JPH04158843A - パルス式非侵入型オキシメータとその測定技術 - 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〕 本発明は患者の動脈血の一容積に照射された光を検知し
て該患者の血の酸素飽和を決定するパルス型の無侵入型
酸素計に関する。患者に触れた光は、その検出前に、ス
ペクトル分布に依存して患者の血液及び他の組織によっ
て吸収、反射、散乱、及び透過される。反射、散乱、も
しくは透過された光の強度及びその変化は患者の血の酸
素飽和の決定に用いられる。このような変化は主に動脈
パルスによるものであり、これにより、照射された血液
の容積は動脈パルスに従って変化する。

〔従来の技術及び発明が解決しよう゛とする課題３１９
７４年１１月１２日に発行された米国特許第３８４７４
８３号（Ｓｈａｗ　ｅｔ　ａｌ）による無侵入型酸素計
測方法及び装置によれば、血液の光学的濃度を血液から
反射された及び血液へ透過された赤色光及び赤外線の強
度測定から決定する。赤外線強度から赤色光の強度を分
離するのに時間多重化及び周波数多重化の両方を用いる
。

１９７８年５月２日に発行された米国特許第４．０８６
．９１５号（Ｋｏｆｓｋｙ　ｅｔ　ａｌ）による無侵入
型酸素計方法及び装置によれば、動脈パルスによる血液
の光学的密度変化を生きている患者の耳もしくは血液が
散逸している組織上で反射もしくは透過された赤色光及
び赤外線強度の変化を測定することにより決定する。赤
色光の強度変化と赤外線の強度変化との分離には時間多
重化が用いられる。

静脈に対する無侵入型酸素計については、１９８１年５
月１２日発行の米国特許第４．２６６、５５４号（Ｈａ
ｍａｇｕｒ　ｉ）、１９８３年ｌＯ月４日発行の米国特
許４．４０７．２９０号（Ｗｉｌｂｅヒ）、１９８７年
３月３１日発行の米国特許第４．６５３．４９８号（Ｎ
ｅｗ　ｅｔ　ａｌ）　、１９８７年１２月２２日発行′
の米国特許第４、７１４．０８０号（Ｅｄｇａｒ　ｅｔ
　ａｌ）　、特開昭５０−１２８３８７号公報（Ａｏｙ
ａｇ’＋　ｅｔ　ａｌ）がある。これらは上述の米国特
許第４．０８６．９１５号が適用した無侵入型パルス酸
素計のとは詳細が異なる種々の回路を実現し、また、酸
素計測の数学的方法を開示している。

酸素計における周波数多重化については、侵入型酸素計
プローブ及び無人型酸素計プローブを記載したＹｅｅ　
ｅｔ　ａｌ、　”Ａ　Ｐｒｏｐｏｓｅｄ　Ｍｉｎｉａｔ
ｕｒｅ　Ｒｅｄ／Ｉｎｆｒａｒｅｄ　Ｏｘｉｍｅｔｅｔ
　５ｕｉｔａｂｌｅ　ｆｏｒ　Ｍｏｕｎｔｉｎｇ　ｏｎ
　ａＣａｔｈｅｔｅｒ　Ｔｉｐ’、　ＩＥ８εＴｒａｎ
ｓ、　８ｉｏｍｅｄ、εｎｇ、、　Ｖｏ］。

２４、　ｐｐ、１９５−１９７．　Ｍａｒｃｈ、　１９
７７があり、また、ガラス酸素計においてＬｅｅ　ｅｔ
　ａｌのプローブを用いて肉体の血液から反射もしくは
該血液を透過した赤色光及び赤外線の強度を測定するこ
とにより血液の光学的密度を決定することが５ｃｈｉｂ
ｌｉ　ｅｔ　ａｌ。

”Ａｎ　Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ　Ｃ１ｒｃｕｉｔ　ｆｏ
ｒ　Ｒｅｄ／ＩｎｆｒａｒｅｄＯｘｉｍｅｔｅｒｓ−Ｉ
ＥＥεＴｒａｎｓ、　　Ｂｉｏｍｅｄ　ＥｎｇｌＶａｌ
。

８ＭＥ−２５，Ｎｏ、　　１．　ｐｐ、、９４−９６．
　Ｊａｎｕａｒｙ、　１９７３に開示されている。また
、ＷａＳｈ’＋ｇｔＯｎ　ＵｎｉｖｅｒｓｉｔｙのＥｌ
ｅｃｔｒｉｃａｌ　Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇの科学修士
論文（１９７３年６月６日、Ｖ、Ｍ、　Ｋｒ１ｓｈｎａ
ｎ）は周波数多重化に関する回路の詳細を記載しており
、Ｙｅｅ　ｅｔ　ａｌ　はこれを参考にしている。

最後に、Ｈｕｃｈ　ｅｔ　ａｌ　”ＩｊＭＩＴＡＴＩ［
］ＮＳ　ＯＦ　ＰＬＩＬＳε［ＩＸＩＭＥＴＲＹ”、　
Ｔｈｅ　Ｌａｎｃｅｔ、　Ｆｅｂｒｕａｒｙ　１３．１
９８８．　ｐｐ。

