JP3270468B2 - 血液パラメタを測定するための装置 - Google Patents

血液パラメタを測定するための装置

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JP3270468B2 JP50441092A JP50441092A JP3270468B2 JP 3270468 B2 JP3270468 B2 JP 3270468B2 JP 50441092 A JP50441092 A JP 50441092A JP 50441092 A JP50441092 A JP 50441092A JP 3270468 B2 JP3270468 B2 JP 3270468B2
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Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 ヘマトクリットや酸素飽和や一酸化炭素ヘモグロビンや
pHのような血液の様々なパラメタを測定することが、必
要であるか、望ましいことがある。こうした血液パラメ
タは全て、光学的方法を使用して測定されることが可能
である。
例えば、完全血液の酸素飽和を測定するためには、例え
ば660ナノメートル（nm）の赤色光と、例えば805nmの赤
外光が、血液に当てられる。両方の波長における反射率
が測定され、酸素飽和の測定量を与えるために適切に比
率化される。完全血液中のヘマトクリットは、例えば、
血液に赤外光を当て、互いに間隔を置いた２つの検出器
における赤外光の反射率を検出することによって、測定
されることが可能である。この場合、ヘマトクリット
は、その２つの検出光レベルのの比率、又は、その２つ
の検出光レベルの間の差を使用して、決定されることが
可能である。ヘマトクリットを測定するための別の方法
は、互いに間隔が置かれた１対の光源と単一の検出器と
を使用することである。
上記の方法は全て、互いに異なった検出光レベルの測定
に基づいている。不幸にして、血液に当てられた光の吸
収が著しい時には、検出のために使用可能な光レベルが
非常に低く、このことは不十分なSN比に結果する。これ
に加えて、定レベルの光の強度が完全血液に当てられる
時には、検出光レベルが、ヘマトクリットの生理学的範
囲の中間付近で極大に上昇し、その後で、ヘマトクリッ
トレベルの増大につれて、このピークから離れていく。
この曲線は、そのピークの何方の側が観測されているか
を判定することが困難であるが故に、不確定条件を生じ
させ、従って、正確なヘマトクリット測定値が得られる
ことは不可能である。Heinemannの特許No.4,447,150
は、標本血液中への光侵入の均一な深さを確保すること
によってヘマトクリットレベルの変動を補償する、血液
酸素飽和の測定のための方法を開示する。このシステム
では、赤色光源と赤外光源が血液標本に光を当て、単一
の検出器が、反射又は透過される光を検出する。一方の
光源から放射されて検出器によって検出される光が一定
不変であるように、その一方の光源によって放射される
光を調節するために、検出器からの光フィードバックが
使用される。第２の光源から放射される光の強度は、第
１の光源を駆動するのに必要とされる電流と第２の光源
を駆動するのに必要とされる電流との間の比率によって
決定される。この後者の方法は、必要とされる様な高い
精度で第２の光源の光強度を決定することはない。或い
は、この方法は、光源の間の固有の差異とドリフトの結
果として生じる不正確さという欠点を有するか、又は、
供給コストがより一層高い、整合された１組の光源を必
要とする。
発明の要約 本発明は、上記の欠点を概ね克服する、血液パラメタの
測定のための装置を提供する。本発明によって、従来技
術の場合よりも正確に使用光源の各々が制御されること
が可能であるように、単一の検出器から使用光源の各々
への光フィードバックが使用される。これに加えて、本
発明は、整合された光源の必要なしに、向上した精度を
もたらすために、光源によって放射される光の強度の誤
差を補償する。
本発明の一例は、完全血液のヘマトクリットを測定する
ための装置である。この装置は、血液受け場所に向けて
光を放射するための光源と、その放射された光が血液受
け場所で血液と（interact）相互作用した後に光源から
の光を受け取るための信号検出器と、フィードバックル
ープとを含む。このフィードバックループは、信号検出
器によって受け取られた光の強度がその血液パラメタ値
の範囲全体に亙って実質的に一定不変であるように、光
源の強度を調節するためのフィードバック信号を与える
ために、信号検出器によって受け取られる光の強度に対
応する。フィードバック信号に応答する手段が、ヘマト
