JPH0245041A - 光パルス検出方法および装置 - 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】 〔発明の要約〕 非侵襲性のパルス酸素計による血液の酸素飽和度とその
他の血液成分の計算の改良方法および装置に関する。こ
の方法および装置は、２又はそれ以上の個数の波長にお
ける吸収信号の時間測定値を収集し、アーテファクトが
除かれた合成脈動流データを得るために収集された時間
測定値を処理することにより、血流をより正確に測定す
ることを可能にする。

この処理は、時間領域あるいは周波数領域にて生じ得る
。好適な時間領域の実施例において、合成パルス情報を
得るために周期的情報の連続する部分は重み付けされ、
同期して互いに加算される。好適な周波数領域の実施例
においては、合成情報を形成するために、時間測定値は
スペクトル成分にフーリエ変換される。同じ鼓動に対応
するＥＣＧ−Ｒ波と光パルス信号の積が得られ、そして
一方の信号が、鼓動に対応した最大波形積が決定される
まで、他方の信号に比例して時間シフトされることによ
って、鼓動と光パルスとを相関させるための新しい方法
と装置が提供される。

〔産業上の利用分野〕“ この発明は、非侵襲性のパルス酸素計測法に関し、特に
１９８６年１０月９日に発行された国際公開第ＷＯ３６
１０５６７４号の血液成分の光電子的測定のための方法
および装置の改良に関する６本明細書には、ラフ１ヘウ
エアＡおよびＢが付加される。

〔従来の技術〕

非侵ｕ性の光電パルス酸素計測法は、既に米国特許第４
．４０７，２９０号、米国特許第４．２６６．５５４号
、米国特許第４．０８６．９１５号、米国特許第３，９
９８，５５０号、米国特許第３．７０４．７０６号、１
９８４年３月１３日に公開された欧州特許出願第１０２
．８１６号、１９８４年４月４日に公開された欧州特許
出願第１０４．７７２号そして１９８４年４月４日に公
開された欧州特許出願第１０４，７７１号に開示されて
いる。パルス酸素計は、米国カリフォルニア州へイワー
ドのネルカー・インコーホレーテッドから商品化され、
例えば、パルス酸素計モデルＮ−１００（以下、“Ｎ−
１００酸素計”と称する。）として知られている。

一般的にパルス酸素計は、動脈血中のヘモグロビンの血
中酸素飽和度、体内に供給する個々の脈動血の量、患者
の各鼓動に応じた脈動血の速度のみならず各種の血流特
性を測定し、表示する。酸素計は、指、耳、鼻中隔まな
は頭皮のような組織の血液が一面に広がる人体や動物の
組織中に光を通過させ、その組織中における光の吸収を
光電的に感知する。

この時の光吸収量が、測定された血液成分の量を計算す
るために使用される。

Ｍｉ織内を通過される光は、血液中に存在する血液成分
の量を表す１つの量であり、−血液によって吸収される
１つ又はそれ以上の波長のものが選択される０ＭＪ織内
を通過する光の透過量は、組織内の血液成分の量および
それに関係した光吸収の変化に従って変化し得る。

例えば、Ｎ−１００６素計は、１つは赤色光領域におい
て約６６０ナノメータのディスクリート周波数を有し、
もう１つは赤外線領域において約９２５ナノメータのデ
ィスクリート周波数を有する２個の発光ダイオード（Ｌ
ＥＤ）からの光を使用してヘモグロビンの酸素飽和度を
測定するマイクロプロセッサ制御装置である。このＮ−
Ｚｏｏ酸素計マイクロプロセッサは、赤外線ＬＥＤを駆
動する正極性の電流パルスと赤色ＬＥＤを駆動する負極
性の電流パルスの両極性の駆動電流を２個のＬＥＤに対
して供給して、２個のＬＥＤを交互に放射させるために
４状態（ｆｏｕｒ−ｓｔａｔｅ）のクロックを使用し、
投射光が例えば指先を通過し、この検出光または透過光
が１個の光検出器により検出されるようにする。クロッ
クは、その他の光源と容易に区別が付くよう、例えば、
１秒当り１５００回の高速ストローブを使用する。光検
出器は、透過された赤色光および赤外線に応じて順次変
化し、電圧信号に変換され、増幅され、そして赤色光波
形処理用の１チヤネルと赤外線波形処理用の１チヤネル
との２チヤネルの同期検出器によって分離される０分離
された信号は、ス１〜ローブ周波数、電気的ノイズや周
囲ノイズを取り除くためにフィルタを通され、アナログ
−ディジタル変換器（ＡＤＣ＞によりディジタル数値化
される。ここで使用される投射光および透過光は、ＬＥ
Ｄや他の光源により発生される光をさすのであって、周
囲や環境の光とは区別される。

光源強度は、患者の肌の色、肉厚、髪、血液およびその
他の興なる部位の間の変化量に適応するために調整され
得る。このように透過光は、特に動脈血の脈動または脈
動成分の変化における光吸収によって変調され、そして
血量計の波形または光信号として参照される。光信号の
ディジタル表示は、ディジタル光信号として参照される
。脈動成分に関係するディジタル光信号の部分を、光パ
ルスと呼ぶ。

検出されたディジタル光信号は、動脈パルスを解析して
同定するために、そしてパルス周期、パルス形状に関し
て経過（ｈｉｓｔｏｒｌ／　）を発生するためにＮ−１
００酸素計のマイクロプロセッサにより処理され、そし
て酸素飽和度が決定される。このＮ−１００６素計のマ
イクロプロセッサは、動脈パルスに対応して検出された
パルスを受け入れるがどうか、検出パルスをそのパルス
経過と比較することによって判定する。受容されるため
には、検出パルスが所定の予め決められた判定基準、例
えば、パルス発生が予期される際、そのパルスの予期さ
れる大きさと、所望の信頼度に従って検出光パルスの赤
外線に対する赤色光の予期される比率とを満足しなけれ
ばならない、処理用に受容され確認された個々の光パル
スは、赤外線波長により観測される最大および最小パル
スレベルと比較される赤色波長により観測される最大お
よび最小パルスレベルの比率から酸素飽和度を計算する
ために使用される。

光信号データを処理したり判断しなりする幾つかの代わ
りの方法は、上記した特許や引用文中に開示されている
。

〔発明が解決しようとする課題〕

非侵襲性のパルス酸素計の有する１つの問題点は、血量
計信号および光学的に導出されるパルスレートとが、モ
ーションアーテファクトのみならず、血流における不規
則な変化の影響を被り、血流特性の検出に支障をきたす
ということである。モーションアーテファクトは、酸素
計センサ近傍の患者の筋肉の動き、例えば、患者の指、
耳、または酸素計センサが取り付けられる池の身体部分
の動きにより引き起こされ、そして、動脈血流により生
じるパルスに相似する擬似パルスの原因となる。これら
の擬似パルスは、次々に、酸素計がアーテファクト波形
を処理して間違ったデータを与える原因となる。この問
題は、モニタする間じっとした状態でいられない幼児、
胎児あるいは患者では特に重要である。

第２の問題点は、患者が重体でしかもパルス強度が非常
に弱いという状況下に存在する。

この光データを連続処理する際には、アーテファクトパ
ルスとノイズとから真の脈動成分を分離することが、低
い信号対雑音比のなめに困難となり得るからである。光
信号中の脈動成分を信頼性良く検出できないということ
は、血液成分を計算するために必要な情報を欠く結果と
なる。

電気的な心臓の活動は心臓の鼓°動と同時に発生し、外
部からモニタでき、そして心電図（以下、ＥＣＧと称す
る）波形により特徴づけられることはよく知られている
。このＥＣＧ波形は、当業者により知られているように
、電気的な心臓の活動に対応する幾つかの成分を有する
合成波形からなる。ＱＲ３成分は、心臓の心室の収縮に
関連する。ＱＲ３成分のＲ波部分は、典型的にはその中
で、最も大きな振幅と傾きを有した最も急峻な波であり
、心臓血管活動の開始を示すために使用することができ
る。動脈血パルスは、機械的に流れ出て、身体のどこの
部分においても、典型的には、その様子は、ある与えら
れた患者に対して本来一定に維持されるある決められる
時間周期によって、電気的な心臓活動のＲ波となる６例
えば、胎児の頭皮パルスはＥＣＧ″Ｒ”波の後に０．０
３−０．０４秒遅れることが示されている、グツドリン
他。

「胎児および新生児における心臓収縮の時間間隔」、産
科学と婦人科学１巻３９．２号。

２月、１９７２年（Ｇｏｏｄｌｉｎ　ｅｔ　ａｌ、、　
”３ｙｓ−ｔｏｌｉｃ　Ｔｉｎｅ　Ｉｎｔｅｒｖａｌｓ
　ｉｎ　ｔｈｅ　Ｆｅｔｕｓ　ａｎｄＮｅｏｎａｔｅ”
、　０ｂｓｔｅｔｒｉｃｓ　ａｎｄ　Ｇｙｎｅｃｏｌｏ
ｇｙ。

Ｖｏｌ、３９．　Ｎｏ、２．Ｆｅｂｒｕａｒｙ　１９７
２）および米国特許第３，７３４，０８６号を参照のこ
と。

１９８６年１０月９日に公開された対応のＰＣＴｌ際出
願第ＷＯ３６１０５６７４号において、患者の心臓活動
の測定および患者の酸素飽和度とパルスレートをより正
確に計算するために、測定と患者の検出血流信号とを相
関させる発明が開示されている。この相関間係は、波形
同志の時間関係を測定すると共に個々の波形中に含まれ
る周期的な情報を強調するために自己相関および相互相
関技術を含む。

ＥＧＧ信号を測定し、ＥＣＧ信号のＲ波部分の発生を検
出し、Ｒ波に続く検出光信号中の光パルスにより遅延時
間を決定し、そして真の血液パルスがあるらしい時にの
み動脈血流を評価するために波形解析用にＲ波と次の光
パルス間の決定された遅延時間を使用することによって
、心臓血管活動の発生と動脈血パルスの検出とに相関関
係が生じる。測定された遅延時間は、Ｒ波の発生に続く
、真の動脈血パルスに対応する光パルスを見つける確率
が高い時のタイムウィンドウを決定するために使われる
。タイムウィンドウは、光パルスとして検出されたパル
スを受け入れるか除外するかということに使用される追
加基準を与える。典型的には、このタイムウィンドウの
外側で発生するモーションアーテファクトやノイズによ
り引き起こされる擬似パルスはどれでも除外されて、血
液成分の量を計算するためには使用されない、これによ
り、ＥＣＧと検出光パルスとの相関関係が、酸素飽和度
のより信頼性のある測定のために与えられる。

この公報は、修正されたＮ−１００酸素計（強化Ｎ−１
００６素計）を述べたものであり、その装置にはＮ−１
００パルス酸素計の機能にさらに患者のＥＣＧ波形から
検出されたＲ波形状における心臓活動の追加パラメータ
が備えられ、そして、マイクロプロセッサは、光信号と
心臓活動情報の制御および処理用のソフトウェアとメモ
リを含めるために修正されている。

この心臓活動の追加パラメータは、周辺の動脈パルスの
検出、例えば、ＥＣＧ信号、超音波、心弾動図、そして
おそらく、加速度計、核磁気共鳴、電気インピーダンス
法やその曲間種類のものには依存せず、そして酸素計の
信号処理に使用のため、各心臓の鼓動に応答して同一で
あると見なし得ると共に検出し得る信号を与える。

この発明の一つの目的は、血液成分、特に非侵襲性の酸
素計装置によるヘモグロビンの酸素飽和度の決定の信頼
度と精度をさらに改良するために、脈動する動脈血流に
対応した周期的な情報と、ノイズ、擬似信号に対応した
非周期的な情報、そして鼓動する心臓や脈動する動脈血
流に無関係なモーションアーテファクト°を含んでいる
検出光信号の改良された処理を提供するにある。

この発明の別の目的は、１個以上の鼓動に対する周期的
な情報を包含する検出光信号の連続部分を収集すること
と、患者の血液成分が正確に測定できる強調された周期
的な情報を供給するために、この収集された部分から非
周期的な信号波形を減衰し、取り除くように、収集され
た部分を処理する改良方法および装置を提供するにある
。

他の目的は、検出光信号が得られる毎に検出光信号の新
しい部分を付加し続ける事により更新され、強調された
周期的な情報を維持することである。

この発明の別の目的は、患者のＥＣＧの発生に同期して
、好ましくはＲ波に同期して、同位相で加算される光パ
ルスに対応した周期的な情報である検出光信号の連続部
分を収集し、処理することにより、強調された周期的な
情報を作り出すことである。

この発明の別の目的は、検出光信号の収集された合計の
中で最新の検出光信号部分が、周期的な情報データのど
の先行部分よりもより大きい重みを与えられるような重
み付けを同期化された周期的な情報に付加することであ
る。

この発明の別の目的は、予定数の検出光信号の最新の連
続部分を加算することにより一強調された周期的な情報
を作り出すことであり、それによって、各部分は心拍事
象に対応し、そして重み付けされた集合的な合計結果の
中で最も新しい情報を強調するようにその相対的な時期
に応じた重みが与えられる。

この発明の別の目的は、鼓動の発生とその鼓動に対応し
た光パルスとが同一であることを確認する波形積技術を
用いることにより、周期的な情報とそのＥＣＧ−Ｒ波と
に相関関係を持たせることである。

この発明の別の目的は、強調された周期的な情報を得る
なめに、周波数領域における予定数の鼓動に対応した予
定数の検出光信号の連続部分に関して、収集された周期
的な情報を評価することである。

この発明の別の目的は、血液成分の量に対する光変調率
を決定することに使用するなめ、基本周波数Ｎにおける
相対的な最大値とゼロ周波数における最小値とを決定す
るＮ鼓動に関する周期的な情報を含む検出光信号の時間
測定値をフーリエ変換することである。

この発明の別の目的は、心拍の基本周波数における最大
値を決定するために、検出光信号の時間測定値のフーリ
エ変換をＥＣＧ信号の時間測定値のフーリエ変換と、さ
らにより詳細にはＥＣＧ信号のＲ波イベントとを互いに
関連させることである。

この発明の別の目的は、データセット中の予定数のサン
プルを定義し、そして基本周波数における相対的な最大
値を決定する収集された予定数のサンプルデータセット
を評価する周波数領域解析技術を使用するために、検出
光信号の時間測定値中の周期的な情報と１、好適にはＥ
ＣＧ信号の形態で、そしてより好適にはＥＣＧ信号のＲ
波の形態で検出された心臓活動の時間測定値とを、互い
に関連させることである。

〔課題を解決するための手段〕

この発明は、ノイズ、擬似パルス、モーションアーテフ
ァクト、および他の好ましくない非周期的な波形の除去
を改良して強調された周期的な情報を提供し、それによ
り酸素計の能力を改良して、血液成分の量を正確に決定
することができる。

本発明は、患者の心臓の鼓動による動脈パルスと脈動流
に無関係な非周期的な情報とに対応した複数の周期的な
情報を含む検出光信号波形の時間測定値を収集し、そし
て最新の動脈血の脈動流によく関連している強調された
周期的な情報を得るためにその収集された情報の時間測
定値を処理する方法および装置を提供する。この時間測
定値は、連続する鼓動からの複数の周期的な情報を含む
検出光信号の連続部分、または対応する複数の周期的な
情報を含む検出光信号の複数のディスクリート部分から
構成することができる。

最新の周期的な検出情報を含めるために情報の時間測定
値を更新し、そしてその更新測定値を一括して処理する
ことにより、非周期的な情報（どんな新しい非周期的な
情報も含む）が減衰された情報から、更新され強調され
た周期的な情報（新データと経過データとを含む）を得
ることができる。ある実施例において、更新処理は、収
集された時間測定値からある比較時間よりも古い検出信
号を引き去ることを含む、出願人等は、強調された周期
的な情報を得るなめに３！続・した周期的な情報を含ん
でいる時間測定値を一括して処理し、そして酸素飽和度
の計算をする基礎としてその強調された周期的な情報を
使用することにより、酸素飽和度決定の精度および信頼
性とを有効に増加することができることを見出した。ま
た出願人等は、時間測定値を、時間領域または周波数領
域のどちらにおいても、−括して処理し得ることも見出
しな。

例えば、酸素飽和度といっな血液成分の量は、公知のラ
ンバート・ベールの方程式の変調度を決定するのに用い
るために各波長に対して、強調された周期的な情報中の
最大および最小を決定することにより、この強調された
周期的な情報（合成信号情報としてもまた説明される）
から決定することができる。

