JPH0462737B2 - - Google Patents

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JPH0462737B2
JPH0462737B2 JP57500078A JP50007881A JPH0462737B2 JP H0462737 B2 JPH0462737 B2 JP H0462737B2 JP 57500078 A JP57500078 A JP 57500078A JP 50007881 A JP50007881 A JP 50007881A JP H0462737 B2 JPH0462737 B2 JP H0462737B2
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JP
Japan
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signal
intensity
threshold
radiation
baseline
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JP57500078A
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Jonii Emu Superindo
Sutanrii Dei Goorudoringu
Deiin Tei Miraa
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Oximetrix Inc
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/72—Signal processing specially adapted for physiological signals or for diagnostic purposes
    • A61B5/7225—Details of analog processing, e.g. isolation amplifier, gain or sensitivity adjustment, filtering, baseline or drift compensation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/1459—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters invasive, e.g. introduced into the body by a catheter
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
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    • G01N21/25—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands
    • G01N21/27—Colour; Spectral properties, i.e. comparison of effect of material on the light at two or more different wavelengths or wavelength bands using photo-electric detection ; circuits for computing concentration
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    • H03—ELECTRONIC CIRCUITRY
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    • H03H17/02—Frequency selective networks
    • H—ELECTRICITY
    • H03—ELECTRONIC CIRCUITRY
    • H03K—PULSE TECHNIQUE
    • H03K5/00—Manipulating of pulses not covered by one of the other main groups of this subclass
