JPH01501525A - 酸素計及び動脈中の血液成分を測定する方法 - 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】 酸素計及び動脈中の血液成分を測定する方法発明の分野 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。ざらに、試料を透過したあるいは試料によって反射された光 を光感知器により感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ＨＭ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ＫＷ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４，１ ６７．３３１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　１０４８１６Ａ　３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（ピーアの法則）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４．１６７．３３１号：　３ ，９９８，５５０号：　４，０８６，９１５号；及ヒ４，２６６．５５４号にＨ 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ピ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　０１０４７７１　Ａ３＠及びＥＰ　Ｃｊ　１０２１１１１６ 　Ａ３号を参照）。組織による光吸収はピ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４．４０７．２９０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 経験的な較正が行なわれることもある。

搏動性成分中の吸収をめる技術は多数存在する。−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Ｅ　Ｐ　０１０４７７１　Ａ３号及びＥ　Ｐ　０１０２８１６Ａ３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 関する導関数及びビークビ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４，４０７．２９０＠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， ４０７，２９０号：第４，２６６．５５４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であるが、いくつかの点で完 全に満足すべきものとなっていない。ピーアの法則及び／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対 雑音比が悪く、デユーティ−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％近いデユーティ−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 ＢＯＶＩＥ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ＢＯ ＶＩ　Ｅ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〜Ｏ２５ＭＨ２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ＨＭ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０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 球数の少ない白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。かかる自球数は工場での「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自疲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装置が必要とされている。

及用二鳳１ 本発明は優れた信号対雑音比を有し、周囲の人工的な光やＢＯＶ　Ｉ　Ｅ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ｖｉＷ及び方法 を提供する。本発明のかかる目的は−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 にデユーティ−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Ｐ波器 を使うことによりＢＯＶＩ　Ｅ−Ｆ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１ｉ［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れ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−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。

鳳皿五塁里童Ｉ貝 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ｍ態様をあられす本発 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６０ｃｐｓ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 れ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ｉｉ電 源ライン周波数や光源等によって多少変化する。

Ｒ里Ω思ｌ 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ｍｓ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四を提供す 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６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−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ＢＯＶＩ　Ｅ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線中の赤血球 数に比例する散乱パラメータを使う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強度及 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９周囲光、及びＢＯＶＩＥ干渉が最少化される０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０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１ ８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で飽和値と心得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Ｊ！ｒ臣＋Ｊ及びｒ’ｌｚＪ 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 過光の値をあられ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ユーティ−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２ ５％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、ｒＭ Ｊとあられ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Ｐ波される。平均化ないしＰ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 ル変換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 。−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めることにより、装置はクロック状ｇｔ＋及 び臣２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れす因子「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５ ６で計算され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ＩＩＩ調節はブロッ ク７２の帯域−波型素中においてなされる。帯域Ｐ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ＡＭＩＤ！ＩＩＩ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 たプロンｈ８０で示す低域Ｐ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 より薗換えてもよい。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 査過程をあられす。

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、ＩＴＪ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臣１及び盃２と記される０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−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、「５５５Ｊ集積回路１ ０６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。Ｍ累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高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 調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９６Ｇサイクルの中間の周波数あるいは任意の電源 ライン高調波干婢カットオフ点よりも高い周波数の６０サキ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４−８ ０ｃｐｓの周波数を有する仮想的周囲光スペクトルをあられす第７図を参照）６ 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１：１１源ライシラインが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サイクルの閣。