好適な実施例において、検出光信号は、従来、患者の血
液が一面に広がる組織中を赤色光（６６０ナノメータ）
と赤外線（９１０ナノメータ）とを通過させ、血流によ
り変調された透過光を検出し、そして、例えば、ネルカ
ー社のＮ−１００酸素計に関して前述しなように、好ま
しくは別々に処理され、随意選択的にはアナログからデ
ジイタル信号に変換された赤色および赤外線の検出光を
与えることにより得られる。それから、対応する赤色お
よび赤外線のデジイタル信号部分は、本発明にしたがっ
て一括して処理され、その結果として強調された周期的
な情報に基づいて光変調度が決定され、かつ、光変調度
が酸素飽和度を計算するために使用される。

時間領域解析の実施例において、この発明は、各周期的
な情報が同期して、すなわち位相に同期して加算される
ように検出光信号波長の一部分を、次に続く選択された
部分に加え、それにより、検出光信号波長の複数の連続
した部分を加算する方法および装置を提供する。このよ
うに同期して加算された合計は、周期的な情報を強調し
た検出光信号情報の合成部分を形成する。そして次に続
く部分は、新しい周期的な情報が前の合成した周期的な
情報に同期して加えられるように、この合成部分に加算
され、更新され強調された周期的な情報を有する更新さ
れた合成部分を形成する。その後、検出光信号の次の連
続部分が前の更新された合成部分に、−度に一つずつ加
えられ、それで、合成され強調された周期的な情報は、
各折しい部分および対応する心拍事象でもって更新され
る。

重み付け関数は、互いに加えられる前に二つの部分に適
用される。このことが、患者の前の状態よりもむしろ今
の状態をより蜜に反映するために、それぞれ重み付け関
数の選択によって調整可能なスケールドまたは重み付け
された合計を与える。好適な実施例では、重み付け関数
は、安定したフィルタを提供するなめ合計して１になる
分数の乗数であり、後に、より詳細に論じられる。

周期的な情報（光パルス）は、一般に、同じパルスの形
、高さ、および鼓動から鼓動への継続時間を有しており
、そして国際出願公開第ＷＯ３６，１０５６７４号にお
いて説明されているように、決定可能な時間周期による
心臓活動に従う。

出願人等は、各部分における動脈パルスに対応する周期
的な情報（光パルス）が、同位相で加えられるように検
出光信号の対応する連続的な部分を加算することが、連
続的なＲ波の発生に同期させることにより可能となると
いうことを見出だした。新しい周期的な情報の重み付け
される大きさは、同期度に従って同じ時間位置における
重み付けされ強調された周期的な情報の存在により補強
される。

もし、新しい光パルスが合成パルスに一致するならば、
その時更新結果は同じ大きさを有する合成光パルスとな
る。もし、大きさが異なるならば、追加結果は、相対的
な重みに従って、異なる。

収集され、同期した加算処理の結果として、検出光信号
の部分に有り得るどの非周期的な情報もまた、重み付け
され、そして重み付けされた合成部分の波形に加えられ
る。しかしながら、非周期的な信号は、パルス形状、継
続時間、高さ、および各部分内に発生する相対的な時間
において異なり、さらに心臓活動に同期しないなめ、そ
れ等は、同位相では加わらない、それ等の重み付けされ
た合計は、合成部分の相対的な時間枠に渡って広がって
いることによって、むしろ、キャンセル動作的に加わる
。

出願人等は、前の合成部分にはどの経過に対応する非周
期的な信号やまたは次の心臓活動の相対的な時間におい
て続く非周期的なものがないので、周期的な情報を含む
部分を一括して処理することにより、非周期的な情報は
減少させられることを見出だしな、その上、新しい情報
には前の合成信号に与えらる絶対的な重み付けに比べて
（後で説明されるように、光信号のどの単一の前の部分
に対して与えられる効果的なもっと小さい重み付けとは
区別されるように）小さな重み付けが成されるため、新
しい非周期的な情報は、即座にそして効果的に減少され
、従って、その加算部分の結果から取り除かれる。

どんな非周期的な情報でも、重なり合う限りは、それに
よって一部分のある周期的な情報を不明瞭にするであろ
うし、その時、その非周期的な情報は前の合成部分に存
在する周期的な情報により補強されるであろうが、しか
し、重なり合ったところのみである。従って、−括処理
することは、アーテファクトにより隠された光パルス情
報を失わない、“同一の”非周期的な情報を欠いた次の
周期的な情報は、時間に関してどの重なり合う非周期的
なパルスをも減少させるであろう。

従って、同期した周期的な情報波形を有する一括して加
算された合計は、強調された周期的な情報（ノイズ、擬
似信号およびモーションアーテファクトが取り除がれな
合成光パルスに対応する合成データセットである）を表
す、ｌ＆新の情報に有利なように一括した加算処理に重
み付けをし、この重み付けされた合成部分を更新される
際に処理することにより、現実の状態を良く反映した正
確に評価される光パルス（強調された周期的な情報）が
維持される。このように更新される際に、この強調され
た光パルスに基づいて酸素飽和度を決定することは、従
来の先行の処理技術により得られたよりももっと正確な
測定値を提供する。

Ｒ波と光パルスとの間の確定できる時間周期によって、
どんな周期的らしい情報でも含むには十分長く、かつ、
選択された血液成分の決定において何の意味もない、ま
たは臨床的使用でもない検出光信号を除くには十分短い
時間長さである時間ウィンドウを決定することができる
。心臓活動の発生に伴い、処理されるべき検出光信号情
報の量を減少させ、その光パルスに一番近くない非周期
的な信号の除去を改良し、そして酸素計の分解能を改良
するためのこの発明に従って、処理用に検出光信号の一
部分を選択するために、本発明において、時間ウィンド
ウを使用することができる。その部分のタイミングを、
光パルス最大値が光検出位置において発生する前にこの
ウィンドウが開かれるように、鼓動パルスの時間長およ
びそのパルスが光検出位置まで達するのにどれ位掛かる
かということを考慮することにより経験的に選択するこ
とができる。好適な実施例において、その信号部分は、
実験に基づき、Ｒ波イベントを検出してから４０ｍ５に
始まり、そして光パルスの相対的な最小値が検出された
後に終了する部分であり、その終了時間は部分部分によ
り変化し得るが、例えばＲ波イベントの後約２３０　ｍ
　ｓ位である。

ＥＣＧ波形のＲ波により同期化された検出光信号の一括
して重み付けされた部分の時間領域処理は、検査中の患
者に対する理想的な鼓動の帯域通過要素である周波数領
域における等価な最適フィルタを提供する。普通の鼓動
に見られる全周波数は１の重みが付けられて通過され、
そして非同期的な全周波数は非同期度合とそのフィルタ
の時間長（−括して処理された部分の有効な数）に依存
する減衰でもって除去される。現在の鼓動に、対応する
周期的な情報の重みが減少されるので、低周波の非周期
的なアーテファクトのより多くの除去が起こるが、しか
し、最も正確な動脈の脈動流の報告においては、その遅
延が増加する。

重み付け関数はまた、その新しい周期的な情報がその時
間に吸収されずに、古いデータの平均値を増大すること
を保証する。新旧の合成情報の合計のスケーリングを与
える分数の重み付けを用い、そして分数の重み付けを１
に加えるとき、そのフィルタの安定した性能が保証され
る。１より少ない重みによる古いデータの繰返し乗算は
、より古いデータの効果的な除去を達成し、従って、実
際には一括して処理される周期の数は制限される。

好適な実施例においては、検出光信号情報は、ディジタ
ル化された形で処理される。連続したディジタル情報は
重み付けされ、そして加算されるので、比較的標準的な
鼓動に対する周期である限りは、１個の光パルスを含む
選択された部分に対する全時間を内蔵できるように、経
過および更新の合成された時間周期的な情報を含めるな
めに要求されるディジタルコンピュータのメモリの量だ
けが必要である。このことが、酸素計の操作を簡単化す
る。

好適な実施例においては、出願人等は最適な性能は、最
新の情報に１／６の重みが与えられ、経過の平均化され
た重みの合成情報に５／６の重みが与えられるときに生
じることを見出しな、単に数理的な操作を要するだけな
ので、２の倍率で、例えば１／２．１／４゜１／８．ｅ
ｔｃであるような重みは、２進のディジタルコンピュー
タで′使用するのに魅力的であるが、しかし、重み付け
関数の選択において、必ずしも最適な時間とノイズ減少
のトレードオフを与えるとは限らない。

結果的に強調された周期的な情報は、基準が時間ウィン
ドウの使用を含んだかどうかいずれにせよ、先行の酸素
計が決定した個々のパルスを血液成分を決定するために
適当なパルスであると評価したのと同じ方法で評価され
る重み付けされた合成光パルスである。赤色および赤外
線の各合成光パルスに対する相対的な最大最小は、別々
に決定され、血液゛成分の量を決定するための変調度、
例えば、後で説明されるように、動脈血ヘモグロビンの
酸素飽和度を決定するために一般的に用いられるランバ
ート・ベールの方程式の変調度Ｒとして使用される。付
加的なデータセットが採用されるので、周期的な情報の
集合セットが更新される。従って、血液成分の実際の量
を示す最新の波形データは、更新された合成光信号に含
まれ、これから更新された酸素飽和度が決定できると共
に表示することができる。前述および後述の議論は大概
検出光信号のみを議論するけれども、指摘される時以外
は、赤色および赤外線の両方の信号とも別々に得られ、
これ等の手法により処理されるということを理解される
べきである。

時間領域実施例の別の実施例において、検出光信号の時
間測定値は異なる方法で収集される。ｊｉみ付けされ、
同期して加算され、そして−括して処理されるべき情報
のディジタル化した部分は、予定数の検出光信号の部分
に対する生データを別々に格納するために十分なメモリ
ロケーションを有するメモリ装置に蓄積される。Ｒ波の
発生時間らまた、生データに対するポインタとしてメモ
リに格納され得る。このフィルタ実施例は、アーテファ
クトの減少を改良し、そして検出光信号中の実際の動脈
の脈動流を評価するために必要とされる時間を減じるた
めに、メモリ内の別の鼓動に対応する各生データセット
に対して異なる重み付け関数を割り当てることを可能に
する。

この実施例では、Ｎ予定鼓動に関し、これ等のＮ鼓動に
対する検出光信号の平均値は、重みが各データセットに
割り当てられ、各鼓動に対して重み付けされたデータセ
ラ・トを同期して１の重みを有するバッファに加え、そ
の後Ｎで除算することにより計算される。各計算の後、
格納された鼓動の最も古いものからデータセットは、バ
ッフＴを介して取り除かれる。新しいＲ波が検出される
と、入ってくるデータがバッファに加えられ、そして、
その結果が２波長（赤色と赤外線）の周期的な情報の相
対的な大きさを計算するためにＮで除算される。従って
、動脈血の酸素飽和度の測定での等価遅延は、心臓の鼓
動間隔のＮ／２倍である。ｆｋも古いデータに最小の重
みが与えられ、最新のデータに最大の重みが与えられる
ように、格納されているＲ波ポインタを、重み付け関数
と生データとを相関させるのに使用することができ、そ
して各合成された鼓動の計算後に、最も古いデータセッ
トを、次の最新データが加えられる前にバッファから取
り除くことができる。

時間領域解析手法の代わりの実施例では、ＥＣＧと周期
的な情報は、光パルスのロケーションを決定するのにＥ
ＣＧ信号と検出光信号との波形積を使用することにより
相関付けられ、その光パルスのロケーションから酸素飽
和度と心搏度数値を計算できる。ＥＣＧ−Ｒ波は、ＥＣ
Ｇ波形の中で最大傾斜の構成要素を有する。検出光信号
部分の光パルス波形において、最大傾斜は心臓が血液を
追い出すなめに収縮する際に作り出され、これにより動
脈パルスを発生する。従って、ＥＣＧ−Ｒ波と検出位置
での光パルスの出現との間は確定できる時間間隔である
から、検出光信号は二つの信号における最大傾斜の部分
が揃えられ、それ等の積が最大となるように確定された
時間間隔に等しい量、ＥＣＧ波形に比例して、時間的に
後ろに移動することができる。

モーションアーテファクトのような高い傾斜を有する非
周期的な信号は、ＥＣＧや検出光信号上では同期して発
生しないであろう。

それ故、二つの周期的な波形が一旦揃えられると、この
二つの傾斜稜の最大は、心、搏度数間隔で発生する。ｉ
＆大傾斜積の検出は、鼓動の発生を正確に定めるために
用いることができ、そして、その最大傾斜稜と関連する
検出光信号部分は、酸素飽和度を算出するために用いる
ことができる。

この実施例では、Ｒ波とその光パルスとの間の時間間隔
は、１秒からなる光とＥＣＧ波形データの予定時間測定
値経過を収集することにより、決定することができる０
時間間隔は、鼓動が最も遅い速度では１分当り２０−３
０回と変化し得るので、それぞれ少なくとも一個のＲ波
と一個のパルスを含むなめにサンプルに対して十分長く
なければならない。

６秒の測定が満足する。サンプルは普通にディジタル化
され、メモリ内に格納される。サンプル対サンプルの傾
斜の列は、ＥＣＧ波形の各ｎ秒毎のサンプルと各光パル
ス波形サンプルのその次の半分に対して得られる４次の
半分における最初の光パルスが後方にスライドされる際
、やって来るであろうＲ波ピークがその対応するＲ波で
あるように、そしてまた最新の鼓動データが検出される
ように、光パルスサンプルの最初の半分は捨てられる。

サンプルの最初の半分における光パルスは、そのＲ波を
捕らえ損なったかもしれないからである。

光パルス波形の次の半分における傾斜値の数、例えば毎
秒５７サンプル（１７，５ｍｓ毎）の所定サンプリング
速度でのデータ点引く１の数が、データのｎ　／　２秒
に対応するｍとして採用される。

傾斜稜は、ＥＣＧＣ斜傾（ＥＣＧ信号は５ｍｓ毎にサン
プリングされる。）におけるその対応する３、５点を光
傾斜列の各要素に乗じて、その積の合計を取ることによ
り得られる。この処理は、ＥＣＧＣ斜傾に比例して光波
形傾斜列が後方に一度に１光波形サンプルずつ移動され
る時に、各ｍ個の光サンプル点に対して繰り返される。

ＥＣＧ波形の最初のサンプルが光波形の次の半分の最初
のサンプルと並んだときに、後方へのスライドは終了す
る。

最大傾斜稜は、光波形傾斜列がＸ個の光サンプル点後方
にスライドされた後に発生することが見出だされる。こ
のことが、同じ心臓の収縮により生じたＢＯＧ−Ｒ波の
検出とその光パルスの検出との間の時間間隔ｔを定める
。この時間間隔ｔは、−群の波形サンプルによって表さ
れ、鼓動の発生の決定において使用される。

揃えられた波形傾斜稜を計算することは、各光波形サン
プルに対する傾斜積値を与えることになる０時間間隔構
成要素の確定の間に最大傾斜稜が生じる割合は、最大積
のしきい値を計算するために使うことができる０例えば
、最大傾斜稜の７５％の割合を使用し得る。

従って、ＥＣＧと光信号波形傾斜稜が、最大積のしきい
値を越えるとき、それは真のパルスがあるらしいという
ことになる。

検出光信号の中に現れた、“真の”パルスは、その時、
確認されると共に、検出光信号から酸素飽和度を計算す
るために公知の技術を使用して処理されることができる
０例えば、この発明の好適な実施例に従って、対応する
周期的な情報が同位相で加算されるよう、傾斜稜がＲ波
イベントと同期化させるなめに使用されるか、または、
その対応するパルスを有効として受け入れるための付加
基準として傾斜稜が使用され、そして、酸素飽和度決定
をその対応する光パルスにのみ基付けることができる。

交互に、赤色と赤外線波形の最大値と最小値に対する波
形積は、飽和度を計算する際に、最大値および最小値と
して使用される０選択された波形積のある部分を積分し
、飽和度を決定する際に使用するための相対的な透過率
を得るために、変更領域を全体の信号領域と比較するこ
ともできる０例えば、選択されなしきい値以上の部分を
積分し、その領域を完全なパルスの積分と比較すること
ができる。

患者の状態が変化するとき、または受信された信号の性
質が変化するときに傾斜稜しきい値が変化するようその
傾斜稜しきい値を更新するために、′真”とみなされた
パルスが使用される。