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    • H03K5/08—Shaping pulses by limiting; by thresholding; by slicing, i.e. combined limiting and thresholding
    • H03K5/082—Shaping pulses by limiting; by thresholding; by slicing, i.e. combined limiting and thresholding with an adaptive threshold

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Description

請求の範囲 １ 信号をフイルタする装置において、 信号を受信する手段と、 この受信した信号に応答し、基準表示レベルを
発生しかつこの信号をその基準表示レベルと比較
する第１手段と、 この第１手段に応答し、信号が所定時間より短
い時間中基準表示レベルを超過している時は第１
の所定量だけ基準表示レベルを増加しそして信号
が所定時間より長い時間中基準表示レベルを超過
している時は第２の所定量だけ基準表示レベルを
増加する第２手段と、 上記第１手段に応答し、信号が基準表示レベル
より小さい時は基準表示レベルと信号との間の差
に比例した所定量だけ基準表示レベルを減少する
第３手段と、 基準表示レベルに応答し、基準表示レベルの関
数として閾値レベルを決定する第４手段と、 上記受信信号及び閾値レベルに応答し、この信
号を閾値レベルと比較する第５手段と、 上記受信信号に応答し、信号が閾値レベルより
小さい時は第１の信号の出力を与えそして信号が
閾値レベルより大きい時は第２の信号の出力を与
える出力手段を備えることを特徴とする装置。
２ 複数の波長の電磁放射を作るソース手段と、 このソース手段に接続され、ここからの放射を
各波長における入射強度で試験中の血液へ送る手
段と、 試験中の血液から戻つてくる放射を受け取り、
このように受け取られる各波長の放射の強度を表
わしている信号を発生する検出手段と、 上記信号の中の選択された信号に応答し、基準
表示レベルを発生し且つこの選択された信号をこ
の基準表示レベルと比較する第１手段と、 この第１手段に応答し、上記選択された信号が
所定時間より少ない時間中基準表示レベルを超過
している時は第１の量だけ基準表示レベルを増加
しそして上記選択された信号が所定時間より大き
い時間中基準表示レベルを超過している時は第２
の量だけ基準表示レベルを増加する第２手段と、 上記第１手段に応答し、上記信号が基準表示レ
ベルより小さい時には基準表示レベルと選択され
た信号との間の差に比例した量だけ基準表示レベ
ルを減少する第３手段と、 基準表示レベルに応答し、所定の比率で基準表
示レベルに関係付けされた閾値レベルを決定する
第４手段と、 上記選択された信号及び閾値レベルに応答し
て、この選択された信号を閾値レベルと比較する
第５手段と、 上記選択された信号に応答して、この選択され
た信号が閾値レベルより小さい時には信号を表示
する値を有する第１の一連の出力を発生しそして
この選択された信号が閾値レベルより大きい時に
は所定の値を有する第２の一連の出力を発生する
出力手段と、 上記第１と第２の一連の出力に応答して、これ
ら第１と第２の一連の出力を加算し、各帯域ごと
に和の信号を発生する加算手段と、そして、 上記和の信号に応答して、これらの和の信号の
関数として酸素飽和度を表す出力を決定する手段
とを備えたことを特徴とする血液の酸素飽和度の
測定装置。
３ 請求の範囲第２項記載の装置において、上記
基準表示レベル及び閾値レベルはデジタル信号で
ある装置。
４ 請求の範囲第２項記載の装置において、上記
基準表示レベル及び閾値レベルはアナログ信号で
ある装置。
５ 請求の範囲第２項記載の装置において、上記
第２手段及び第３手段は基準表示レベルを所定の
割合で調整する装置。
６ 請求の範囲第２項記載の装置において、この
ソース手段に送られるために適合される上記手段
は単一の転送光フアイバー及び単一の受信光フア
イバーを備える装置。
技術分野 本発明は一般に信号処理に係り、特に、ViVO
カテーテル型のオキシメータに使用するのに適し
た信号フイルタ方法及びその装置に係る。
背景技術 血液の酸素飽和度を測定するカテーテル型のオ
キシメータ装置は色々なものが知られている。こ