３５７、３５８は電流パルス酸素計測方法及び装置によ
って得られる特許結果を示している。

本発明の主目的は、無侵入型で得られ、血液が散逸した
組織から赤色光及び赤外線に含まれる周波数多重化され
、動脈）、（ルス変調された情報を基礎に酸素飽和測定
を行う酸素計を提供することにある。

特に、本発明の目的は、上述の酸素計において、血液が
散逸した組織において反射され及び透過した赤色光及び
赤外線から赤色光情報及び赤外線情報を得るようにする
ことである。

〔課題を解決するための手段及び作用〕本発明において
は、赤色光源及び赤外線源からの光を患者の指、耳ぶた
、あるいは゛血液が散逸した組織に照射し、光センサが
これらから戻され光を検知して対応する電気信号を発生
する。これらの光源は異なる固定周波数且つ同一の振幅
のパルス列で駆動され、この結果、発生する光の成分も
２つであり、それぞれが異なる周波数で変化する。

赤色光のスペクトル分布は酸素結合した血液による吸収
点と酸素結合していない血液による吸収点とが異なるよ
うに選択される。赤外線のスペクトル分布は、酸素結合
した血液による吸収点と酸素結合していない血液による
吸収点とがほぼ同一となるように選択する。しかしなが
ら、患者の動脈パルスは照射された組織部の血液容積を
変化させ、したがって、動脈パルスによる組織の血液容
積の変化に従って各光成分を振幅変調する。したがって
、光センサによって発生する電気信号も２成分である。

−成分の振幅は赤色光源の駆動周波数で変化し、組織に
よる赤色光吸収に比例する。また、他の成分の振幅は赤
外線源の駆動周波数で変化し、組織による赤外線吸収に
比例する。

光センサの電気信号は電子回路に゛よって処理される。

すなわち、当該光源の駆動周波数に従って上記電気信号
の交流成分を分離し、光センサ電気信号に現われる帯域
成分からある成分を除去する。

言い換えると、血液が散逸した組織からの照射に含まれ
る注目の情報のすべては周波数多重化され、この結果、
信号が単一周波数、正確には狭帯域周波数で信号から情
報を引き抜こうとする点に到達するまで情報は単一信号
によって保持される。

本発明においては、そのような点が光センサからの周波
数多重化された信号によって到達したときに、上述の２
つの成分が同時に得られる、すなわち、フィルタ素子に
よって分離される。

さらに、上述の処理は交流成分を検出し、測定し、また
、この測定結果を照射された組織における血液の酸素飽
和度の計算に用いる。

〔実施例〕

第１図のおいて、スイッチ１．２は間欠的に赤色ＬＥＤ
３、赤外線ＬＥＤ４をそれぞれ電源（図示せず）に接続
する。スイッチ１は゛周波数４ｆでオン、オフし、スイ
ッチ２は周波数ｆでオン、オフする。ここで、周波数ｆ
は６０七と同程度もしくはより大きい値である。ＬＥＤ
３．４は生きた患者の指５を照射し、フォトダイオード
６は当該部分から折り返された光を検知する。増幅器７
は該ダイオード６を流れる電流に比例した出力電圧を発
生し、また、該電流は指５からダイオード６を受けた光
に比例する。

増幅器７の出力電圧はキャパシタ８を介して電圧増幅器
９に接続され、電圧増幅器９は自動利得制御回路１０を
介して電圧増幅器１１に接続されている。増幅器１１の
出力はキャパシタ１２．１３を介してフィルタ１４．１
５に接続されている。

フィルタ１４は周波数ｆを含む狭帯域周波数を通過させ
、フィルタ１５は周波数４ｆを含む狭帯域周波数を通過
させる。各フィルタ１４．１５は搬送波を除去するＡＭ
検波器１６．１７に接続されている。

検波器１６はゆっくり変化する電圧を発生する。

この電圧は指５の被照射部分の赤色光による影響に関す
る情報を含み、検波器１７も゛ゆっくり変化する電圧を
発生する。この電圧は指５の被照射部分の赤外線による
影響に関する情報を含む。増幅器７の出力電圧にもとも
と含まれている他のすべての情報は実質的にキャパシタ
８を介して増幅器７に接続された回路によって処理され
る。したがって、キャパシタ８はＤＣ成分すなわちゆっ
くり変化する成分を除去し、フィルタ１４．１５は周波
数ｆ、４ｆ以外の成分を除去する。

従来知られているように、フォトダイオード６によって
検知された光は組織を照射する赤色光及び赤外線光のス
ペクトル分布に関する組織の光学的密度を示す。したが
って、ＡＭ検波器１６．１７の出力電圧は、それぞれ、
赤色光の光学的密度、赤外線の光学的密度を示す。これ
らの電圧は電圧増幅器’ｌｉｔ、１９によって増幅され
た後にキャパシタ２０゜２１を介して帯域フィルタ２２
．２３に結合され、この出力は電圧増幅器２８．２９に
よって増幅される。増幅器２８．２９の各出力電圧は端
子３０．３１に現われる。

