JPH01297049A - 血液パラメータ監視装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は、生物の血液の１つ以上のパラメータを監視す
るための装置及び方法に係る。

従来の技術 血液中の成る成分は、血液が種々の波長の光をどの程度
吸収するかに影響を及ぼす８例えば。

血液中の酸素はヘモグロビンと結合して酸素ヘモグロビ
ンを形成する。酸素ヘモグロビンは、赤色領域の光より
も赤外線領域の光を強力に吸収し、一方、ヘモグロビン
はその逆の特性を示す。それ故、酸素ヘモグロビンの濃
度が高く且つヘモグロビンの濃度が低い高酸素量の血液
は、赤色領域における光透過度と赤外線領域における光
透過度との比が高い傾向となる。赤色波長と赤外線波長
とにおける血液の光透過度の比は、酸素飽和度の尺度と
して用いることができる。

これまで、この原理は、酸素計において、生物１例えば
、外科手術を受けている患者の身体の血液中の酸素飽和
度を監視するのに利用されている。米国特許筒４，４０
７，２９０号に開示されたように、この目的に用いる酸
素計は、赤色及び赤外線の発光ダイオードと、光検出器
とを備えている。これらの発光ダイオード及び光検出器
は、典型的に、耳たぶや指先のような身体部位に取り付
けるように構成されたプローブに組み込まれ、発光ダイ
オードからの光が身体部位を通して光検出器へ送られる
ようになっている。赤色及び赤外線の発光ダイオードは
、脈拍周波数よりも遥かに高いスイッチング周波数で交
互にオン及びオフを繰り返すようにスイッチングされる
。光検出器によって発生された信号は、人体部位を透過
する赤色の光及び赤外線の光を表わす交互の部分を含ん
でいる。これらの交互の部分は、赤色／赤外線のスイッ
チング動作と同期して作動するサンプリング装置によっ
て分離され１人体部位の赤色光透過及び赤外光透過を表
わす別々のチャンネルに別々の信号を発生する。これら
の別々の信号は、増幅器及びローパスフィルタに通され
て、上記スイッチング周波数又はそれ以上の信号成分が
除去された後、その特定の波長対時間における身体部位
の光透過度の座標点を表ねす。

身体部位における血液の址は、身体における血液の脈拍
流と共に変化するので、上記の各々の信号は、血液によ
る光吸収のみによって生じて身体の脈拍周波数即ち心拍
数で変化する交流成分を含んでいる。又、このような各
信号は、その他の吸収、例えば、身体部位の血液以外の
組織による吸収に関連した不変成分即ち直流成分も含ん
でいる。上記の未開特許第４，４０７，２９０号に開示
されたような公知の数学式によれば、血液中の酸素飽和
度は、これら信号の交流及び直流成分の大きさから導出
することができる。

又、前記特許に開示されたように、その同じ一般的な構
成を用いて、酸素以外の血液の成分、例えば、二酸化炭
素、−酸化炭素（カルボキシヘモグロビンのような）及
び／又は血糖を監視することができる。但し、これらの
他の成分が血液の光学特性に成る程度の影響を及ぼす場
合に限る。

この形式の測定装置及び方法は、医療の分野で広く利用
されている。然し乍ら、このような装置及び方法は、光
検出器に入射する周囲光線によって障害を受けている。

光検出器の信号を増幅した後に交流及び直流成分を復帰
するのに用いられる信号処理装置には、周囲光線により
生じた信号成分を打ち消すための回路が設けられている
。−般に、これらの回路は、両方の発光ダイオードがオ
フであるときに光検出器に入射する全ての光が周囲光線
となるようなインターバル中の増幅された光検出器信号
を表わす「暗電流」信号を得るように動作する。この暗
電流値を使用して、赤外線及び赤色光線を表わす信号の
周囲光線成分を打ち消すことができる。

発明が解決しようとする課題 この解決策は、周囲光線による障害の問題に対して部分
的な解決しか与えない、暗電流による打ち消し回路は、
装置を複雑にすると共にコストを増加させる。更に、周
囲光線は１通常、その地域の電源周波数の約２倍（１０
０又は１２０Ｈｚ）でちらつき、従って、これら周波数
の相当の成分を光検出器の信号に介入させることになる
。これらのちらつき成分を抑制する一方、そのパルス周
波数の交流成分は通過させ且つ位相歪に対して許容でき
る限界を維持するために、ローパスフィルタを配置しな
ければならない。従って、ローパスフィルタは、適切な
性能を発揮するために手でマツチングをとった高価な部
品を必要とする。

更に、周囲光線の信号は、光検出器に接続された最初の
即ち前端の増幅器を飽和させる。従って１周囲光線によ
って生じた信号は、前端増幅器がその最大定格出力を越
えるようにさせ、増幅器の出力に予想できないような変
動をもたらす、前端増幅器のこの飽和を防ぐために、そ
の利得を制限することができるが、これでは、その後続
段の利得を高くするか又はより多数の増幅段を設けるか
或いはその両方にすることが必要となる。光検出器に到
達する周囲光線の量を減少し、ひいては、飽和を防ぐた
めのバッフルが使用されている。これらのバッフルは、
複雑さ及びコストを更に増すだけでなく、部分的な有効
性しか与えない。

更に、周囲光線以外のソースからの障害によって前端増
幅器が飽和したり或いはスプリアスな信号が発生したり
する。特に、電気的な外科手術装置等からの電磁界によ
り、光検出器又はそのリードに容斌性又は誘導性結合を
介して相当の信号が発生される。このような障害から光
検出器及びリードを保護するのに用いるシールドも、コ
ストや複雑さやかさを増すことになる。

従って、医療用酸素計のような血液成分監視装置では更
に一層の改良を加えることが強く要望されている。

課題を解決するための手段 本発明は、これらの要望に向けられた装置及び方法を提
供する。

本発明の１つの特徴による装置は、好ましくは複数の波
長の光を発生してその発生した光を身体部位に向けるた
めの発光手段を具備している。

この発光手段から身体部位を透過した光を受光してその
透過した光の強度を表わす光検出器信号を発生するため
の光検出器信号が設けられている。

上記発光手段及び光検出器手段は、各々、発光ダイオー
ドと、ホトダイオードのような光検出器である。

上記発光手段により搬送波周波数で放射される光の強度
を変更するための搬送波周波数手段が設けられている。

搬送波周波数は、患者の脈拍周波数よりも遥かに高く且
つ周囲光線のちらつき周波数よりも遥かに高いのが望ま
しい。上記発光手段によって放射されて身体を透過され
る光は搬送波周波数で変化するので、光検出器の信号も
搬送波周波数で変化される。！２送波周波数の光検出器
信号の成分は、身体部位を透過する光を表わし、ひいて
は、発光手段によって放射された各波長における身体部
位の光吸収度もしくは透過度に関連した情報を保持して
いる。