出願人等はまた、連続する鼓動に対応した複数の周期的
な情報を含む検出光信号の時間測定値が、−括して処理
でき、周波数領域の手法を用いて解析し得るということ
を見出だした。これらの周波数領域の手法は、鼓動の同
期性とノイズ、擬似信号そしてモーションアーテファク
トの非同期性とを利用する。

周波数領域において、脈動する動脈血流に対応した所定
の波長に対する光信号は、バックグラウンド強度レベル
でのゼロ周波数、鼓動する心臓の周波数での基本周波数
および基本周波数の倍数での付加的な高調波周波数を含
むスペクトル成分を有する。検出光信号中に現れるノイ
ズ、擬似信号およびモーションアーテファクトは、スペ
クトルに渡って広がる周波数を有する。平均バックグラ
ウンド強度レベルにおける過渡的な変化は、ゼロ周波数
と基本周波数との間に渡って出現する周波数を有する。

この発明の周波数領域の実施例は、百分率変調度におけ
る最大および最小として酸素飽和度計算用に使用して基
本周波数における赤色と赤外線の相対的な最大強度とゼ
ロ周波数におけるバックグラウンド強度の相対的な最小
とを決定するために、予定数の光パルスを含む検出光信
号の時間測定値を収集し、この収集された検出光信号を
周波数領域に変換し、そして周波数スペクトルのスペク
トル構成要素を解析する方法および装置を提供する。

出願人等は、らし、時間領域の検出光信号のディジタル
化された値が、Ｎ個の鼓動の期間にメモリに格納され、
この格納されたデータセットがフーリエ変換を用いて周
波数領域に変換されるならば、基本心搏度数の大きさは
、Ｎ個の鼓動に間して合計されたものであり、Ｎサイク
ルの位置での周波数スペクトル中に出現するということ
を見出だした。これに対して、非同期的な信号の大きさ
は１　／　ｒｎである。ここで、ｍはディジタル化され
格納されたデータセット中のデータ点の数であり、そし
て、非同期的な信号は周波数領域のスペクトルに渡って
出現する。検出光信号バックグラウンド強度の平均強度
は、ゼロサイクルに対応したスペクトル線において現れ
、その波長に対する平均バックグラウンド強度に相当す
る。

もし、赤色および赤外線に対する検出光信号が、１次の
複素データセット、すなわち、実部と虚部成分を有する
として考えられるならば、１次のフーリエ変換だけが、
２倍号の収集された時間測定値のスペクトル内容を解析
するために必要とされる。もし、Ｆ　（ｓ）が複素デー
タセット ｆ　（ｔ）　＝Ｒｅ　ｄ（ｔ）　＋：Ｊ　Ｉ　Ｒ（ｔ）
のフーリエ変換を表すとするならば（ただし、Ｒｅ　ｄ
　（ｔ）は赤色の検出光信号に対するものであり、ＩＲ
（ｔ）は赤外線の検出光信号に対するものである。）、
ｆ（ｔ）の実部成分のフーリエ変換は、次のように示さ
れる。

Ｆ　（Ｒｅ　［ｆ（ｔ）　］　） ＝１／２　（Ｆ（ｓ）　＋Ｆ”　（−ｓ）１同様に、ｆ
　（ｔ）の虚部成分のフーリエ変換は、次のように示さ
れる。

Ｆ　（Ｉｍ［ｆ（ｔ）］　） ＝１／２　（Ｆ（Ｓ）　−Ｆ”　（−３）ＩＦｏ（−ｓ
）は、相反の指数Ｓを有するＦ　（ｓ）の共役複素数で
ある。

心搏度数における赤色と赤外線の基本波の相対的な振幅
は、動脈血の酸素飽和度を計算するための上述した時間
領域の手法のものと同等であることが判明している。こ
の振幅データは、相対的な最大値に対して予測した心搏
度数の領域における周波数スペクトルを調べ、そしてこ
の心搏度数の２倍の周波数における別の相対的な最大値
が存在することを決定して、これが基本波であるという
ことを保証することにより知ることができる。これは、
例えば、別にＥＣＧを検出することにより心搏度数を同
一であると確認する必要なく、動脈血の酸素飽和度を計
算するための相対的な変調データを得る一つの手法を提
供する０代りに、基本波における振幅データは、ＥＣＧ
や、フォノブレチスモグラフィのような独立した心搏度
数測定装置または心搏度数を決定するための類似のもの
を用いることにより、知ることができる。しかしながら
、時間領域手法と違って、各鼓動の正確な発生時間は決
定される必要がないし、光信号と心搏度数パラメータと
を、正確な飽和値を得るなめに相関間係を取る必要もな
い、むしろ、心搏度数のおおよその指針を得ることで十
分であり、そのことが、基本波周波数の同定を容易にす
ると共に飽和度の信頼性を改善するであろう。

計算されるスペクトル線の数は、好適には、臨床的に適
用可能な鼓動の予期される範囲（毎分２０−２５０鼓動
）を含むよう最適化され、一方データセットの長さは、
測定された動脈血の酸素飽和度を表示するのに許容され
る等価遅延によって選択される６例えば、９−１０秒の
データの時間測定値は、計算された飽和度の表示におい
ては、なった４−５秒の遅延を示すだけであり、酸素計
のマイクロプロセッサの計算速度に依存して、その時間
測定値は１秒から２秒毎に適時なやり方で更新されるこ
とができる。

好適な実施例においては、光信号は、各赤色および赤外
線の信号に対して毎秒５７サンプル数でディジタル化さ
れる。５１２デ一タ点が蓄積−されたとき、そのデータ
はフーリエ変換され、そして赤色および赤外線の基本波
の最大が捜し出される。百分率変調度（赤色／赤外線）
は、各最大におけるエネルギをその波長に対するゼロサ
イクルバックグラウンド強度でもって割り、その後、赤
色変調を赤外線変調で割ることにより計算される。そし
て、その計算結果の比率Ｒは、動脈血のヘモグロビンの
飽和度を計算するために、ランバート・ベールの方程式
の公表された方法で使用される。収集データは、ブツシ
ュダウン・スタック・メモリまたは各新データセットが
得られた後に、変換、評価および飽和度計算ができるよ
うな等価なものを用いることにより、新データ点が最も
古いデータ点と置き代わるように更新される。

周波数領域解析手法の別の実施例は、実時間のＥＣＧ波
形と実時間の検出光信号とを、例えば、毎秒１０００サ
ンプルで高速にサンプリングすることを含む、ＥＣＧ波
形を検査することにより、各鼓動に対する発生時間とそ
の鼓動の間にｍ個のサンプルを得るための適当なサンプ
ルレートを決定することができる。従って、各鼓動に対
するデータセットを、同じｍサンプル数を含むよう選択
することができ、ここで各サンプルはその鼓動期間の断
片であり、Ｎ個の鼓動はｍｘＮサンプルを含む、このｍ
ｘＮデータセットのフーリエ変換を行い、前述したよう
な同じ方法でその変換のスペクトル成分を処理すること
が、結局は、幾つかの付加的な利点を有するスペクトル
解析となる。第１に、基本波の最大は常に“鼓動”空間
におけるＮサイクルに対するスペクトル線にて発生する
であろう、第２に、ノイズ、アーテファクトおよび過渡
的なバックグラウンド強度の変化を含めて、その心臓と
の同期を維持できないデータセットの中に存在するどの
信号も、鼓動スペクトルに渡って広げられるであろう、
第３に、信号対雑音における強調は、全ての心搏度数に
対して同一であろう、第４に、ゼロ周波数のバックグラ
ウンド強度に対応したゼロスペクトル線とデータセット
に対する鼓動の数に対応したＮスペクトル線の二つのス
ペクトル線だけが重要であるので、フーリエ変換は二つ
の周波数成分においてのみ行われるだけで良く、全スペ
クトルにおいて行う必要がないし、そのマイクロプロセ
ッサに要求される計算能力は著しく軽減される。

本発明の装置は、時間領域または周波数領域の解析どち
らにも使用でき、患者のプレチスモグラフの検出光信号
とＥＣＧ信号に対する入力、そしてアナログ・プレチス
モグラフ信号からディジタル光信号への変換およびアナ
ログＥＣＧ信号からディジタル信号への変換（プレチス
モグラフ又はＥＣＧ信号がディジタル形態で供給されな
い場合）のためのアナログ／ディジタル変換器、そして
ディジタル信号を受取り、本発明の前述の解析手法の一
つに従ってディジタル検出光信号を処理するディジタル
信号処理部を含み、このディジタル信号処理部にはマイ
クロプロセッサ、メモリデバイス、バッファ、マイクロ
プロセッサの制御用ソフトウェアおよび表示装置が含ま
れる。

その様な関係において、本発明の装置は、赤色光および
赤外線吸収を検出し、患者からのＥＣＧ信号を受取る能
力を有する酸素計装置の一部分である。好適な実施例で
は、この発明の装置は、米国カリフォルニア州へイワー
ドのネルカー・インコーホレーテッドにより製造販売さ
れる商業的に入手可能な非侵襲性パルス酸素計装置であ
るネルカー　　Ｎ−２００パルス酸素計（以下、“Ｎ−
２００複素計”と称する。）の一部分である。

Ｎ−２００酸素計は、上記および国際出願公開第ＷＯ３
６１０５６７４号中に説明された強化Ｎ−１００酸素計
の改良版である。このＮ−２００は、Ｎ−１００装置と
同様に多くの同じ機能を実行する回路を内蔵するが、幾
つかの変更点、例えば、Ｎ−１００装置以上に装置のダ
イナミックレンジを広げるための変更、そしてインテル
・コーポレーションにより製造される１６ビツトマイク
ロプロセツサ・モデル８０８８を内蔵するための変更な
どである。Ｎ−１，００酸素計は、インテル・コーポレ
ーションにより製造される８ビ・ットマイクロプロセッ
サ・モデル８０８５を使用する。Ｎ−２００酸素計は、
従来の酸素計機能に加えて本発明の時間領域解析手法の
好適な実施例の動作を実行するためにマイクロプロセッ
サ制御用ソフトウェアを内蔵し、そして本発明に関係な
い幾つかの構成および処理方法を有するが、ここでは論
じない。このソフトウェアは、本発明の他の時間領域ま
たは周波数領域のどの解析手法をも実行するために修正
可能である。

実施例〕 第１Ａ図および第１Ｂ図を参照しながら、アナログ検出
光信号およびアナログＥＣＧ信号処理用装置に関する本
発明の好適な実施例を説明し、そして本実施例はアナロ
グ／ディジタル変換部（“ＡＤＣ変換器”′と称する。

）１０００と、マイクロプロセッサ２０４０を駆動する
ためのソフトウェアを内蔵して、動脈血中のヘモグロビ
ンの酸素飽和度を決定するためにディジタル化された光
信号とＥＣＧ信号とを処理するディジタル信号処理部（
“ＤＳＰ”と称する。）２０００の部分とから構成する
０本発明部分を形成しないものは除いて、アナログ検出
光信号とアナログＥＣＧ信号とを患者の部位から得るた
めの装置が本発明に関連し、または、商業的に入手可能
なネルカーＮ−２００パルス酸素計に組み入れられてい
る装置である。その様な装置は、周期的な光パルスを含
む光信号を検出するためのプレチスモ・センサ１００、
プレチスモ・センサ１００と飽和度アナログ・フロント
エンド回路３００およびＥＣＧアナログ・フロントエン
ド回路４００をそれぞれ有する従来のＥＣＧｔ極とのイ
ンターフェースをとる患者モジュール２００、検出光信
号をディジタル化可能な別々の赤色と赤外線のチャネル
に処理するための飽和度アナログ回路３００、そしてデ
ィジタル化できるようにＥＣＧ信号を処理するＥＣＧア
ナログ・フロントエンド回ＦＩ１１４００を内蔵する。

Ｎ−２００酸素計は、また、外部ＥＣＧ信号を受取り、
そしてＮ−２００処理手法と互換性があるように（以下
に説明するように）その信号を処理する外部ＥＣＧ入力
回路５００、処理可能な検出光信号を得るなめに適当な
強度でブレチスモ・センサ１００における赤色および赤
外線ＬＥＤをストローブするＬＥＤ駆動回路６００、そ
してＡＤＣｌｏｏＯやＤＳＰ２０００はもちろん、ライ
ン電流または蓄電池から関連回路の駆動用またはバイア
ス用各種ｍ整電源（図示されない）を内蔵する。

組み合わされる素子は、詳細な機能が与えられたなら、
普通の技術者が設計および作製できる技術範囲内の簡単
な回路である。＃ｆｉみ合わされる素子は、ここで簡単
に説明され、好適な実施例では、本発明を使用する操作
状況に装置を置くために、以下に述べる図面中の対応す
る詳細図および回路素子衣に言及される。

好適な実施例において、この発明は、３つの入力信号、
２９のプレチスモグラフまたは検出光信号（例えば、赤
色と赤外線）と患者のＥＣＧ信号を必要とする。もし、
アナログ信号が与えられるならば、これらの信号は、Ａ
ＤＣに対する電圧入力範囲内でなければならないし、あ
るいはＡＤＣに対する電圧入力範囲内とするために、例
えばオフセット・アンプにより調整されなければならな
い、既に信号がディジタル化されている状況では、それ
らはディジタル信号処理デバイス、ＤＳＰと互換性のあ
るビットでなければならない。

ブレチスモグラフ信号は、非侵襲性の酸素計、典型的に
は、Ｎ−１００酸素計に関して前述した方法で交互に赤
色光と赤外線を患者の組織に照射することによる従来の
方法で得られる。第１Ａ図および第１Ｂ図を参照して説
明すると、センサ回路１００は、ＬＥＤ駆動電流が交互
に一方のＬＥＤと他方のＬＥＤとを照射するように、ア
ノード対カソードを並列接続した赤色ＬＥＤ　１１０と
赤外線ＬＥＤ１２０を有する０回路１００はまた、検出
光信号波形である赤色光と赤外線プレチスモグラフの両
方を含む単一のアナログ光信号として、患者の組織、例
えば指１４０を通過する透過光のレベルを検出する光検
出器１３０、好適には発光ダイオードを内蔵する。

第１Ａ、ＩＢ、２Ａおよび２Ｂ図を参照して説明すると
、患者モジュール２００は、光検出器１３０のアナログ
検出光信号を前置増幅するためのプリアンプ２１０、従
来の方法で患者に取り付けられるＥＣＧ電極から検出さ
れたアナログＥＣＧ信号を前置増幅するためのＥＣＧプ
リアンプ２２０、そして高電圧トランジェントがＥＣＧ
プリアンプ機器にダメージを与えないようにプリアンプ
２２０とインバータ２３０および３本のＥＣＧ信号リー
ド線の間に挿入された保護回路２５０を内蔵する。

プリアンプ２１０は、システムのダイナミックレンジを
広げるために正電圧にバイアスされた電流−電圧変換器
として構成される演算増幅器とすることができ、それに
より発光ダイオード１３０の光電流を使用できる電圧信
号に変換する。ＥＣＧプリアンプ２２０は、２本のＥＣ
Ｇ信号電極上に存在する差動信号を増幅する高品質な増
幅器が好適である。この２本の信号電極上に存在する同
相モードの信号は、インバータ２３０により反転され、
そして効果的に同相モード信号をゼロにするために３番
目のＥＣＧリード線によって患者に戻される。２本のＥ
ＣＧ信号リード線上のバイアスネットワークは、１本の
ＥＣＧ電極リード線が患者モジュール２００又は患者か
ら外れた状態になったときを検知するのを手助けするた
めに供給される。患者モジュール２００はまた、ＬＥＤ
駆動電圧をＬＥＤｌｌｏ、１２０に通すためのリード線
を内蔵する。

第１Ａ、ＩＢ、３Ａおよび３Ｂ図を参照して説明すると
、飽和度アナログ・フロントエンド回路３００は、患者
モジュール２００からアナログ光信号を受取り、フィル
タを通し、そしてその検出信号を検出された赤色および
赤外線の光パルスに対応した別々の赤色および赤外線の
アナログ電圧信号を供給するために処理する。この電圧
信号は、不要な高周波成分、例えば１００ｋＨｚ以上を
除去するためにローパスフィルタ３１０を通し、ＤＣ成
分を除去するためにＡＣ結合コンデンサ３２５を通し、
どの不要な低周波、例えば２０Ｈｚ以下をも除去するた
めにバイパスフィルタ３２０を通し、そして同期検出器
３４０に与えられる信号レベルを増幅すると共に最適化
するためにプログラマブルゲインステージ３３０を通過
する。