ＡＭ検波器出力はまた低減フィルタ２４．２５を介して
出力端子３２．３３を有するオフセット回路２６．２７
に接続されている。

フィルタ２２から２５、オフセット回路２６，２７、増
幅器２８．２９の存在にかかわらず、第　１図において
は、端子３０．３１．３２．３３の電圧ｄＶｒｅｄ　、
　ｄＶｉｒ。

Ｖｒｅｄ・Ｖｉｒは、それぞれ、照射された組織の血液
の赤色の光学的密度の変化、同上の赤外線の光学的密度
の変化、同上の赤色の光学的密度、同上の赤外線の光学
的密度を示す。

端子３０．３１．３２．３３はアナログ／ディジタル変
換器（ＡＤＣ）３４に接続されており、これにより、各
端子のアナログ電圧はディジタル信号に変換されてマイ
クロプロセッサ３５に供給される。これらのディジタル
信号はマイクロプロセッサ３５の処理に適する。マイク
ロプロセッサ３５は接続線３６゜３７　、３８を有し、
自動利得制御回路１０及びオフセット回路２６．２７を
制御する。マイクロプロセッサ３５はＡＤＣ３４からの
各信号の大きさを検出し、必要に応じて自動利得制御回
路１０を調整し、自動利得制御回路１０の有効な範囲内
で端子３０〜３３のアナログ電圧を調整する。同様に、
゛オフセット回路２６．２７はマイクロプロセッサ３５
によって動作され、端子３０．３３の直流電圧レベルを
測定する。

究極的には、マイクロプロセッサ３５によって処理され
た信号は酸素飽和度を示す数字を発生する。

この数字は表示され、記録され、もしくは医学的な者等
に受容できる形で与えられる。

第２Ａ〜２Ｇ図は、第１図の各点における信号波形図で
あってＬＥＤ３及び４の一方から始まる波形図である。

縦軸は増幅度若しくは強度であり、横軸は時間である。

第２Ａ図はＬＥＤの出力であり、ＬＥＤを流れるパルス
電流による一定振幅の光パルスである。

第２Ｂ図において、増幅器７の出力、即ち、対象物の組
織及び血液により変調されたＬＥＤ光パルスは直流（Ｄ
Ｃ）電圧パルスに変換される。このＤＣパルスではその
エンベロープはＤＣ成分を重畳した交流（ＡＣ）動脈血
流パルスを示し、このＤＣ成分は血液、組織その他のも
のに基づく。

第２Ｂ図のパルス列はＤＣ成分を除去するための調信号
となる。

第２Ｂ、２Ｇ図に示すパルス列は実際にはより複雑であ
り、これは、指に照射するための２つのＬＥＤがありフ
ォトダイオード出力のスペクトル成分は周波数ｆ及び４
ｆキヤリヤのパルス成分を含むからである。しかしなが
ら、これら成分の混合したものはフィルタ１４．１５を
通り、周波数ｆと４ｆを含む情報は各々が第２Ｄ図に類
似の２つのパルス列に分離される。

次に、第２Ｄ図に示すパルス列はＡＭ検波器１６゜１７
に人力され、周波数ｆ及び４ｆキヤリヤを除去し、第２
Ｅ図のような信号となる。この波形の振幅は赤光及び赤
外線パルスを照射した指部分における血液、組織及び動
脈パルスの合成したものを示している。

第２Ｅ図の信号は容量２０．２１及び帯域フィルタ（Ｂ
Ｐ）　２２．２３を通過すると第２Ｆ図のようになる。

そして、低域フィルタ（ＬＰ）２４．２５を通過すると
第２Ｇｆｆｆｌに示すような信号と゛なる。

第２Ｇ図の信号は図示のように振幅の変化は僅かである
。これは、動脈流パルス成分がより減衰しく第２Ｇ図は
誇張して描いである）、赤光及び赤外線を血液及び組織
の固定部分に照射したときの影響を示しているからであ
る。従って、第２Ｇ図は上述の赤光及び赤外線を照射し
た部分の動脈流パルスの影響の様子を示している。

第２Ｆ、２Ｇ図の信号は各２組あり、赤光に対応する信
号２Ｆ、２Ｇの第１の組と、赤外線に対応する信号２Ｆ
、２Ｇの第２の組である。これらの信号は、例えば、Ｋ
ｏｆｓｋｙ　ｅｔ　ａｌによるバーセンｅｔ　ａｌ　の
祉似係数？：、乙３俵も包−（＼）。

第３図（第３Ａ、３Ｂ図）において、第１図のダイオー
ド６に対応するフォトダイオード４６は、ＬＥＤにより
照射された耳たぶ、指その他の部分の組織からの赤光及
び赤外線により照射される。