３１３２〜２１６サイクルのｒｉ：ｌ。

４、　２６４〜４３２サイクルのｌ！ｌ１１１ａ１０５６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。

２５５〜９０サイクルの間。

１　１１０〜１８０サイクＡ、１Ｆ）ＩＩ。

４、　２２０〜３６Ｇサイクルの閣。

５８８０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サイクルの門。

３１２１〜１９８サイクルの閣。

４、　２４２〜３９６サイクルの間。

ａ９６８９６８サイクル 第５図の駆動回路を参照するに、抵抗＠　１３４には“Ｖ＋″」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Ｎ１１６の出力電圧は＋１０ボルト又は０ポルトで第 ２図のステップ３０で選択されたクロック状ｇ＋＋　、仝２を決定するのに使わ れる１本実施例ではコンピュータコンティニュ７ム（Ｃｏｍｐｕｔｅｒ　Ｃｏｎ ｔｉｎｕｕｇｉ）製のＬＡＢ−４０−２を備えたＬＡＢ４０型１２ピットアナロ グツーデジタルモジュールが使われる。８ピツトデータ出力のうち第Ｏピット出 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ｍ＋＋ においては最大電圧は１０ボルトに等しく最小電圧はＯボルトになる。一方、状 Ｈｔｚにおいては最大電圧はＯポルトに等しく最小電圧は一１０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ＴＩＰ ３２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、生理学においては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信用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１００ｍＡ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５０−Ａ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１６Ｇ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０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うても よい。

本発光ダイオード駆動回路の別の実施例はディ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。ＩＨｚ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 はネルツー（Ｎｅｌｌｃｏｒ）　Ｄ　−２５形ＭＮ計より取られた。

患者の体組織を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６ 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。本実施例ではネルツーＤ−２５形酸素計の 光検出器が使われる。コンデンサ１０４の値は８８μＦである。コンデンサ１０ ８の値は０．１μＦ、コンデンサ１１０の値は０．０１μＦである。抵抗器１２ ０．　１２２．　１２６．　１３４及び１３６は１０にΩである。また、抵抗器 １３２，１４２は１００にΩ、抵抗器１５０は１００Ωである。

抵抗器１１４は１３５Ωである。抵抗器１１２は可変、抵抗器１２８は４６にΩ である。抵抗器１３０は２２０にΩ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Ｐ波器３００及び４００が使われ る。第１の帯域Ｐ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 域戸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 。この周波数戸波状態はラジオの同調器と同様な作用をし、帯域Ｐ波器が搬送波 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７ｋＨ２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ＢＯＶＩ　Ｅ干渉の 影響を軽減できる。ＢＯＶＩ　Ｅ干渉は典型的には０．５〜５１Ｈ２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ＢＯＶＩ　Ｅ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ＢＯＶＩ　Ｅ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二 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Ｐ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。３０００　、Ｆのコンデンサ２ ２０及び２２４は省略してもよく、整ｉ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ＩＴＪ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ＩＴＪの４０％までの整定時間が得られる。これによりｒＴＪ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ＩＴＪの９０％にすることが可能である。抵 抗器２２２及び２２６を２７０にΩ、コンデンサ２２０及び２２４を３０００ｐ Ｆ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Ｐ波設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クツ。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ｉｔ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。ニス　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　Ｌｌ　Ｅ　 拳Ｓｍ１ｔｈ、　１ｒｃｕｉｔｓ　ｅｖｉｃｅｓ　ａｎｄ　５ｔｅｓｎｓ、Ｗｉ ｌｅｙ。

Ｎｅｗ　Ｙｏｒｋ　、５ｅｃｏｎｄ　Ｅｄｉｔｉｏｎ、　１９６７、　Ｐ、４２ ９）を参照。

帯域Ｐ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れす波形を復元する 。

後続する差動増幅器８００は抵抗器２３４．　２３６．　２７７、　２３８及び 演算増幅器２４０よりなる０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−波設７００が後続する。ここでは２つの同一な低域ろ波器が直列接続 される。低域Ｐ波器は整流段から入来するリップルを少なくとも一１００ｄ３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Ｗ ８門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６０Ｇ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ろ波器は減衰因子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極ベツセルフイ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Ｆｉ４ 算増算器幅器２６０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 ＬＡＢ４０及びＬＡＢ４０−２型１２ピツトアナログツーデジタル変換モジユー 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：＋Ｉ　＊　４２　：りＯツク状態ないし発光ダイオードの励 起Ｍｌ：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）状態 の間の標本データ点の数： ■＝り０ツク状！ＩＩ臣の持続時間； 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： Ｖ「：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： ５（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れす 光強度： ５（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Ｍ累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−による血中酸素の光学的測定４３１．４１（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−技術中 における散乱係数を記載）　−Ｊｏｓｅｐｈ　ｐＪ、３ｃｈｍｉｔｔ。