同期検出器３４０は、存在するどの同相モード信号をも
除去し、時間多重された光信号を１つは赤色電圧信号を
表すチャネルに、もう１つは赤外線信号を表すチャネル
の２チヤネルに分割する。それから、各信号は、それぞ
れ２個の２ボール（ｐｏ　Ｉ　ｅ）２０Ｈｚのローパス
フィルタ３５０．３６０を有するフィルタ列とオフセッ
トアンプ３７０．３８０を通過する。フィルタを通され
た電圧信号は、今や赤色および赤外線検出光信号に対応
した信号情報を含む、さらに、飽和度回路３００におい
てアンプのオーバードライブを避けるために使用する回
路、例えば、受容できないＬＥＤ駆動電流を指示するレ
ベル検知回路３１２．３１４　（ローパスフィルタ３１
０の後に置かれる）、および受容できない入力アンプゲ
インのセツティングを指示するレベル検知回路３１５（
プログラマブルゲインアンプ３３０の後に置かれる）を
用いることができる。

第１Ａ、１８図および第５図を参照して説明すると、Ｅ
ＣＧアナログ・フロントエンド回路４００は、患者モジ
ュール２００から前置増幅されなＥＣＧＣＧ信号取り、
本発明に使用するためにその信号を処理する。アナログ
ＥＣＧ信号は、４０Ｈｚ以上の不要な周波数を除去する
ために２ボール４０Ｈｚのローパスフィルタ４１０を通
し、そして不要なライン周波数成分を除去するためにプ
ログラマブル・ノツチフィルタ４２０を通す、ライン周
波数を測定し、ノツチフィルタ用に適当なりロック周波
数を選択するために、オプションで回路が提供され得る
０次には、ＥＣＧ信゛号は、さらに約４０　Ｈｚ以上の
不要な成分、特にノツチフィルタ４２０により発生され
たかもしれないいかなる周波数成分をも除去するために
好適に構成されたローパスフィルタ４３０を通す。その
後、このＥＣＧＣＧ信号もとのＥＣＧ信号中に存在する
いかなる低周波のベースラインシフトをも除去するため
に０．５Ｈｚバイパスフイルタ４４０を通され、それか
ら、その電圧がアナログ／ディジタル変換装置の入力信
号仕様値内となるオフセット電圧を印加するためにオフ
セットアンプ４５０を通され、そして、この完成した波
形が正確にディジタル化される。

このローパスフィルタ４１０からの出力信号をまた、“
リード・オフ”状態を同定するために、ＥＣＧＣＧ信号
出されているかどうかを検出する回路に通すことが望ま
しい、この信号電圧は、ローパスフィルタ出力電圧の絶
対値を取るために絶対値回路４８０を通され、そして絶
対値回路４８０はその値を比較器４９０に送る。比較器
４９０は、この絶対値電圧を参照しきい値または参照範
囲と比較し、絶対値電圧が受容範囲内で無いときには、
比較器４９０は、状態を変化し、この変化がラッチ４９
５の入力となり、この状態が例えばマイクロプロセッサ
に知らされる。

第１Ａ、１８図および第８図を参照して説明すると、ネ
ルカーＮ−２００装置はまた、スタンドアローンのＥＣ
Ｇ検出装置のＦ、ＣＧ信号を受取るために外部ＥＣ０回
Ｆ＃ｌ５００を備え、その信号はＮ−２００酸素計およ
び本発明に使用するために処理される。回路５００は、
ＤＣオフセット電圧を除去するために容量５１０を通過
させた外部アナログＥＣＧ信号を受取り、そしてその信
号をピーク検出回路５３０へ通す、ＡＣ結合された信号
の一部分はまた、バッファアンプ５２０を介して、比較
器５７０へ入力される。ホールドされたピーク電圧は、
比較器５７０のもう一方の入力に、与えられる参照しき
い＠電圧として使用され、このしきい値を越えるＥＣＧ
信号中の続いて起こるＱＲ３群がトリガ信号を発生し、
そのトリガ信号は、シリアル駆動の光アイソレータ５８
０、電気的に分離された光リンク５９０およびＤＳＰ２
０００中の対応するシリアル駆動の光アイソレータ２５
９０からなる光シリアル通信リンクによってＤＳＰ２０
００に運ばれる。

第１図および第６図を参照して説明すると、ＡＤＣｌｏ
ｏＯは、Ｎ−２００酸素計に必要なアナログ／ディジタ
ル変換を提供する。前述の３つの電圧信号すなわち、赤
色検出光信号、赤外線検出光信号およびＥＧＧ信号（好
適には、患者モジュールからのＥＣＧ信号）は、ＡＤＣ
ｌｏｏＯに入力される。この３つの信号は、従来のよう
に多重化されそして１６ビツト分解能をもたらす拡大レ
ンジ１２ビツトのアナログ／ディジタル変換技術によっ
てデジタル化される。入力信号は、マルチプレクサ１０
１０およびバッファアンプ１０２０を通過する。この変
換ステージは、オフセットアンプ１０３０、信号の一部
分が取り除かれその剰余がより高分解能のために更に増
幅されることを可能にするプログラマブルゲイン回路１
０４０、サンプル・ホールド回路１０５０、比較器・１
０６０、および１２ビツトのディジタル／アナログ変換
器１０８０を含む、バッファアンプを通った信号はＤＣ
バイアスを印加するためにオフセットアンプ１０３０を
通され、そこで信号の一部が除去され、その残りが解像
度を改善するためにプログラマブルゲイン回路１０４０
を通すことにより増幅される。増幅された信号は、次に
サンプル・ホールド回路１０５０を通り、その出力は比
較器１０６０の一方の入力に与えられる。比較器１０６
０の他方の入力は、ディジタル／アナログ（“ＤＡＣ″
）変換器１０８０の出力であり、比較器 １０６０への入力が同じ場合、サンプル・ホールド回路
におけるアナログ電圧はＤＡＣ変換器１０８０中の対応
するディジタルのワードが与えられ、それはそのサンプ
ルに対するディジタル化されたデータとして適当なメモ
リデバイスに格納され、そして次のサンプルがサンプル
・ホールド回路１０５０ヘデイジタル化されるために送
られる。

第１図、第４図、第６図および第７図を参照して説明す
ると、ＤＡＣ１０８０はまた、アナログ・マルチプレク
サ６１０を使用して、マイクロプロセッサ２０４０の制
御のもとで、センサＬＥＤ駆動電圧を発生し、アナログ
・マルチプレクサ６１０は赤色ＬＥＤと赤外線ＬＥＤと
をそれぞれ駆動するために、入ってくるアナログ信号を
２チヤネルの内の１つに分離し、該２チヤネルは各サン
プル・ホールド回路６２０，６３０を有し、ＬＥＤ駆動
回路６４０はＬＥＤＩＩｏ、１２０を駆動するために各
アナログ電圧信号をそれぞれ正負の２極性の電流信号に
変換する。

このアナログ信号をディジタル信号に変換する代わりの
技術、例えば、１６ビツトのアナログ／ディジタル変換
器を使用することができる。

第１図と第７図を参照して説明すると、ＤＳＰ２０００
は入力信号と出力信号および中間処理を含む、信号処理
動作のあらゆる面を制御する。この装置は、１６ビツト
のマイクロプロセッサ２０４０及び関連するサポート回
路を内蔵し、この関連するサポート回路は、データバス
１０、ランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）２０２０
、リード・オンリ・メモリ（ＲＯＭ）２０３０、従来の
ＬＥＤ表示装置２０１０　（詳細には示されない）、必
要なりロック同期信号およびノツチフィルタ周波数信号
を供給するためのシステム・タイミング回路２０５０を
内蔵する。好適な実施例では、マイクロプロセッサ２０
４０は、カリフォルニア州、サンタクララにあるインテ
ルコーポレーションにより製造されるマイクロプロセッ
サ・モデル８０８８である。従来のパルス検出手法に従
って光パルスであるとされた光パルス信号中に検出され
るパルスに基づいて、酸素飽和度の決定がなされるアン
インテグレーテッド・モードと、本発明の好適な実施例
に従って同期化された付加的な合成光信号情報に基づい
て決定されるＥＣＧ同期モードとの２９のモードの内の
１つにおいて、代わりのどのモデルのマイクロプロセッ
サでも使用され得る。。本発明の代わりの実施例におい
て、アンインテグレーテッド・モードにおける飽和度の
決定は、時間領域解析手法のＥＣＧ同期化特徴を有する
と有しないとに拘らずこの発明に従って周波数領域解析
手法に基づかせることができる。

第９Ｆ図を参照して説明すると、割り込みプログラムは
、入ってくる光データとＥＣＧデータの収集およびディ
ジタル化を制御する。

特別なことが生じた場合には、メイン・ループ処理ルー
チンから呼び出される各種のルーチンに操作を転送する
ための種々のソフトウェアフラグが立てられる０例えば
、メイン・ループ処理は、３６００においてＥＣＧルー
チンを呼び、透過された光が十分であり多すぎないこと
を確認するために３６１０においてＬＥＤレベルをチエ
ツクするルーチンを呼び、３６１５で新データの有無を
捜し、もし新データが有るなら３６２０のＭＵＮＣＨル
ーチンを呼び、３６１５で処理されたパルスデータを捜
し、その様なデータを３６４０の飽和度を計゛算するレ
ベル３ルーチンに通し、そしてまた、本発明に属さず、
そしてここでは議論されない、例えば３６２５．３６３
０．３６４５．３６５０．３６５５および ３６６０における酸素計機能に関する各種メンテナンス
・ルーチンを起動する０本発明に属するルーチンが、こ
こでは議論される。

検出光信号波形は、毎秒５７サンプルの割合でサンプリ
ングされる。検出光信号の所定の部分に対するディジタ
ル化された赤色と赤外線の信号が得られたときに、それ
らはＤＡＴＢＵＦと呼ばれるバッファＬこ格納され、デ
ータの存在を示すソフトウェアフラグが３６１５におい
てセットされる。このセットフラグは、各ディジタル化
された新しい光信号波形サンプルを処理する３６２０に
おいてＭＵＮＣＨとして参照されるルーチンを呼ぶ。

このＭＵＮＣＨルーチンは、データ点毎に１回呼び出さ
れ、検出光信号における最大および最小振幅のペアを決
定し、そしてこのペアをレベル３ルーチンに与える。レ
ベル３ルーチンは、好適には、検出パルスが動脈パルス
として処理するために受容できるが否が°を評価する従
来の手法を利用して、ＭＵＮＣＨによって決定された最
大および最小振幅のペアを評価し、受容されたパルスに
基づいて飽和度計算を実行する０ＭＵＮＣＨルーチンは
、先ず、ＥＣＧ同期化があるかどうがを調べ、ＥＣＧ同
期化がある場合には、ＭＵＮＣＨルーチンは５ＬＩＤＢ
Ｒルーチンがら、同期化されたＥＣＧの飽和度計算を行
える強調されたパルスデータを得る。もし、同期化がな
い場合には、ＭＵＮＣＨはアンインテグレーテッド飽和
度計算を行えるＤＡＴＢＵＦに格納されたサンプルを得
る。

第９Ａ図を参照しながら説明すると、強調された合成の
赤色および°赤外線の光パルス波形を生成・維持するた
めの光パルスを含む検出光信号の新しくディジタル化さ
れた各サンプル部分を、５ＬＩＤＥＲルーチンは、連続
しなＥＣＧ−Ｒ波イベントの発生に同期して、処理する
。

５ＬＩＤＥＲルーチンは、最初に３１００において、Ｅ
ＣＧ信号があるかどうかを求める。もしなければ、次に
、そのルーチンはメインライン動作への出口３１６ｏで
強制終了する。ＥＣＧ信号がある場合には、 Ｓ　Ｌ　ｒ　Ｄ　Ｅ　Ｒルー＋ンは続行し、３１１ｏに
おいて光信号の有効性をチエツクする。もし、赤色また
は赤外線のどちらのチャネルに対してもバッファＤＡＴ
ＢＵＦに格納されるディジタル化されたサンプルが、無
効なデータ点を含むのであるならば、スライダ・バッフ
ァ＜５ＬＩＤＥＢＵＦ）の全内容は消去され、そのルー
チンを終了する。データの有効性は、バッファ中に置か
れたゼロを捜すことによりチエツクされる。安定にする
ために２０Ｈｚフイルタを必要とするほどＬＥＤの信号
レベルが変化する場合、又は、信号が処理する電子機器
の電圧リミットを越えるような場合に、七ロカハッファ
中に置かれる。これにより、不良であると分かっている
データの処理が避けられる。

データが有効であると決定されたならば、次に、５ＬＩ
ＤＥＲルーチンは、そのデータか３１２０にスキップさ
れるべきが否がを調べる。光信号のサンプリングとデー
タ収集およびサンプリングされたデータの処理とは、非
同期的な処理である０時々、データバッファは、ＥＣＧ
−Ｒ波イベント・トリガが発生する時間までにはデータ
の処理されないサンプルを幾つか有することがある（以
下に述べられる）、Ｒ波イベントは、スライダ・バッフ
ァ・ポインタをスライダ・バッファの最初にリセットし
、ＤＡＴＢＵＦ中にＲ波データサンプルのマークを付け
る。スライダ・バッファの最初にスライダ・バッファ・
ポインタが既にリセットされていて、そして到来するデ
ータ点が、Ｒ波イベントによりマークされるデータ以前
にＤＡＴＢＵＦ中にディジタル化されていたならば、５
ＬＩＤＥＲはデータ点を処理しない、ＤＡＴＢＵＦバッ
クァ中のＲ波イベントに先立つデータは、スキップされ
ることになる。そのデータがスキップされることになる
ならば、５ＬＩＤＥＲは終了する。

データが処理されることになるならば、５ＬＩＤＥＲは
、その合成部分波形サンプルに対して次式を用いて“ス
ライダーデータ”として更新値を計算するニ スライダ　データ （ｔみ−１） 重み ＋　　　　　×　新　データ 重み ここで、“重み”は前述した分数の重み付け部分、“新
−データ”はＤＡＴＢＵＦ中に到来するサンプルから受
け取られるデータ点、そして“スライダ　データ”は新
データ点が加算され６る前のスライダ・バッファ （ＳＬＩＤＥＢＬＪＦ）における合成波形中の先行デー
タ点寸あり、この計算後は更新されたデータ点になる４ この計算は、ＤＡＴＢＵＦ中の各データ点およびスライ
ダ・バッファ中の対応するどの先行データに対しても実
行される。Ｒ波イベントの発生は、鼓動サンプルの最初
を示す。

計算を行う前に、５ＬＩＤＥＲは３１３０において、い
かなる現存するデータでもあるかどうかを調べるなめに
スライダ・バッファをチエツクする。もしデータがある
場合には、次に、３１５０において、５ＬＩＤＥＲは合
成光信号に対する新しい値を計算する。しかしながら、
スライダ・バッファが空である場合には、次に、３１４
０にて重み値は１の数値が割り当てられ、そして続く新
データ点は１００％の重み付けがなされ、このルーチン
は、その後の鼓動および検出光の部分に対応する次のＲ
波イベントが発生するまで、３１５０において合成光信
号に対する新しい値を計算し続ける。

５ＬＩＤＥＲルーチンはまた、スライダ・バッファに関
連しな処理のための他のハウスキーピング作業を実行す
る。好適な実施例では、第１に、スライダ・バッファは
ある特定の長さが与えられ、約３秒間相当のデータを格
納することができる。いがなる理由に対しても、もしマ
イクロプロセッサが３秒以上Ｒ波を受信しないか又は認
知しない場合には、スライダ・バッファのポインタは最
後のロケーションにセットされ、そのロケーションを越
える増分は成されない、従って、次の受容されたＲ波が
発生するが、またはタイム・アウト条件が発生するまで
、処理されたサンプルはバッファの最後のロケーション
に、それぞれ置かれる。タイム・アウトは、さらにＲ波
イベントが予定時間、例えば５秒間受容されないときに
発生する。タイム・アウトが生じた後は、ＭＵＮＣＨは
、飽和度計算をアンインテグレーテッド・モードにおけ
る ＤＡＴＢＵＦ中の光信号に基づかせるために、ＥＣＧ同
期化がなくなると通知される。

第２に、５ＬＩＤＥＲは、スライダ・バッファ中の更新
された合成波形と先の合成波形とを絶えず比較する。も
し、大きな相違がある場合、例えば、電気機械的な分離
の期間は、５ＬＩＤＥＲは、スライダ・バッファデータ
を無視する動作を直ちに実行する。