第２Ｂ図に示す２つのパルスの組であり周波数ｆ及び４
ｆの混合であるフォトダイオ−ド電流は増幅器４７によ
り増幅され、その出力は容量４８を経て増幅器４９に人
力され、増幅器４９の出力は自動利得制御器（＾ＧＣ）
　Ｉ　Ｏに対応する抵抗外電圧分圧器５０に入力される
。既に明らかなように、第１図の増幅器１１、容量１２
・１３、フィルタ１４゜１５、ＡＭ検波器１６．１７、
増幅器２３〜２５、オフセット回路２６，２７、増幅器
２８．２９、端子３０〜３３は第３Ａ図の構成素子５２
〜６７に対応する。

増幅器４７は電圧増幅器であり、フォトダイオード電流
をより高い信号レベルの電圧に変換するものである。他
の増幅器４９．５１．６６、６７・７１．７６も電圧増
幅器である。これらの増幅器は適切な信号レベルを維持
するかバッファとして使用する。

第１図において、帯域フィルタ１４・１５では、フィル
タ１４は周波数ｆを除き全ての周波数を阻止し、フィル
タ１５は周波数４ｆを除き全ての周波数を阻止する。し
かしながら、第３Ａ図に示すように、増幅器５１への入
力端子は増幅器７１にも人力される。増幅器５Ｉ及び７
１の出力電圧は受動ノツチフィルタ７４及び７５に供給
され゛、その８カは、周波数４ｆを含む狭帯域及び周波
数ｆを含む狭帯域にノツチする。理想的には周波数４ｆ
を除く全ての周波数及び周波数ｆを除く全ての周波数は
フィルタ５５で捕獲される。フィルタ７４．７５は電圧
増幅器７６．７７を介して容量５２．５３に接続され、
電圧増幅器７６．７７はフィルタ７４．７５（例えば、
受動ＲＣフィルタ）による電圧の減衰に対処する。

容量５２．５３は第１図の容量１２．１３に対応し、帯
域フィルタ５４．５５及び第１図にＬＰフィルタ２４゜
２５をオンする信号の赤光及び赤外線成分を提供する。

後者のフィルタはチップ６８．６９の内部回路（図示せ
ず）であり、検波器出力電圧は、第１図の容量２０．２
１に対応する容量５０．６１を経てチップ６８．６９に
供給される。直列抵抗を有するこれらの容量は非常に低
い周波数を阻止し、従って、これらの容量は２つのチッ
プにより、帯域フィルタ６２゜６３を構成する。オフセ
ット増幅器６６・６７は差動増幅器であり、その接続は
ＬＦＣ端子とフィルタチップ５５のピン１０・１１の間
である。

クロック信号（ｃＬＫ）はプロセッサ゛３５から発せら
れ、チップ６８．６９のピン９に入力されてフィルタを
中心周波数に設定する。

第３図回路において、周波数ｆは１．１ＫＨｚであり、
周波数４ｆは４．４ＫＨｚである。周辺光等のスペクト
ル内容はこれらの周波数以下であり、増幅器４９による
高域フィルタ効果により著しくる波される。

しかる後、増幅器５１及び７１に供給された複合信号は
本質的に周波数ｆ及び４ｆを含む周波数の帯域からなり
、各帯域は実質的に所望しないスペクトル成分を必要と
しなくなる。しかしながら、周波数ｆ及び４ｆの帯域は
充分にオーバラップしており、これは帯域フィルタ５４
・５５にふいてオーバラップするスペクトル成分の除去
は設計上の見地から望ましいものより以上にフィルタ５
４．５５の選択性について厳しい周波数を必要とするか
らである。ノツチフィルタ７４．７５は、周波数４ｆ及
びｆ信号がフィルタ５５．５４に供給される以前に除去
されるようにして簡素化した過度な帯域フィルタの必要
性を最小限に抑えるのもである。

内部低域フィルタ、例えば、ＭＦ６Ｃ’Ｎ１００及び外
部容量６０．６１による帯域フィルタは、検波器ノイズ
を除去することによりＡＭ検波出力、即ち、Ｖｒｅｄ。

ＶｉｒのＤＣ成分を除去するばかりかｄＶｒｅｃｌ　、
　ｄＶｉｒに対応する残留ＡＣ成分を安定化するように
機能する。この場合、帯域は（０，１−１０）　Ｈｚで
ある。このろ波はジッタを阻止するためになされる。従
って、仮にＡＣ成分がプロセッサによる端子３０及び３
１における電圧スイングのピーク検出のためなら、ジッ
タはマイクロプロセッサへのピークと見なせる。

