JP3240134B2 - フォトプレチスモグラフィー測定により脈拍数を分析するモニタ - Google Patents

フォトプレチスモグラフィー測定により脈拍数を分析するモニタ

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JP3240134B2 JP50431091A JP50431091A JP3240134B2 JP 3240134 B2 JP3240134 B2 JP 3240134B2 JP 50431091 A JP50431091 A JP 50431091A JP 50431091 A JP50431091 A JP 50431091A JP 3240134 B2 JP3240134 B2 JP 3240134B2
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Description

【発明の詳細な説明】 技術分野 本発明は、光センサを備え、フォトプレチスモグラフ
ィー（PPG測定）技術を用いて人体や動物の体の一部の
ような測定対象の血液循環を測定することにより脈拍数
を分析する機能を有する。請求項１の前提部分に記載さ
れるようなモニタ装置に関するものである。また、本発
明はこのような測定を行う方法に関する。
背景技術 フォトプレチスモグラフィー技術（以下PPG法と称す
る）は、当業者において50年以上前から知られており、
技術的には抹消血液循環の測定に適用される。この方法
は、主として手術時に心拍数及び血液循環を測定するた
めに用いられる。この方法は、とり分け、侵襲的でな
く、かつ患者に感知可能なほどの外傷を与えるものでな
いことから、多くの長所を有する。さらに、この方法
は、実施するに際して非常に高価な機器や複雑な設備装
置を全く必要としない。
適当な光源からの光が皮膚に衝突すると、光はその衝
突した組織の性質によって弱まったり、減衰する。この
光の減衰は常に一定であると考えられる。また、光は多
数の血管を通過し、血管中の血液によって減衰する。光
は、吸収、反射及び様々な形の散乱のような多くの複雑
な過程の結果として減衰する。PPG法は、調べる対象の
容積中に存在する血液の量が多ければ多いほど、光の減
衰が大きくなるという考え方に基づいている。その結
果、PPG法では、分析の対象として２つの信号成分、す
なわち調べる容積中の全血液量に相当するDC（直流）成
分と血液流の脈動を示すAC（交流）成分とが得られる。
前記の現象を研究するためには、光源、光検出器、増
幅エレクトロニクス、及び例えばオシロスコープまたは
プリンタのような出力装置を用いる必要がある。
例えば、光源と光検出器とを血液循環を測定しようと
する対象の両側にそれぞれ置き、その結果得られる透過
光を光検出器によって測定する。この技術は、透過フォ
トプレチスモグラフィー法と呼ばれることがあり、指、
耳たぶ、つま先のようないくつかの皮膚表面だけにしか
適用することができない。
より一般的な方法では、光源と光検出器とを共に同じ
プローブ内に配置し、反射光を測定する。この技術は、
反射フォトプレスチモグラフィー法として知られてお
り、圧倒的に多く用いられている。PPG信号の脈動成分
即ち交流成分は、従来から各心拍における血液量（容
積）の変化で発生すると長い間考えられている。血液量
が多ければ多いほど、光検出器に入る光は少なくなる。
しかしながら、このことが全く正しいわけではないこ
とは明らかである。試験は、血液が硬質のガラス管中で
脈動できるようにして、容積変化が不可能で、流量のみ
が脈動するような条件下で行われていた。この場合に
も、脈動するPPG信号が得られるが、これは各心拍中に
変化する赤血球の向きの変化を検出することによって説
明することができる。
要するに、交流成分が発生することについては、血液
量の変化と赤血球の配向という２つの理由がある。
典型的なPPG信号は、時間平面内において心拍と同じ
周期性を持つ血圧曲線の形状を示す。また、この信号は
多くの低周波を含む。
本発明は、これらの低周波が交感神経系及び呼吸によ
って生じる血液流の変化の結果として発生するという知
見に基づくものであるが、この知見は、息を吸い込む
時、即ち吸息時に胸腔内圧力が下がるという周知の事実
に基づいている。この圧力低下は、心房及び心室に静脈
血を「吸い込む」ために利用される。
本発明は、これを出発点として、この圧力低下が静脈
叢の血液流に変化を起こさせると仮定すると共に、この
変化を検出することがPPG法を用いて、特に静脈叢にお
ける測定を可能にする技術を用いることによって、可能
なはずであると仮定している。
交感神経系における神経信号も血液流に影響を及ぼ
す。血管の周囲の平滑筋は、呼吸数に近い周波数で脈動
する。この脈動は、その研究者達の名Traube−Heringに
ちなんで通常Traube−Heringの波と呼ばれる。これより
さらに低い周波数の波も見られ、通常Mayerの波と呼ば
れている。
また、血液は、いわゆる動静脈吻合においても脈動し
て体温を制御している。これは通常約0.3Hzの周波数を
持ち、Burton波と呼ばれる。
発明の開示 本発明は、前述の知見に基づき、また本発明の根拠と
なる理論に従って構成された装置を用いて行った測定及
び分析に基づくものである。
血液循環を測定するためになされた本発明の監視装置
は、請求の範囲の請求項１の前提部に記載した種類の装
置であり、同請求項の特徴部分に記載した特徴を有す
る。
以下に簡単に説明する本発明の基礎をなす徹底した実
験の結果、呼吸がPPG信号の全体的な成分をなす低周波
成分の原因であるということが確認された。
実施された一連の実験によって、実験で抽出された信
号は、プローブが身体のどこに設置するかに実質的に拘
りなく、観測できることが分かった。これによって、抽