第３に、検出光信号の信号レベルまたは光パルス波形に
影響を与える変化を、装置のハードウェア又はソフトウ
ェアが引き起こす時には何時でも、バッファ中の完全な
波形データを害するのを避けるために、スライダ・バッ
ファの内容が消去される。

第９Ｂ図を参照して説゛明すると、ＥＣＧＢＯＸルーチ
ンは、ＥＣＧ−Ｒ波イベントを検出するために、患者モ
ジュール２００及びアナログＥＣＧフロントエンド回路
を通して得られたＥＣＧ信号を処理する。ＢＯＧ信号は
、５ｍ５ｅｃ毎にディジタル化され、ディジタル化され
た値は循環バッファ中に維持される。Ｒ波イベントは、
ＥＣＧ信号の導関数を観察することにより検出される。

導関数は、次のアルゴリズムの適用により３２００にお
いて得られる： 導関数−ｅｃｇ−データ［ｎｌ ＝　ａｂｓ［−０，５ｓｅｃｇ　　データ［ｎ−３］　
十ｏ、　５ｓｅｃｇ　　データ［ｎ−２１＋　０．５傘
ｅｃｇ　　データ［ｎ−１］　−０，５ｓｅｃｇ　　デ
ータ［ｎ］］ ここで、　　ｅＣｇ−データ［ｎｌ”はサンプル・ロケ
ーションｎにおけるＥＣＧ信号に対するディジタル化さ
れた値、そして“ａｂｓ［ドは角括弧された量の絶対値
である。

導関数バッファ中の最も大きいスパイクが、Ｒ波を示す
、このアルゴリズムは、導関数の絶対値を発生するので
、一つはＲ波の正の動作部分、そしてもう一つは負の動
作部分の互いに非常に近接した二つのスパイクを、この
導関数バッファは内蔵する。ａ初のスパイクが認知され
た後、ＥＣＧ　　ＢＯＸが２番目のスパイクを無視する
ようにするために、タイマｅｃｇ　　ブロックが３２５
０においてセットされる。

導関数値が一旦得られ、そしてｅｃｇ−ブロック・タイ
マがもし動作していないならば、次に、その導関数値は
３２４０においてＥＣＧＬきい値と比較される。ＥＣＧ
Ｌ、きい値は、先の最大導関数値の約７５％にセットさ
れる値である。もしも、導関数がこのしきい値よりも大
きい場合には、ＥＣＧ　　ＢＯＸは３２５０においてｅ
ｃｇ−ブロック＝真実とセットすることによりｅｃｇ−
ブロック・タイマをスタートし、３２６０において最大
導関数値を現在の導関数値に取り替え、そして３２７０
においてＲ−ＷＡＶＥ ＣＨＣＫＩＮＧルーチンを呼び出す、Ｒ−ＷＡＶＥ　　
ＣＨＣＫＩＮＧルーｆンが（以下に議論されるように）
完了した後、ＥＣＧ−ＢＯＸは３２８０にて終了する。

もしも導関数がしきい値よりも大きくない場合には、Ｅ
ＣＧ　　ＢＯＸは３２８０に行って終了する。−旦ｅｃ
ｇ−ブロック・タイマが動作させられると、ＥＣＧ　　
ＢＯＸは導関数を計算し、３２２０においてこの導関数
と先の最大導関数値とを比較し続ける。もし計算された
導関数が大きいならば、その時には、その最大導関数値
は３２３０において現在の導関数−ｅｃｇ−データ［ｎ
ｌに等しくなるようセットされてから、このルーチンは
終了する。

もしそうでなければ、ルーチンは終了する。

第９Ｅ図を参照して説明すると、Ｒ− ＷＡＶＥ　　ＣＨＥＣＫＩＮＧルーチンは、３５００に
おいて検出Ｒ波イベントを受取り、３う１０において最
後のＲ波以後の経過時間をチエツクする。もし、この経
過時間が、好道には約２００ｍ５ｅｃにセットされる最
小内部時間リミットよりも少ない場合には、Ｒ波イベン
トは３５２０において虚偽のＲ波イベントとしてマーク
される。もしも経過時間が最小リミットよりも長いなら
、その時には、このルーチンは３５３０において位相遅
れタイマ／カウンタをスタートする。この位相遅れカウ
ンタの目的は、その光データが次のパルスの中の最大の
信号の前に置かれめではなく、先行するパルスからの最
小の光信号の後のスライダ・バッファの最初に置かれる
ことを確保することである。好適な位相遅れ期間は、実
験結果に基づいて、４０ｍ５ｅｃであり、タイム・ウィ
ンドウのオープニングに相当する。興なる患者に対して
変化する光信号検出条件に適応するために、調整可能な
位相遅れ時間を有することが望ましい。

ネルカーＮ−２００装置は、前述したように外部ＥＣＧ
入力回路を備えている。このＮ−２００装置の動作を制
御するメインライン・オペレーティングシステムは、外
部回路５００がＲ波を検出する際に、割込みを受け付け
る０割込みを受け付けたときには、メツセージが絶縁さ
れた光データ伝送路５８０−５９０−２５９０を介して
マイクロプロセッサ２０４０に送られる。それがらマイ
クロプロセッサは、外部で検出されたＲ波イベントが発
生し、そのＲ波イベントはＲ−ＷＡＶＥＣＨＥＣＫＩＮ
Ｇルーチンを通過させられることを、ＥＣＧ処理ルーチ
ンに指示する。従って、外部ＥＣＧアナログ回路５００
は、ＥＣＧ　　ＢＯＸルーチンと同様の機能、すなわち
、Ｒ−ＷＡＶＥ　　ＣＨＢＣＫＩＮＧルーチンにより行
われるＲ波イベントの決定を実行する。ＥＣＧ　　ＢＯ
Ｘルーチンには、信号をＲ−ＷＡＶＥ　　ＣＨＥＣＫＩ
ＮＧに３１を際に、外部８００回路５００に対する優先
度が与えられる。

第９Ｃ図を参照して説明すると、ＥＣＧルーチンは、Ｅ
ＣＧ同期化、スライダ・バッファを使用するための初期
化、および検出光信号のＥＣＧ強巽に関連した種々の他
のタスクを備える。ＥＣＧルーチンは、メインルーズ処
理システムから入る（第９Ｆ図の３６００において）、
最初のタスクは、ｅｃｇ　　ブロックおよび位相−遅延
のようなりＣＧ関連の３３００におけるカウンタ／タイ
マを維持することである０次に、３３１ｏにおいて、患
者モジュール２００からのＥＣＧリード線の有無をチエ
ツクし、もし、無かったなら外部８００回路５００がら
の外部Ｒ波イベント・トリガの存在を３３２０において
チエツクする。もし、Ｒ波イベントが検出されない場合
には、次に、ＥＣＧルーチンは３３７ｏに行って終了す
る。

この処理の点において、メインライン処理システムは、
Ｒ波イベントを、外部回路５００または患者モジュール
２００とＥＣＧＢＯＸのどちらかから受け取っている。

Ｒ波イベントの出所にかかわらず、Ｒ波イベントのその
後の処理は同じである。

外部Ｒ波イベントが検出されるが、またはＥＣＧリード
線が有る場合には、ＥＣＧルーチンは第９Ｄ図に示され
るように、ＥＣＧＬＶ３ルー−１−ンを呼び出す、ＥＣ
Ｇ　　ＬＶ３は、３４１０において患者モジュール２０
０同様のリード線チエツクまたはＥＣＧルーチンのよう
に３４２０にわいて外部回路５００トリガを実行し、そ
してＲ波イベントが発生していない場合には、このルー
チンは ３４８０に行って終了する。Ｒ波イベントが検出され場
合は、先ず、それが新しいＲ波イベントかどうかを決定
するために、３４２５においてチエツクされ、そして新
しくない場合には、このＥＣＧ　　ＬＶ３ルーチンは終
了する。新しいＲ波イベントである場合には、それが真
のＲ波イベントまたは虚偽のＲ波イベントであるかどう
かを決定するために、虚偽のＲ波フラグ（Ｒ−ＷＡＶＥ ＣＨＥＣＫＩＮＧルーチンによりセットされる）を３４
３０で使用する。虚偽のＲ波は、その時点でこのルーチ
ンを終了する原因となる。

Ｒ２波イベントが、虚偽のＲ波でないと決定された場合
には、次に、ＥＣＧ　　ＬＶ３ルーチンは３４３５にお
いて、Ｒ波からＲ波の時間間隔に基づいてＲ波イベント
の経過を更新する。Ｒ波を認めるための規準は、Ｒ−Ｒ
期間とＲ波の振幅からなる。外部ＥＣＧ回路５００トリ
ガに関しては、Ｒ波イベントは、Ｒ波の振幅をある決め
られたしきい値信号と比較した結果の均一なパルスであ
る。

Ｒ−Ｒ時間間隔（すなわち、Ｒ−Ｒデルタ）および経過
を計算した後、ＥＣＧ　　ＬＶ３ルーチンは、３４４０
においてＥＣＧが同期化されているかを知るためにチエ
ツクする。予定数、好適には５個の受容可能なＲ波トリ
ガを受け取った後、ＥＣＧは同期化される０例えば、Ｅ
ＣＧ−同期カウンタは、５に初期化される。このルーチ
ンは、ゼロより大きいならば、そのＥＣＧは同期してい
ないと決定するためにＥＣＧ−同期カウンタ３４４０を
検査し、そして次にＥＣＧ　　同期カウンタは３４４５
において１が減じられる。従って、ＥＣＧ−同期カウン
タが３４４０においてゼロであるときは、要求された先
行の５個の受容可能なＲ波イベントが連続して発生した
ことを示しており、そのときＥＣＧ同期化がなされてい
ると決定されると共にこの装置は強調された合成スライ
ダ・バッファ計算に基づいて酸素飽和度を計算するため
にＭＵＮＣＨへ進行する。ＥＣＧ同期化がなされていよ
うがいまいがいずれにしろ、例え有るとしても、どのＲ
波イベントも３４５０においてその経過およびＲ−Ｒ時
間間隔に対して同期化にエラーがあるかどうかを決定す
るために再びチエツクされる６エラーがあれば、ＥＣＧ
ＬＶ３ルーチンは終了する。同期化エラーがないならば
、スライダ・バッファ （ＳＬＩＤＥＢＵＦ＞において無視されたデータ以後の
時間の最大炎を計算するためのルーチンが、３４６０に
おいて呼び出される。

例えば、先行のＲ−Ｒ時間間Ｍまたは経過がないならば
、そのときには最初のＲ波イベントに関してはエラーが
ないことになる０次の真のＲ波イベントが、先行のＲ−
Ｒ時間間隔および経過と比較され、そして有効な真のパ
ルスであると見えるならば、そのときにはスライダ・バ
ッファのポインタをリセットするためのルーチンが呼び
出される。しかしながら、５個のＲ波イベントが同期し
て通過してそして同期化フラグが立てられた後でのみ、
飽和度計算はスライダ・バッファ・データに基づいてな
される。同期化を失うと、ＥＣＧ−同期カウンタは５に
リセットされる。

ＥＣＧ　　ＬＶ３ルーチンはまた、公簿度数に基づいて
スライダ・バッファの最大炎を計算し、その長さは好適
には３秒または決定されたＲ−Ｒ時間間隔の２．５倍の
どちらでもより小さいほうである。ＥＣＧ　　ＬＶ３ル
ーチンはまた、必要な時にリセットされなり又はクリア
されなりするスライダのポインタおよびカウンタを維持
し、ｅ・ｃｇタイムアウトおよび不良Ｒ波カウンタをリ
セットし、３４６５においてＲ−Ｒ時間間隔に基づく公
簿度数を計算および表示し、３４７ｏにおいて、経過バ
ッファを更新すると共に更新されたスライダ・バッファ
データに基づいて酸素飽和度を決定するために、パルス
データを計算するＭＵＮＣＨルーチンに対しトリガをセ
ットし、３４７５において、この経過と最新のデータに
基づいて、検出光信号の各鼓動に対し処理されるべき部
分を選択するためのウィンドウをセットすると共に計算
する。好適な実施例では、このウィンドウは、Ｒ波発生
後そして検出場所において最大光パルスが発生したより
も前の４０秒に、Ｒ−ＷＡＶＥＣＨＥＣＫＩＮＧルーチ
ン位相−遅延カウンタ／タイマによって開セットされ、
そして最大最小ペアが見つかった後ＭＵＮＣＨルーチン
によって閉セットされる。

ＥＣＧ　　ＬＶ３が終了しなとき、プログラムはＥＣＧ
ルーチンに戻り、ＥＧＧ　　ＢＯＸの導関数バッファの
しきい値をチエツクする。

最大導関数値が実質的に変化したならば、それはＲ波傾
斜が変化していることを示すが、そのときには、しきい
値が調整される。

第１０．ＩＯＡ、ＩＯＢ、ＩＯＣ，ＩＯＣ。

１０Ｅ図およびソフトウェアＢを参照しながら説明する
と、本発明に係る周波数領域実施例におけるソフトウェ
ア動作に対するフローチャートは第１０図に示される。

ソフトウェアＢは、商業的に利用可能な言語であるＡｓ
ｙｓｔコンピュータ言語で書かれている。

このルーチンは、先ず、４０００における各ディジタル
化された赤色および赤外線の光信号に対する５１２個の
データ点の取得から始まり、それは第１０Ａ図にグラフ
的に示される。４０１０において、複素データセット、
ｆ　　（ｔ）−Ｒｅｄ（ｔ）七ＪＩＲ（ｔ）が形成され
る。４０２０において’Ｄ、Ｃ。

成分が全データ点を合計することにより形成されそして
この“Ｄ、Ｃ，”成分が４０３０における引き算により
複素データセットから取除かれ、それは第１０Ｂ図にグ
ラフ的に示される０次に、計算結果のデータは４０４０
において時間間引きをして６４サンプルにし、それが第
１０Ｃ図に図示され、この時間間引きされたデータは、
その後４０５０においてハミング窓関数により処理され
、その結果は第１０Ｄ図に図示される。その後は４０６
０においてフーリエ変換が行われる。この変換のスペク
トル成分は、第１０Ｅ図に示される。

赤色および赤外線成分のフーリエ変換は、前記の方程式
に従って４０７０において計算され、そして４０８０に
おいて、基本心搏度数における最大値とゼロ周波数にお
ける最小値が、赤色および赤外線の各変換に対して決定
される。この飽和度比率Ｒは、次式で計算される： 赤色に対する心搏度数のビーク Ｒｅ（Ｄ、Ｃ，’　） １ｍ（“Ｄ、Ｃ，） 赤色および赤外線に対する最小値は、 ”Ｄ、Ｃ，”成分のそれぞれの実部および虚部から減じ
られる。その後、パルスデータは準備が宣言され、飽和
度が前記飽和度の式にしたがって計算される。鼓動の各
発生と共に新しいデータが得られ、５１２個のデータ点
セットが更新され、そしてこのルーチンは飽和度比率Ｒ
を決定するように動作する。

好適な実施例では、測定される血液成分は、患者の血液
の酸素飽和度である。酸素飽和度の計算は、次式にした
がって、赤外線により観測されるパルスに比較される赤
色光により観測されるパルスの比率に基づいてなされる
：ＢＲ２−Ｒ（ＢＲｌ） 飽和度＝１００Ｘｘ Ｒ（８０１−ＢＲＩ）　　＋　　ＢＨ３−８０２ここで
、 ８０１は、光波長１（赤外線）における酸化ヘモグロビ
ンに対する吸収率、 ８０２は、光波長２（赤色）における酸化ヘモグロビン
に対する吸収率、 ＢＲｌは、光波長１における還元ヘモグロビンに対する
吸収率、 ８Ｒ２は、光波長２における還元ヘモグロビンに対する
吸収率、 光波長１は、赤外線、 光波長２は、赤色光、 そしてＲは、光波長１に対する光波長２の光学濃度の比
率であり、次のように計算される： Ｉ　　ｎ　　［Ｉ　ｓａｇｅ／　Ｉ　＋ｍ１ｍ２１Ｒ＝ Ｉ　　ｎ　’［Ｉ　１１１１１１＋／　Ｉ　ｍ１ｍ１コ
ここで、 Ｉ　ａａｘ２は、光波長２における最大透過光、１１．
２は、光波長２における最小透過光、Ｉ　ｓａ□は、光
波長１における最大透過光、Ｉ　ｍ１ｍ１は、光波長１
における最小透過光、である。

