しい。 これらの変数がＳと1/Zの２つの連立方程式であり、
測定は４つのパラメータ、Si〔ｄ〕,Si〔ｓ〕,S
ii〔ｄ〕及びSii〔ｓ〕についてなされる。ヘモグロビ
ン濃度はηを計算するために使われる。本発明では従来
無視されていた貧血症患者の場合に全血中の単位体積当
りの赤血球数についての式を変形する新規な手法が採用
される。すなわち、上記の方程式はこの重要な因子を使
って酸素量を計算し、これにより貧血症患者の血液式成
分をより正確に測定する手段が得られる。以下の表は２
つの波長例、すなわち910nmと660nmの波長において必要
になる他の定数の例を示す。 910nm 660nm δao .1340 .0357 δar .0802 .3547 δｓ 36.34 60.65 δst .276 .309 μ .9924 .9949 変数Ｋは利得因子を含むが、特に各波長チャンネルで
異なりハードウェア毎に決定が必要な全体的な利得を含
む。また、Ｋ中の変数はＳ（ｄ）の如き生理学的な測定
パラメータを含むため、単位変換因子をも含める必要が
ある。そこで、Ｓ（ｄ）及びＳ（ｓ）は測定単位がどう
であれ生理学項に変換され、対数表現中における単位の
影響は打ち消される。KiとKiiとは等しくなる、またSi
（ｄ）とSii（ｓ）とを等しくしたりあるいはSi（ｓ）,
Sii（ｓ）とを等しくするように作用することはない。 これらの方程式は線形代数の常法に従って解かれ、Ｓ
が求められる。マトリクス計算技術を使う場合、行列式
が形式されＳの値が計算される。 コンピュータプログラムはアナログツーデジタル変換
器262より出力信号を供給され血液中の酸素飽和度
〔Ｓ〕を方程式（14）及び（15）に従って計算する。方
程式を解く過程では供給された変数及び記憶されている
定数を使った乗算，除算，加算及び減算を始めとする演
算が実行される。 好ましい実施例で使われるプログラムはベターベーシ
ック（BETTER BASIC）で書かれており（サミット ソフ
トウェア テクノロジー インコーポレーテッド,1984
年−Summit Software Technology,Inc.,1984）、本明細
書中に添付してある。このソフトウェアは第２図のデジ
タルツーアナログ変換器1,2及び３においてアナログハ
ードウェアとのインターフェース点を有する。プログラ
ムは２つのクロック状態の間の変化し、出力ラッチデジ
タルツーアナログ変換器45を10ボルト又は接地電位に設
定すると共に状態が終了するまで待ち１つだけデータ点
〔Ｍ＝１〕８を標本化する。 好ましい実施例プログラムではIBM−XTを使って長さ1
2m秒のクロック状態期間T,8、が形成される。1000のデ
ータ点よりなるバッファ10が赤色及び赤外光チャンネル
として使われる。バッファ44はディスク上に記録されよ
り高レベルのソフトウェア計算11〜16によりより高いレ
ベルの検査がされる。 次の処理では式（14）及び（15）を使って先に説明し
たように飽和値Ｓが計算される。平均飽和値16は処理の
この時点で適当に計算される。 上記の説明より明らかなように、LED出力振幅をクロ
ック状態内で変化させるのに使われる駆動信号はクロッ
ク信号ではない。すなわち、駆動信号２又はそれ以上の
LEDを交互に点滅させるのではなく、本発明装置ではク
ロック手段により形成された第２の信号が駆動信号に重
畳されてかかる機能を行なう。従来のクロック信号の周
波数を増加させても本発明のような効果は得られない。
これはかかる周波数の増加に伴って受信側に非常に広帯
域の増幅器を使うことが必要になり、その結果信号対雑
音比が向上するかわりに低下してしまうためである。 ベターベーシック〔サミット ソフトウェア テクノ
ロジー インコーポレーテッド〕により書かれた以下の
プログラムが本発明の好ましい実施例で使われる。 以下、本発明実施例で使用した部品のリストを記載す
る。しかし、本発明はここに列挙した部品に限定される
ものではない。 トランジスタ 152−TIP31;158−TIP32 発光ダイオード 160,162,ネルコーＤ−25形酸素センサ