クリットの表示を与える出力信号を供給する。このフィ
ードバックループは光源の正確な制御を可能にする。こ
の装置がヘマトクリットだけを検出すればよい場合に
は、赤外範囲内で放射する単一の光源が適しているけれ
ども、この装置を他の血液パラメタを測定するために使
用するためには、適切な波長特性を有する光を放射する
１つ以上の追加の光源も使用されるだろう。例えば酸素
飽和を測定するためには、第１と第２の波長特性を有す
る光を放射する第１と第２の光源が各々に使用される。
波長特性は、該測定しようとする該当血液パラメタを測
定するのに適した波長に対する参照情報を有している。
ヘマトクリット測定と酸素飽和測定の両方の場合には、
狭い帯域が適している。例えば、これらの光源の一方が
660nmの赤色光を放射し、その他方の光源が812nmの赤外
光を放射する。これらの光源の両方が酸素飽和測定のた
めに使用されることが可能であり、ヘマトクリット測定
のためには赤外光源だけしか必要とされない。
必要に応じて複数の信号検出器が使用可能であるが、単
一の検出器が必要であり、更に、比較測定のためには単
一の検出器が好ましい。この単一の信号検出器は、第１
の光源と第２の光源とからの光が血液受け場所で血液と
相互作用した後に、その光を受け取る。この相互作用
は、血液中での光の透過、反射、拡散、吸収、及び／又
は後方散乱を含むことが可能である。好ましくは、その
信号検出器は、実質的には、反射又は後方散乱した光だ
けを受け取り、望ましくは、後方散乱光だけがその検出
器によって受け取られる。
第１の光源の強度は、第１の光源からの信号検出器にお
ける光強度がその血液パラメタの値の範囲全体に亙って
概ね一定不変であるように調整される。同様に、第２の
光源の強度は、第２の光源からの信号検出器における光
強度もその血液パラメータの値の範囲全体に亙って概ね
一定不変であるように調整される。従って、第１の光源
と第２の光源の両方が、信号検出器における光強度によ
って直接的に制御され、このことは、光源に対するより
一層向上した制御と、改善された精度をもたらす。
本発明の装置は、第１の光源と第２の光源の少なくとも
一方の強度に関係付けられ、且つ測定すべき該当血液パ
ラメタの表示（indication）を与える信号も提供する。
例えば、ヘマトリットの場合には、この信号は一方の光
強度だけ依存し、他方の光強度には依存しなくてよい。
一方、酸素飽和の場合には、この信号は、両方の光強度
の間の比率に依存するだろう。
酸素飽和パーセントはヘマトクリットに応じて変化す
る。ヘマトクリットが酸素飽和に対して有するこの効果
を補償するために、正確な酸素飽和の測定量が得られる
ことが可能であるように信号がヘマトクリットに関して
補正されることが好ましい。
第１の光源と第２の光源からの望ましい放射光レベルを
維持するための光強度の調節は、様々な方法で行われる
ことが可能である。例えば、この範囲は、強力な光源か
らの光強度を適切に減衰させることによって行われるこ
とも可能である。しかし、好ましくは、この調節は、光
源に可変的に励起させることによって行われる。この方
法の場合には、ヘマトクリット又は他の血液パラメタの
信号が、光源の光強度を発生させるためにその光源に加
えられる駆動信号又は電流信号に関係付けられる。
信号検出器は、その信号検出器に受け取られる光の強度
に関係付けられた検出器信号を供給することが可能であ
る。この光の強度の調節は、光源の強度を調節するため
のフィードバック信号を与えるために検出器信号に対し
て応答するフィードバックループを含む。
理想的には、放射光強度は、予め決められた関係に従っ
てフィードバック信号に応じて変化するか、フィードバ
ック信号に従う。この関係が線形関係であることが好ま
しい。しかし、光源の電流入力と温度と老化とに起因す
るその光源の非線形性のような変数が、予め決められた
関係から放射光強度が逸脱し易いこと、或いは、放射光
強度がその予め決められた関係に正確に従わないことを
生じさせる。従って、フィードバック信号によって命じ
られる光強度と、光源によって放射される光強度との間
に、差異がある可能性がある。
本発明の別の特徴は、放射光強度が前記予め決められた
関係により一層適合すること、即ち、放射光強度がフィ
ードバック信号により一層正確に従うことを可能にする
ことである。このことは、例えば、光源によって実際に
放射された光強度に対して（好ましくは線形的に）関係
付けられる基準信号を発生させることによって実現され
ることが可能である。この場合には、基準信号とフィー
ドバック信号が、予め決められた関係により一層適合し
た放射光強度を与えるように光源を制御するために使用
される。本発明がフィードバック信号と放射光強度の間
の関係を回復させるが故に、フィードバック信号が、該