０ａｔ−ｉｃｌ　Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ　ｏｒ　３１ｏｏｄ　Ｑｘｙｇｅｎ　 ｂｙ　ｌ　ｍｐＩａｎｔａｂｌｅＴｅｌｅｍｅｔｒｙ、　３１　、４１　（Ｆｅ ｂｒｕａｒｙ　、　１９８６）　、３ｔａｎｄａｒｄ　Ｅ　１ｅｃｔｒｏ　−ｎ ｉＣ３１−ａｂｏｒ−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−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れす関数は以下のように与えられる：（１）Ｓ （ｐ）−ψ。Σ、ｔｅ　ｘ　ｐ（−Σｔｚ）Ｒ（ｒ）ただし、 ５（Ｄ）−ソース関数ないし検出光の大きさ：軍。−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 計を既得酸素計と称する。既得酸素ｇｌではＳ　（ｐ）は５（ｄ）、すなわち心 房拡張期の終りにお【ブる強度と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。５（Ｓ）は心房収縮期に測定された強度に対応し既 得酸素計へ伝達される光強度をあられす。５（ｄ）は心房拡張期の終りに測定さ れた弓龜度に対応し既得酸素計への実質的な入射強度に等しい、既得なｕ％Ｌ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に変化を弓１起 し、ノ（ラメータＺは心房拡張期に値２′を心房収縮期に値２＃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。

■　５（ｄ）＝ψ　Σ　ｅｘｐ（−Σ、＋ｚ−）　５ｔ １３１　５（Ｓ）＝ψ　Σ　ｅｘｐ（−Σ、＋Ｚ’）　Ｓｔ 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。

Ｈ）Ｓ（ｄ）づ（ｓ）−ｖＯΣ５ｔｅｘｐ（−Σ、＋Ｚ−）−ｅｘｐ（−Σ、＋ Ｚ’）］ 一方　Ｚａは２−＋２に等しい。ここで、Ｚは心得による血流に起因する増加を あられす。そこで、式は次のように書きなおされる。

（５１Ｓ　（ｄ）−Ｓ　（ｓ）−Ｗ。Σ、ｔ［ｅｘｐ（−Σ、Ｚ−）−ｅｘｐ（ −Σｔ＋Ｚ−）ｅｘｐ（−Σｔｚ）］：６）　Ｓ　（ｄ）　−８（Ｓ）−’ｌ’ ０Σ、、ｅｘｐ（ΣｔＺ′）［１−ｅＸＥ）（１Σｔｚ）］。

生体内トランスデユーサ用途ではψ。、Σ、を及びｅｘｐ［−ΣｔＺ−］の各項 は一定の臨床条件下では一部であり、以下これらをＫと表記する。

そこで、式は （７）Ｓ　（ｄ）−８（ｓ）−Ｋ　［１−ｅｘＤ　（Ｕｔ　Ｚ）１となる。

ここで、Σ１の項を展開する。

６　Ｓ　（ｄ）−８（Ｓ）／に−Ｎ−ｅｘｐ（−（δ８ｏＳ＋６．．（１−３） ＋Σｓｔ／η）ηＺ］ ■　［１−３（ｄ）−３（ｓ）／Ｋ）］−ｅｘｐ　（−（ｂａｏＳ＋δ８゜（１ −８）＋Σｓｔ’η）η２］。

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）　ｅｎ　［１−８（ｄ）　−８（ｓ）／Ｋ）　］−−（δａｏＳ＋δ８ ゜（１−８）＋ΣＳｔ／η）ηＺ （１１）　−Ｊ！ｎ　［１−８（ｄ）　−８（ｓ）／Ｋ）　）　−（δ、ｏＳ＋ δａ。

（１−８）＋Σ５．／η）η２ （１２）　−１１ｎ　［１−８（ｄ）　−８（ｓ）／Ｋ）　］／η２−（δ　Ｓ ＋δ　（１−８）＋Σ３．／η）ａｏ　ａｒ （１３）　（δ、ｒ−δａｏ）Ｓ−９ｎ　［１−５（ｄ）　−８（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になる。