ＤＣ成分が関係する限り、オフセット増幅器６６゜６７
はＡＭ検波器出力の動脈流パルス成分を減衰させる低域
通過素子として使用される。フォトセンサ６又は４６に
より検出された照射はフォトセンサの表面に接触する皮
膚の領域から戻される。この戻りによる照射はＬＥＤか
らの照射が角膜や表皮、皮膚と相互作用した後の残りで
あり、赤血球から散乱された結果としての「戻り」若し
くは組織を経て送出された結果としての「戻り」とは無
関係に、通常、入射の照射量のある量がヘモグロビンに
より吸収されたかの測定であると考えられる。他言すれ
ば、どの位の量の照射がヘモグロビンにより吸収された
かは、いかなる量が血液により散乱されそして血液によ
り吸収されたかを測定することにより得られ、これは実
質的に反射と放出の５ａｄ２の測定に使用される。

理想的には赤光及び赤外線は全ての組織の成分について
同等であり、ヘモグロビンの酸化を除きこれらは相互作
用する。しかしながら、端子３１及び３３における４つ
の電圧に対する酸化の程度に関係する経験的な表現は、
下式、 ５ａｄ２＝　（＾＋Ｒ）／（Ｂ＋ＣＲ）　　・（１）で
示される０ 式（１）において、Ａ、Ｂ、Ｃは定数であり、Ｒは近似
的に、 （１’　ｒｅｃｌ　／Ｉｒｅｄ）／（１’　ｉｒ／ｌ１
ｒ）で示され、Ｉは元の強度、１′は元のり蚕度の時間
導関数であり、Ｉｈｅｄ　、　Ｖｉｒ　、　ｄＶｒｅｄ
　、　ｄＶｉｒは強度及び強度時間導関数の実測値であ
り、ｄＶｒｅｄ　、　ｄＶｉｒはＩ’　ｒｅｄ及びＩ’
　ｉｒの測定に利用される。

上述はＫｏｆｓｋｙ　ｅｔ　ａｌの示唆に従っており、
所定の波長のための媒体の光学的密度りの時間導関数は
媒体における光学的経路長、媒体の各種成分の濃度、こ
の成分の減衰係数の時間導関数の一部分であるとしてい
る。従って、下式 ％式％（２） 従って、端子３０〜３３における電圧の測定は、５ａ（
）□の既知の値に対し、式（１）のＡ・Ｂ、Ｃに対する
適切な値又は５ａｄ２の経験的に求められた定数を決定
するた於の基礎として使用される。

理想的な１ｓｏｂｅｓｔｉｃ条件を得るため、式（１）
は（Ａ’　＋Ｂ　’　Ｒ）に簡略化することができ、Ｃ
が省略されたこと以外は本質的に同じであり、ＡはＡ／
Ｂ、Ｂ’は１／Ｂである。

Ｋｏｆｓｋｙ　ｅｔ　ａｌはＶｒｅｄ　、　Ｖｉｒ　、
　ｄＶｒｅｄ　、　ｄＶｉｒを含む式のシステムの４つ
の減衰係数の評価を示唆している。本発明において、式
（１）はＫｏｆｓｋｙ　ｅｔ　ａｌへの直線を示す。実
施例として赤外線波長として８８０ナノメータ（ｎｍ）
のＬＥＤを使用した。この波長は、式（１）の１ｓｏｂ
ｅｓｔｉｃ形の使用において充分な精度をもたらす。

ＬＥＤ３．４は６６０及び８８０ｎｍであり前者は４０
ｍａピーク電流で動作し、デユーティサイクルは３３％
、電力は７６ｍｗピークである。ＬＥＤ４は５ｍａビー
ク電流で動作し、デユーティサイクルは５０％、電力は
７．２ｍｗピークである。フォトセンサ６又は４６はピ
ンフォトダイオードであり、増幅器７又は４７への配線
はノイズを除去するためツイストペア線により外部のシ
ールドケースに接地される。指からフォトセンサ６又は
４５へ光を導くため光ファイバを使用することもできる
。

第３Δ、３Ｂ図の回路は指からの照射を示す「戻り」を
検出するため反射モードを使用する。

しかし、送信形のピックアップを使用することもでき、
この場合、センサ６又は４６は指、耳たぶ、等のＬＥＤ
側でない側に配置される。

光と組織の相互作用のモードは非常に複雑であり、Ｋｏ
ｆｓｋｙ　ｅｔ　ａｌの示唆では反射及び放射するＬＥ
Ｄ／フォトセンサピックアップに適用することができる
。

第３Ａ、３Ｂ図の回路素子の値、公差、電圧レベル等は
図中に示される。

第１図の指とＬＥＤの関係は概略を示すものであり、実
際にはＬＥＤは出来るだけ近づけた方がよく、その結果
、ＬＥＤからの照射と指からの「戻り」はオーバラップ
することになる。しかし、フォトセンサは１０．０８ｍ
ｍ２の有効面積を有する。