出されたPPG信号が呼吸によって引き起こされる血圧の
変化を表し、これと共に試験の対象を流れる血液流の変
化を表す測定値であるという結論が得られる。
本発明のモニタ装置は、人間の医療施設にあって一般
的な用途に用いられるものと期待される。集中治療室の
患者、麻酔状態または手術後の状態にある患者の場合
は、心拍数及び呼吸数を監視することが重要である。こ
れら２つの生理学的変数が分かっていれば、医師または
看護婦は患者の全般的状況を良く把握することができ
る。麻酔状態下におけるこれらの変数を監視することに
よって、麻酔の深さを評価することが容易になる。
とりわけ、本発明によって、多くの場合に扱いが全く
面倒で、複雑な上に信頼性に欠けるような従来用いられ
ていた呼吸数監視方法及び装置に付随する重大な欠点が
解消される。
幼児治療の場合、一般に集中治療を受けている成人の
場合よりも呼吸パラメータを監視することが重要であ
る。この点に関して、本発明のモニタ装置は、これまで
最も多く使われてきた技術、すなわち皮膚の表面にECG
（脳波）電極を取り付けて行うインピーダンス・プレチ
スモグラフィー法と比較して、これらの電極（通常３
個）が胸部の比較的大きい面積を占めるとことから、優
れている。Ｘ線検査を行うことが必要な場合、これらの
電極はＸ線を透過しないから取り外さなければならな
い。
さらに、周囲の電気器具からの光による外乱が、関連
する入力増幅器に接続されたECGケーブルに誘導され
る。これらの信号ケーブルは、誘導結合され、且つ容量
結合されている。手術時には、ジアテルミーの外科的適
用のためにECG記録を行うこと、及び長時間に亘って心
拍数を測定することが不可能である。
ECG電極及びこれと共に使用される軟膏は皮膚に炎症
を引き起こし、特に監視が長時間に及ぶ場合、及び特に
は皮膚が非常に柔らかくて敏感な幼児の場合には炎症が
ひどくなる。電極及びこれに接続されたリード線または
ケーブルも子供の運動能力を制限する。
本発明は、上記の点に関連して直接的に重要な利点を
有すると共に、間接的には呼吸数の測定方法に関連して
利点が得られる。
例えば、本発明の監視装置は、使用や取り扱いが容易
であり、皮膚への電極の長期使用に付随する上記のよう
な問題がなく、ジアテルミーを行う手術の際にも妨害が
なく、センサの取り付けに関する自由度が大きいなどで
ある。例えば、センサを備えたプローブは、他の検査を
行っている胸部領域から離れた指あるいはつま先に取り
付けることができる。さらに、センサ素子は、例えばＸ
線検査を全く妨害することがないように非常に小さくす
ることができる。
さらに、本発明のモニタ装置が有する別の非常に重要
な利点は、例えばパルスオキシメトリー（pulsoxymetr
y）や細動除去器のように、心拍数と呼吸数が重要なパ
ラメータであるような種類の多くの異なる医療機器と統
合できるということである。
患者の身体上で直接測定を行うことを可能にするため
には、少なくとも１つまたは複数のフィルタをモニタ装
置に備えることが必要である。しかしながら、これによ
って、信号がはっきりした変化を示すことがあるため
に、限界周波数を選択することが困難になる。
従って、本発明の好適な一実施例のモニタ装置は、少
なくとも１つまたは２つ以上のフィルタ、好ましくはデ
ィジタルフィルタを備え、これらのフィルタが限界周波
数及び増幅度を設定するための手段を有するという特徴
を有する。この種類のフィルタは、好適には、さらに限
界周波数の選択及び設定のために信号の周波数成分を電
子的に検出するための手段を備える装置に組み込まれる
と好都合である。
本発明のモニタ装置の別の実施例によれば、前記フィ
ルタは適応フィルタであり、フィルタ特性を最適化する
ように、最も多く観測される有効な心拍数及び／または
呼吸数に適応するように構成されている。
さらに、本発明のモニタ装置は、好ましくないエネル
ギー損失を招くことなく、PPG信号の低周波成分を自動
的に平滑化するようPPG信号を直流補償するための手段
を備える。
特に実際の使用に於いて好適な本発明の一実施例の場
合、前記モニタ装置は、例えば指のような身体の適当な
部分に配置することを目的とし、前記身体部分に光を送
るための手段と、及び前記身体部分を透過した光または
前記身体部分で反射された光を検出装置へ送るために捕
捉する手段を含むプローブを有する。このモニタ装置
は、プローブに接続され、光源から皮膚へ、また皮膚か
ら検出装置へそれぞれ光を伝達する機能を有する光ファ
イバを特徴とする。
前記のモニタ装置においては、光ファイバを通して皮
膚へまたは皮膚から光を送ることによって、電磁妨害ま
たは干渉に非常に強いシステムが得られるが、これは医
療の分野においては極めて重要な特徴である。特に、こ
の特徴によれば、ジアテルミーを用いる手術の際に心拍
数及び呼吸数を記録することが可能となる。手術時に妨
害の作用を受けないこの種の装置は、当技術分野におい
て非常に重要な進歩を印すものである。
本発明のモニタ装置は、好ましくは、フーリエ変換の
計算を行うようにプログラムされ、かつ／またはディジ
タルフィルタリングによって測定対象の心拍数及び呼吸
数に関係する信号を分離するようにプログラムされ、か
つ／または例えば周波数50Hzの迷光から生じる妨害を除
去するようにプログラムされたマイクロプロセッサを備
える。
マイクロプロセッサ技術を用いて得られる更に別の可
能性は、前記測定方法にパルスオキシメトリーによるSa
O2測定を組み合わせることである。
実験内容の開示 上記の理論、すなわちその主な信号成分が検査対象の
心拍数を表すPPG信号から前記検査対象の呼吸数を表す
信号成分を分離することも可能であるという理論を科学
的に裏付けるために、簡単なフォトプレチスモグラフ即
ち光血量計を組み立てた。４個の異なる測定プローブを
各々フォトプレチスモグラフに取り付け、これらのプロ