（１４）　波長１ニー之ｎ　Ｎ　（ＳＨ（ｄ）−８Ｂ　（ｓ））／Ｋｉ］／ηＺ ＋（δａｒｉ−δａｏｉ　）　Ｓ″″Σｓｔ　＋　／η１δａｒｔ（１５）波長 ２　ニーｉｎ　［１−（Ｓ−（ｄ）−８Ｂ　（Ｓ）／ＫＨ）］／ηＺ＋（δ　１ ．−δ　１．）Ｓ−Σ５ｔｉｉ’η＋δａｒｉ　１ａｒｌｌ　ａｏｌｌ ここで、 δ８゜は完全に酸素飽和したヘモクロビンを含む孤立した赤血球の吸収断面積； δ８．は完全に脱１１ＪＲ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： δ、は敗乱断面橘： 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は全血中でのヘマトクリット分 串； Σ１全血の変化した散乱係数； Σ、は全血の散乱係数： Σ、は全血の吸収係数：。

Σ１は全血の変化した散乱係数と吸収係数との和：２は距離ないし跳躍長であり ： Σ８はη〔δ８゜Ｓ＋６．、（１−３）］η：Σ、はηδ、（１−Ｈ）η； Σ、はΣ、（１−μ）η； Σ１はΣ、＋Σ、ｔη： Σ　はη［δ　Ｓ＋δ　（１−８）］十Σ、η：またｔ　ａｏ　ａｒ Ｋはソース関数と入射光束とｅｘｐ（−Σ１□）との積に等しい。

これらは変数が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 、Ｓ、（ｄ）、Ｓ・　（Ｓ）、Ｓ、、（ｄ）及びＳ・・（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 酸素饅を計算し、これにより貧血症患者の白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 δ、　３６．３４　６０．６５ δｓｔ　、２７６　．３０９ μ　、　９９２４　、９９４９ 変数に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５（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、５（ ｄ）及びＳ　（ｓ）は測定皇位がどうであれ生理学環に変換され、対数表現中に おける単位の影響は打消される。Ｋ。

とＫｉｉとは等しくなく、またＳ、（ｄ）と５Ｈ（Ｓ）とを等しくしたりあるい はＳＨ（ｓ）、ＳＢ　（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ペターベーシック（ＢＥＴＴＥＲＢＡＳ ＩＧ）で書かれており（サミット　ソフトウェア　テクノロジー　インコーホレ ーテッド、　１９８４年−３ｕｍｍｉｔ　Ｓｏｆｔｗａｒｅ　Ｔｅｃｈｎ　−ｏ ｌｏｇｙ　、ｌ　ｎｃ、　、　１９８４）　、水用ｍ＊中に添付しである。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 ク状態の間を変化し、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１２ｍ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？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、駆動信号が２又はそ れ以上のＬＥＤを交互に点滅させるのではなく、本発明装胃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 りＯツ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。

ペターベーシック（サミット　ソフトウェア　テクノロジー　インコーホレーテ 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。