種々の吸収率は、当業者に公知の技術による実験的な研
究で決定されることが可能である４便利な計算法として
、この比率の自然対数は、自然対数に対するティラー展
開級数を使用して計算することができる。

以下に、回路素子表、ソフトウェアＡおよびソフトウェ
アＢを示す。

皿胤エヱ遣 第２図 ２３０　υ２ 第３図 Ｆ４４２ ナショナル セミコンダクター ｌＮＡ１０１８Ｐバー・ブラウン ＬＦ４４２　　　ナショナル セミコンダクター Ｆ４４４ ナショナル セミコンダクター Ｐ３６５Ｎ ナショナル セミコンダクター デュアル・ロー・ パワーＯＰアンプ 計装用アンプ デュアル・ロー・ パワー〇Ｐアンプ クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ クワッド電圧 コンパレータ Ｆ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＦＢＴ ＯＰアンプ Ｆ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ ）４Ｐ７５２４１Ｎマイクロパワー ８ビツトＤＡＣ υ３２ Ｆ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＦＥＴ ＯＰアンプ Ｆ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアン１ Ｆ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ ＤＧ２１１ＣＪ シリコニクス インコーホレーテッド ＣＭＯＳアナログ スイッチ Ｐ３６５Ｎ Ｆ４４４ ナショナル セミコンダクター ナショナル セミコンダクター クワッド電圧 コンパレータ クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ 第４図 ６４０　　ｔ１１９ ｆｌＧ２１１ｃＪ Ｆ４４４ シリコニクス インコーホレーテッド ＣＭＯＳアナログ スイッチ ＤＧ２４３ＣＪ シリコニクス インコーホレーテッド アナログスイッチ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＦＥＴ ＯＰアンプ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ 第５図 Ｆ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ Ｆ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ ＬＴＣ１０５９ＣＮリニア・テクノロジスイッチド・キ
ャパ シタ・フィルタ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ Ｆ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ｏＰアンプ Ｆ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ Ｆ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ ＤＧ２　１１　ＣＪ シリコニクス インコーホレーテッド ＣＭＯＳアナログ スイッチ ｔｌ１２ ＬＦ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ ＬＦ４４２Ｎ ナショナル セミコンダクター ロー営バワー ＯＰアンプ ｕ５ ＬＦ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＦＥＴ ＯＰアンプ １０５０　０３ｆ３ ＬＦ３９８Ｎ ナショナル セミコンダクター サンプル／ホールド ＯＰアンプ ｕ４ ＬＨ３９３Ｎ ナショナル セミコンダクター 電圧コンバレータ １０６０υ２９ １Ｈ２１１Ｐ テキサス インスツルメンツ ロー・オフセット 電圧コンバレータ ｔｌ１０ ７４８ＣＯＯ テキサス インスツルメンツ 高遠ＣＭＯＳ １０８０υ４３ 八〇７５４８ＫＮアナログ・デバイセズＣＭＯＳ１２ビ
ット ＤＡＣ ｕ３ ７４ＨＣ７４ テキサス インスツルメンツ 高遠ＣＭＯ　Ｓ １０８０　１Ｊ３１ ＬＦ４１１＾ＣＮナショナル セミコンダクター ロー・オフセット ＯＰアンブ 第６図 ＤＧ５２８ＣＫ シリコニクス インコーボレーテッド オクタル・アナログ スイッチ ＬＦ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ｏＰアンプ Ｕ１８ ＤＧ５２８Ｃκ ＬＦ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ １０３０　［２５ ＬＦ４４４　　　ナショナル セミコンダクター クワッドＪＦＥＴ ＯＰアンプ １０４０　０３８　　ＡＤ７５２４ＬＮ　７ナログ・デ
バイセズ　ＤＡＣ１０４０［１４２　　７４１１Ｃ３７
４　　ｆ＃サス　　　　　　　　高速ＣＭＯＳインスツ
ルメンツ Ｕ１１ ＬＦ４４４ ＬＦ４４４ シリコニクス インコーポレーテッド ナショナル セミコンダクター ナショナル セミコンダクター オクタル・アナログ スイッチ クワッドＪＰＥＴ ｏＰアンプ クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ 第７図 ｕ２ ８２Ｃ８４Ａ−２日本電気 ＣＭＯＳ　　８ＭＨｚ クロック発生器 ７４ＨＣＯＯ テキサス インスツルメンツ 高遠ＣＭＯＳ ｕ１ ７４ＨＣ７４ テキサス インスツルメンツ 高速ＣＭＯＳ ｕ９ ７４８ＣＯ４ テキサス インスツルメンツ 高速ＣＭＯ　Ｓ ｕ１ ７４８Ｃ７４ テキサス インスツルメンツ 高速ＣＭＯＳ ８８Ｎ２７Ｃ５１２−２５ 富士通 ＣＭＯＳ　　６４Ｋ ｘ　　８　　ＲＯＭ ＭＳ｝４８０Ｃ８８ＲＳ−２ 沖電気工業 ＣＰＵ　　８ＭＨｚ， １２５ｎｓ ２０２０　Ｕ１５ ＤＳ１２４２ ダラス セミコンダクター ＣＭＯＳ　　３２Ｋ Ｘ　　Ｓ　　ＲＡＭ ｕ３ ７４８Ｃ７４ テキサス インスツルメンツ 高速ＣＭＯ　Ｓ Ｕ２３ ７４８Ｃ１３８ テキサス インスツルメンツ 高遠ＣＭＯＳ ７４ＨＣ３７４ テキサス インスツルメンツ 高速ＣＭＯ　Ｓ ７４ＨＣ１３８ テキサス インスツルメンツ 高速ＣＭＯＳ Ｕ９ ７４ＨＣＯ４ テキサス インスツルメンツ 高速ＣＭＯ　Ｓ ７４８ＣＯＯ テキサス インスツルメンツ 高速ＣＭＯＳ ｕ３ ７４８Ｃ７４ テキサス インスツルメンツ 高速ＣＭＯＳ Ｕ１９ ７４８ＣＯＯ テキサス インスツルメンツ 高速ＣＭＯ　Ｓ ｕ９ ７４８ＣＯ４ テキサス インスツルメンツ 高遠ＣＭＯ　Ｓ υ１６　　８２Ｃ５１Ａ　　　　　沖電気工業０２２　
　ＨＳ８８２Ｃ５９Ａ−２ＲＳ　　沖電気工業ＣＭＯＳ ＵＡＲＴ ＣＭＯＳインタラプ ト・コントローラ ２０５０υ３４ Ｈ８Ｈ８２Ｃ５３−２ 沖′ｒ４気工業 ０ＭＯ８トリプル タイマ Ｆ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ Ｈ５Ｈ８２Ｃ５３−２ 沖電気工業 ０ＭＯ３）リプル タイマ ４８ＣＯ４ テキサス インスツルメンツ 高速ＣＭＯ３ ７４８Ｃ３９３ テキサス インスツルメンツ 高速ｅＭＯ８ ２０５０１Ｊ３５ ２７３２Ａ インテル コーポレーション ４０９６　Ｘ８ＲＯＭ ７４８Ｃ３７４ テキサス インスツルメンツ 高速ＣＭＯ８ ２０５０１Ｊ２８ ７４８Ｃ３７４ テキサス インスツルメンツ 高速ＣＭＯＳ セミコンダクター ｏＰアンプ Ｆ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンブ ｅｃｇｓｙｎ８： 明細書の浄書（内容に変更なし） フｍｐ ｅｃｇ　５ｙｎｃ　ｅｒｒ ＡＬＬ ＳＥＮＤ　　ＳＡＴ 明細、！シの浄Ｖ（内容に変更なし１ ｅｃｇｓｙｎ１０： ｅｃｇ−ｎｏｃ−ｓｙ＋１ｃ−ｅｘ 明細書の浄書（内容に変更なし） ｓａｇ−ｓｙｎｃ−ｅｒｒ　ｃｋ： ｂｌ、０ ；ＣＡＬＣＢＵＴ　　ＤＯＮ　Ｔ　　ＭＰＬＡＹ　　Ｙ
ＥＴｉｂｌ　　Ｃｏｎ七ａｉｎｓ　　ｅｒｒｏｒ　　ｃ
ｏｄｅｓ明細書の浄吉（内容に変更ない ｅｃｇｓｅｒｒｋ３　： ｅｃｇｎｓｅｒｒｋｌ　： ｅｃｇｓｄｌｙ、１ 明細書の浄書（内容に変更なし） ＥＳＴ ＣＵＲｖａｒ、ｂｉｔ５ ｄｏｌｉＬコ２： ｉＣＨＥＣＸ　ＩＦ　Ｃ０ＤＥＳ ｉＣＨＥＣＸ　ＤＩＦ　Ｃ０ＤＥＳ ｓｌｉｄｅ　ｍｏｄｅ Ｈｅｎｔｌｒａ　ｎｅｗｏｕｚ 明細書の浄書（内容に変更なし） ＯＲＢＹ　　２．５　　ｍＳ　　ＲＯＵＴ工ＮＥ；ｃｈ
ｅｃｋ　　ｉｆ　　ｏｋ　　ヒｏ　　ｃｏｎヒ１ｎｕｅ
；ｒ−ｗａｖｅ　ｂｌｏｃｋ　ｉｓ　ａｃｔｉｖｅ明細
市の浄が内容（−変更なし） ｌｅａｓヒ　ｒｗｖ　　ｌｖ３．　２５５；ＲＥＳ胛則
ＮｃＨ１ｓ　ＰＡＲＡＭＥＴＥＲ５／／／／ｌ／ ；ｆｏｒ　ｅｃｇｂｏｘ　／／／ ；ｄｉｔｔｏ　　　　　　　／／／ ；ｓｅヒ　ヒｈｒｅｓｈｏｌｄ　　ｆｏｒ　　ｍｉｎ、
　　ｔｅｍｐ。

明細書の浄書（内容に変更なし） 明細書の浄書（内容に変更なし） ｓｎｏｒＴ＋　ｅｃｇｔ＋＋ｕ ；ｃｌｅａｒ　８　ｗｏｒｄｓ　ｆｒｏｍ　ｅｓ：ｄｉ
；ｈａｖｅ　ｂｘ ；５ａｆｅ　　ヒＯｓｕｂヒｒａｃｔ　　ｏｌｄｅｓヒ
　ｖａｌｕｅ；ｎＯ ；ｙｅｓ ｉｎｄｅｘ　ｅｃｇ−ｂｕｆ［ｅｃｇｉｉｄｘ−４］；
ｙｅｓ ；ｇｅｔ　　４　　ｒｕｎｎｉｎｇ　　ｓｕｍ；ｒｅｔ
ｒｉｅｖｅ　ｅｃｇｄｉｉｄｘ；ｎ。

・１（１書の浄書（内容に変更なし） ｓｌｉｄｅｒ： ・１書の浄１１Σ（内容に変更なし） ＣＸ、１１）Ｘｉ ；ｙｅｓ ；ｃｈｅｃｋ　ｉｆ　ｉｒ　Ｗ　ｒｅｄ　ｍ　Ｏ；　　
ヒ０３ ；ｃｈａｎｇｅ　ｍｅｔ＆ｒｍｏｄｅ　６Ｆ　　　　七
〇　５ 明細書の浄書（内容に変更なし） ａＸ、ｎ８Ｗｉｉ（ＩＸ） 明加１、（１の序、Ｌ（内容に変更なし）ｓｈｏｒｔ　
　５ｌｉｄｘ １１０％４±ｎｇ ｉｉｄｘ］　　＋　　（ ｎｕｓ　　ヒ０ ｐｌａｃｅｄ。

ａｗｂｕｆ［ｎｅｗｉｉｄｘ２］ ａｘｐ／　／　／ ｕｓｎ 明細台の浄書（内容に変更なし） ａｘ　　＝　　ｄａヒｂｕｆ［ｄｏｐｉｄｘ］　　ＩＲ
ｃｘ　ｗ　ｎｅｗｂｕｆ［ｎｅｗｉｉｄｘ］　　工Ｒａ
ｘ　ｚ　ｎｅｗｂｕｌ！［ｎｅｗｉｉｄｘ］　　ｒｅｄ
ｘ ａｘ　　ｍ　　ｄａｌ：ｂｕｆ［ｄｏｐｉｄｘ］　　ｒ
ｅｄａｎｄ　　ｃｏｐｙ　　ｉｎ七ｏ　　２ｎｄ　　ｒ
ｅｄ；ｎｅｗ−ａｖｇ　　−ｉｆ　　ｗｅ土ｇｈｔ　　
ｉｓ　　Ｏ，ｒｅｔ、ｕｒｎ　　ｄａ七ｂｕｆ［ｄｏｐ
ｉｄｘ］　　ｉｎ　　ａｘ。

明’Ｍ書の浄！Ｆ（内容に変更なし） ；ｂｘ　　ｐｏｉｎｔｓ　　七ｏ　　ａｄｄｒｅｓｓ　
　ｆｒｏｍ　　ｗｈｉｃｈ　　ｔｏ　　ｃｌｅａｒ；ａ
ｘ　　ｃｏｎｔａｉｎｓ　　ｎｕｍｂｅｒ　　ｏｆ　　
ｂｙｔｅｓ　　ヒｏ　　ｃｌｅａｒ；１ｏｏｐ　　ｃｏ
ｕｎ七ｅｒ　　ｉｓ　　ｆｉｎｅ：　　５ＨＯＲＴ、Ｆ
Ｌ工Ｐ １２Ｂ　　２　　Ｄ。

１３０　　エ　−　ＰＴＲ：＝ ＳＨＯＲＴ、ＤＡＴ　　［工　］　　５ＣＯＮＪ、ＤＡ
Ｔ　　［ＰＴＲ］　　−０ＯＰ ＳＣＯＮＪ、ＤＡＴ　　Ｃ０ＮＪ　　５ＣＯＮＪ、ＤＡ
Ｔ　　ニーＯ２ ＢＨ３ １００゜ ＳＡＴ：＝ ２５６゜ ＳＡＴ：＝ ｌｓｅ ＴＨＥＮ ＳＡＴ　　　１０２゜ ＳＡＴ　　　Ｏ，＜ 〉　　工Ｆ　　　１０２．　　　ＳＡＴ工Ｆ　　　Ｏ，
ＳＡＴ　　　：、。

：ｘ　　　ＥＬＳＥ　　ＴＨＥＮ ＥＬＳＥ　　ＴＨＥＮ １　　　ＣＴＲ＋　　　ＣＴＲ：＝ 、２５　　．５１　　　ＶＵＰＯＲＴ、ＯＲ工Ｇ、７５
　　．５０　　　ＶＵＰＯＲＴ、５ＩＺＥＰＴＲ，ＭＩ
Ｎ ＥＬＳＥ ＨＥＮ 明細書の浄ゼＹ（内容に変更なし） ：　　　ＧＥＴ、工Ｔ ＨＯＷ、ＬＯＮＧ　　１　　　　１　　　Ｄ。