最も好ましくは、搬送波周波数成分と他の成分との比を
増加するように光検出器信号を変更し、ひいては、変更
された信号を発生するための変更手段が設けられている
。この変更手段は、他の成分を減衰すると共に、搬送波
周波数成分を増加するのが好ましい、又、この変更手段
は、搬送波周波数に実質的に合致した共振周波数を有す
る受動的な共振回路を備えているのが好ましい。

上記変更された信号を増幅するための増幅手段が設けら
れていると共に、この増幅された信号から身体部位の血
液のパラメータを決定するための解読手段が設けられて
いる。このようにして決定されるパラメータは、血液中
の酸素のような成分のレベルである。上記増幅手段は、
光検出器の出力ノードに入力ノードが接続された一般的
に従来型の前端増幅器を備えており、一方、上記変更手
段の共振回路は、増幅器の入力ノードに接続されたキャ
パシタ及びインダクタを含んでいて、搬送波周波数以外
の周波数の信号成分を入力ノードから分路する。本発明
のこの特徴による成る実施例では、上記解読手段は１種
々の波長における身体部位の光透過度を表わす個別信号
を形成するように上記増幅信号の成分を分離する手段と
、血液中の成分のレベルを決定するようにこれら信号の
直流及び交流成分を復帰させる手段とを備えている。

周囲光線によって生じた光検出器信号成分は、増幅手段
又は前端増幅器に到達することなく上記変更手段によっ
て実質的に抑制される。それ故。

前端増幅器は、周囲光線によって生じる飽和を実質的に
免れる。このような飽和を回避するように前端増幅器の
利得を制限する必要はない。光検出器を周囲光線からシ
ールドする要求は実質的に緩和できる。それ故、プロー
ブもしくは光検出器の取り付けが、簡単で、よりコンパ
クトで然もより便利なものとなる。暗電流差し引き回路
もしくは打ち消し回路が解読手段に要求されず、更に簡
単化及びコストの節約がもたらされる。周囲光線信号は
上記変更手段によって実質的に阻止されるので、解読手
段のローパスフィルタは、周囲光線のちらつき成分を阻
止するように構成する必要がない。それ故、ローパスフ
ィルタは、これまで用いられていたものよりも簡単にす
ることができる。

上記変更手段又は受動的な共振回路は、電磁障害によっ
て生じるスプリアス信号を阻止する。

従って１本発明のこの特徴による好ましい装置は、電気
的な外科手術装置のような比較的ノイズ障害のある装置
が存在していても効果的に機能することができる。又、
光検出器及びそれに関連したリードの電磁障害シールド
についての要求も著しく緩和される。

上記の搬送波周波数手段は、上記発光手段により単一の
搬送波周波数で放射された全ての種々の波長の光の振幅
を変更するように構成され、上記変更手段は、この搬送
波周波数に実質的に等しい単一の共振周波数を有する共
振回路を備えている。この構成においては、装置は、所
定の時分割スケジュールに基づいて種々の時間に各波長
の光を放射するように上記発光手段を作動するためのタ
イミング手段を備えている。従って、波長の異なる光の
バーストは、搬送波周波数よりは低いが対称物の脈拍周
波数より高い所定のスイッチング周波数において互いに
交互に続くことができる。

上記の解読手段は、種々の波長に関連した時間に上記増
幅された信号をサンプリングしてこのサンプリングされ
た信号を対応的に種々の信号処理チャンネルに向けるた
めの手段を備えている。この性質のシステムでは、共振
回路は、好ましくは少なくとも臨界的に減衰され、そし
てより好ましくは若干過剰に減衰される。それ故、共振
回路は、光の各バースト中に搬送波周波数において迅速
に定常発振に到達し、比較的高いスイッチング周波数を
使用できるようになる。

本発明の広い特徴によれば、２つ以上の搬送波周波数が
用いられる。上記変更手段は、これら全ての周波数の検
出器信号成分を増大する一方、他の周波数の成分を抑制
するように構成される。

種々の搬送波周波数を種々の波長の光に用いることがで
きる。複数の波長の光を同時に放射することができる。

全ての種々の波長の光を連続的に放射するのが好ましい
。この構成では、光検出器の信号は、種々の波長におけ
る身体部位の透過度を表わす種々の搬送波周波数の成分
を含む、上記変更手段は、別々の波長に関連した搬送波
周波数において各々共振する別々の共振回路を備えてい
る。

光検出器信号はこれらの共振回路に供給され、各共振回
路からの別々の変更された信号出力は別々の前端増幅器
を介して別々の信号チャンネルに供給される。従って、
この構成の変更手段又は共振回路は１種々の光波長に観
点上信号成分を分離すると共に、上記した他の効果を発
揮するように働く。この構成では、時分割マルチプレク
シング構成に関連したスイッチング、タイミング及びサ
ンプリング回路の必要性が排除される。

本発明は、その更に別の特徴において、血液中の成分を
監視する方法を提供する。本発明のこの特徴による好ま
しい方法においては、複数の波長の光が放射されて身体
部位に通され、その放射される光の強度が上記したよう
に搬送波周波数で変えられる。身体部位を透過した光が
検出され、複数の波長における身体部位の光透過度に関
連した情報を保持する搬送波周波数成分を有した光検出
器信号が発生される。この光検出器信号は、搬送波周波
数のその他の成分との比を選択的に増加するように変更
される。この変更された信号は増幅され、そしてこの増
幅された信号から血液中の成分のレベルが決定される。