のような装置の１つが、参考としてここに取り上
げるShaw氏等の米国特許第4114604号に開示さ
れている。一般に、このような装置では、カテー
テルが血管に挿入され、血管内の血液がカテーテ
ルの先端の周りに流れる。上記米国特許第
4114604号にShaw氏等により開示されたように、
送信フアイバガイド３８及びカテーテル４２の第
２のフアイバガイド４６は、各々単一のオプチカ
ルフアイバだけを含むことが出来、それにより、
カテーテルの構成は著しく容易になりとともに、
インターフエイスコネクタ４９において光モジユ
ール１８に接続されることが出来る使い捨て低コ
ストカテーテルが可能となる。カテーテルは第１
のオプチカルフアイバガイドを含んでおり、これ
はオキシメータ装置からの放射をカテーテル先端
の孔へ案内する。カテーテル先端の周りに流れる
血液はこれに入射する放射の１部をカテーテル先
端の第２の孔へと後方散乱させ、この後方散乱さ
れた放射は第２のオプチカルフアイバガイドによ
つてオキシメータ装置へと送られる。後方散乱さ
れた放射は、次いで、オキシメータ装置によつて
分析され、酸素飽和度の尺度が与えられる。
試験中の血液がカテーテル先端の周りに両れる
時には、この血液から戻つて来る放射の量が、心
臓の鼓動と同期してパルス状に変化する。これら
の変化は、カテーテル先端が血管壁に当たつてい
るか又は血管壁に非常に接近していることによつ
て生じるものと考えられる。血管壁の反射特性
は、必ずしも血液の酸素飽和度に関係したもので
はないので、大部分が血管壁の反射によつて生じ
るこれらの実質的な変化は、血液中の酸素の測定
に不正確さをもたらすことになる。
これらの実質的な変化を減少又は除去するため
に色々な技術が利用されている。或るシステムに
おいては、実質的な放射量変化が酸素飽和度の計
算に及ぼす影響を少なくするように、酸素飽和度
測定の時定数即ち時間が増加される。然し乍ら、
この技術では、実質的な放射量変化により表わさ
れるエラーのあるデータが酸素飽和度測定プロセ
スから除去されない。従つて、酸素飽和度の計算
は少なくとも若干はこのエラーのあるデータに基
くことになり、酸素飽和度の測定精度に悪影響が
及ぶ。
別のオキシメータ装置においては、オキシメー
タの先端が血管壁に当たるのを防止する試みとし
て、カテーテル先端がかご型構造体内に収容され
る。このかご形構造体はカテーテル先端を血管壁
から効果的に分離するが、この構造体がカテーテ
ル先端に付着して不所望な結果を招くおそれが相
当に高くなる。
発明の開示 本発明の方法及び装置は上記の問題を解消し、
エラーのあるデータを表わしている信号部分を除
去するような信号フイルタを提供する。ここに例
示する信号フイルタ方法は、信号を受信し、信号
がスレツシユホールド値と第１の所定関係にある
時には第１の所定量だけスレツシユホールドを増
加しそして信号がスレツシユホールド値と和の所
定関係にある時には第２の所定量だけスレツシユ
ホールドを減少することによりスレツシユホール
ド値を調整するという段階を備えている。次いで
信号はこの調整されたスレツシユホールドと比較
され、信号がスレツシユホールドに対して第１の
所定関係を保持する場合には信号が送信される。
本発明の１実施例においては、スレツシユホール
ドの調整は、信号を基線と比較し、基線を信号に
向つて調整し、そして基線に関係するようにスレ
ツシユホールドを確立するという段階を含む。信
号の送信が禁止されてもよいし、或いは信号の代
りに所定の出力が送信されてもよい。
本発明による信号フイルタ装置は、信号を受信
する手段と、信号がスレツシユホールドと第１の
所定関係にある時は第１の所定量だけスレツシユ
ホールドを増加しそして信号がスレツシユホール
ドと第２の所定関係にある時は第２の所定量だけ
スレツシユホールドを減少することによりスレツ
シユホールドを調整する手段と、信号をこの調整
されたスレツシユホールド値と比較すると共に、
信号がスレツシユホールドに対して第１の所定関
係を保持している場合に信号を送信する手段とを
備えている。更に、スレツシユホールドを調整す
る手段は、信号を基線と比較する手段と、基線を
信号に向つて調整する手段と、基線に関係したス
レツシユホールドを決定する手段とを備えてい
る。又、本装置は、信号がスレツシユホールド値
に対して第２の所定関係を保持している場合には
信号を禁止するか又は所定の出力を送信する手段
を含むこともできる。
従つて、ここに例示する方法及び装置では、エ