当測定すべき血液パラメタの表示を与えるための出力信
号として使用すべき正確な変数となる。
放射光強度を前記予め決められた関係により一層適合さ
せるために様々な方法が使用されることが可能である
が、本発明の装置が、光源から放射された光の少なくと
も一部分を受け取るための基準検出器と、光源によって
放射された光強度を調節するために、即ち、光源を補償
するために、基準検出器によって受け取られる光強度に
対して応答する回路手段とを含むことが好ましい。前記
基準検出器は、その検出器が受け取る光の強度に関係付
けられた基準検出器信号を供給する。前記回路手段は、
フィードバック信号と基準検出器信号を受け取り、放射
光強度を前記予め決められた関係により一層適合させる
ように光源を駆動するための駆動信号を供給する。基準
検出器がシリコンダイオードであるならば、この関係は
線形である。
本発明は、その追加の特徴と利用と供に、添付の説明図
面に関連して行われる以下の説明を参照して、最も良く
理解されるだろう。
図面の簡単な説明 図１は、本発明の１つの好ましい形態を図解する略図で
ある。
図２は、本発明の好ましい形態のより詳細な概略図であ
る。
図３は、システムクロックパルスと、そのクロックパル
スに応答して発生させられるパルスとを示す図である。
図4a〜4dは、図２の回路内の様々な箇所において生じる
信号の例を示す。
図５は、積分器出力の例を示す。
図６は、「ヘマトクリット」対「赤外光源からのフィー
ドバック信号」のグラフの一例である。
図７は、ヘマトクリットが酸素飽和パーセント（the pe
rcent oxygen saturattion）にどのように影響するかを
示すグラフ群である。
好ましい実施例の説明 図１は、その流動ハウジング内を通って延在する流路15
を有し、且つ血液受け場所を画定する、インライン形流
動ハウジング（flow−through housing）13を含む装置1
1を示す。ハウジング13は、心臓切開手術の際に使用さ
れるタイプの生体外回路（図示されていない）のような
回路の中に結合されるために使用される。装置11は、完
全血液のヘマトクリットと酸素飽和を実時間で測定する
ために使用される。当然のことながら、装置11は、静置
血液標本におけるこれらの血液パラメタを測定するため
にも使用されることが可能である。
ハウジング13は透明窓17を含む。不透明カバー19が、窓
17に接触してハウジンク13上に適切に装着される。カバ
ー19は、送出し開口21（光導入）と、その送出し開口か
ら距離を置いた受け取り開口23（光導出口）を有する。
窓17を通過する光路と流路15とを除いて、開口21、23
は、光学壁25によって適切に互いに光学的に分離されて
いる。
装置11は更に、送出し開口21の軸線上に点光源を形成す
るように配置された赤色光源27と赤外光源29を含む。発
光ダイオードであることが可能な光源27、29が、物理的
に可能な限り互いに接近するように配置され、そのLED
の自己発熱を最少限にするために短いデューティサイク
ルを使用してパルス発振されることが好ましい。
装置11は更に、受け取り開口23の軸線上に配置された光
検出器又は信号検出器31を含み、この光検出器又は信号
検出器31は、その検出器によって検出される光の強度に
比例した電流信号のような検出信号を供給するために使
用される。この構造では、光源27、29から検出器31への
唯一の光路は、流路15内の血液中を通過する。実質的
に、流路15内の血液によって後方散乱された後方散乱光
（back scattered）だけが、光源27、29から検出器31に
達するように、開口21、23が互いに間隔を開けられるこ
とが好ましい。この間隔は当業者によって調節可能であ
り、例えば開口21、23の軸線の間で約2.5mm〜約3.5mmで
あることが可能である。同様に、光源27、29と開口21の
間の間隔は、光源からの放射光の必要放射角に応じて変
化させられることが可能である。検出器31と光源27、29
とが、その関連する開口21、23から等間隔を置かれるこ
とが好ましい。
光源27からの検出器31における光の強度が、測定中の血
液パラメタの値の範囲全体に亙って概ね一定不変のまま
であるように、光源27によって放射される光の強度を調
節することが望ましい。同様に、光源29からの検出器31
における光強度が、測定中の血液パラメタの値の範囲全
体に亙って概ね一定不変のままであるように、光源29か
ら放射される光強度も調節することが望ましい。不可欠
というわけではないが、光源の一定不変の光強度も、予
め決められた既知の値であることが好ましい。
光源27、29の強度を制御するために、光検出器31からの
検出信号が、光源27、29を制御駆動するために使用され
ることが可能なフィードバック信号を供給する信号処理