本発明のこの特徴による方法は、装置に関連して上記し
たものと同様の効果を発揮する。

本発明の上記及び他の目的、特徴並びに効果は、添付図
面に関連した好ましい実施例の以下の詳細な説明から充
分に理解されよう。

実施例 本発明の一実施例による装置は、指先１６のような身体
部位に取り付けられるクリップ１２を含んだプローブ１
０を備えている。赤色の発光ダイオード即ちｒＬＥＤＪ
　１８と、赤外線ＬＥＤ２０を含む光源がクリップ１２
に取り付けられる。

この場合には光導電性のダイオードであるホトダイオー
ド２２もクリップ１２に取り付けられる。

クリップ１２は、ＬＥＤ１８及び２０からの光が身体部
位即ち指先１６を経て光検出器２２へ向けられるように
配置される。

搬送波周波数発生器２４は、赤色ＬＥＤのドライブ２３
と、赤外線ＬＥＤのドライブ２５とに接続され、これら
は次いでＬＥＤ１８及び２０に各々接続される。発生器
２４は、所定の搬送波周波数、この場合は１９．２ＫＨ
ｚの方形波形に基づいて変化する電力を供給するように
構成される。

マスタータイミングユニット２８は、３００Ｈｚ、より
詳細には搬送波周波数発生器２４によって供給される搬
送波周波数の１／６４の周波数を有する２状態の方形ス
イッチング波を発生するように構成される。タイミング
ユニット２８は、高速スイッチ２６を作動すると共に、
スイッチング波形に基づいてこのスイッチ２６を経て赤
色ＬＥＤのドライブ２３又は赤外線ＬＥＤのドライブ２
５へ交互に作動信号を供給するように構成される。各ド
ライブは、そのドライブがスイッチ２６を経て作動信号
を受は取る間にのみそれに関連したＬＥＤへ電力を供給
する。各ドライブは、それが作動している間に、搬送波
周波数の波形に基づいて変化する電力をそれに関連した
ＬＥＤに供給する。

従って、赤色のドライブ２３及びＬＥＤ１８は、スイッ
チング波形の半分の間に作動され、一方、赤外線ドライ
ブ２５及びＬＥＤ２０は他の半分の間に作動される。又
、搬送波周波数発生器２４はタイミングユニット２８に
も接続されていて、１９．２ＫＨｚの搬送波周波数波形
が３０　Ｏｆ（ｚのスイッチング波形と同期される。搬
送波周波数波形のサイクルは、スイッチング波形の各サ
イクルのスタートと同期して開始される。

ドライブ２３．２５及びＬＥＤ１８．２０は。

タイミングユニット２８からのスイッチング波形に基づ
いて交互のシーケンスで搬送波周波数発生器２４からの
駆動電力に応答するので、ＬＥＤは、第２Ａ図及び第２
Ｂ図に各々示されたように赤色及び赤外光線の交互のバ
ーストを発生する。曲線３０は、ＬＥＤ１８によって放
射される赤色の光ＩＨの強度を示し、一方、曲線３２は
、ＬＥＤ２０によって放射される赤外光線ＩＩＨの強度
を同じ時間スケールで示している。図示されたように、
赤色光線のバースト８６は赤外光線のバースト８８と交
互に現われ、スイッチング波形の各サイクル内に赤色光
線の１つのバーストと赤外光線の１つのバーストとが生
じるようにされる。これらのバーストは厳密なシーケン
スをたどり、赤外光線のバーストが赤色光線の各バース
トの直後に続きそして又その逆にもなるようにされる。

各バーストは、３００　Ｈｚのスイッチングサイクルの
半分を占有する。従って、各バーストは１／６００秒間
続く。各バースト内において、光の強度は搬送波周波数
波形に基づいて変化する。３００Ｈｚのスイッチング周
波数は搬送波周波数の厳密に１／６４であるから、各バ
ーストは３２サイクルの搬送波周波数波形を含んでいる
。

ホトダイオード２２は、入力ノード３６及び出力ノード
３８を有している。入力ノード３６は直流電圧バイアス
ソース４２に接続されていて。

ホトダイオードが逆バイアスされるようになっている。

ホトダイオード２２のコンダクタンスＧは。

この逆バイアスモードにおいては、該ダイオードに入射
する光の強度と共に変化するので、出力ノード３８の電
圧もダイオードに入射する光の量と共に変化する。出力
ノード３８は、前端増幅器４６の入力ノード４４に接続
されている。インダクタ４８、キャパシタ５０及び抵抗
器５２は、出力ノード３８とアースとの間で互いに並列
に接続され、これらのインダクタ、キャパシタ及び抵抗
器は、互いに協働して、増幅器の入力ノードと並列な減
衰誘導性／容量性受動共振回路４７を画成する。

増幅器４６の出力は、中間増幅器５４の入力に接続され
、そしてこの中間増幅器５４の出力は一対の信号サンプ
リングユニット５６及び５８に接続されている。これら
のサンプリングユニット５６及び５８はタイミングユニ
ット２８によって制御され、各サンプリングユニットが
以下で詳細に述べるようにスイッチング波形中の所定の
時間に増幅された信号をサンプリングするようになって
いる。ユニット５６によって得られたサンプルは、信号
処理チャンネル６０へ送られる。このチャンネル６０は
、上のカットオフ周波数が約１０Ｈｚのローパスフィル
タ６２を含んでいる。このフィルタは、この周波数より
低い信号を通すと共にこの周波数より高い信号を実質的
に除去するように構成される。フィルタ６２の上のカッ
トオフ周波数は、３００　Ｈｚのスイッチング周波数よ
りも充分に低く、従って、１９．２ＫＨｚのキャリア周
波数よりも遥かに低い。ローパスフィルタ６２の出力は
、アナログ／デジタルコンバータ７゜に接続されると共
に、バイパスフィルタ６６の入力にも接続される。バイ
パスフィルタ６６は、約０．５Ｈｚより低い周波数を減
衰すると共に、約０．５Ｈｚより上の周波数を通すよう
に構成される。この０．５Ｈｚの値は、バイパスフィル
タのｒコーナー」周波数、即ちフィルタが３ｄＢの減衰
を与えるノー波数を表わしているｍ　Ｏ−５Ｈｚより低
い周波数は相当に減衰される。バイパスフィルタ６６の
出力は、「チャンネル増幅器」と称する増幅器６３の入
力に接続される。チャンネル増幅器６３の出力は、コー
ナー周波数即ち３ｄＢの減衰周波数が１ＯＨｚであるロ
ーパスフィルタ６５に接続される。次いで、このローパ
スフィルタ６５はサンプル／ホールド装置６４に接続さ
れ、そしてこの装置６４は更に別のアナログ／デジタル
コンバータ６８に接続される。コンバータ６８及び７０
はマイクロプロセッサ７２に接続されている。