ーブにはいずれも光源として発光ダイオードを用いた。
１個のプローブは使用した波長が875nm（ナノメート
ル）であり、他の２個のプローブは波長が940nmで、残
りの１個が波長が950nmであった。これらのプローブは
全て反射光測定型であった。このフォトプレチスモグラ
フは、周波数範囲0.2〜10Hzまたは0.2〜20Hzで使用し
た。
フォトプレチスモグラフを使用して、犬、猫、35歳の
成人男子及び保育器に入れられた幼児の血液循環を測定
した。フォトプレチスモグラフ信号中の呼吸数及び心拍
数の両方を示すために、成人及び幼児の心拍数及び呼吸
数を他の方法を用いて別々に記録した。この実験に使用
した動物の場合、呼吸数だけを別個に記録した。これら
の測定値を測定データ分析における基礎信号として使用
した。測定結果は全て測定用テープレコーダに記録し
た。
測定データは、一方では時間平面で分析して、フォト
プレチスモグラフ信号中の２つの信号成分をフィルタで
取り出し、他方では周波数平面で分析して、パワースペ
クトルを計算した。また、フォトプレチスモグラフ信号
及び基準信号の相互相関関数を計算した。これらの分析
結果から次の結論を導き出すことができる。
この装置は、成人の場合には良好に機能する。心拍数
と呼吸数はフィルタ技術によって分離することができ
る。心拍数が主信号成分である。２つの信号成分はパワ
ースペクトルにはっきり現れ、相互相関関数は基準信号
との相関を示している。
人工呼吸装置内の幼児の場合は、呼吸が全く主信号成
分となる。幼児の場合にこれら２つの信号成分をフィル
タで取り出すことは、成人の場合に比較してやや困難で
ある。これらの２つの周波数はパワースペクトルにはっ
きり現れるが、スペクトルでは完全に呼吸の周波数（呼
吸数）が卓越している。相関関数は基準信号との相関を
示す。
動物の場合は、呼吸数が主信号成分である。高周波成
分をフィルタで取り出すことができるが、この成分が心
拍数であるとは保証することができない。パワースペク
トルは、その原因を容易に確認することができない多く
のピークまたはスパイクをもった幅広い帯域を有する。
相互相関関数は、相関を確認することができる呼吸につ
いてのみ構成した。
図面の簡単な説明 以下、本発明に基いて実施したこれらの実験につい
て、添付図面を参照しつつ詳細に説明する。
図１は、実験で使用した測定エレクトロニクス装置の
原理的構成を示す概略ブロック図である。
図２及び図３は、これら一連の実験で使用した測定プ
ローブの概略図である。
図４及び図５は、構成部品に参照符号を付して示す回
路図である。
図６は、光ファイバを用いると共に、測定対象の１本
の指にプローブを取り付けて行う透過率測定の原理を示
す。
発明を実施するための最良の形態 光源として赤外発光ダイオードを使用した。発光ダイ
オードは小形で、機械的に外乱の作用を受けず、ダイオ
ード電流に比例した発光強度を示す。PPG信号の交流成
分は微弱で、大きく増幅しなければならない。高い信号
レベルを得るためには、光の強度を高くすべきである。
これは、発光ダイオードを高電流でパルス駆動すること
により達成される。これによって、連続光の場合よりも
はるかに高いダイオード電流を用いることが可能とな
る。このようなパルス光を使用する結果、時間連続型信
号の時間離散型測定を行うことになる。
サンプリング定理によれば、連続信号を再生するため
には、パルス周波数を前記信号の周波数成分の２倍にす
ることが必要である。この周波数成分は20Hz以下と考え
てよいであろう。パルス周波数としては、サンプリング
定理を十二分に満足する1kHzを選択した。ダイオード発
光時間は40μｓで、サンプリング周期1msの一部分であ
った。発光時間が消光時間に比べて非常に短いため、発
光ダイオードを破壊することなく非常に高いダイオード
電流を使用することが可能である。
連続的な測定応答を得るために、サンプルアンドホー
ルド回路を用いて逐次行われる各測定プロセス間の測定
値を一定に保った。ダイオードがその最大発光強度にあ
る時に測定値が必ず得られるようにするために、発光ダ
イオードが消える前にサンプルアンドホールド回路を閉
じる（これによって測定値を保持する）。
サンプルアンドホールド回路からの信号は、ローパス
フィルタに通すことによって等化される。
測定エレクトロニクス装置の原理的構成は、図１に示
されている。以下、図１の各部を図４の回路図を参照し
つつ説明する。
測定プローブ これらの実験においては、Ａ〜Ｄで示す４個の異なる
測定プローブを使用した。これらの測定プローブは、全
てUnited Detector Technology社製のモデルＳ−4Cと
いう型名の発光ダイオードよりなる検出器を備えてい
た。
次の３個の異なる発光ダイオードを使用した。
ここで、光は比較的広帯域の光であり、その波長値は
最大強度のものであるということに注意すべきである。
光出力値は、半球内に放射される全光エネルギーであ
り、HEMT 1001の場合は既存のデータシートから推定し
た。また、発光ダイオードは、光を様々に放散するとい
うことにも留意すべきである。
図２に示すように、測定プローブはアクリルチューブ
４を有し、発光ダイオード１と発光ダイオードの形態を
なす検出器２とがエポキシ樹脂５に埋設されまたは一体
に成形されている。アクリルチューブ４は直径が8mm
で、直径12mmの管３で囲繞されている。
図３に示すプローブは、検出器２が検出面に関して傾
斜しているという点において図２に示すプローブと異な
る。
各プローブには、下記の発光ダイオードを用いた。
プローブＡは、発光ダイオードCQY58を使用、 プローブＢ及びＣは、発光ダイオードHEMT1001を使
用、 プローブＤは、発光ダイオードTSUS 5400を使用。
プローブＡ及びＤは、図２に示すプローブＢと同様に
構成した。