０ＵＲＣＥ ＰＲＯＣ３諺Ｏ ＲＥＡＬ：　ＰＡＯ，ＰＡＩ　、　ＰＢ、　ＰＣ，Ｃｏ、　Ｃ１ｌ、　ＬＢＹＴ Ｅ、　ＨＢＹＴＥＲＥＡＬ　：　ＶＡＬＵＥ　、　Ｊ 旺ＡＬ　ＡＲＲＡＹ　（１０００）　：　ＲＥＤ　、　ＩＲＲＥＡＬ：　Ｉ、Ｘ １Ｇ　’ＳＡＭＰＬＥ、　ＢＡＳ　：　２３−ＡＵＧ−１９８６：　ＭＡＲＫ　 ＹＥＬＤＥＲＨＡＮ２Ｇ　’　ＢＥＴＴＥＲＢＡＳＩＣＦＯＲＩＢＭ−ＸＴ３０ 　’ＣＯＨＰＵＴＥＲＣＯＮＴＩＮＮｔ１ＭＬＡＢ４Ｇ−２Ａ／ＤＣＯＮＶＥＲ ＴＥＲ、１２ＢＩＴＳ ４Ｇ　’ ５Ｑ　”＊＊＊＊＊＊＊＊＊傘＊傘傘會寧＊＊傘傘牟會傘傘傘傘６０　マＤｅｆ ｉｎｉｔｉｏｎ　ｏｆ　ＬＡＢ　４０　Ｐｏｒｔ　ａｄｄｒｅｓｓｅｓ７Ｇ　’ ＰＡＤ露７３６　：　ＰＡＩ−７３７８Ｇ　’ＰＲ−７４０：ＰＣ諺　７４４　 ：　ＣＯ請　７４８９Ｇ’Ｃ賛−１９２Ｃ０ＩＩＴＲＯＬ　ＷＯＲＤ　ＦＯＲＰ ＯＲＴＡ　ＢＩＤＩＲＥＣＴＩＯＮＡＬ　ＡＮＤＰＯＲＴ　Ｂ　０ＵＴ １０Ｇ　’ＣＬＳ １１Ｇ　’ＯＵＴ　（ＣＯ，側）　ＤＥＦＩＮＥ　ＬＡＢ　４０　ＰＯＲＴ　Ｄ ＩＲＥＣＴＩＯ）Ｉｓ１２Ｇ　’　ＯＵＴ　（ＰＣ，２）　ＳＥＴ　ｔｌＰ　Ｂ ＯＡＲＤ　５ＥＬＥＣＴ　２　ＴＯＥＮＡＢＬＥ　１２　ＢＩＴ１２０　’　Ｏ ＵＴ　（ＰＣ，２）　ＳＥＴ　ＩＪＰ　ＢＯＡＲＤ　５ＥＬＥＣＴ　２　ＴＯＥ ＮＡＢＬＥ　１２　ＢＩＴ１２　ＢＩＴ　ＭＯＤＵＬＥ １３０　’ＴＨＥ　ＬＡＢ　４０　Ｂｕｓ　Ｉｓ　ＮＯＷ　ＲＥＡＤＹ　Ｔｏ　 ＴＡＬＫ　Ｔｏ　ＴＨＥ１２　ＢＩＴ　ＭＯＤＵＬＥ １４Ｇ　’ＮＯ賛ＴＡＫＥ　Ｄ＾■＾ １５０　ＦＯＲＪ　−ＯＴｏ　９９９ １６Ｇ　ＯＵＴ　（ＦＡＩ　、１）　’ＣＨＡＮＧＥ　０１ｌＴＰｕＴ　５ＴＡ ＴＥ　ＢＹ　。