ＢＥＧ工Ｎ ？ＢＵＦＦＥＲ，５ＷＩＴＣＨ ，５０ＶＵＰＯＲＴ、Ｓ工ＺＥ 、２５　　．０１　　　ＶＵＰＯＲＴ、０ＲＩＧ、７５
　　．５０　　ＶＵＰＯＲＴ、Ｓ工ＺＥＮＯ，ＬＡＢＥ
ＬＳ ＨＥＮ ｚ−ｘ土工Ｙ　　　ＦＯＲ，ＤＡＴ　　　、＝ＦＯＲ，
ＤＡＴ　　　ＣＴＲ５ＵＢＦ工ＬＥ　　　ＡＲＲＡＹ＞
Ｆ工ＬＥＳＨＯＲＴ、ＰＲＯＣＥＳＳ ＯＯＰ 明細書の浄書（内容に変更なし） ：　　よりＬＥ、工Ｔ ｌＣＴＲ：＝ ＢＥＧ工Ｎ ＥＧＩＮ ？ＢＵＦＦＥＲ，５ＷＩＴＣＨ ，７５，５０ ＶＵＩ’ＯＲＴ、５ＩＺＥ 、７５　　．５０ ＶＵＰＯＲＴ、５ＩＺＥ ＨＥＮ ｚ＝ｘ十工Ｙ　　ＦＯＲ，ＤＡＴ　　　：＝ＳＨＯＲＴ
、ＰＲＯＣＥＳＳ ？ＫＥＹ ＬＩＮＴ工Ｌ ＰＣＫＥＹ　　ＤＲＯＰ 明細この１′１ト書（内容に変更なし）：　　よりＬＥ ＳＥＴ、ＴＥＭＰＬＡＴＥ 〃工ＮＰＵＴ　ＲＣＡＬ　　：＝ Ｆ工ＮＤ、ＢＥＴＡＳ ＧＲより、ＯＦＦ よりＬＥ、ＩＴ ＧＲ ：　　　ＣＡＬ、ＣＨＥＣＫ ＳＥＴ、ＴＥＭＰＬＡＴＥ ＮＯＲＭＡＬ、ＤＩＳＰＬＡＹ ＳＣＲＥＥＮ、ＣＬＥＡＲ ＷＡ工Ｔ、ＦＯＲ，ＵＳＥＲ ５ＴＡＲＴ、八ＣＱ ＢＥＧ工Ｎ ？ＢＵＦＦＥＲ，５ＷＩＴＣＨ ＮＴＩＬ ］　　［］Ｍ工Ｎ　　ＤＵＰ　　Ｍ工Ｎ１　　：＝　　
ＦＬＯＡＴ　　４０９．５　　／］　　［］ＭＩＮ　　
ＤＵＰ　　ＭＩＮ２　　：＝　　ＦＬＯＡＴ　　４０９
．５　　／３０００　　ＭＳＥＣ，ＤＥＬＡＹ ＳＨＯＷ、工Ｔ 明細書のｉ多Ｊ（１”Ｊ容に変更なし）ヒｈｅｎ ＪＮＴＩＬ ａｓｅ １　　ｏｆ　　１ｄｌｅ　ｅｎｄｏｆ 工 ・・　　０ ｒｙＪａＩＦ！Ｈの浄書（内容に変更なし）ｂａｎｎｅ
ｒ：　　ｍｙ、ｂａｎｎｅｒＲ ＣＲＣＲＣＲ ＣＲＣＲＣＲ ＣＲＣＲ ＮＥＬＬＣＯＲＰＵＬＳＥ　ＯＸＩＭＥＴＥＲ”ＦＯＲ
ＥＸＰＥＲＩＭＥＮＴＡＬ　ＵＳＥ　０ＮＬＹｌｌＣＯ
ＰＹＲＩＧＨＴ　１９８８”

【図面の簡単な説明】

第１Ａ図および第１Ｂ図はそれぞれ本発明の装置および
本発明と関連した装置のブロックダイアダラム、第２Ａ
図は第１図の患者モジュールにおける飽和度プリアンプ
の詳細回路図、第２Ｂ図は第１図の患者モジュールにお
けるＥＣＧプリアンプと入力保護回路の詳細回路図、第
３Ａ図および第３Ｂ図はそれぞれ第１図の飽和度アナロ
グ・フロントエンド回路の詳細回路図、第４図は第１図
のＬＥＤ駆動回路の詳細回路図、第５図は第１図のＥＣ
Ｇアナログ・フロントエンド回路の詳細回路図、第６Ａ
図および第６Ｂ図はそれぞれ第１図のアナログ／ディジ
タル変換部の詳細回路図、第７Ａ、７Ｂおよび７Ｃ図は
それぞれ第１図のディジタル信号処理部の詳細回路図、
第８図は第１図の外部ＥＣＧ回路の詳細回路図、第９Ａ
、９Ｂ、９Ｃ，９Ｄ、９Ｅおよび９Ｆ図はそれぞれ本発
明に係る時間領域ＥＣＧおよび光信号処理のためのフロ
ーチャート図、第１０図は本発明に係る周波数領域光パ
ルス処理のためのフローチャート図、第１ＯＡ、ＩＯＢ
、ＩＯｃ、ＩＯＤおよび１０Ｅ図はそれぞれ第１０図の
フローチャートに対応した一連の波形図である。 １０・・・データバス １００・・・グレチスモ・センサ １１０・・・赤色ＬＥＤ １２０・・・赤外線ＬＥＤ １３０・・・光検出器 ２００・・・患者モジュール ２１０・・・プリアンプ ２２０・・・ＥＣＧグリアング ２３０・・・インバータ ２５０・・・検層回路 ３００・・・飽和度アナログ・フロントエンド回路３１
０・・・ローパスフィルタ ３１２．３１４，３１５・・・レベル検出回路３２０・
・・バイパスフィルタ ３２５・・・ＡＣ結合コンデンサ ３３０・・・プログラマブルゲイ７ステージ３４０・・
・同期検出器 ３５０、３６０・・・ローパスフィルタ３７０．３８０
・・・オフセットアンプ４００・・・ＥＣＧアナログ・
フロントエンド回路４１０．４３０・・・ローパスフィ
ルタ４２０・・・プログラマブル・ノツチフィルタ４４
０・・・バイパスフィルタ ４５０・・・オフセットアンプ ４８０・・・絶対値回路 ４９０・・・比較器 ４９５・・・ラッチ ５００・・・外部ＥＣＧ入力回路 ５１０・・・容量 ５２０・・・バッファアンプ ５３０・・・ピーク検出器 ５７０・・・比較器 ５８０・・・光アイソレータ ５９０・・・光リンク ６００・・・ＬＥＤ駆動回路 ６１０・・・アナログ・マルチプレクサ６２０、６３０
・・・サンプル・ホールド回路６４０・・・ＬＥＤ駆動
回路 １０００・・・アナログ／ディジタル変換部（ＡＤＣ変
換部） １０１０・・・マルチプレクサ １０２０・・・バッファアンプ １０３０・・・オフセットアンプ １０４０・・・プログラマブルゲイン回路１０５０・・
・サンプル・ホールド回路１０６０・・・比較器 １０８０・・・デンジタル／アナログ変換器（ＤＡＣ変
換部） ２０００・・・ディジタル信号処理部（ＤＳＰ）２０１
０・・・ＬＥＤ表示装置 ２０２０・・・ランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ２
０３０・・・リード・オンリ・メモリ（ＲＯＭ）２０４
０・・・マイクロプロセッサ

Claims (66)