サンプリングユニット５８の出力は、第２の信号処理チ
ャンネル７４に接続される。この処理チャンネル７４は
、上記処理チャンネル６０と実質的に同じである。従っ
て、チャンネル７４は、ローパスフィルタ７６と、へイ
バスフィルタ８０と、チャンネル増幅器７７と、ローパ
スフィルタ８１と、サンプル／ホールド装置７８と、ア
ナログ／デジタルコンバータ８２及び８４とを備えてい
る。これら部品の各々は、上記第１チヤンネル６０の対
応する部品と実質的に同じである。

マイクロプロセッサ７２は、以下で詳細に述べるように
、信号チャンネル６０及び７４を経て送られる情報を介
して該マイクロプロセッサへ入力されるデータに基づい
て指先１６の血液の酸素飽和度を計算するように構成さ
れる。マイクロプロセッサ７２は、計算した酸素飽和度
を表示するだめの数字読み出し装置やプリンタ等の表示
装置７９に接続される。又、マイクロプロセッサ７２は
、サンプル／ホールド装［６４及び７８を制御するよう
にも構成される。更に、マイクロプロセッサは、各ＬＥ
Ｄドライブ２３及び２５の電力出力レベルを調整したり
、中間増幅器５４の利得を変えたりそして以下で述べる
ように各チャンネル増幅器６３及び７７の利得を変えた
りするようにも構成される。

本発明の一実施例による方法においては、タイミングユ
ニット２８、搬送波発生器２４、スイッチ２６、ドライ
ブ２３．２５及びダイオード１８．２０が上記したよう
に作動されて、赤色光線８６及び赤外光線８８の前記交
互のバーストを発生し、これは、曲線３０及び３２（第
２Ａ図及び第２Ｂ図）で示されたように１９．２ＫＨｚ
の搬送波周波数で変化する。ダイオード１８及び２０か
ら指先１６を透過する光は、指先の血管に存在する血液
を含む指先１６の組織によって減衰される。指先内の血
液の量、ひいては、血管を通る光線路の長さは、患者の
脈拍サイクルと共に変化するので、指先による光の減衰
度も脈拍サイクルに基づいて変化する。然し乍ら、この
変化は、約５Ｈｚ（３００パルス／分）より低い、ひい
ては、３００　Ｈｚのスイッチング周波数より遥かに低
い脈拍の周波数で生じる。従って、指先を通過する赤色
光線及び赤外光線の減衰は、スイッチング波形の各サイ
クル中又は赤色光線もしくは赤外光線の各バースト中に
実質的に一定であると考えられる。

曲線９０（第２Ｃ図）によって示された光検出器２２に
入射する光の強度工　　　　（第２０Ｉｎｃｉｄｅｎｔ 図）は、周囲成分工　　　　と、透過成分工Ｔｒａｎｓ
Ａｍｂｉａｎｔ とを含んでいる。透過成分Ｉ　　　は、ダイオ−ｒａｎ
ｓ ド１８又は２０から光検出器２２へと送られる赤色又は
赤外線の光線を表わしている。上記透過成分の大きさは
、もちろん、指先によって生じる減衰に基づいたものと
である。又、この透過成分は、どちらのＬＥＤが動作す
るかにより出カニ　　又ｅｄ はＩ　に基づいて変化する。それ故、工　　　とＩＩ（
Ｔｒａｎｓ 工　　　　は、１９．２ＫＨｚの搬送波周波数波Ｉｎｃ
ｉｄｅｎｔ 形に基づいて変化する。

第２Ｃ図に示された状態においては、指先による赤色の
光線の減衰が比較的穏やかであり、−方、赤外光線の減
衰は著しいものである。それ故、各赤色のバースト８６
（第２Ａ図）の間に、透過した光の大きさ■　　　、ひ
いては、入射光におｒａｎｓ ける搬送波周波数変動の大きさは、比較的大きなもので
ある。各赤外線バースト８８（第２Ｂ図）の間には、透
過した光の大きさ工　　　及び入射ｒａｎｓ 光における搬送波周波数変動の大きさは、比較的小さな
ものである。実際上の目的については、ホトダイオード
２２の応答時間をゼロ即ち瞬間的であると考えることが
できる。従って、ダイオード２２のコンダクタンスＧ　
　　は、入射光の強度１ｏｄｅ と同様に、実質的に同じ曲、１ｊｉ９０に基づいて変化
する。従って、搬送波周波数におけるホトダイオ−ド２
２のコンダクタンスＧ　　の変化の太きｄｉｏｄｅ さは、使用する特定波長についての指先１６の透過度を
表わす。各赤色バースト８６の間には、曲線９０のこれ
ら変化の大きさが赤色領域についての指先の透過度を表
わし、一方、各赤外線バースト中には、この大きさが赤
外線領域における透過度を表わす。換言すると、出力ノ
ード３８に現われるダイオード２２からの出力は、搬送
波周波数における成分を有し、そしてその成分の大きさ
は、赤色又は赤外線周波数における透過度を表わす。

インダクタ４８、キャパシタ５０及び減衰抵抗器５２の
値は、これらの素子を組み込んだ回路の共振周波数が実
質的に搬送波周波数即ち約１９゜２　Ｋ　Ｈｚに等しく
なるように選択される。それ故、共振回路は、搬送波周
波数における光検出器信号の成分を強化すると共に、搬
送波周波数以外の周波数における光検出器信号の成分を
減衰する傾向がある。周囲光線によって生じた直流又は
１００１２０　Ｈｚの成分と、光検出器信号の他の低い
周波数成分は、増幅器４６の入力ノード４４からインダ
クタ４８を経てアースへと向けられる。搬送波周波数よ
り高い周波数の成分、例えば、電磁障害等の高周波数成
分は、増幅器からキャパシタ５０を経てアースへと分路
される。