５ＴＡＲＴＩＮＧ　Ａ１０ １７Ｇ　’　ＤＯＭＡＴＨＦＯＲＰＲＥＶＩＯＵＳ　Ｃ０ＮＶＥＲ３ＩＯＮ１８ ０　ＶＡＬＵＥ　−ＨＢＹＴＥ＄　２５６　＋ＬＢＹＴＥ　ＣＯＭＰＵＴＥ　１ ２　ＢＩＴＡＬＵＥ ２００　ＲＥＤ　（Ｊ）　−ＶＡＬＵＥ　’　ＲＥＳＵＬＴＳ　ＦＯＲＳＴ＾Ｔ Ｅ　０−２１０　ＦＯＲＩ　−Ｉ　ＴＯ２：Ｘ　−Ｉ　：ＮＥＸＴ　マＴＨＩＳ 　Ｉｓ　Ａ　ＤＥＬＡＹ０ＯＰ ２２Ｇ　ＯＵＴ　（ＰＡｏ、１）　’５ＴＡＲＴＡ／ＤＣＯＮＶＥＲＳＩＯＩＩ ＩＴＨＡＮＯＵＰＵＴ　ｌＮ５ＴＲＵＣＴＩＯＮ ２３Ｇ　ＯＵＴ　（ＰＢ、　ｏ　）　’　ＳＥＴ　ＢＹＴＥ　５ＥＬＥＣＴ　Ｔ ｏ　ＲＥＡ（ｌ　ＬＯＷＹＴＥ ２４０　１ＢＹＴＥ諷ＩＮＰ　（ＰＡＯ）　：　ＬＢＹＴＥ　−ＩＭＰ　（ＰＡ Ｏ）　’　ＲＥＡＤ　ＩＮ［ＯＩ＃ ＢＹＴＥ　ＦＲＯＨＰＯＲＴ　Ａ ２５Ｇ　ＯＵＴ　（ＰＢ、１）　”ＳＥＴＢＹＴＥＳＥＬＥＣＴＴＯＲＥＡＤＨ ＩＧＩ（ＢＹＴＥ ２６０　ＭＢＹＴＥ　−ＩＭＰ　（ＰＡＯ）　：　ＨＢＹＴＥ　−ＩＭＰ　（Ｐ ＡＯ）　’　ＲＥＡＤＩＮ　ＨＩＧＨ ＢＹＴＥ ２７０　マ ２８０　０ＬＩＴ　（ＰＡＬ　、　ｏ　）　’　ＣＨＡＮＧＥ　５ＴＡＴＥ　Ｂ ＹＳＴＡＲＴＩＮＧ　＾／Ｄ ２９０　’　Ｄｏ　０ＡＴＨＦＲＯＨＰＲＥＶＩＯＩＩＳ　Ｃ０ＮＶＥＲＳＩＯ Ｎ３００　ＶＡＬＩＩＥ　−ＨＢＹＴＥ傘２５６＋ＬＢＹＴＥ　’　ＣＯＭＰＵ ＴＥ　１２　ＢＩＴＶＡＬυＥ ３１０　マ ３２０　１Ｒ（Ｊ）　−ＶＡＬＩＩＥ　’　ＲＥＳＵＬＴＳ　ＦＯＲ５ＴＡＴＥ 　１″３３０　ＦＯＲＩ−ＩｒＯ２：Ｘ＝Ｉ　：ＮＥＸＴ　’ＴＨＩＳＩＳＡＤ ＥＬＡＹ［００Ｐ ３４０　０ＬＩＴ　（ＰＡＯ，ｏ）　’５ＴＡＲＴＡ／Ｄ　Ｃ０ＮＶＥＲＳＩＯ ＮＷＩＴＨＡＮＯＵＴＰＵＴ　ｌＮ５ＴＲＩＩＣＴＩＯＮ３５０　０ＵＴ（ＰＢ 、Ｏ）　’５ＥＴＢＹＴＥＳＥＬＥＣＴＴＯＲＥＡＤＬＯ１４ＹＴＥ ３６０　１ＢＹＴＥ−ＩＭＰ　（ＰＡＯ）　：　ＬＢＹＴＥ　−ＩＮＰ　（ＰＡ Ｏ）　’　ＲＥＡＤ　ＩＮＬＯＷ　ＦＲＯＨＰＯＲＴ＾ ３７Ｇ　ＯＵＴ　（ＰＢ、１）　’５ＥＴＢＹＴＥＳＥＬ［ＣＴＴＯＲＥＡＤＨ ＩＧＨＢＹＴＥ３８０　ＨＢＹＴＥ　＝ＩＮＰ　（ＰＡＯ）　：ＨＢＹＴＥ　− ＵＮＴ　（ＰＡＯ）　’ＲＥＡＤＩＮ　ＨＩＧＨＢＹＴＥ ３９０　ＮＥＸＴ ４００　０ＰＥＮ　“ＴＥＳＴ、　ＤＡＴ″ＦＯＲ０ＩＩＴＰＩＩＴ　ＡＳ　雲 ２４１０　ＦＯＲＪ　−ＯＴＯ９９９ ４２０ＰＲＩＮＴ　番２　ＵＳＩＮＧ　”＄＄＃＄、拳Ｈ＄＄、Ｓ　”　：ＲＥ Ｄ　（Ｊ）　、ＩＲ（Ｊ） ４３０　ＮＥＸＴ ４４０　ＣＬＯ３Ｅ ４５０　ＦＯＲＪ　ミＯＴｏ　９９ ４６０　ＰＲＩＮＴ　ＵＳＩＮＧ　″拳＃Ｈ，＄　＄＄ｌ＄、　＄　”　：　Ｒ ＥＤ　（Ｊ）、ＴＲ（Ｊ）４７０　８ＥＸＴ ＥＮＤＦＩＬＥ 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．ネルツーＤ−２５形酸素センサのもの 演算増幅器　ＴＬφ７４　双ＦＥＴ　（ＢＩ　ＦＥＴ）抵抗器：１１２−可変： 　１１４−１３５　：　１２０−１０Ｋ　：　１２２−１０Ｋ　：　１２６−１ ０Ｋ　：　１２８−４６Ｋ　：　１３０−２２０に：　１３２−１００Ｋ　：　 １３４−１０に；１３６−１０Ｋ　：１４２−１００に；　１５０−１００：１ ５４−１００　：　１５６−２００　：　１６６−４７０Ｋ　：　１７０−１５ に：　１７２−１００に：　１７８−３３に　：１８４−１００Ｋ　：　１８６ −６８に　；１９２−可変：　１９６−６８０Ｋ　；　２００−１．５に　：　 ２０４−２００に：　２２２−２１０に：　２２６−２７０に：　２３４−１０ ．１に：　２３６−１０．１に；　２３８−５に：　２４２−１８　：　２５２ −１８　：２５４−１８゜ コンデンサ：　１０４−８８ｕｆ　：　１０８−．０１ｕｆ　：　１１０−．０ １ｕｆ　；　１７４−１００ｐｆ　；　１８０−１００ｐｆ　：１９４−１００ ｐｆ　；２０２−１００ｐｆ　：２０ｇ−１００ｐｒ　；２２０−３，０００１ 　：２２４−５７ｐｆ　：　２４８−４３３ｐｆ　：　２５６−５７７ｐｆ　： 　２５８−４３３ｐｆ　。