【特許請求の範囲】
1. （１）患者の鼓動に関係する血流特性の周期的な動脈パ
   ルスが原因する振幅の周期的な変化と患者の鼓動に関係
   しない振幅の非周期的な変化とを含み、２またはそれ以
   上の波長において測定される患者の組織中における光吸
   収に対応した各測定波長に対する吸収信号を検出するこ
   とにより血流特性から血液成分の量を計算する方法にお
   いて、 周期的な情報及び非周期的な情報を含む吸収信号の時間
   測定値を得て、 この時間測定値中の周期的な情報の合成周期波形に対応
   し相対的な最大および最小振幅を有する合成波形を決定
   するため、時間測定値中の非周期的な情報がその合成信
   号から減衰され取り除かれるように、時間測定値を一括
   して処理し、その後、 検出波長における合成周期波形の相対的な最大および最
   小振幅から血液成分の量を計算することを特徴とする血
   液成分量の計算方法。
2. （２）時間測定値および決定された合成周期波形が新し
   い鼓動に関連した周期的な情報を含むように、時間測定
   値を新しい鼓動の発生と共に更新することにより、吸収
   信号の時間測定値を得ることをさらに特徴とする請求項
   １記載の方法。
3. （３）吸収信号の時間測定値を得るステップは、鼓動の
   各発生と共に更新され、そして合成周期情報は更新され
   た時間測定値を処理することによつて更新されることを
   特徴とする請求項２記載の方法。
4. （４）対応する複数の鼓動に関連した周期的な情報を包
   含する検出された吸収信号の複数の選択部分を得ること
   により、吸収信号の時間測定値を得ることをさらに特徴
   とする請求項３記載の方法。
5. （５）時間測定値を得、 患者の鼓動の発生を確認し、 鼓動の発生とその鼓動に関連した吸収信号中の周期的な
   情報の発生とを相関させ、 連続する鼓動の発生に同期させ、 同期化された連続する鼓動の発生とこの鼓動の発生の相
   関関係とその関連した周期的な情報に基づいて、検出さ
   れた吸収信号の連続した選択部分に周期的な情報を同位
   相で加算し、これにより合成周期情報を形成することに
   より、時間測定値を一括して処理することをさらに特徴
   とする請求項４記載の方法。
6. （６）第１の選択部分を得、 次の鼓動に対応した第２の選択部分を得、 第１の選択部分に第１の重み付け関数を加えて、第１の
   重み付け部分を形成し、 第２の選択部分に第２の重み付け関数を加えて、第２の
   重み付け部分を形成し、 合成周期情報波形を形成するために第１および第２の重
   み付け部分を一緒に加算し、その後、 この合成周期信号を第１の選択部分とし、 そして次の鼓動の発生に対応して新しく取得した選択部
   分を第２の選択部分として得、 第１と第２の重み付け関数により第１と第２の部分に重
   み付けをし、そして 重み付けされた第１と第２の部分を一緒に加算して、更
   新された合成周期情報を提供することにより、周期的な
   情報を加算することをさらに特徴とする請求項５記載の
   方法。
7. （７）第１および第２の重み付け関数は、合成周期情報
   波形中の第２の選択部分に対して特に選択されることを
   特徴とする請求項６記載の方法。
8. （８）第１および第２の重み付け関数は、合計して１と
   なる分数の乗数であることを特徴とする請求項６記載の
   方法。
9. （９）予定数の連続する鼓動に対応した予定数の選択部
   分を選択し、 複数の重み付け関数を得、 この複数の重み付け関数の一つを、各選択部分が重み付
   けされるように予定数の各選択部分に与え、そして、 重み付けされた部分を同期して一緒に加算し、合成周期
   情報波形を形成することにより、周期的な情報を加算す
   ることをさらに特徴とする請求項５記載の方法。
10. （１０）重み付け関数は、予定数の部分において他のど
    の部分よりも最新の取得された選択部分に対して特に選
    択されることを特徴とする請求項９記載の方法。
11. （１１）重み付け関数は、合計して１となる分数の乗数
    であることを特徴とする請求項９記載の方法。
12. （１２）予定数の選択部分が予定数の最新の選択部分に
    対応し、 予定数よりも古い鼓動に対応した選択部分を、新しく発
    生した鼓動に対応する選択部分に取替え、そして 最新の選択部分に関する同じ選択部分に同じ重み付け関
    数が与えられるように複数の重み付け間数を割り当てる
    ことにより、合成周期情報波形を更新することをさらに
    特徴とする請求項９記載の方法。
13. （１３）予定数の鼓動に対応した予定数の周期的な情報
    を包含する予定の時間測定値を得ることにより、吸収信
    号の時間測定値を得ることをさらに特徴とする請求項３
    記載の方法。
14. （１４）収集された時間測定値の周波数成分に対応する
    スペクトル成分を有する周波数領域に、この収集された
    時間測定値をフーリエ変換し、それで相対的な最大およ
    び最小振幅における差と平均バックグラウンド強度の振
    幅とは、収集された時間測定値中の予定数の鼓動に対す
    るスペクトル線とゼロ周波数スペクトル成分での振幅に
    それぞれ対応させることにより、収集された時間測定値
    を処理することをさらに特徴とする請求項１３記載の方
    法。
15. （１５）予定数の鼓動の整数倍に対応した周波数におけ
    る意味のあるスペクトル成分の振幅を検出することによ
    って、予定数の鼓動に対応したスペクトル成分における
    振幅を同一であると確認することにより、収集された時
    間測定値を処理することをさらに特徴とする請求項１４
    記載の方法。
16. （１６）予定数の鼓動に対応するスペクトル成分におけ
    る振幅を患者の心搏度数を検出することにより同一であ
    ると確認し、そして時間測定値に対して検出された心搏
    度数を変換された時間測定値のスペクトル成分と相関さ
    せることにより、収集された時間測定値を処理すること
    をさらに特徴とする請求項１４記載の方法。
17. （１７）吸収信号は２つの波長を含み、 各波長に対する吸収信号をディジタルデータに変換し、 吸収信号の各波長に対する第１の予定数のディジタル化
    されたデータ点を収集し、 一方は実部成分に対応する波長データと他方は虚部成分
    に対応する波長データからなる複素データセットを形成
    し、 この複素データセットからゼロ周波数成分に対応するバ
    ックグラウンド吸収信号を決定してそしてその決定され
    たバックグラウンド成分を複素データセットから減じる
    ことにより修正データセットを形成し、 この修正データセットを時間的に間引いて第２の予定数
    のサンプル数にし、 ハミング窓からなるグループと同様のアーテファクト減
    少窓関数との間から選択された関数を用いて第２の予定
    数のサンプル数を処理することにより処理データセット
    を形成し、この処理データセットを周波数領域にフーリ
    エ変換し、 この変換から時間サンプルにおける第１の予定数の鼓動
    に対する基本周波数での第１および第２の波長のスペク
    トル成分を決定し、ゼロ周波数および基本周波数のスペ
    クトル成分の振幅を用いて第１および第２の波長に対す
    る相対的な最大および最小の振幅を決定することにより
    、時間測定値を収集することをさらに特徴とする請求項
    ３記載の方法。
18. （１８）第１の重み付け関数は５／６で、第２の重み付
    け関数は１／６であることを特徴とする請求項８記載の
    方法。
19. （１９）患者のＥＣＧ信号からの鼓動の発生時間を決定
    し、そして時間測定値における予定数の各鼓動に対する
    鼓動の発生時間に基づいて、鼓動毎の第２の予定数のサ
    ンプルを得るために吸収信号の時間測定値をサンプリン
    グすることをさらに特徴とする請求項１３記載の方法。
20. （２０）患者の鼓動に関係する血流特性の周期的な動脈
    パルスが原因する振幅の周期的な変化と患者の鼓動に関
    係しない振幅の非周期的な変化とを含み、２またはそれ
    以上の波長において測定される患者の組織中における光
    吸収に対応した光電検出吸収信号から血液成分の量を計
    算し、そして各測定波長の光電検出吸収信号を受け取る
    ための手段を内蔵する装置において、 周期的な情報および非周期的な情報を含む検出吸収信号
    の時間測定値を得る手段と、 時間測定値中に存在する非周期的な情報を減少させ、か
    つ合成信号から取り除かれるよう時間測定値中の周期的
    な情報の合成周期波形に対応した相対的な最大および最
    小振幅を有する合成信号を決定するために、得られた時
    間測定値を一括して処理し、そして検出波長における合
    成周期波形の相対的な最大および最小振幅から血液成分
    の量を計算する手段と、からなることを特徴とする装置
    。
21. （２１）検出吸収信号の時間測定値を得る手段は、時間
    測定値および決定された合成周期波形が新しい鼓動に関
    連した周期的な情報を含むように、時間測定値を新しい
    鼓動の発生と共に更新する手段であることをさらに特徴
    とする請求項２０記載の装置。
22. （２２）時間測定値は、鼓動の発生にともない更新され
    ることを特徴とする請求項２１記載の装置。
23. （２３）吸収信号の時間測定値を得る手段は、対応する
    多数の鼓動に関連した周期的な情報を包含する検出され
    た吸収信号における多数の選択部分を得る手段であるこ
    とをさらに特徴とする請求項２２記載の装置。
24. （２４）時間測定値を得る手段およびその時間測定値を
    一括して処理する手段は、 患者の鼓動の発生を確認する手段と、 鼓動の発生とその鼓動に関連した吸収信号中の周期的な
    情報の発生とを相関させる手段と、 連続する鼓動の発生に同期させる手段と、 そして、 同期化された連続する鼓動の発生とこの鼓動の発生の相
    関関係とその関連した周期的な情報に基づいて、検出さ
    れた吸収信号の連続した選択部分に周期的な情報を同位
    相で加算して、合成周期情報を形成する手段と、 からなることをさらに特徴とする請求項２３記載の装置
    。
25. （２５）周期的な情報を加算する手段は、 検出された鼓動に対応する第１の選択部分を得る手段と
    、 次の鼓動に対応した第２の選択部分を得る手段と、 第１の選択部分に第１の重み付け関数を加えて、第１の
    重み付け部分を形成する第１の重み付け手段と、 第２の選択部分に第２の重み付け関数を加えて、第２の
    重み付け部分を形成する第２の重み付け手段と、 第１および第２の重み付け部分を一緒に加算して、合成
    周期情報波形を形成する手段と、そして、 この合成のそして新しく取得された部分と、更新された
    合成情報波形を形成するために加算された重み付け部分
    とに第１と第２の重み付け関数がそれぞれ適用できるよ
    うに、決定された合成周期波形を第１の選択部分とし、
    そして次の鼓動の発生に対応した検出吸収信号の新しく
    取得した選択部分を第２の選択部分として得る手段と、 からなることをさらに特徴とする請求項２４記載の装置
    。
26. （２６）第１および第２の重み付け関数は、合成周期情
    報波形中の第２の選択部分に対して特に選択されること
    を特徴とする請求項２５記載の装置。
27. （２７）第１および第２の重み付け関数は、合計して１
    となる分数の乗数であることを特徴とする請求項２５記
    載の装置。
28. （２８）第１の重み付け関数は５／６で、第２の重み付
    け関数は１／６であることを特徴とする請求項２７記載
    の装置。
29. （２９）周期的な情報を加算する手段は、 予定数の連続した鼓動に対応する予定数の選択部分を選
    択する手段と、 複数の重み付け関数を得る手段と、 各選択部分に重み付けされるよう複数の重み付け関数の
    一つを各予定数の選択部分に与える手段と、そして、 重み付けされた部分を同期して一緒に加算して、合成周
    期情報波形を形成する手段と、からなることをさらに特
    徴とする請求項２４記載の装置。
30. （３０）重み付け関数は、最新の取得された部分に予定
    数中のどの他の部分よりも大きい重みを与えるために選
    択されることを特徴とする請求項２９記載の装置。
31. （３１）重み付け関数は、合計して１となる分数の乗数
    であることを特徴とする請求項２９記載の装置。
32. （３２）予定数の最新の選択部分に対応する予定数の選
    択部分と、合成周期情報波形を更新する手段とは、 予定数よりも古い鼓動に対応した選択部分を、新しく発
    生した鼓動に対応する選択部分に取替える処理手段と、
    そして 最新の選択部分に関する同じ選択部分に同じ重み付け関
    数が与えられるように複数の重み付け関数を割り当てる
    重み付け手段と、 からなることをさらに特徴とする請求項２９記載の装置
    。
33. （３３）検出吸収信号の時間測定値を得る手段は、予定
    数の鼓動に対応する周期的な情報を含む時間測定値を得
    ることを特徴とする請求項２２記載の装置。
34. （３４）収集された時間測定値を処理する手段は、収集
    された時間測定値の周波数成分に対応したスペクトル成
    分を有する周波数領域の波形に、この収集された時間測
    定値をフーリエ変換する手段であり、それにより相対的
    な最大振幅における差は、収集された時間測定値中の予
    定数の鼓動に対するスペクトル線における振幅とゼロ周
    波数スペクトル成分における振幅に対応する平均バック
    グラウンド強度の振幅と対応することをさらに特徴とす
    る請求項３３記載の装置。
35. （３５）収集された時間測定値を処理する手段は、予定
    数の鼓動の約整数倍である周波数における意味のあるス
    ペクトル成分の振幅を検出することによって、予定数の
    鼓動に対応するそのスペクトル成分における振幅を検出
    することを特徴とする請求項３４記載の装置。
36. （３６）患者の心搏度数を検出する手段は、予定数の鼓
    動とその検出された心搏度数に対応するスペクトルにお
    ける振幅を検出する時間測定値を処理する手段であるこ
    とを特徴とする請求項３４記載の装置。
37. （３７）吸収信号は２つの波長を有し、そしてその時間
    測定値を収集する手段は、 各波長に対するアナログ吸収信号をディジタルデータに
    変換する手段と、 吸収信号の各波長に対する第１の予定数のディジタル化
    されたデータ点を収集する手段と、 一方は実部成分に対応する波長データと他方は虚部成分
    に対応する波長データからなる複素データセットを形成
    する第１のプロセッサ手段と、 この複素データセットからゼロ周波数成分に対応するバ
    ックグラウンド吸収信号を決定し、そしてその決定され
    たバックグラウンド吸収成分を複素データセットから減
    じることにより修正データセットを形成する第２のプロ
    セッサ手段と、 この修正データセットを時間的に間引いて第２の予定数
    のサンプル数にする手段と、 ハミング窓関数を用いて第２の予定数のサンプル数を処
    理することにより処理データセットを形成する第３の処
    理手段と、 この処理データセットを周波数領域にフーリエ変換する
    手段と、 この変換から時間サンプルにおける第１の予定数の鼓動
    に対する基本周波数での第１および第２の波長のスペク
    トル成分を決定する手段と、そして、 ゼロ周波数および基本周波数のスペクトル成分の振幅を
    用いて第１および第２の波長に対する相対的な最大およ
    び最小の振幅を決定する手段と、 からなることをさらに特徴とする請求項２２記載の装置
    。
38. （３８）血流特性の周期的な動脈パルスが原因する周期
    的な変化と患者の鼓動に関係しない非周期的な変化とを
    含み、２またはそれ以上の波長において測定される患者
    の組織中における光吸収に対応した吸収信号を検出する
    ことおよび患者の周期的な電気的心臓活動に一致した患
    者のＥＣＧ波形に対応するＥＣＧ信号を検出することに
    より患者の血流特性から血液成分の量を計算する方法に
    おいて、 吸収における最大および最小の振幅変化を含む検出吸収
    信号の第１の時間測定値を選択し、 鼓動の発生に対応する成分を含むＥＣＧ信号の第２の時
    間測定値を選択し、 波形積を形成するために吸収の第１の時間測定値とＥＣ
    Ｇ信号の第２の時間測定値とを掛け合わせ、その後吸収
    信号の時間測定値をＥＣＧ信号の時間測定値に比例して
    時間的に後方へシフトさせ、そして鼓動の発生に一致し
    たＥＣＧ信号の積に対応する最大波形積と吸収信号の最
    大振幅とが同一であることを確認するためにシフトされ
    た波形およびシフトされない波形とを掛け合わせること
    により ＥＣＧ信号と吸収信号とを相関させ、 患者の血流特性において動脈パルスに対応していそうな
    決定された最大波形積に関連した吸収信号中の周期的な
    変化を確認するために、吸収信号と確定された相関とを
    処理し、そして、 吸収信号中の確認された周期的な変化から血液成分の量
    を計算することを特徴とする血液成分量の計算方法。
39. （３９）最大波形積が、Ｒ波成分と吸収信号の最大値と
    の積に対応するようなＥＣＧ信号のＲ波成分によるＥＣ
    Ｇ信号であることをさらに特徴とする請求項３８記載の
    方法。
40. （４０）吸収信号時間測定値は、ＥＣＧ時間測定値に比
    例して後方にシフトされるので、最新の最大波形積が第
    １および第２の時間測定値における最新の鼓動動作に対
    応するように、第１の時間測定値は第２の時間測定値よ
    りも長さが短いことを特徴とする請求項３９記載の方法
    。
41. （４１）最大波形積が、さらに最大波形積のアレイから
    なるように、第１の時間測定値は第１の多数の最大振幅
    を含みそして第２の時間測定値は第２の多数のＲ波信号
    を含むことを特徴とする請求項４０記載の方法。
42. （４２）血流特性の周期的な動脈パルスが原因する周期
    的な変化と患者の鼓動に関係しない非周期的な変化とを
    含み、２またはそれ以上の波長において測定される患者
    の組織中における光吸収に対応した吸収信号を光電的に
    検出する手段、および患者の周期的な電気的心臓活動に
    一致した患者のＥＣＧ波形に対応するＥＣＧ信号を電気
    的に検出する手段とにより患者の血流特性から血液成分
    の量を計算する装置において、 吸収における最大および最小の振幅変化を含む検出吸収
    信号の第１の時間測定値を選択する手段と、 鼓動の発生に対応する成分を含むＥＣＧ信号の第２の時
    間測定値を選択する手段と、 波形積を形成するために吸収の第１の時間測定値とＥＣ
    Ｇ信号の第２の時間測定値とを掛け合わせ、その後吸収
    信号の時間測定値をＥＣＧ信号の時間測定値に比例して
    時間的に後方へシフトさせ、そして鼓動の発生に一致し
    たＥＣＧ信号の積に対応する最大波形積と吸収信号の最
    大振幅とが同一であることを確認するためにシフトされ
    た波形およびシフトされない波形とを掛け合わせること
    によりＥＣＧ信号と吸収信号とを相関させる手段と、患
    者の血流特性における動脈パルスに対応していそうな決
    定された最大波形積に関連した吸収信号中の周期的な変
    化を確認するために、吸収信号と確定された相関とを処
    理する手段と、そして、 吸収信号中の確認された周期的な変化から血液成分の量
    を計算する手段と、 からなることを特徴とする血液成分量を計算する装置。
43. （４３）ＥＣＧ信号を電気的に検出する手段は、最大波
    形積がＲ波成分と吸収信号の最大値との積に対応するよ
    うにＥＣＧ信号のＲ波成分を検出する手段によることを
    さらに特徴とする請求項４２記載の装置。
44. （４４）吸収信号時間測定値は、ＥＣＧ時間測定値に比
    例して後方にシフトされるので、最新の最大波形積が第
    １および第２の時間測定値における最新の鼓動動作に対
    応するように、第１の時間測定値は第２の時間測定値よ
    りも長さが短く、時間が遅いことを特徴とする請求項４
    ３記載の装置。
45. （４５）最大波形積が、さらに最大波形積のアレイから
    なるように、第１の時間測定値は第１の多数の最大振幅
    を含みそして第２の時間測定値は第２の多数のＲ波信号
    を含むことを特徴とする請求項４４記載の装置。
46. （４６）血流特性における変化の結果として、吸収にお
    ける変化に対応する検出情報を含み、２またはそれ以上
    の波長において測定される患者の組織中における光吸収
    を表している第１の信号の組を検出し、そして患者のＥ
    ＣＧ波形の選択部分の発生を表している第２の信号を検
    出することにより、アーテファクトに対応する非周期的
    な情報と動脈パルスに対応する周期的な情報を含む患者
    の血流特性から血液成分の量を計算する方法において、
    第１の信号は繰返す形で、１回に１ディスクリート部分
    が処理され、そして第２の信号における患者のＥＣＧ波
    形の選択部分の発生が第１の信号のディスクリート部分
    の処理を開始するということにより、第１および第２の
    信号を処理して、各個々の信号に含まれる周期的な情報
    を強調し、そして、 第１の信号の処理された部分中の強調された周期的な情
    報を使用して血液成分の量を計算することを特徴とする
    血液成分量の計算方法。
47. （４７）第１の信号のディスクリート部分と第２の信号
    における患者のＥＣＧ波形の選択部分の発生とを相関さ
    せることにより、第１および第２の信号を処理すること
    をさらに特徴とする請求項４６記載の方法。
48. （４８）患者のＥＣＧ波形のＲ波部分の発生を表してい
    る信号を検出することにより、第２の信号を検出するこ
    とをさらに特徴とする請求項４７記載の方法。
49. （４９）第１の信号部分における検出情報が、動脈パル
    スであるとし得るかどうかを確定された相関を使用する
    ことにより決定し、そして血液成分の計算に使用するた
    めに動脈パルスであるとし得ると決定された検出情報を
    優先的に処理することにより、第１および第２の信号を
    処理することをさらに特徴とする請求項４８記載の方法
    。
50. （５０）除外された情報が血液成分を計算する際に使用
    されないように、動脈パルスらしくないと決定された検
    出情報を除外することにより、優先的に検出情報を処理
    することをさらに特徴とする請求項４９記載の方法。
51. （５１）第２の信号中のＲ波部分の各発生後毎に、確定
    された相関を使用することによって、第１の信号のディ
    スクリート部分における検出情報が動脈パルスとし得る
    かどうかを決定することにより、第１および第２の信号
    を処理することをさらに特徴とする請求項４９記載の方
    法。
52. （５２）Ｒ波発生後のある期間（その期間に、動脈パル
    スが原因する血流特性の変化に対応する第１の信号部分
    中の検出情報を検出し得る）を決定し、 第１の信号のディスクリート部分において 検出された信号情報は、Ｒ波発生後の決定された期間中
    に検出された際には、動脈パルスとし得ると決定し、 血液成分の計算に使用するために、さらに どの決定された検出情報をも優先的に処理することから
    なる血液成分を検出することにより、第１および第２の
    信号を相関させることを特徴とする請求項４８記載の方
    法。
53. （５３）除外された情報が、血液成分の計算において使
    用されないように、Ｒ波発生後の決定された期間以外に
    おいて検出された検出情報を除外することにより、検出
    情報を優先的に処理することを特徴とする請求項５２記
    載の方法。
54. （５４）第１の信号のディスクリート部分における検出
    情報が、第２の信号におけるＲ波部分の各発生後の確定
    された相関を使用して動脈パルスに対応するものとして
    、優先的な処理用に受入れられるかどうかを決定するこ
    とを特徴とする請求項５２記載の方法。
55. （５５）動脈血中のヘモグロビンの酸素飽和度を計算す
    ることにより、血液成分の量を計算することをさらに特
    徴とする請求項４８記載の方法。
56. （５６）第１の信号の複数のディスクリート部分の発生
    に同期化し、 第２の信号において複数のＲ波部分の発生に同期化し、
    そして、 第１の信号の同期化されたディスクリート部分とＲ波部
    分とを相関させることにより、第１と第２の信号とを相
    関させることをさらに特徴とする請求項４７記載の方法
    。
57. （５７）血流特性における変化の結果として、吸収にお
    ける変化に対応する検出情報を含み、２またはそれ以上
    の波長において測定される患者の組織中における光吸収
    を表している第１の信号の組を光電的に検出する手段と
    、患者のＥＣＧ波形の選択部分の発生を表している第２
    の信号を検出する手段とからなり、動脈パルスとアーテ
    ファクトとを含む患者の血流特性から血液成分の量を計
    算する装置において、 第１の信号における情報は繰返す形で処理されるように
    、第２の信号における選択部分の各発生毎に第１の信号
    のディスクリート部分の処理を開始するということによ
    り、各個々の信号に含まれる周期的な情報を強調するた
    めの第１および第２の信号を処理する手段と、そして、 第１の信号の処理された部分中の強調された周期的な情
    報を使用して血液成分の量を計算する手段とによること
    を特徴とする血液成分量の計算装置。
58. （５８）第１および第２の信号を処理する手段は、第１
    の信号のディスクリート部分を、第２の信号における患
    者のＥＣＧ波形の選択部分の発生に相関させる手段であ
    ることをさらに特徴とする請求項５７記載の装置。
59. （５９）第２の信号を検出する手段は、患者のＥＣＧ波
    形のＲ波部分の発生に対応する信号を検出する手段であ
    ることを特徴とする請求項５８記載の装置。
60. （６０）処理手段は、 第１の信号のディスクリート部分における検出情報が、
    動脈パルスとし得るかどうかを確定された相関を使用し
    て決定する手段と、そして、 血液成分の計算において使用するために動脈パルスとし
    得ると決定された検出情報を優先的に処理する手段と、 からなることを特徴とする請求項５８記載の装置。
61. （６１）検出情報を優先的に処理する手段は、除外され
    た情報が血液成分の計算において使用されないように、
    動脈パルスとし得ないと決定された検出情報を除外する
    ことを特徴とする請求項６０記載の装置。
62. （６２）処理手段は、さらに、第１の信号のディスクリ
    ート部分での検出情報が、動脈パルスとし得るかどうか
    を第２の信号におけるＲ波部分の各発生後毎に、確定さ
    れた相関を使用して決定することを特徴とする請求項６
    ０記載の装置。
63. （６３）第１および第２の信号とを相関させる手段は、 Ｒ波発生後のある期間（その期間に、動脈パルスが原因
    する血流特性の変化に対応する第１の信号部分中の検出
    情報を検出し得る）を決定する第１の決定手段と、 第１の信号のディスクリート部分において検出された信
    号情報は、Ｒ波発生後の決定された期間中に検出された
    際には、動脈パルスとし得ると決定する第２の決定手段
    と、そして、 血液成分の計算に使用するために、検出情報を優先的に
    処理することによりさらに特徴づけられる血液成分を計
    算する手段と、 からなることを特徴とする請求項５８記載の装置。
64. （６４）さらに第２の決定手段は、除外された情報が血
    液成分の計算において使用されないように、Ｒ波発生後
    の決定された期間以外において検出された検出情報を除
    外することを特徴とする請求項６３記載の装置。
65. （６５）さらに第２の決定手段は、第１の信号のディス
    クリート部分における検出情報が、Ｒ波の各発生後毎に
    確定された相関を使用して動脈パルスとし得るかどうか
    を決定することを特徴とする請求項６３記載の装置。
66. （６６）さらに計算手段は、動脈血中のヘモグロビンの
    酸素飽和度の量を計算することを特徴とする請求項５８
    記載の装置。