プローブと電子装置とを接続するケーブルには、Telk
o社によりPick−uptrad PU402という商品名で販売され
ている非常に薄い遮蔽した４芯フレキシブルケーブルを
用いた。
パルスエレクトロニクス装置 これらの実験で使用したパルスエレクトロニクス装置
は、第１に発光ダイオードを駆動すること、及び第２に
制御信号をサンプルアンドホールド回路に供給するとい
う２つの機能を有する。このパルスエレクトロニクス回
路の基本的構成要素は、周波数1kHzの方形波を発生する
双安定フリップフロップである。このフリップフロップ
は、２つのNANDゲート（図４の回路図におけるIC1A及び
1B）及びバッファ回路（IC2）を中心として形成され
る。このクロック（方形波）周波数はR2とC1の積に比例
する。外乱高周波を除去するために、コンデンサC24が
必要である。
制御パルスは、方形波のエッジによって立ち上がりエ
ッジがトリガーされる単安定フリップフロップ（IC3）
によって発生する。
この単安定フリップフロップが「ハイ」に維持される
時間は、発光ダイオード（LED）についてはR3とC2との
積によって決まり、サンプルアンドホールド回路につい
てはR4とC3の積によって決まる。
発光ダイオードには、ダーリントントランジスタ（図
４のT1）を中心に形成されたトランジスタ段を介して電
流が供給される。ダーリントントランジスタは、実際に
は直列に接続された２つのトランジスタよりなり、非常
に高い電流増幅率を持つという好ましい性質がある。
このトランジスタのコレクタとエミッタとの間の電圧
降下は、約1.4Vであった。
発光ダイオード制御パルスは、パルス値がハイの時に
トランジスタが最小導通となり、パルス値がローの時に
全導通となるような値の抵抗（R5）を介してトランジス
タのベースに接続した。
高コレクタ電流と高い光強度が得られるように、使用
した前記装置のフロントパネル上のスイッチによって抵
抗R41をコレクタ抵抗R6と並列に結合した。コレクタ電
流は、スイッチが「ロー」の位置では130mA、「ハイ」
の位置では180mAであった。
電流−電圧変換器 測定プローブの発光ダイオードは、＋2.5Vで逆方向に
バイアスした。このバイアス電圧は、精密レギュレータ
であって電圧を安定した状態に保つIC11によって得た。
このようにして検出器の線形応答が確保された。その結
果、検出した光強度に比例する逆電流が、発光ダイオー
ドから得られた。この電流を、演算増幅器（IC4）を中
心に構成された電流−電圧変換器によって電圧に変換し
た。
ここで、電流−電圧変換器が反転型回路であるという
ことに留意すべきである。
サンプルアンドホールド回路（IC5） この回路は、各測定プロセスと次の測定プロセスの間
で、時間離散型測定値を一定に保つ機能を発揮した。し
かしながら、サンプルアンドホールド回路は、制御論理
回路からのスパイクの形態をなす外乱が測定値へリーク
するという欠点を有する。この欠点は、弱い交流成分に
関して特に顕著である。この妨害を低減するために、制
御信号の振幅を抵抗R39及びR40によって約2Vに縮小し
た。この回路に、1.0μＦの保持コンデンサC15を接続し
た。また、このコンデンサは妨害スパイクを減衰させる
のに役立った。
200Hzローパスフィルタ 第１のローパスフィルタの目的は、サンプルアンドホ
ールド回路から生じる妨害スパイクを除去することであ
った。このフィルタは、４次のアクティブ（能動）チェ
ビシェフフィルタの後に受動RCリンクを接続したもので
あった。このフィルタは、通過帯域において0.5dBのリ
ップルを許容し、カットオフ周波数が200Hzとなるよう
に設計された。また、このフィルタは、２つのカスケー
ド接続された演算増幅器（IC6A及びIC6B）と、R16及びC
9からなるRCリンクとを中心として構成された。
0.1Hzハイパスフィルタ ハイパスフィルタによって直流成分を除去し、これに
よって交流成分が増幅できるようにした。フィルタは、
演算増幅器（IC7）を中心に構成された２次のアクティ
ブ・チェビシェフフィルタであった。このフィルタは、
通過帯域において0.5dBのリップルを許容し、0.1Hzのカ
ットオフ周波数を有するように設計された。
１〜500倍増幅 増幅器は、オフセット補償された演算増幅器（IC10）
を中心に構成された非反転型増幅器であった。増幅率
は、前記フロントパネル上に設けたポテンシオメータを
用いて変化させた。
50Hz及び100Hzノッチフィルタ 弱い交流成分は基本周波数50Hzによって大きく妨害さ
れ、また100Hzの電灯や蛍光管からの妨害による影響を
受けた。これらの妨害は、２個つのカスケード接続され
たノッチフィルタで除去した。これらのノッチフィルタ
は、２個の演算増幅器（50Hz用のIC8Aと100Hz用のIC8
B）を中心に構成した。前記フィルタは、正確に所望の
周波数が分離されるように、50Hzフィルタについてはポ
テンシオメータR29によって、100Hzフィルタについては
R30によって、周波数方向を調節することができた。
10倍増幅 信号は、演算増幅器（IC9A）を中心に構成された非反
転型増幅器によって、さらに10倍に増幅した。
20Hzローパスフィルタ 信号は、20Hzのカットオフ周波数を有する３次のアク
ティブ・チェビシェフフィルタを通過させた。この構成
によって、通過帯域において0.3dBのリップルを許容し
た。このフィルタは、演算増幅器（IC9B）を中心に構成
した。出力信号は、前記フロントパネル上に配置された
「出力20Hz」と表示されたBNCスイッチに結合させた。
10Hzローパスフィルタ 信号は、最後に、上記と同じ種類でカットオフ周波数
が10Hzのローパスフィルタを通過させた。信号は、フロ
ントパネル上に配置された「出力10Hz」と表示されたBN
Cスイッチに結合させた。