ネットワーク33に与えられる。このフィードバック信号
は、直接的に光源を制御するために使用されることも可
能だが、本実施例では、このフィードバック信号が信号
補正ネットワーク35に与えられる。
光源27、29の固有の非線形性や温度や老化のような様々
な要因が、ネットワーク33からのフィードバック信号に
よって命じられる光強度とは相違した光強度を光源27、
29が放射することを引き起こす可能性がある。光源27、
29からの放射光強度を、ネットワーク33からのフィード
バック信号と放射光強度の間の正確な又は予め定められ
た関係に、より一層適合させるために、基準検出器37が
光源27、29からの光の一部分を受け取る。
その光は、カバー19から反射されるものである。
基準検出器37は、信号補正ネットワーク35に基準検出器
信号を供給する。光源27、29に駆動信号を供給するため
に、信号補正ネットワーク35がフィードバック信号と基
準検出器信号とに応答する。
各々の光源において均衡又は平衡に達するまで、即ち、
検出器31によって検出される光強度が各々の光源にとっ
て望ましい強度において一定不変になるまで、光源27、
29を交互にパルス発振させることによって上記の信号処
理が反復されることが可能である。信号処理ネットワー
ク33からのフィードバック信号が、測定中の血液パラメ
タの値を決定するために信号プロセッサ39内で処理され
る出力信号を形成し、これらの値が表示装置41によって
表示される。
流路15を通って流れる血液に対して装置11を使用する時
には、測定中の血液パラメタのリアルタイム表示を与え
るために上記の演算処理過程が連続的に続けられる。本
実施例では、ヘマトクリットが、平衡に達し終わった後
の赤外光源29の強度の関数として計算される。更に明確
には、平衡に達し終わった後の赤外光源29の動作の結果
として得られる信号処理ネットワーク33からのフィード
バッウ信号が、そのフィードバック信号にヘマトクリッ
トが比例しているが故に、ヘマトクリットを計算するた
めに信号プロセッサ39によって利用される。
更に明確には、赤外光源29から得られるフィードバック
信号は、ヘマトクリットに対して線形関係にある。図６
に一例として示されるその線形関係の勾配とオフセット
は、図６の曲線が信号プロセッサ39によって生じさせら
れることが可能であるように、校正中に設定され、校正
記憶装置42内に記憶される。設定された図６の曲線の場
合には、赤外光源29から得られるフィードバック信号
は、ヘマトクリットを表すその曲線上の点を生じさせ
る。通常の直線等式によって、Hct＝ｍ（赤外フィード
バック信号）＋ｂであり、前式のｍが図６に示された曲
線の勾配であり、ｂがＸ軸からのオフセットである。
酸素飽和は、１から「平衡時における光源27、29の光強
度の比率」を引いた値として、信号プロセッサ39によっ
て決定される。明確には、測定酸素飽和パーセントは
「１−A/B」であり、その「Ａ」は赤色光源27の強度で
あり、「Ｂ」は赤外光源29の強度である。信号処理ネッ
トワーク33からのフィードバック信号が、光強度を表す
ために使用される。
より正確な酸素飽和結果を得るために、測定された酸素
飽和が、ヘマトクリットの関数である補正係数によって
補正されるべきである。更に明確には、上記で説明され
た酸素飽和式から決定される通りの酸素飽和パーセント
が、図７に示される一群の曲線を使用して補正されるこ
とが好ましい。従って、正確な酸素飽和を得るために、
測定された酸素飽和が補正されることが可能であるよう
に、ヘマトクリットを知ることによって図７の曲線群の
中の１つの曲線が選択される。図７は、一例として、３
つのヘマトクリット値だけに関する酸素飽和補正曲線を
示すが、当然のことながら、必要とされる数のヘマトク
リットに関して別々の曲線が与えられることが可能であ
る。
図７の曲線は、例えば校正中の経験的導出によって、設
定されることが可能である。その曲線群によって表示さ
れる補正係数が、校正記憶装置42内に記憶され、表示装
置41に正確な酸素飽和を表示する為に、信号プロセッサ
39によって測定酸素飽和に適用されることが可能であ
る。
信号処理ネットワーク33と、信号補正ネットワーク35
と、信号プロセッサ39が、様々なアナログ及び／又はデ
ィジタル技術を使用して実現されることが可能である。
図２は、この回路を実現する１つの好ましい方法を示
す。
システムクロックのクロックパルス43を示す図３を先ず
最初に考察することによって、図２が最も良く理解され
ることが可能である。クロックパルス43から、赤色放射
パルス45と、赤外放射パルス47と、赤色スイッチパルス
49と、赤外スイッチパルス51が得られる。例えば、パル
ス45は約610マイクロセカンドの持続時間を有し、約19.