共振回路４７は、光検出器の出力信号の変化にもダイオ
ードのコンダクタンスの変化にも瞬時には応答しない、
むしろ、各バーストの開始後に、共振回路は徐々に平衡
状態となる。曲線９４で示されたように、入力ノード４
４の電圧、ひいては。

前端増幅器４６の出力電圧及び中間増幅＠５４の出力電
圧は、全て、搬送波周波数の正弦波形に基づいて変化す
る。これら電圧の全てを示すものとして第２Ｄ図ではこ
の同じ曲線９４が用いられているが、増幅器の出力電圧
は、波形は岡じであるが振幅が入力ノード４４の電圧よ
りも大きなものとなっている。全てのこれら電圧の振幅
は、上昇及び下降の特性パターンを示９ている。各バー
スト８６又は８８の終りに向かって、これら電圧におけ
る搬送波周波数変化の大きさは実質的に一定であるが、
各バーストの始めには、これらの振幅が移行状態にある
。バースト８８の初期の部分の間には、増幅器の入力及
び出力電圧の振幅が、その同じバーストの終りに対応す
る定常値まで徐々に減衰する。次に続く赤色のバースト
９６の間には、増幅器の入力及び出力電圧がもう一度新
たな定常値まで徐々に増加する。減衰抵抗器５２の値は
、各バーストの最初に半分の間に、即ち、搬送波周波数
波形の約１６サイクル又は約１／１２００秒の後に、増
幅器の入力及び出力電圧がそれらの定常値に安定化する
ように選択される。各バーストの最初の半分の間の増幅
器信号の振幅は不定値であり、一方、各バーストの最後
の半分の間の定常値は、そのバーストに対して伝達され
る光波形９０の振幅に直接関係したものにされる。

増幅器５４からの出力信号は、サンプリングユニット５
６及び５８へ送られる。サンプリングユニット５６は、
赤色光線の波長に関連されている。即ち、タイミングユ
ニット２８は、サンプリングユニット５６が各々の赤い
バースト８６（第２Ａ図）内の所定のインターバル９８
（第２Ｅ図）の間に上記増幅された信号ｖｓ４の振幅を
サンプリングするようにサンプリングユニット５６を制
御する。各々のサンプリングインターバル９８は、それ
に関連した赤色のバースト８６の開始後に所定の遅延時
間１００だけ遅延され、各サンプリングインターバル９
８がバーストの第２の半分に対応するようにする。従っ
て、各サンプリングインターバル９８は、各々の赤色の
バースト内の搬送波周波数波形の最後の１６個の発振に
対応する。

従って、遅延時間１００は、共振回路４７が実質的に定
常の発振を確立するに充分なものとなる。

各々のサンプリングインターバル９８の間に、ユニット
５６は、正弦波の増幅された電圧Ｖ　５４のピークに対
応する時間に搬送波周波数の波形と同期してその増幅さ
れた信号ｖ、４をサンプリングするようにタイミングユ
ニット２８によって作動される。従って、複数の個々の
電圧サンプル９９が各サンプリングインターバル９８の
間に得られる。

サンプリングユニット５８も同様に各赤外線バースト８
８の最後の半分に対応するインターバル１０２の間にそ
の増幅された信号Ｖいの振幅をサンプリングするように
タイミングユニット２８によって作動される。各々のこ
のようなインターバル１０２は、それに関連した赤外線
バーストの開始後に、バーストの１１１の半分に対応す
る適当な遅延時間１０４だけ遅延される。サンプリング
ユニット５８は同様に各サンプリングインターバル１０
２の間に複数の個々のサンプル１０１を得る。

サンプリングユニット５６の出力は、赤色の光に対する
指先の光透過度に対応する一連の電圧スパイクであり、
一方、サンプリングユニット５８からの出力は、赤外線
の光に対する指先の光透過度に対応する一連の電圧スパ
イクである。ローパスフィルタ６２は、サンプリングユ
ニット５６からの出力を平滑化し、赤色領域での指先の
光透過度を表わす実質的に連続的に変化する信号１０６
（第３Ａ図）を発生する。この信号１０６は、第２八図
ないし第２Ｆ図に用いた時間スケールに対して相当に圧
縮した時間スケールで第３Ａ図に示されている。信号１
０６の発振は、患者の脈拍サイクル、即ち、５Ｈｚ以下
、典型的には、約１−２Ｈｚに対応する。従って、各サ
ンプリングインターバル９８中に赤色波長のサンプリン
グユニット５６によって得られたサンプル９９は、曲線
１０６上の単一の点に対応する。ローパスフィルタ７６
は、サンプリングユニット５８からの個別のサンプル出
力を平滑化し、赤外線領域における指先の光透過度を表
わす実質的に同様の連続信号１０７（第３Ｂ図）を形成
する。

フィルタ６２からの連続的な信号１０６は、アナログ／
デジタルコンバータ７０に供給される。

この信号のデジタル表示はマイクロプロセッサ７２へ通
される。第３Ａ図に示されたように、信号１０６の交流
成分は、この信号の直流成分に比較して小さなものであ
る。それ故、コンバータ７０からの各信号ははゾ真の直
流値である。更に、マイクロプロセッサ７２は、所定の
時間にわたって捕えられたものに対してデジタルのロー
パスフィルタもしくは平均化の機能を果たし、赤色の波
長における光透過度の直流成分のより正確な値を導き出
す。

又、ローパスフィルタ６２からの信号は、バイパスフィ
ルタ６６へも送られる。バイパスフィルタは直流成分を
阻止し、交流成分のみをチャンネル増幅器６３に供給す
る。増幅の後に、交流成分がローパスフィルタ６５によ
って処理されて、残留するノイズ及び／又は搬送波周波
数成分が除去され、そして交流成分がサンプル／ホール
ドユニット６４によってサンプリングされる。マイクロ
プロセッサ７２は、約２５−３０　Ｈｚのサンプリング
周波数でこの処理された交流成分をサンプリングするよ
うにユニット６４を作動する。このサンプリング周波数
は、約５　Ｈｚの最大脈拍周波数よりも実質的に速いが
、３００Ｈｚのスイッチング周波数よりは実質的に遅い
ものである。サンプリングされた値は、コンバータ６８
によってデジタル表示に変換され、マイクロプロセッサ
へ供給される。この次々のサンプリングされた値から、
マイクロプロセッサは信号１０６の交流成分を計算し、
ひいては、赤色の波長の光透過度の交流成分を計算する
。