ネット部分 測定エレクトロニクス装置は、ディジタルパルス部
と、アナログ増幅及びフィルタ部とで構成した。ディジ
タル技術をアナログ技術と併用する際に起こり易い１つ
の問題は、ディジタル側からアナログ側へスパイクの形
の妨害が発生するということである。この妨害は、これ
ら２つの各部にそれぞれ別個の電流電圧を用いることに
よって低減することができる。そこで、各々12Vの２次
電圧を発生する２個の２次巻線を有する変圧器を中心
に、内蔵式電源装置を構成した。この交流電圧は、整流
ブリッジ、平滑コンデンサ、妨害除去コンデンサ及び集
積レギュレータを用いて、±5Vに整流した。ここで、特
に重要なのは、プローブの発光ダイオードを100mAと200
mAの間の電流で駆動したということである。その結果、
ディジタル用の±5V側へより多くの電流を供給すること
が可能なより強力なレギュレータを使用した（図５の回
路図参照）。
プローブの光強度 種々のプローブ間の相互光強度関係を推定するため
に、次の測定プロセスを実行した。
プローブを接続し、かつ光度計をプローブに直接押し
当てた。プローブの光度を光度計で観測した。この測定
値はすべての光を総合した測定値であり、ダイオードが
点灯した時の光強度ではないということに注意すべきで
ある。測定値を次表に示す。
プローブＤは、系が自励発振するので、実際に測定を
行うためには使用できないことが判明した。この問題は
修正しなかった。プローブＢ及びＣは、プローブＡに比
べてより良好な結果が得られるということが確認された
が、これはおそらく、発生した光の波長がより長いため
であると考えられる（プローブＡについて875nm、プロ
ーブＢ及びＣについて950nm、プローブＤについて940nm
である）。
測定及び結果 PPG信号をテープに記録することによって、自動測定
プロセスを行った。呼吸数も同時にテープに記録した。
人間について血液循環を測定する場合は、心拍数も測定
したが、その測定は他の方法によった。これらの信号
は、PPG信号の２つの信号成分のための基準信号として
使用した。
測定は、３つの異なる対象グループ、すなわち動物、
保育器に入れた幼児及び35才の成人男子について行っ
た。
採取した測定値から選択したほんの一部を以下に示
す。この選択は、ランダムな選択でもなければ、代表的
選択によるものでもない。むしろ、技術を評価する上に
おいて重要であると考えられた測定値の一例である。以
下、これらの測定プロセスから結論を得るための試みに
ついて説明する。
測定装置 上述のPPG装置に加えて、水銀を充填して測定ブリッ
ジに接続した薄いゴムホースからなるひずみセンサの形
態をなすひずみゲージ装置を用いて、動物及び成人の呼
吸数を測定した。成人の心拍数はレーザドップラー装置
を用いて測定した。レーザドップラー装置を使用した
時、呼吸数をレーザドップラー信号において追跡できる
かどうかを確認するために、小さな実験を併せて行っ
た。実験に使用した動物については、心拍数を別個に測
定しなかった。幼児の場合、心拍数はECGで測定し、呼
吸数はインピーダンス・プレチスモグラフ（血量計）に
よって測定した。
測定した信号は測定テープレコーダに直結し、そこか
らオシロスコープに接続して、実際の測定プロセス中に
モニタできるようにした。
測定データの処理 実際の測定プロセス中には、測定データの処理を全く
行わなかった。その代わりに、データ処理は全てテープ
に記録した信号について行った。測定データは、３つの
異なる処理法、すなわち、フィルタリング（filtratio
n）、フーリエ解析及び相互相関により処理した。
フィルタリング（filtration） PPG信号は、異なる形式のフィルタ、限界周波数及び
増幅率を設定することが可能なアクティブ・フィルタ・
システムに結合した。これにより、異なる周波数成分を
分離し、それぞれの基準信号と比較することが可能とな
った。前記２つの信号は同時にプリンタに出力された。
フーリエ解析 信号は、信号処理プログラムASYSTANTを用いてEricss
on PC上で処理した。PPG信号及び基準信号のパワース
ペクトルを計算し、かつ引き続いて、周波数平面におい
て比較を行った。
相互相関 相互相関関数は、ある信号の周期性が他の信号におい
て見られるかどうかを確認するための良い方法である。
例えば、呼吸周期がPPG信号中に見られるという仮定の
裏付けがあるかどうかを確認することができる。
相互相関関数Ｃ（ｋ）は、前記コンピュータによって
次式に基いて計算することができる。
ここで、Ｎは測定点の数であり、ｋは信号間のずれで
あり、Ｘ（ｎ）は一方の信号であり、Ｙ（ｎ）他方の信
号を表す。ここで、コンピュータは、サンプリングした
信号について処理するということに注意すべきである。
このように、相互相関関数は、前記一方の信号が他方
の信号の上で「滑る」ということができるたたみ込み関
数の形になっている。例えば、ここで一方の信号がPPG
信号であり、他方の信号がひずみゲージで測定した呼吸
信号であると仮定する。呼吸数がPPG信号中に見られる
場合には、呼吸関数と同じ周期性を有する周期的な相互
相関関数が得られる。さらに、この場合は、これらの関
数は対称関数であり、前記信号間に時間のずれがない場
合には、信号が互いに重なり合い、全ての値が互いに加
算方向に作用することから、ｋに対するこれらの関数の
最大の振幅は０に等しくなる。
成人男子についての測定 これらの測定を行っている時、PPGプローブホルダー
を患者の皮膚にテープで確実に固定した。ひずみゲージ
センサは胸部上に固定した。また、レーザドップラープ
ローブを両面接着テープによって固定した。測定対象
は、測定プロセスの全過程の間ベッドに寝かせた。いく
つかの測定プロセスを実行した。指、胸部及び前額部上
における血液循環の測定結果は、以下の通りである。