5ミリセカンドの間隔を置かれる。赤外パルス47が同一
の持続時間と間隔を有することが可能である。図３に示
されるように、パルス45、47は交互に発生する。
スイッチングパルス49、51は、後述されるようにスイッ
チを制御するために使用される。赤色スイッチングパル
ス49は各々の赤色放射パルス45の後半部分の間に発生
し、同様に、赤外スイッチングパルス51の各々は、それ
に関連した赤外放射パルス47の後半部分の間に発生す
る。本実施例では、光源27、29の照射の強度照度が、そ
れに関連したパルス45、47の振幅を変化させることによ
って制御される。これらのパルスの間の間隔は一定不変
のままである。
光源27、29の各々は、パルス45、47の各々に応答して光
パルスを放射する。これらの光パルスの各々は、それに
関連した励起された印加放射パルスの持続時間と同一の
時間的な広がりを有する。
検出器31は、各々の光パルスの持続時間中に検出信号を
供給する。検出信号は増幅器53（図２）によって増幅さ
れ、これは、図4aにおいて一例として示されるように、
増幅器53の出力に検出信号55を供給する。検出信号55
は、検出器31によって感知された外界光の一部分を表す
ゼロボルトの基準線57の上方の直線レベルと、その検出
器によって感知された外界光の変動を表す変化する交流
成分59とを有する。放射パルス45、47の各々から結果的
に生じる光源27、29からの光を各々に表す検出パルス6
1、63が、交流成分59の上に重ねられる。
検出信号55はフィルタ及び同期検出器65に与えられ、こ
のフィルタ及び同期検出器65は、直流成分と雑音を除去
し、更に、図4bに示されるような検出パルス61、63を与
えるために信号55の信号成分を検出する。必要に応じ
て、フィルタ65は、検出パルス61、63が例えば概ね数ボ
ルトの振幅を有することが可能なように検出パルス61、
63を増幅する増幅器を含んでもよい。
検出パルス61、63は、分圧器であることが可能な比較器
67の一方の入力に与えられ、この比較器の他方の入力
は、負の直流電圧基準に結合される。検出パルス61又63
の各々の場合に、比較器67の出力は、正の検出パルス61
又は63と負の直流基準との代数和に等しい振幅を有する
パルスである。その回路が平衡状態にないと仮定すれ
ば、比較器67の出力は、パルス61、63に各々に対応する
変形赤色パルス69と変形赤外パルス71（図4c）である。
パルス69、71各々の前半部分が、図4cに一例として示さ
れるように歪ませられてもよい。当然のことながら、平
衡状態にある回路の場合には、比較器67からのゼロボル
ト出力がある。
比較器67の出力が、赤色セレクタスイッチ73と赤外セレ
クタスイッチ75に与えられる。電界効果トランジスタで
あることが可能なスイッチ73、75は、通常は開いてい
る。しかし、スイッチ73、75の各々は、赤色スイッチパ
ルス49と赤外スイッチパルス51の持続時間中に、適切な
理論回路によって閉じられる。
この仕方でスイッチ73、75を閉じることの効果は二重で
ある。第１に、スイッチ73、75が、それに関連した変形
パルス69、71が存在する間だけ閉じられるが故に、スイ
ッチ73、75は、変形赤色パルス69を積分器77に与えると
共に変形赤外パルス71を別の積分器79に与えるためのセ
レクタとして働く。第２に、スイッチ73、75がそれに関
連した変形パルス69、71の後半部分の持続時間中だけ閉
じられるが故に、スイッチ73、75は、そうしたパルスの
前半部分中に現れる歪みを除去して整形赤色パルス76と
整形赤外パルス78（図4d）の各々を与える働きをする。
積分器の数は光源の数に等しいことが好ましく、本実施
例では、２つの光源27、29と２つの積分器77、79が備え
られる。積分器77、79は、整形赤色パルス76と整形赤外
パルス78を各々に積分する従来のアナログ積分器であ
る。例えば、図５に一例として示されるような状態状の
形の望ましい出力に次第に近づく出力を与えるために、
積分器77は一連の整形赤色パルス76を積分する。図５
は、一例として、最初は過剰に低く、それによって過剰
に暗い光源27における照度レベルを発生させる電圧を示
し、これは例えば開始時において発生するだろう。望ま
しい照度レベルが、基準電圧レベル81によって表され
る。この実施例では、整形赤色パルス76の各々は、漸進
的に増大し、それによって、基準電圧レベル81に達する