厳密に同じやり方で、赤外線信号チャンネル７４及びマ
イクロプロセッサ７２は、赤外線透過度の直流及び交流
成分を決定するように協働する。

これらの値は、全て、検出器２２に入射する周囲光線に
よって生じる「暗電流」もしくはスプリアスな直流成分
が実質的に存在せず、従って、直流復帰又は暗電流差し
引き回路が必要とされない。

マイクロプロセッサは、ＬＥＤドライブ２３及び２５の
電力レベルと、増幅器５４．６３及び７７の利得とを連
続的に調整して、各アナログ／デジタルコンバータへ供
給される信号をコンバータの作動レンジ内に維持する１
例えば、コンバータ７０を経て受は取られる直流成分の
値がコンバータの範囲の上限に近づいた場合には、マイ
クロプロセッサがＬＥＤドライブ２３によって送られる
電力のレベルを減少させる。赤色の交流成分の値がコン
バータ６８の作動範囲より下に低下した場合には、マイ
クロプロセッサがチャンネル増幅器６３の利得を増加さ
せる、等々となる。マイクロプロセッサはこれらの調整
に追従し、アナログ／デジタルコンバータから受は取っ
た値に適当な乗数を適用し、これら調整についての補償
を行なう。例えば、増幅器６３の利得が増加するときに
は、マイクロプロセッサが対応的に小さい乗数をコンバ
ータ６８からの値に適用する。このように、マイクロプ
ロセッサは、交流及び直流の透過度成分の真の値を決定
することができる。

マイクロプロセッサ７２は、指先１６内の血液の酸素飽
和度を次の式に基づいて計算するように構成される。

酸素飽和度＝ＡＲ”＋ＢＲ＋Ｃ 但し、 Ｒ＝（ＡＣ／ＡＣ）／（ＤＣ／ＤＣ） ＲＩＲＲＩＲ ＡＣ及びＤＣは、各々、赤色透過度信号ＲＲ の交流及び直流成分であり、 ＡＣ及びＤＣは、各々、赤色透過度信 号 号の交流及び直流成分であり、そして Ａ、Ｂ及びＣは、標準的な血液中酸素測定の結果に対し
てシステム設計における経験的な曲線適合によって決定
される定数である。

マイクロプロセッサ７２によって計算された１’［飽和
度はデイスプレィユニット７９に表示される。明らかな
ように１本発明の装置は、酸素計に通常見られる他の公
知の機能を含むこともでき。

例えば、システムの動作をチエツクするためのテスト装
置や、脈拍の有無及び心拍数に関する情報をチャンネル
増幅器６３及び７７により与えられた脈拍信号の一方又
は両方から導出する装置を含むことができる。又、例え
ば、マイクロプロセッサは、アナログ／デジタルコンバ
ータ６８を経て導出された一連のデジタル表示を監視す
ることにより、増幅器６３により送られる赤色透過度信
号の交流成分のピークを検出するようにプログラムする
ことができる。心拍数は、次々のピーク間の時間から決
定することができ、一方、脈拍の有無は、少なくとも所
定の大きさを有するピークが生じるかどうかから推定す
ることができる。ここに用いる「血液のパラメータ」と
いう用語は、脈拍に関する情報と、血液中の酸素のよう
な成分のレベルに関する情報とを含む。監視されるべき
血液の唯一のパラメータが脈拍である場合には、１つの
波長を使用するだけでよい。この目的のための装置は、
１つの波長についての１つのＬＥＤを含むだけであるが
、１つの信号処理チャンネル及び１つのＬ　Ｅ　Ｄドラ
イブのみを含んでもよい。

本発明のこの特徴によるシステムに用いられる搬送波周
波数（１つ又は複数）は、周囲光線の基本的なちらつき
周波数より充分に高いと共に、電気的な外科手術装置や
酸素計と共に使用することが予想される他の装置によっ
て放射される主たる電磁障害周波数よりも低いことが所
望される。

約４ＫＨｚないし約３０　Ｋ　Ｈｚの範囲の搬送波周波
数が好ましく、約１２ないし約２４ＫＨｚの搬送波周波
数が更に好ましい。

測定すべき成分の変動により種々の波長において血液の
光透過度に変化が生じるならば、実質的に同じ方法を用
いて酸素飽和度以外の血液成分を監視することができる
。上記式は、参考として二二に取り上げる前記米国特許
第４，４０７，２９０号に開示されたように、酸素飽和
度以外の成分と、３つ以上の種々の波長を用いた２つ以
上の成分の測定とに対して一般化することができる。

又、上記特許に開示されたように、直流の正規化技術を
用いることもできる。

第４図は、本発明による更に別の装置の一部分を示して
いる。この装置においては、前端増幅器４６′が正及び
負の入力端子を有している。共振１ｉ”回路４７′は、
インダクタ４８′と、キャパシタ５０’と、減衰抵抗器
５２′とを含んでいる。

然し乍ら、この実施例では、共振回路が増幅器の正及び
負の入力端子にまたがって光検出器即ちホトダイオード
２２′に並列に接続される。ホトダイオード２２′はバ
イアスされず、搬送波周波数以外の周波数において光電
流モードで動作する。

搬送波周波数においては、ホトダイオードが光電圧モー
ドで動作し、それにより生じる電圧が増幅器４６′によ
って増幅される。この構成においても、インダクタ４８
′及びキャパシタ５０’が搬送波周波数以外の周波数に
おいてダイオード２２″からの信号成分を減衰するよう
に働く。減衰抵抗器５２′は、個別の抵抗器であっても
よいし、増幅器４６の入力インピーダンスであってもよ
いし、又はその両方であってもよい。

上記の実施例においては、搬送波周波数信号、ひいては
、ＬＥＤに送られる電力及びＬＥＤによって放射される
光線についての振幅対時間の曲線が方形波形となる。こ
れらの方形波形は、典型的なデジタル装置に組み込まれ
た簡単な回路で容易に発生することができる。然し乍ら
、方形波形は、波形の基本周波数以外の周波数における
成分を著しく含んでいる。それ故、ＬＥＤに送られる電
力及びＬＥＤによって放射される光線の方形波形は、搬
送波周波数の高調波の成分を著しく含んでいる。