ラーのあるデータを表わしている信号部分が信号
から除去されることが明らかであろう。
更に、ここに例示する信号フイルタ方法及び装
置は酸素飽和度測定方法又はその装置内に組み込
まれて、カテーテル先端に受け取られるエラーの
ある反射放射にはほとんど影響されないような改
良された酸素飽和度測定方法及びその装置が提供
される。
従つて、本発明の目的は、信号フイルタを提供
することである。
本発明の別の目的は改良された酸素飽和度測定
方法及びその装置を提供することである。
本発明の更に別の目的は、信号フイルタを用い
た改良された酸素飽和度測定方法及びその装置を
提供することである。
【図面の簡単な説明】
本発明のこれら及び他の目的並びに効果は、添
付図面及び明細書全体から明らかとなろう。
第１図は本発明の信号フイルタに用いるのに適
した酸素飽和度測定装置のブロツク図、 第２図はカテーテル先端から戻つて来る放射の
強さ変化を例示した波形図、 第３図は本発明による信号フイルタを実施する
フローチヤート、 第４図は前記のShaw氏等の特許の第１図の１
部分を、本発明の別の実施例に用いるように変更
したものを示す図、そして 第５図は第４図の変更された回路に用いられる
本発明の信号フイルタの別の実施例を示す図であ
る。
発明を実施する最良の態様 さて第１図を説明すれば、酸素飽和度測定装置
１０、ここではオキシメータ又はオキシメータ装
置とも称する、はマイクロプロセツサのバスに接
続されるシステムであるのが好ましく、その形態
は当業者に良く知られたものである。特に、装置
１０は、その種々の部分ヘアドレス、データ、プ
ログラム及び制御情報を伝送する複数本の導体よ
り成るシステムバス１２を備えている。装置１０
は中央プロセツサ１４によつて制御され、このプ
ロセツサ１４によつて制御され、このプロセツサ
はシステムバス１２に接続されて実質的にこのシ
ステムバスを制御する。ここに示す実施例では、
中央プロセツサ１４は、Motorola
Semiconductor Products、lnc.により製造され
ている型式6800である。
システムバス１２は光学モジユールインターフ
エイス１６と通信し、これは次いで光学モジユー
ル１８に接続される。インターフエイス１６は、
予め選択された波長λ1，λ2及びλ3の放射を各々発
する複数個の発光ダイオード（LED）２０，２
２及び２４を駆動する。この放射はオプチカルフ
アイバガイド２６，２８及び３０によつて収集さ
れ、これらガイドは発光ダイオード２０−２４に
より発せられた放射を光学合成器３２へ案内す
る。次いで、光学合成器３２は端末断面３４を介
して光集積器３６へ放射を送る。この光集積器３
６の出口孔４０には送信用のオプチカルフアイバ
ガイド３８が接続され、従つてこのオプチカルフ
アイバガイド３８はカテーテル４２を経てその遠
方先端４４内の孔へ放射を送る。カテーテル先端
４４は血管内に配置され、試験中の血液は血管を
通して先端４４の周りに流れる。
オプチカルフアイバガイド３８から発せられた
放射は試験中の血液によつて後方散乱され、血管
壁で反射される。この後方散乱され反射された放
射は次いでカテーテル先端４４内の第２の孔を通
して第２のオプチカルフアイバガイド４６によつ
て受け取られる。このオプチカルフアイバガイド
４６はこの放射を検出器４８へ送り、この検出器
はこの放射に比例した信号を光学モジユールイン
ターフエイス１６に与える。
更に第１図を参照すれば、装置１０は、システ
ムバス１２に応答する種々の表示装置４８も備え
ている。更に、システムバス１２は警報兼出力回
路５０にも接続され、この回路は装置１０のオペ
レータ用の警報音、看護婦呼び出し信号、及び補
助装置駆動用の適当なアナログ補助出力を発生す
る。キーボード兼制御スイツチ５２はシステムバ
ス１２に接続されると共に、記録器５４及び電源
５６にも直結される。記録器５４は、システムバ
ス１２に応答し、装置１０で測定された血液中の
酸素飽和度の永久的なストリツプチヤート記録を
作り出す。電源５６は装置１０全体の電力を発生
する。
中央プロセツサ１４はシステムバス１２を介し
てメモリ５８と通信し、このメモリは中央プロセ
ツサ１４のプログラム命令が入れられたリードオ
ンリメモリ（ROM）を含み、そして更に、装置
１０の作動中に中央プロセツサ１４により使用さ
れる一時的ないしはスクラツチパツドのランダム
アクセスメモリ（RAM）も含む。
作動に際し、装置１０は、キーボード兼スイツ