まで一連の中間レベル83を通過するゼロボルト基準線か
らの積分器77の出力レベルの段階的な上昇に結果する振
幅である。増大した振幅を有する各々の連続したパルス
76の場合には、図５に示されるように、新たな、より高
い中間レベル83が積分器によって与えられる。典型的に
は、中間電圧レベル83の増分増大は、基準電圧レベルに
近づくにつれて漸進的に減少する量である。積分器79
は、整形赤外パルス78に対して同一の仕方で働く。
積分器77、79各々の出力は、光源27、29の強度を各々に
制御するために使用されることが可能なフィードバック
信号を構成する。積分器77、79の出力が信号プロセッサ
39によって処理され、この信号プロセッサ39は、本実施
例では、光源27、29から結果的に生じるフィードバック
信号を多重化するためのマルチプレクサ82と、多重化さ
れた信号をディジタル化するためのA/D変換器84と、ヘ
マトクリットと酸素飽和パーセントとに関する値を確認
するために上記の計算を行うためのマイクロプロセッサ
86を含む。マイクロプロセッサ86は更に、表示装置41に
よってヘマトクリットと共に表示される正確な酸素飽和
レベルを与えるために、測定された酸素飽和をヘマトク
リットに関して補正する。
積分器77、79の出力がセレクタスイッチ85、87に加えら
れ、セレクタスイッチ85、87はスイッチ73、75と各々に
同一であってよく、スイッチ73、75に関して上記で説明
されたのと同一の仕方で各々にパルス45、47に応答して
従来通りの論理回路によって閉じられる。従って、スイ
ッチ85、87は各々に、パルス45、47の持続時間中だけ閉
じられる。
積分器77、79からのフィードバック信号も各々に、スイ
ッチ85、87を経由して、抵抗器91を介して演算増幅器89
の一方の入力に結合される。抵抗器91と増幅器89の間の
接合部分が抵抗器93を経由して接地に結合される。抵抗
器91、93が分圧器を形成する。演算増幅器89の他方の入
力が、従来通りの電流／電圧変換器95を経由して基準検
出器37に結合される。基準検出器37が、電流信号である
基準検出器信号を供給し、この基準検出器信号は、光源
27から放射される光の強度に対して線形関係にある。変
換器95は、この基準検出器電流信号を基準検出器電圧信
号に変換し、基準検出器電圧信号を演算増幅89の他方の
入力に供給する。従って、増幅器89は、特定の光強度を
命じるフィードバック信号と、光源の実際の光強度を表
す基準検出器信号を、その入力として有する。当然のこ
とながら、基準検出器37は、光源39が励磁される時に
も、光源29に応答して基準検出器信号を供給する。
演算増幅器89の出力は、フィードバック信号に等しい基
準検出器信号を得ようとしてその増幅増幅器が調節する
駆動信号である。この駆動信号は、セレクタスイッチ8
5'、87'とドライバ97、99によって光源27、29の適切な
一方に与えられる。スイッチ85'、87'が各々にパルス4
5、47の持続期間中だけ閉じられるように、スイッチ8
5'、87'は、スイッチ85、87と同様にパルス45、47によ
って各々に駆動される。この仕方では、積算器77と光源
27からの基準検出器信号とから得られる、増幅器89から
の駆動信号が、光源27に送られる。同様に、光源29のた
めの適切な駆動信号がその光源に送られる。
光源27からの各々のパルスと共に、積分器77は、基準レ
ベル81により一層近いフィードバック信号（図５）を与
える。基準レベルに達すると、ヘマトクリットと酸素飽
和パーセントのような該当測定しようとする血液パラメ
タの決定のためにそのフィードバック信号が使用される
ことが可能であるように、そのシステムが平衡化され、
平衡状態となる。同様に、基準検出器37とその結果と得
られる基準検出器信号とが、実際の光強度と命じられた
光強度が概ね等しいように、光源27、29によって引き起
こされる変数を同時に補正する。
本発明の実施例が示され説明されてきたが、必ずしも本
発明の思想と範囲から逸脱することなく、数多くの変形
と変更と置き換えが当業者によって行われることが可能
である。