指上における血液循環の測定 指先は、PPG法を用いて血液循環を測定するのに非常
に良い部位である。信号は強く、各心拍毎に明確なピー
クまたはスパイクを呈する。この測定プロセスを行う前
に出された疑問は、呼吸数を検出することも可能であろ
うかどうかということであった。この測定プロセスで
は、PPGプローブＣ及びローの光強度を使用した。
時間平面における研究の結果は、PPG信号が明瞭な心
拍信号のピークを示すことを示している。周期的な低周
波の変化も認められた。心拍間の振幅変化は、約1Vであ
り、最大振幅変化は約3Vに達した。測定によって得られ
た２つの波形図でスパイクまたはピークを計数したとこ
ろ、両方の場合とも１分間に54個のパルスが得られた。
次の一連の試験においては、PPG信号を0.5Hzの限界周
波数を有するハイパスフィルタでフィルタリングした。
この時低周波の変化がフィルタにより分離された。
次に、PPG信号を0.5Hzの限界周波数を有するローパス
フィルタに通した。呼吸信号を基準信号として用いた。
これらの信号間には良好な一致が見られた。PPG信号の
振幅変化は約3Vであった。ピークまたはスパイクを計数
したところ、１分間に15回の呼吸数が得られた。
次の一連の試験においては、PPG信号を0.5Hzの限界周
波数を有するローパスフィルタに通し、かつ測定対象に
息を止めるように要請した。この時、PPG信号の変化が
小さくなるのが認められ、1Vより小さくなった。
周波数分析 測定対象は測定プロセスの全体を通じて安静な状態に
あったことから、信号は長時間に亘って定常的であった
と仮定することができる。そこで、周波数分析は、50秒
より僅かに長い測定間隔（1024回）で行った。PPG信号
のパワースペクトルと呼吸信号及びレーザドップラー信
号のパワースペクトルとを分析したところ、PPG信号に
は、呼吸ピーク及び心拍数ピークと合致する２つの周波
数ピークが含まれることが判明した。
相互相関 異なる前記測定方法間の相互相関関数を25秒間隔で計
算した。その結果、PPG信号が呼吸及びレーザドップラ
ー測定値と十分な相関を有することが明らかになった。
一方、レーザドップラー信号は、呼吸信号との相関は特
に見られなかった。このように、レーザドップラー法は
呼吸数の測定には適していない。
結論 指先は、PPG法を行うのに優れた部位である。使用し
た装置によって呼吸数と心拍数を共に測定することがで
きた。
胸部測定 第３肋間隙にプローブを取り付けて、同様の一連の試
験を行った。この場合には、プローブＡを光強度をロー
にして使用した。
結論 この試験は、胸部も同様に本発明の方法により測定を
行うのに実行可能な部位であることが示している。胸郭
の運動が信号に反映した可能性はある。
前額部測定 成人について行ったの最後の測定プロセスは、測定対
象の前額部にプローブを取り付けて行った一連の試験よ
りなる。この場合は、プローブＣを光強度をローにして
使用した。前額部は、応答が非常に弱いので、PPG法を
用いて測定を行うのに良い部位ではないことが確認され
た。一方、前額部は、血管運動と呼ばれる頭部中の血液
流の低周波変化が現れる部位である。この変化をレーザ
ドップラー法によって検出することは可能である。この
試験は、この変化がPPG法によって認識できるかどう
か、または、測定されているのが呼吸かどうかを確認す
るためのものであった。
結論 測定結果、主として相互相関関数の周波数分析によっ
て、PPG信号が呼吸数及び心拍数の双方を含むことがは
っきり示された。しかしながら、このことは時間平面で
ははっきり見られず、それはおそらく前額部が測定プロ
セスを行うのに良い部位ではないためであると思われ
る。また、周波数スペクトルから明らかなように、レー
ザドップラー信号にも低周波成分が含まれていた。これ
は、おそらく血管運動に起因するものであろう。また、
この変化がPPG信号中に現れることも可能である。
保育器中の幼児の血液循環測定 幼児の血液循環を測定している際、呼吸成分は明確に
卓越しているが、成人の場合のように心拍数は卓越して
いないということが分かった。これは、幼児の胸部形状
が、息を吸い込むときにより明確な胸腔内圧力の低下が
生じるという事実によって説明することができる。さら
に、幼児の心拍数は成人のそれよりはるかに高く、１分
間200にも達する。呼吸数も成人より高く、１分間100回
に達する。幼児を心拍数及び呼吸について連続的に監視
し、心拍数はECGにより、また呼吸はインピーダンスプ
レチスモグラフィーによってそれぞれ記録した。これら
両方の測定プロセスには、同じ電極を使用した。２つの
測定信号は、PPG信号と同時にテープに記録した。合計
３人の幼児の血液循環を測定した。
結論 実施した一連の試験結果は、幼児の場合には呼吸数が
主信号成分であるとはいえ、本発明が幼児についても適
用可能であることが確認された。両信号成分をフィルタ
で分離することは、強い呼吸数を大きく抑える必要があ
るので、はるかに困難である。呼吸数を抑えることを可
能にするために、ハイパスフィルタについて選択された
限界周波数を心拍数に近くした。心拍数信号が非常に弱
く、かつさらに増幅する必要があったことの理由につい
ては、測定プロセスが胸部で行われたこと、及び胸郭の
運動が明らかに呼吸信号成分を強める方向に作用したと
いう事実によって説明することができる。
追加の測定プロセス 同様の一連の測定プロセスを、うつ伏せに寝かせた幼
児の背景にプローブを固定した場合、及び前記幼児の足
の裏に固定した場合について行った。その結果は、胸部
と足の裏のように大きく離れた部位で血液循環を測定し
た場合であっても、呼吸数が卓越した成分であることを
示した。しかしながら、足の裏で血液循環を測定した時
に得られたPPG信号の振幅は、他の測定プロセスにおい
て得られた振幅よりも小さいものであった。