のもの 演算増幅器 TLφ74双FET（BIFET） 抵抗器:112−可変;114−135;120−10K;122−10K;126−1
0K;128−46K;130−220K;132−100K;134−10K;136−10K;
142−100K;150−100;154−100;156−200;166−470K;170
−15K;172−100K;178−33K＊;184−100K;186−68K;192
−可変;196−680K;200−1.5K;204−200K;222−270K;226
−270K;234−10.1K;236−10.1K;238−5K;242−1M;252−
1M;254−1M. コンデンサ:104−88uf;108−.01uf;110−.01uf;174−10
0pf;!80−100pf;194−100pf;202−100pf;208−100pf;22
0−3,000pf;224−57pf;248−433pa;256−577pf;258−43
3pf. 駆動回路:106−555 デジタルツーアナログ変換器…コンピュータ コンティ
ニュアム社製LAB40−2 12ビットA/Dモジュールを備えた
LAB40。 ＊印は可変利得をあらわす。 以上の説明より明らかなように、本発明は血液成分測
定のための改良された装置及び方法を提供する。本発明
によれば従来の装置と比較して、デューティーサイクル
が向上し、吸収パラメータの他の散乱パラメータを使う
ことによりより正確なモデル化が可能になり、周囲光や
BOVIE干渉，システムノイズ等の影響を波することに
よりまた赤血球数の影響を考慮することにより臨床環境
においてより高精度の測定が可能になる。図示した装置
は説明のためのもので本発明を限定するものではない。
特許請求の範囲に記載した本発明要旨内において様々な
変形や変更が可能である。
Claims (1)
- (57)【特許請求の範囲】 １．標本を異なる２つの波長で伝播する光の強度を測定
することにより血液成分の濃度を測定する血液成分測定
装置であって、２つの異なる波長の光を生成する光源
（160,162）と、所定の切り換え周波数で周期的に交互
に切り換えられる第１と第２のクロック状態（Phi1,Phi
2）を画成して第１のクロック状態（Phi1）の間に該波
長のうちの一つの光を生成し第２のクロック状態（Pih
2）の間にもう一方の波長の光の生成に切り換える手段
（116,124）と、該標本を透過した後の光を検出する検
出器（70）と、該検出器（70）と駆動装置とに接続され
て第１と第２のクロック状態の間に透過する光を識別し
てそれを表す信号を生成する受信装置（300,400,500,60
0）と、該受信装置（300,400,500,600）からの出力を受
信して血液成分の濃度を表す出力を生成する処理装置と
よりなり、前記駆動装置は人口光には実質的に存在しな
い所定の搬送波周波数を光に重畳し、該受信装置は前記
光源からの前記光による検出器（70）の出力を受け入れ
るために該搬送波周波数に同調され且つ人口照明による
干渉を排除することを特徴とする血液成分測定装置。 ２．処理装置は血液中の酸素含有量に比例する出力を少
なくとも生成する装置を更に有することを特徴とする請
求項１記載の血液成分測定装置。 ３．駆動信号の搬送波周波数は人口照明中に含まれる最
大振幅の周波数の第４高調波周波数よりも大きいことを
特徴とする請求項１記載の血液成分測定装置。 ４．駆動信号の搬送波周波数は人口照明中の一対の高調
波の中間に位置する周波数よりなることを特徴とする請
求項１記載の血液成分測定装置。 ５．処理装置は全血中の単位体積当りの赤血球数の割合
に比例する補正信号を生成し且つ赤血球数の減少に比例
する散乱に起因する吸光の変化を補正する装置よりなる
ことを特徴とする請求項１乃至４のうちいずれか一項記
載の血液成分測定装置。
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