フロントページの続き (72)発明者 マリン，ポール ジェイ. アメリカ合衆国，ミネソタ 55133− 3427，セント ポール，ポスト オフィ ス ボックス 33427 (72)発明者 カバノー，スーザン アメリカ合衆国，ミネソタ 55133− 3427，セント ポール，ポスト オフィ ス ボックス 33427 (56)参考文献 特開 平２−140148（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−109547（ＪＰ，Ａ) 米国特許4447150（ＵＳ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/145 G01N 21/35 G01N 33/49

Claims (17)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】血液パラメタを測定するための装置であっ
    て、 第１の波長特性を有する光と前記第１の波長特性とは異
    なった第２の波長特性を有する光とを血液受け場所に向
    けて放射するための少なくとも第１の光源（27）及び第
    ２の光源（29）と、 前記血液受け場所における血液との相互作用の後に前記
    第１の光源（27）と前記第２の光源（29）とからの光を
    受けるための検出器（31）と、 前記第１の光源（27）からの前記検出器（31）における
    第１の光強度が前記血液パラメタの値の範囲全体に亙っ
    て実質的に一定となるように、前記第１の光源（27）に
    よって放射される光の強度を調節するための第１の手段
    （33、35、37）と、 前記第２の光源（29）からの前記検出器（31）における
    第２の光強度が前記血液パラメタの値の範囲全体に亙っ
    て実質的に一定となるように、前記第２の光源（29）に
    よって放射される光の強度を調節するための第２の手段
    （33、35、37）と、 前記第１の光源（27）と前記第２の光源（29）の少なく
    とも一方の強度に関係付けられ且つ前記血液パラメタの
    表示を与える信号を、供給するための手段（39、41、4
    2）と、によって特徴付けられる前記装置。
  2. 【請求項２】前記信号が前記第１の光強度の関数であ
    り、前記血液パラメタがヘマトクリットである請求範囲
    第１項に記載の装置。
  3. 【請求項３】前記第１の光強度の関数は、前記第２の光
    強度の関数を含まない請求範囲第２項に記載の装置。
  4. 【請求項４】前記信号供給手段（39、41、42）が、第１
    の光強度と第２の光強度との比率の関数である信号を供
    給し、前記血液パラメタが酸素飽和である請求範囲第１
    項に記載の装置。
  5. 【請求項５】前記検出器（31）は、受ける光の強度に関
    係付けられた検出器信号を与え、そして前記第１と第２
    の光強度を調節する手段（33、35、37）は、前記検出器
    信号に応じて、前記第１の光源（27）と前記第２の光源
    （29）の強度を調節するフィードバック信号を与えるた
    めのフィードバックループを含む請求範囲第１項に記載
    の装置。
  6. 【請求項６】さらに、前記第１の光源（27）によって放
    射される光の強度を前記フィードバック信号に正確に追
    従させる手段（35、37）を含む請求範囲第５項に記載の
    装置。
  7. 【請求項７】さらに、前記第１の光源（27）と前記フィ
    ードバック信号とによって放射される光強度間の予め決
    められた関係からの差異を低減させる手段（35、37）を
    含む請求範囲第５項に記載の装置。
  8. 【請求項８】前記第１の光源（27）によって放射される
    光の少なくとも一部分を受け取るための基準検出器（3
    7）と、前記第１の光源によって放射される光の強度を
    調節するために、前記基準検出器によって受け取られる
    光の強度に応答する回路手段（35）とを含む請求範囲第
    １項に記載の装置。
  9. 【請求項９】前記第１の光源（27）によって放射される
    光の少なくとも一部分を受け取るための基準検出器（3
    7）と、前記第１の光源によって放射される光の強度を
    調節するために、前記基準検出器によって受け取られる
    光の強度と前記フィードバック信号とに応答する回路手
    段（35）とを含む請求範囲第５項に記載の装置。
  10. 【請求項１０】前記血液受け場所を画定する血液のため