これらの高調波成分は、共振回路によって効果的に阻止
され、従って、前端増幅器４６に供給される有用な搬送
波周波数信号に何の影響も及ぼさない、然し乍ら、これ
らの高調波成分は、ＬＥＤで消費される全電力に含まれ
、ＬＥＤから患者の身体へ光として放射される出力に影
響を及ぼす。

ＬＥＤに送ることのできる全電力、は、ＬＥＤの熱消散
容量によって制限される。又、ＬＥＤに送られる電力は
、患者が新生児であるか或いは皮膚が著しく敏感である
者の場合のように患者身体への光放射を制限する必要性
によって制約を受ける。

ＬＥＤに送られる電力に制約があることにより問題が生
じるが、この問題は、正弦波を良好に近似する搬送波周
波数波形を用いることによって軽減することができる。

従って、搬送波周波数の波形と、ＬＥＤに送られる電力
及びＬＥＤによって放射される光線の波形は、正弦波と
することができ、これにより、方形波形に含まれた高調
波の無効成分を本質的に除去することができる。或いは
又、これらの波形は三角波であってもよい。三角波形は
、方形波形よりも高調波含有量が著しく低い。当業者に
知られた従来の波形発生回路は、正弦波又は三角波の波
形を発生するように用いることができ、このような従来
の回路は、搬送波周波数発生器又はＬＥＤドライブに組
み込むことができる。或いは又、ＬＥＤドライブによっ
て発生された方形又は他の波形に含まれる高調波は、各
々のＬＥＤドライブとそれに関連したＬＥＤとの間に介
在された誘導性／容量性共振回路によって阻止すること
ができる。このような付加的な共振回路は減衰されるも
のであるのが好ましい。

上記した実施例では、赤色及び赤外線光線のバーストが
交互の順序で与えられ、各バーストはその手眞のバース
トの直後に続き、実Ｉｉ的に連続的な発光を与える。更
に別の実施例では、赤色及び赤外線ＬＥＤの両方を不作
動にして赤色バーストと赤外線バーストとのシーケンス
中に暗インターバルを介在させるようにタイミング手段
を構成することができる。例えば、中間増幅器５４から
増幅された信号をサンプリングするがごときにより受動
的な共振回路４７（第１図）から信号をサンプリングす
るための適当な手段を設けることができる。このような
暗インターバルのサンプリングは、暗インターバルの開
始から適当な遅延時間が経過するまで遅延される。この
遅延時間は、暗インターバルのサンプルが取り出される
前に共振回路が実質的に平衡状態になるように選択され
る。

この平衡状態においては、共振回路によって発生される
変更された光検出器信号が共振回路のパス帯域内の障害
成分によって完全に形成される。マイクロプロセッサは
、サンプリングされた信号をテストしそして暗インター
バル中にサンプリングされた信号が所定のスレッシュホ
ールドを超える場合にはデイスプレィユニットにエラー
メツセージを形成する。このエラー状態は、搬送波周波
数における電気的な外科手術装置からの高周波障害のよ
うな障害が存在する場合に生じる。暗インターバルは、
スイッチング波形の各サイクルに設けられる必要はない
。むしろ、次々の暗インターバル間の時間は、障害が生
じたときに即座にエラー信号を発生するに充分なほど短
ければよい。

本発明から逸脱せずに上記特徴の多数の変更及び組み合
わせを用いることができるので、好ましい実施例の前記
説明は、本発明を単に解説するものであって本発明を限
定するものではない。

【図面の簡単な説明】

第１図は、本発明の一実施例による装置の概略部分ブロ
ック図、 第２八図ないし第２Ｆ図は、第１図に示された装置の動
作中に生じる幾つかの波形を全て同じ時間スケールで示
すグラフ、 第３Ａ図及び第３Ｂ図は、第１図に示された装置の動作
中に生じる他の波形を第２八図ないし第２Ｆ図とは異な
った時間スケールで示した図、そして 第４図は、本発明の更に別の実施例による部分的な回路
図である。 １０・・・プローブ　　１２・・・クリップ１６・・・
指先　　　　１８・・・赤色ＬＥＤ２０・・・赤外線Ｌ
ＥＤ ２２・・・ホトダイオード（光検出器）２４・・・搬送
波周波数発生器 ２３．２５・・・ＬＥ−Ｄドライブ ２６・・・スイッチ ２８・・・マスタータイミングユニット４２・・・直流
バイアス電圧源 ４６・・・前端増幅器　　４７・・・共振回路４８・・
・インダクタ　　５０・・・キャパシタ５２・・・抵抗
器　　　　５４・・・中間増幅器５６．５８・・・サン
プリングユニット６０．７４・・・信号処理チャンネル ７０．８４・・・アナログ／デジタルコンバータ６４．
７８・・・サンプル／ホールド装置６５．８１・・・ロ
ーパスフィルタ ６６．８０・・・バイパスフィルタ ６８．８２・・・アナログ／デジタルコンバータ７２・
・・マイクロプロセッサ ７９・・・ディスプレイ 手続補正書（方式） ４．１７ ％式％ ２、発明の名称　　　血液パラメータ監視装置及び方法
３、補正をする者 事件との関係　　出願人 ４、代理人

Claims (21)