動物の血液循環測定 10匹の犬と２匹の猫の血液循環を測定した。全ての動
物は、付随する外科的処置を行う前に全身麻酔または局
部麻酔を施した。動物の多くは、腹部の毛を剃り落とさ
れ、その場合には毛を剃り落とした部分の皮膚において
で血液循環を測定した。プローブホルダーは、測定対象
動物にしっかりと巻回したゴムベルトに取り付けた。呼
吸はひずみゲージ装置を用いて記録した。心拍数を別個
に測定しなかった。
動物について得た測定データを分析することは、人間
について得た測定データの場合よりも困難であった。信
号の品質も人間の場合より劣悪であった。幼児の血液循
環測定の場合と同様に、呼吸数が信号の卓越成分である
ことが判明した。種々の犬によって得た測定結果は、そ
れぞれ根本的に異なるものであった。得られた結果に或
るパターンを確立することは困難であった。また、２つ
の信号成分をフィルタで分離することも困難であった。
心拍数は特に検出が困難であった。心拍数基準信号を必
要とする場合が多くあった。また、周波数分析によって
も明確な結果は得られなかった。スペクトルには、原因
を確定するのが困難な多くのピークが含まれていた。こ
のような不確定性の原因は、主に高調波にあると思われ
る。また、犬は、とりわけ心拍数が呼吸によって影響さ
れるので、常に心拍数が一定不変であるとは限らない。
その結果、信号が時間の長さに拘らず全く定常的でな
く、そのために周波数分析が困難である。
測定結果の評価 実施した一連の試験結果は、本発明により構成された
装置を用いて成分及び幼児の呼吸数及び心拍数を検出す
ることが十分に可能であることを示している。動物の血
液循環の測定に関しては、結果が比較的疑わしいもので
ある。しかしながら、いくつかの測定プロセスでは肯定
的な傾向もみられ、動物の血液循環を測定することもお
そらく可能であるが、この場合には信号品質を改善する
ことが必要である。
測定結果を定量化する試み 次の表は、上記のように実施した測定プロセスを要約
したものであり、処理した信号及び計算した信号パラメ
ータについての測定の質を定量化しようという試みを表
したものである。この評価は客観的なものであり、表中
に示す数値は大体次のような意味を有する。
3: 非常に良好で明確な信号または信号パラメータ。或
る種の形態の電子的検出プロセスについては十分である
と考えられる。
2: 人間の目に対して比較的明確な信号または信号パラ
メータ。ただし、処理しない限り電子的検出プロセスに
は適しない。
1: 非常に不明確な信号または信号パラメータ。訓練さ
れた目であれば識別可能である。電子的検出プロセスに
は不適。
0: 求める信号成分を信号または信号パラメータ中に識
別できない。
−： 測定プロセスが実行されなかった。
各測定プロセスについて行った評価の平均値が表中に
示されている。この測定は全く精密なものでなく、実施
した評価について一般的な考え方を得るためにのみ使用
すべきものである。
測定対象上で直接血液循環を測定するための装置 以上簡単に説明した一連の試験に基づいて、人間や動
物のような測定対象上で直接血液循環を測定することが
可能な装置を開発した。この装置は、請求の範囲の請求
項１に記載した種類のもので、患者または測定対象の心
拍数及び呼吸数をディスプレイ上またはプリンタによっ
て連続的にモニタすることが可能である。
この装置で使用するプローブは、光源、検出装置及び
電子増幅装置を有し、前述したような種類のものであっ
てもよい。この装置は、検出されたPPG信号から測定対
象の呼吸数を示す信号成分を分離するのに必要な前述の
フィルタユニットを備えることもできる。
出力装置は、必要に応じて種々のものを用いればよ
く、例えばディスプレイまたはプリンタを用いることが
できる。
フィルタは、ディジタルフィルタを使用すると好都合
である。
フィルタには、限界周波数及び増幅度を調節するため
の手段を設ける。前記フィルタは、好適には、適切な限
界周波数の選択及び設定のために電子的にPPG信号の周
波数成分を検出できるように構成する。
信頼性のあるモニタ装置を得るためには、さらに、フ
ーリエ変換を計算するようにプログラムされたマイクロ
プロセッサを備えるべきである。この種のマイクロプロ
セッサは、ディジタルフィルタリングによって測定対象
の心拍数と呼吸数に関する信号を分離するようにプログ
ラムすることも可能である。また、マイクロプロセッサ
は、妨害、例えば50Hzの周波数を有する迷光より生じる
妨害を除去するようにプログラムすることもできる。
図６は、プローブ10に光ファイバを共働させ、かつ指
12に取り付けられる変形実施例を示す。光ファイバ11の
中を光が通過する場合、健康管理機関内で使用するのに
極めて重要な機能の電磁妨害に強いシステムが得られ
る。
図６に示す装置によれば、従来は不可能であったが、
ジアテルミーを併用した手術を行う際に心拍数及び呼吸
数を記録することが可能である。
本発明のモニタ装置と共に使用する出力装置は、関係
する監視状況に応じた構成とすべきである。出力装置
は、長期間に亘ってデータを記憶できると共に、呼吸数
及び心拍数を迅速に分析することを可能にするべきであ
る。また、出力装置は、例えば徐脈や頻脈の警報のよう
な従来の警報機能、及び呼吸状態の警報機能を備えるべ
きである。さらに、出力装置には、他の媒体即ち医療日
誌や症例記録記入用の印刷媒体に他の媒体に文書化でき
るようにすべきである。
モニタ装置には、他の重要な機能、例えば異なる患者
の異なる医療的状態または状況にある場合の呼吸及び心
臓活動の異なる信号振幅の自動調整を可能にする機能を
備えることもできる。適切な警報限界を有する装置の警
報信号発生部が、その時の状況に応じて修正可能である
と好都合である。
以上の説明から、妨害に影響されることなく、かつ直
流電気から絶縁した手法で呼吸数及び心拍数の双方を同
時に測定可能な本発明のモニタ装置が、今日の種々の方