ＬＥＤのプローブの先端は指の表面組織を変形しないよ
うに指にフィツトするように曲線を描き、角度は指に対
して約５６°が適切である。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明に係るパルス酸素計の一実施例を示すブ
ロック回路図、 第２Ａ図〜第２Ｇ図は第１図の回路内に現われる信号の
波形図、 第３図は第３Ａ図、第３Ｂ図の結合を示すブロック図、 第３Ａ図、第３Ｂ図は本発明の実施例を示す詳細な回路
図である。 １．２・・・スイッチ、　　　３・・・赤色ＬＥＤ、４
・・・赤外線ＬＥＤ、　　　５・・・指、１４・１５・
・・フィルタ、 ３５・・・マイクロプロセッサ。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、生体組織の動脈血含有の血管の容積における血液成
   分を測定するものであって、該容積は該生体の動脈パル
   スに対応して変化することを特徴とする方法であり、該
   方法は以下の段階を具備することを特徴とする測定方法
   ； ａ）強度が周期的に揺動し、スペクトル特性が、該血液
   成分が存在する程度に比例する該血液により相対的に強
   烈に吸収されるようになっている放射源を得る段階； ｂ）強度が周期的に揺動し、かつスペクトル特性が、血
   液によりまた吸収され、しかし該成分が存在する程度に
   独立する程度にまで吸収されるようになっている放射線
   を同時に得る段階； ｃ）上記両方の放射線源からの該放射線を該容積中の血
   液に同時に印加し、かつ該容積から到来する放射線を検
   知する段階； ｄ）段階（ｃ）において検知された放射線を使用して以
   下のものを導き出す段階； （ｉ）振幅が該容積の測度であり、第１の該スペクトル
   特性を有する放射線から導出される第１の信号、 （ｉｉ）振幅が、該動脈パルスによる該容積の変動の測
   度であり、かつ第１の該スペクトル特性を有する放射線
   から導出される第２の信号、 （ｉｉｉ）振幅が該容積の測度であり、その他の該スペ
   クトル特性を有する放射線から導出される第３の信号、 （ｉｖ）振幅が該動脈パルスによる該容積の変動の測度
   であり、また該その他の該スペクトル特性を有する放射
   線から導出される第４の信号、およびｅ）該容積内の該
   血液内に該成分が存在する程度を測定するように該信号
   を処理する段階、 而して一方の該放射線源からの放射線の強度の揺らぎの
   周期は他の該放射線源の放射線強度の揺らぎの周期に比
   較して大であるもの。 ２、該成分がヘモグロビンであることを特徴とする、請
   求項５記載の方法。 ３、該スペクトル特性はそれぞれ赤色および赤外線であ
   ることを特徴とする、請求項５記載の方法。 ４、該成分はヘモグロビンであって、該スペクトル特性
   はそれぞれ赤色と赤外線であることを特徴とする、請求
   項５記載の方法。 ５、生体組織の動脈血含有の血管の容積において血液の
   成分を測定し、該容積の光学的密度は該生体の動脈パル
   スに対応して変化することを特徴とする測定方法であっ
   て、 該測定法は、以下の段階を具備することを特徴とする測
   定方法。 ａ）強度が周期的に揺動し、かつスペクトル特性が、光
   放射線源が、該成分が存在する程度に比例して、該血液
   により比較的に強く吸収されるようになっている、光放
   射線源を得る段階； （ｂ）強度が周期的に揺動し、スペクトル特性が血液に
   よりまた吸収され、しかも該成分が存在する程度にまで
   独立である度合にまで吸収されるようになっている光放
   射性源を同時に得る段階；（ｃ）両方の放射線源からの
   該光学的放射線を一しょに該容積内の血液に同時に印加
   し、該容積から出る光学的放射線を検知する段階； （ｄ）段階（ｃ）において検知された光学的放射線を用
   いて、以下のものを導出する段階； （ｉ）振幅が該容積の光学的密度の測度であり、第１の
   該スペクトル特性を有する光放射から導出される第１の
   信号、 （ｉｉ）振幅が、該動脈パルスによる該容積の光学的密
   度の変動の測度であり、第１の該スペクトル特性を有す
   る光放射から導出される第２の信号、（ｉｉｉ）振幅が
   該容積の光学的密度の測定であり、その他の該スペクト
   ル特性を有する光放射から導出される第３の信号、 （ｉｖ）振幅が該動脈パルスに帰因する該容積の該光学
   的密度の変動の測度であり、かつ該その他の該スペクト
   ル特性を有する光放射から導出される第４の信号、およ
   び （ｅ）該成分が該容積の該血液内に存在する程度を測定
   するように該複数の信号を処理する段階、を具備し、一
   方の該放射源からの光放射の強度の揺動の周期が他方の
   該放射源のそれに比較して大であるもの。 ６、該成分がヘモグロビンであることを特徴とする、請
   求項５記載の方法。 ７、該スペクトル特性がそれぞれ赤色および赤外線であ
   ることを特徴とする、請求項５記載の方法。 ８、該成分がヘモグロビンであって、該スペクトル特性