【特許請求の範囲】
1. （１）身体部位内の血液のパラメータを監視する装置に
   おいて、 ａ）少なくとも１つの波長の光を放射して、その放射し
   た光を上記身体部位に向ける発光手段と、 ｂ）上記発光手段から上記身体部位を通して送られた光
   を検出しそしてこの検出した光の強度を表わす少なくと
   も１つの光検出器信号を発生するための光検出器手段と
   、 ｃ）少なくとも１つの搬送波周波数において上記発光手
   段によって放射された光の振幅を変更するための搬送波
   周波数手段であって、上記少なくとも１つの光検出器信
   号が、少なくとも１つの波長における上記身体部位の光
   透過度に関連した情報を保持する少なくとも１つの搬送
   波周波数の成分を少なくとも１つ含むようにする搬送波
   周波数手段と、 ｄ）上記少なくとも１つの搬送波周波数成分とその他の
   成分との比を増加するように上記少なくとも１つの光検
   出器信号を変更して少なくとも１つの変更された信号を
   発生するための変更手段と、 ｅ）各々の上記変更された信号を増幅して、少なくとも
   １つの増幅された信号を発生するための増幅手段と、 ｆ）上記少なくとも１つの増幅された信号から上記身体
   部位における血液の上記パラメータを決定するための解
   読手段とを具備することを特徴とする装置。
2. （２）上記変更手段は、各々の上記光検出器信号におけ
   る上記少なくとも１つの搬送波周波数成分以外の成分を
   減衰するための手段を備えている請求項１に記載の装置
   。
3. （３）上記変更手段は、各々の上記搬送波周波数に実質
   的に等しい共振周波数を有する少なくとも１つの受動的
   な共振回路を備えている請求項１に記載の装置。
4. （４）上記発光手段は、複数の波長の光を放射する手段
   を含み、上記解読手段は、血液の成分のレベルを決定す
   る手段を含む請求項３に記載の装置。
5. （５）上記搬送波周波数手段は、単一の搬送波周波数に
   おいて上記発光手段によって放射される全ての上記複数
   の波長の光の振幅を変更する手段を含み、上記変更手段
   は、上記単一の搬送波周波数に実質的に等しい共振周波
   数を有する単一の受動的な共振回路を含み、そして上記
   増幅手段は、上記単一の共振回路からの上記変更された
   信号を増幅して単一の増幅された信号を発生する手段を
   備えている請求項４に記載の装置。
6. （６）種々の時間が種々の波長に組み合わされるような
   所定の時分割スケジュールに基づいて種々の時間に上記
   複数の波長の各々の光を放射するように上記発光手段を
   作動するタイミング手段を更に備え、上記解読手段は、
   各々の上記波長における身体部位の光透過度に関連した
   情報を、その波長に関連した時間中に生じる上記増幅さ
   れた信号の部分から復帰するための手段を備えている請
   求項５に記載の装置。
7. （７）上記単一の共振回路は減衰される請求項６に記載
   の装置。
8. （８）上記タイミング手段は、上記搬送波周波数よりも
   低い所定のスイッチング周波数において上記種々の波長
   を有する光のバーストを交互のシーケンスで発生する手
   段を備え、そして上記解読手段は、各々のこのようなバ
   ーストの第１部分中に生じる上記増幅された信号の部分
   を除去する手段を備えている請求項７に記載の装置。
9. （９）上記タイミング手段は、１つの波長のバーストが
   別の波長のバーストの直後に続くように上記バーストを
   次々に直ちに発生するよう構成される請求項８に記載の
   装置。
10. （１０）上記除去手段は、バーストが開始した後に所定
    の遅延時間が経過した後にのみ上記発光手段からの各々
    の上記バースト中に上記増幅された信号をサンプリング
    して、サンプリングされた信号を発生するための手段を
    手段を備えており、上記解読手段は、上記サンプリング
    された信号から上記情報を復帰するための手段を含んで
    いる請求項９に記載の装置。
11. （１１）上記サンプリングされた信号から情報を復帰す
    るための上記手段は、各々の上記波長に関連した個々の
    信号処理チャンネルを含んでおり、上記サンプリング手
    段は、各々の上記バースト中に得られた上記増幅された
    信号のサンプルを、そのようなバーストの波長に関連し
    たチャンネルに向ける手段を含む請求項１０に記載の装
    置。
12. （１２）上記サンプリング手段は、各々の上記波長のバ
    ースト中に上記増幅された信号をサンプリングするため
    の個別の手段を備えている請求項１１に記載の装置。
13. （１３）各々の上記信号処理チャンネルは、そのチャン
    ネルにおける上記サンプリングされた信号から上記スイ
    ッチング周波数又はそれ以上の成分を除去してフィルタ
    された信号を発生するためのローパスフィルタ手段を備
    えている請求項１１に記載の装置。
14. （１４）上記解読手段は、各々の上記チャンネルにおけ
    る上記フィルタされた信号の直流及び交流成分を捕えて
    その直流及び交流成分を、そのチャンネルに関連した上
    記身体部位の透過度の直流及び交流成分として解読する
    ための手段を備えた請求項１３に記載の装置。
15. （１５）上記光検出手段は上記増幅手段に出力ノードが
    接続された光電素子を含み、上記少なくとも１つの受動
    的な共振回路は、上記出力ノードに並列に接続されたイ
    ンダクタ及びキャパシタを含んでいる請求項３に記載の
    装置。
16. （１６）上記光電素子は光導電性ダイオードを含む請求
    項１５に記載の装置。
17. （１７）上記光検出器にバイアス電圧を供給するバイア
    ス手段を更に備えた請求項１６に記載の装置。
18. （１８）身体部位内の血液のパラメータを監視する方法
    において、 ａ）少なくとも１つの波長の光を放射しつつ、少なくと
    も１つの搬送波周波数においてその放射される光の振幅
    を変え、そしてその放射された光を身体部位に向け、 ｂ）身体部位を透過した光を検出し、そしてその検出さ
    れた光を表わすと共に各々の上記搬送波周波数の成分を
    少なくとも１つ有しているような光検出器信号を少なく
    とも１つ発生し、 ｃ）上記少なくとも１つの搬送波周波数成分とその他の
    成分との比を増加するように上記少なくとも１つの光検
    出器信号を変更し、それにより、少なくとも１つの変更
    された信号を発生し、ｄ）上記少なくとも１つの変更さ
    れた信号を増幅して、少なくとも１つの増幅された信号
    を発生し、そして ｅ）上記少なくとも１つの増幅された信号から上記パラ
    メータを決定するという段階を具備することを特徴とす
    る方法。
19. （１９）上記少なくとも１つの光検出器信号を変更する
    という上記段階は、上記少なくとも１つの搬送波周波数
    以外の周波数において各々の上記光検出器信号の成分を
    減衰する段階を含んでいる請求項１８に記載の方法。
20. （２０）上記増幅段階は上記光検出器信号を増幅器の入
    力ノードへ通す段階を含み、そして上記減衰段階は上記
    増幅器の入力ノードと並列の受動的な回路を上記少なく
    とも１つの搬送波周波数において共振状態に維持する段
    階を含む請求項１８に記載の方法。
21. （２１）上記パラメータは血液中の成分のレベルであり
    、そして上記光放射段階は複数の波長で光を放射する段
    階を含む請求項１８に記載の方法。