法及び装置では妨害を受けたり、使用するのが危険であ
るような多くの状況において多くの重要な用途を有する
ことは明白である。そのような用途の例としては、ジア
テルミーを適用した手術中の患者の監視、例えばMR検査
時のような強い電磁界中における監視、産業環境におけ
る労働生理学的検査などがある。本発明のモニタ装置
は、例えば、心拍数、呼吸数及び酸素ガス飽和率を記録
することが望ましいパルスオキシメトリや、プローブを
使用する除細動のような他の方法と組み合わせて用いる
と効果的である。
また、本発明のモニタ装置は、例えば、腎臓結石を破
砕する際における磁気カメラや、他の方法では妨害が生
じる照射プロセスなど、特殊な検査や試験で使用するこ
とができる。本発明のモニタ装置は、獣医学の分野にお
いても、特に手術時の麻酔深さを評価するために用いる
ことができる。
電磁妨害または音響妨害のために従来の方法を用いる
ことが困難な他の用途としては、例えば労働生理学的評
価、重工業分野における研究、戦闘機パイロットの飛行
条件下における生理学的反応等がある。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 オベルク エーク スウェーデン国、ユングスロ 60 エス ―590 ユーグルバーゲン 79 (56)参考文献 特開 昭57−180938（ＪＰ，Ａ) 特開 昭52−39983（ＪＰ，Ａ) 特開 昭54−22985（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−32437（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−153139（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−59930（ＪＰ，Ａ) 特表 昭63−500153（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/02 - 5/0295 A61B 5/08 A61B 5/145

Claims (8)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】人間や動物の体のような測定対象の血液循
    環をフォトプレチスモグラフィー（PPG測定）により測
    定することによって心拍数を分析するために光りセンサ
    を備え、 ａ）好適にはレーザダイオードまたは発光ダイオードか
    らなる光源と、 ｂ）前記測定対象の心拍数を測定するために、発生した
    PPG信号の交流成分即ちAC成分を検出する機能を有する
    検出装置と、 ｃ）前記AC成分の連続的な測定応答を得るために、当該
    AC成分の各測定間の測定値を一定に保つサンプルアンド
    ホールド手段と、 ｄ）前記サンプルアンドホールド手段で一定に保たれた
    前記測定値を増幅する電子増幅装置と、 ｅ）例えばオシロスコープ、ディスプレイ装置またはプ
    リンタのような出力装置とからなるモニタ装置であっ
    て、検出されたPPG信号から前記の測定対象の呼吸数を
    示す低周波成分である信号成分を分離するための、限界
    周波数が前記PPG信号に基づいて選択される分離手段を
    備えることを特徴とするモニタ装置。
  2. 【請求項２】前記の分離手段が、前記の測定対象の呼吸
    数によって引き起こされる前記測定対象の皮膚における
    血液流の変化を前記PPG信号から分離するためのもので
    あることを特徴とする請求項１に記載のモニタ装置。
  3. 【請求項３】限界周波数及び増幅度を設定するための手
    段を有する１個または２個以上のフィルタ、好ましくは
    ディジタルフィルタを含むことを特徴とする請求項１ま
    たは２に記載のモニタ装置。
  4. 【請求項４】前記フィルタが一体に組み込まれており、
    かつ限界周波数の選択及び選定のために前記信号の周波
    数成分を電子的に検出するための手段を備えることを特
    徴とする請求項３に記載のモニタ装置。
  5. 【請求項５】前記フィルタが適応フィルタであり、フィ
    ルタ特性を最適化するように、卓越した心拍数及び／ま
    たは呼吸数に適応するようになっていることを特徴とす
    る請求項４に記載のモニタ装置。
  6. 【請求項６】好ましくないエネルギー損失を蒙ることな
    く、前記PPG信号の低周波成分が、自動的に平滑化され
    るように、前記PPG信号を直流補償するための手段を備
    えることを特徴とする請求項１乃至５のいずれかに記載
    のモニタ装置。
  7. 【請求項７】例えば指のような適切な体に取り付けるこ
    とができ、かつ光を前記の体に送る手段と前記の体を透
    過する光またはこの中で反射される光を捕集して前記検
    出装置へ伝達する手段とを含むプローブを備え、該プロ
    ーブに、前記光源から前記測定対象の皮膚に光を案内
    し、かつ前記皮膚から前記検出装置に案内する光ファイ
    バを接続したことを特徴とする請求項１乃至６のいずれ
    かに記載のモニタ装置。
  8. 【請求項８】フーリエ変換を計算するようにプログラム
    され、かつ／またはディジタルフィルタリングによって
    前記測定対象の心拍数または呼吸数に関する信号を分離
    するようにプログラムされ、かつ／または例えば50Hzの
    迷光に起因する妨害を除去するようにプログラムされた
    マイクロプロセッサを備えることを特徴とする請求項１
    乃至７のいずれかに記載のモニタ装置。
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