   がそれぞれ赤色と赤外線であることを特徴とする、請求
   項５記載の方法。 ９、生体組織の動脈血含有の血管の容積における血液内
   の血液酸素化を測定するものであって、該容積は該生体
   の動脈血パルスに対応して変化することを特徴とする方
   法であって、該方法は、ａ）強度が周期的に揺動し、波
   長が、このような血液が酸素化されている程度に比例し
   て相対的に強く血液によって吸収されるようになってい
   る光源を得る段階； ｂ）強度が周期的に揺動し、波長がまた血液により吸収
   されるが、このような血液が酸素化される程度には独立
   している程度にまで吸収されるような光源を同時に得る
   段階； ｃ）両方の該光源からの該光を一しょに該容積内の血液
   に同時に印加し、かつ該容積から出る光を検知する段階
   ； ｄ）段階（ｃ）において検知された光を用いて、（ｉ）
   振幅が、該容積の測度である第１の信号、（ｉｉ）振幅
   が、該動脈パルスに帰因する該容積の変動のみの測度で
   ある第２の信号、 （ｉｉｉ）振幅が、該容積の測度である第３の信号、（
   ｉｖ）振幅が、該動脈パルスに帰因する該容積の変動の
   みの測度である第４の信号、 を導出する段階；および ｅ）該容積内の血液の酸素化の程度を測定できるように
   該信号を処理する段階； とを具備し、一方の該光源からの光の強度の揺動の周期
   が他方の該光源のそれに比較して大であるようになって
   いる血液酸素化の測定方法。 １０、周波数多重変換された第１および第２の信号を得
   るために、放射をしてして、生体の組織により吸収させ
   る手段を有する光プレチスモグラフィック・オキシメー
   タであって、該オキシメータは、 該第１の信号は、該組織内の動脈血の容積の酸素化の測
   度であり、 該第２の信号は該容積の測度であり、 該第２の信号は、該第１の信号に比較して、該酸素化の
   測度ではなくして、 該オキシメータはまた該複数の信号を多重分離するため
   の多重分離手段を有し、それによって該複数の信号を用
   いて該血液のパーセント酸素飽和度の測定を計算する手
   段を得るものであり、該オキシメータは該放射線を該組
   織に印加する手段、および該組織から出るような該放射
   線を、検知する手段とを備えている、光プレチスグラフ
   ィック・オキシメータ。 １１、該多重分離手段は第１および第２のノッチフィル
   タ手段を具備し、そのそれぞれは該第１および第２信号
   をして同時に印加させるための第１の該手段に有効に接
   続されており、該第１のノッチフィルタ手段は、該第１
   の信号を含むが、該第２の信号を含まない第３の信号を
   発生するように、該第１および第２の信号を濾波するフ
   ィルタに対応しており、また該第２のノッチフィルタ手
   段は、該第２の信号を含むが、該第１の信号を含まない
   第４の信号を発生する如く、該第１および第２の信号に
   対応していることを特徴とする、請求項１０記載のオキ
   シメータ。 １２、該多重分離手段は、第１および第２の帯域通過フ
   ィルタ手段を具備し、該帯域通過フィルタ手段は、該第
   ３および第４の信号をそれぞれ同時に受信するための該
   第１および第２のノッチフィルタ手段にそれぞれ接続さ
   れており、第１の帯域通過フィルタ手段は、実質的に該
   第３の信号にのみ応じる第５の信号を発生するための、
   該第３の信号に応答するものであり、また該第２の帯域
   通過フィルタ手段は、実質的に該第４の信号にのみ応す
   る第６の信号を発生するための該第４の信号に応答して
   いることを特徴とする、請求項１１記載のオキシメータ
   。 １３、該第５および第６の信号は周波数の異なる振幅変
   調搬送波信号であり、かつそれぞれおよび同時に、該第
   ５および第６の信号を受信するための、該第１および第
   ２の帯域通過フィルタ手段にそれぞれ接続された第１お
   よび第２の検知器手段が存在しており、 該第１の検知器手段は、該生体のパルス繰返数に従った
   レートで振幅が変化する第７の信号を発生するための該
   第５の信号に応答するものであり、該第２の検知器手段
   は、該パルス繰返数に従ったレートで振幅が変化する第
   ８の信号を発生するための該第６の信号に応答するもの
   あり、しかも一方の該振幅は該血液の酸素含有量により
   影響され他方の該振幅は該酸素含有量により比較的影響
   をうけないものであることを特徴とする、請求項１２記
   載のオキシメータ。 １４、生体の血液の酸素飽和を測定する装置であって、
   該装置は、 （ａ）光源手段と光センサ手段とであって、該光源手段
   からの光を、該生体の組織を介して該血液の容積に結合
   させるため、および該光センサ手段を、該組織を介して
   該血液の容積からの光に同時に結合させるため設計およ
   び配置されたもの；（ｂ）該光は、周期的に強度が変化
   する第１および第２の成分を有し、該第１の成分の周期
   は該第２の成分のそれよりは異なっていて、該第１の成