駆動回路：　１０Ｇ−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ＬＡＢ ４０−２　１２ピツトＡ／Ｄモジユールを備えたＬＡＢ４０゜寧印は可変利得を あられす。

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０本発明によれば従来のＩＨと比較して、デユーティ−サイ クルが向上し、吸収パラメータの他に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ＢＯＶ　ＩＥ干渉、システムノイズ等の影響 をＰ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。

ＦＩＧ、２ 国際調査報告 、＋、−−、−６＋＋、＋＋＋ｖ＋　＝４？／：Ｓ３＝／’３２’、”１Ａｌｔ ＋Ｒａ１．。１１４１　ａａ＞ｃａ＋＋ａｓ　ＩＩＬ　？Ｃτ／’、：ＳＥ７／ ：二２５７

Claims (10)

【特許請求の範囲】
1. （１）患者の体の組織中を伝播する光を発生する光源と、少なくとも患者の体の 組織中を伝播した光を検出するように配向された検出器とを有し、患者の体内に 挿入されることなく血液成分濃度を測定できる血液成分測定装置であって、光源 に、人工照明には実質的に含まれない周波数の所定の駆動信号を供給する駆動手 段と、該検出器の出力信号を供給され該所定の駆動信号に同調されて復調出力信 号を形成する受信手段と、受信手段からの復調出力信号を供給されて血液成分の 濃度に比例する出力信号を少なくとも形成する処理手段とを含むことを特徴とす る装置。
2. （２）該処理手段はさらに患者の血液中の酸素含有量に比例する出力信号を少な くとも形成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. （３）該所定の駆動信号の周波数は人工照明中に含まれる最大振幅成分の周波数 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. （４）該所定の駆動信号の周波数は人工照明中の一対の高調波の中間に位置する ことを特徴とする請求項１記載の血液成分測定装置。
5. （５）該駆動手段と受信手段とは、所定駆動信号のみが受信手段中に供給される がその他の信号は供給が阻止されるように周波数について適合されていることを 特徴とする請求項１記載の血液成分測定装置。
6. （６）受信手段は該所定の駆動信号を通過させるが他の周波数の通過を阻止する ろ波器を含むことを特徴とする請求項１記載の血液成分測定装置。
7. （７）処理手段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 形成しまた赤血球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記載の血液成分測定装置。
8. （８）患者の体の組織中に光を通し、少なくとも患者の体の組織中を通った光を 検出する段階を含む、人工照明により一般的に照明された環境下において使用さ れて患者の体内に侵入することなく血液成分を測定する血液成分測定方法であっ て、該光を人工照明中に実質的に含まれない周波数の所定の駆動信号により発生 させ、検出段階で得られた出力信号を該所定の駆動信号に同調して受信して復調 信号を形成し、復調出力信号を処理して血液成分に比例した出力信号を少なくと も形成する段階よりなることを特徴とする患者の体内に侵入することなく血液成 分を測定する方法。
9. （９）該処理段階は血中の酸素含有量に比例した出力信号を少なくとも形成する ことを特徴とする請求項１記載の患者の体内に侵入することなく血液成分を測定 する方法。
10. （１０）該処理段階は全血中の単位体積当りの赤血球数に比例する補正信号を形 成し、赤血球数の減少に比例する光散乱に起因する吸光の増加を補正する段階を 更に含むことを特徴とする請求項８記載の患者の体内に侵入することなく血液成 分を測定する方法。