    の流動ハウジング（13）を含む請求範囲第１項に記載の
    装置。
  11. 【請求項１１】血液パラメタを測定するための装置であ
    って、 血液受け場所の方向への強度を有する光を放射する光源
    と、 前記血液受け場所で血液と相互作用した後の前記光源か
    らの光を受信する検出器と、 前記検出器によって受信した光強度に応じて、前記検出
    器によって受信した前記光源からの光強度が血液パラメ
    タの値の範囲全体に亙って実質的に一定となるように前
    記光源の強度を調整するフィードバック信号を与え、前
    記光源と前記フィードバック信号とによって放射される
    光強度間の予め決められた関係からの差異に従う、フィ
    ードバックループと、 前記光源によって放射された光の少なくとも一部を受信
    し、その受信した光強度に関係付けられた基準検出器信
    号を与える基準検出器と、 前記フィードバック信号と前記基準検出器信号とに応じ
    て、前記予め決められた関係に正確に追従するように前
    記光源から放射される光の強度を活性化するための駆動
    信号を与える手段と、 前記フィードバック信号に応じ、前記血液パラメタの表
    示を与える出力信号を与える手段と、によって特徴付け
    られる前記装置。
  12. 【請求項１２】前記血液パラメタがヘマトクリットであ
    る請求範囲第11項に記載の装置。
  13. 【請求項１３】前記基準検出器の信号は、それが受信し
    た光の強度に直線的に関係付けられる請求範囲第11項に
    記載の装置。
  14. 【請求項１４】前記予め決められた関係は、直線関係で
    ある請求範囲第11項に記載の装置。
  15. 【請求項１５】前記血液受け場所を規定する血液の流動
    ハウジングを含む請求範囲第11項に記載の装置。
  16. 【請求項１６】血液パラメタを測定するための装置であ
    って、 血液受け場所の方向へそれぞれ第１、第２の光強度を有
    する光を放射する少なくとも第１及び第２の光源であっ
    て、前記第１、第２の光源によって放射される光は互い
    に異なる第１、第２の波長特性を有し、 前記血液受け場所で血液と相互作用した後の前記第１及
    び第２の光源からの光を受信する検出器と、 前記検出器における前記第１の光源からの光強度が血液
    パラメタの値の範囲全体に亙って実質的に一定となるよ
    うに前記第１の光源によって放射される光強度を調整
    し、前記検出器における前記第２の光源からの光強度が
    血液パラメタの値の範囲全体に亙って実質的に一定とな
    るように前記第２の光源によって放射される光強度を調
    整するフィードバックループと、 前記第１及び第２の光源の少なくとも１つの強度に関係
    付けられ、且つ前記血液パラメタの表示を与える信号を
    与える信号プロセッサと、によって特徴付けられる前記
    装置。
  17. 【請求項１７】血液パラメタを測定するための装置であ
    って、 血液受け場所の方向への強度を有する光を放射する光源
    と、 前記血液受け場所で血液と相互作用した後の前記光源か
    らの光を受信する検出器と、 前記検出器によって受信した光強度に応じて、前記検出
    器によって受信した前記光源からの光強度が血液パラメ
    タの値の範囲全体に亙って実質的に一定となるように前
    記光源の強度を調整するフィードバック信号を与え、前
    記光源と前記フィードバック信号とによって放射される
    光強度間の予め決められた関係からの差異に従う、フィ
    ードバックループと、 前記光源によって放射された光の少なくとも一部を受信
    し、その受信した光強度に関係付けられた基準検出器信
    号を与える基準検出器と、 前記フィードバック信号と前記基準検出器信号とに応じ
    て、前記予め決められた関係に正確に追従するように前
    記光源から放射される光の強度を活性化するための駆動
    信号を与える信号補正ネットワークと、 前記フィードバック信号に応じて、前記血液パラメタの
    表示を与える出力信号を与える信号プロセッサと、によ
    って特徴付けられる前記装置。
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