   分はまた該第２の成分のスペクトル組成とは異なってい
   るスペクトル組成を同様に有するもの；（ｃ）該スペク
   トル組成は、該生体の組織、該組織内の血液および該血
   液の容積の変化とが実質的に同様にそれらの強度に影響
   を与えるものであるが、一方の該成分のスペクトル組成
   の強度が、他方の該成分のスペクトル組成の強度よりも
   以上に、該容積における血液内の酸素により影響を受け
   る如きものであり； （ｄ）該光センサ手段は、結合された該光の強度に応じ
   た量の第１の信号を発生するための、結合した光に応答
   しているものであり； （ｅ）該第１の信号を受信し、第２および第３の信号を
   発生するための、該光センタ手段に接続された信号処理
   手段であって、該第２の信号と該第３の信号とは同時に
   発生され、該第２の信号は、該第２の成分のスペクトル
   組成から実質的に遊離しており、該第３の信号は該第１
   の成分のスペクトル成分から遊離しており、該第２およ
   び第３の信号はおのおの、該生体の動脈パルスの周波数
   と、該容積内の血液の酸素含有量にそれぞれ応じた周波
   数と振幅とを有するものであり； （ｆ）第１および第２の振幅変調検知手段は、該第２お
   よび第３の信号の振幅をそれぞれ同時に検知するための
   該信号処理手段に接続されたものであり； （ｇ）該第３と第４の信号の各々から、付加的な一対の
   信号を発生させる手段であって、その一方は最後の該振
   幅の対応するものを表わし、その他方は■動性成分を表
   わすもの； を具備する生体血液の酸素飽和度を測定する装置。 １５、前記（ｅ）項の信号処理手段は一対のノッチフィ
   ルタと一対の帯域通過フィルタとを具備することを特徴
   とし、 一方の該ノッチフィルタは、一方の該成分のスペクトル
   成分から遊離したノッチフィルタで濾波された信号を発
   生するための該第１の信号を受信する如く接続され、か
   つ他方の該ノッチフィルタは、他方の該成分のスペクト
   ル組成から遊離したノッチフィルタで濾波された信号を
   発生するための該第１の信号に接続されており、 該信号処理手段はまた一対の帯域通過フィルタを具備し
   、一方の該帯域通過フィルタは、該他の該成分のスペク
   トル組成のみを含む帯域通過フィルタで濾波の信号を発
   生させるため、第１の該ノッチフィルタの信号を受信す
   る如く接続され、他方の該帯域通過フィルタは、該一方
   の該成分のスペクトル組成のみを含む帯域通過されたフ
   ィルタ信号を発生するための、第２の該ノッチフィルタ
   で濾波された信号を受信する如く接続されたものであり
   、 それにより該帯域通過された濾波信号により該第２およ
   び第３の信号が得られることを特徴とする、請求項１４
   記載の装置。 １６、オキシメータ装置であって、該装置は、（ａ）赤
   色光源およびそれを第１の周波数で付勢する手段と、赤
   外線光源とそれを第２の固定周波数で付勢するための手
   段であって、該第２の周波数は該第１の周波数と異なっ
   ているもの； （ｂ）該光源の光を生体の組織の一部分に結合させるた
   めの手段が存在し、該生体の動脈パルスに従って、容積
   内で変化する動脈血液を潅流（カンリュウ）させ、それ
   により該光の強度は、該組織の一部分とその内部の血液
   の光学的特性の関数として変化されるようになっており
   ； （ｃ）該赤色光と該赤外線光とは、酸素化ヘモグロビン
   により均一でなく吸収され、該赤色光と該赤外線光とは
   実質的に均一に、脱酸素化ヘモグロビンにより吸収され
   るものであり； （ｄ）光センサ手段と、上記の如く、組織の該部分から
   の赤外線と赤色の光とを、該第１の周波数の成分と、該
   第２の周波数の第２の成分とを有する電気信号を発生す
   るための該光センサ手段に結合する手段； （ｅ）その振幅が組織の該部分における血液のパーセン
   テージ酸素飽和度を表わす信号を発生するための、該電
   気信号の成分にのみ応答する処理手段； とを具備するオキシメータ。 １７、該処理手段は、第１のノッチフィルタと第１の帯
   域通過フィルタとを具備し、該第１のノッチフィルタは
   該第２の周波数成分から遊離して第１のノッチフィルタ
   で濾波された信号を付与するために該電気信号を受信し
   、該第１の帯域フィルタは該第１の周波数成分のみを表
   わす第１の信号を発生させるための、該第１のノッチフ
   ィルタで濾波された信号を受信するものであり 該処理手段はまた第２のノッチフィルタと第２の帯域通
   過フィルタとを具備し、該第２のノッチフィルタは該第
   １の周波数成分から遊離して第２のノッチフィルタで濾
   波した信号を供給するために付与するため該電気信号を
   受信し、該第２の帯域通過フィルタは、該第２の周波数
   成分のみを表わす第２の信号を発生するために、該第２
   のノッチフィルタで濾波した信号を受信するものである
   ことを特徴とする、請求項１６記載のオキシメータ。