チ５２により電源５６を付勢するように制御され
る。光学モジユールインターフエイス１６はダイ
オード２０−２４を順次に付勢し、３つの予め選
択された波長λ1、λ2及びλ3の放射をカテーテル４
２を経てカテーテル先端４４へ順次に発生させ
る。試験中の血液によつて放射が後方散乱されカ
テーテル４２を経て検出器４８へ送られると、光
学モジユールインターフエイス１６は、放射強度
を表わしている検出器４８からのアナログ信号
を、デジタル信号に変換する。このデジタル信号
は第１図の実施例では12ビツトである。このデジ
タル信号は、中央プロセツサ１４により制御され
るシステムバス１２を経て送られてメモリ５８に
記憶される。その後、中央プロセツサ１４はメモ
リ５８に記憶されたこのデータを用いて血液の酸
素飽和度を計算する。例えば、中央プロセツサ１
４は前記Shaw氏等の特許の式８を解く。
OS＝A0＋A1（l1／l2）＋A2（l1／l2）＋A3（l3／
l2）／B0＋B1（l1／l2）＋B2（l1／l2）2＋B3（l3／l2
） 但し、A0、A1、A2及びA3は重み付け係数であ
り、B0、B1、B2及びB3は重み付け係数であり、
そしてl1、l2及びl3は各々波長λ1、λ2及びλ3にお
いて測定された試験血液からの放射強度であり、
その各々は基準光強度測定値に対して正規化され
たものである。計算が完了すると、中央プロセツ
サ１４は酸素飽和度（OS）の値を表示装置４８
に与えると共に、もし可能であれば、記録器５４
にも与える。中央プロセツサ１４が警報状態の存
在を検出した場合には、警報兼出力回路５０が警
報音又は看護婦呼び出し信号を発する。
第１図の装置は、一般に、前記Shaw氏等の特
許に開示されたカテーテルオキシメータ装置及び
方法をデジタルで実施したものであることが当業
者に理解されよう。このようなマイクロプロセツ
サベースのバス接続システムは当業者に容易に明
らかであろう。更に、３個以外の放射強度を用い
て、他の適当な数学関係式から酸素飽和度測定値
を作り出すこともできる。
さて、第２図を説明すれば、例えば波長λ3で作
動するLED２４から送られて後方散乱されそし
て反射された放射を示す強度曲線５８は、患者の
心臓鼓動と同期したパルス状の変化６０ａ−６０
ｄを含んでいる。このλ3の強度曲線５８は連続し
た線で示されているが、第１図の実施例の検出器
４８で検出されるλ3強度は一連の個々の強度測定
値であり、これらを一緒にプロツトすると、第２
図のλ3強度曲線５８となることを理解されたい。
パルス状の変化６０ａ−６０ｄは、もし相当の大
きさであれば、エラーのある即ち不適当な反射放
射強度を表わしており、これらは一般にカテーテ
ル先端４４が心臓の鼓動中に血管内で動きまわる
時にカテーテル先端４４が血管壁に当たるか又は
非常に接近することにより生じる。第２図に示さ
れたλ3強度は第１図の光学モジユールインターフ
エイス１６によりそれに対応するデジタル値に変
換され、これは後述するように中央プロセツサ１
４によつて使用される。
第１図の装置１０内で実施される信号フイルタ
方法のフローチヤートである第３図を説明すれ
ば、エラーのある即ち不適当な放射の読みを表わ
している信号部分が都合良く信号から除去され
る。特に第１図及び第３図を参照すれば、中央プ
ロセツサ１４は、例えば、約４ミリ秒の間隔でカ
テーテル先端からの放射強度をシステムバス１２
から読み取り、そして制御プロセツサ１４は約32
ミリ秒の時間にわたり各々の放射強度を個々に加
算する。プロセツサ１４は先ず個々の放射強度を
平均化し、従つて放射強度l1、l2及び13を若干な
めらかにする。次いで、中央プロセツサ１４は、
強度l3を、メモリ５８内に一時的に記憶されてい
る基線強度値と比較する。
強度l3が基線強度値以下である場合には、中央
プロセツサ１４は次式に基いて基線値を減少す
る、 BL＝BL−K1・（BL−l3） 但し、BLは基線強度値でありそしてK1は所定
の定数であり、ここに示す実施例ではほゞ0.25で
ある。
新たな基線強度値が決定されると、スレツシユ
ホールド強度値が式TH＝K4・BLに基いて決定
される。但し、THはスレツシユホールド強度値
であり、K4は所定の定数であり、これは例えば
約1.5である。スレツシユホールド強度値THが計
算されると、λ3強度l3がこのスレツシユホールド
強度値と比較される。強度13がスレツシユホール
ド強度値以下であれば、強度l1、l2及びl3が中央
プロセツサ１４によりメモリ５８へ記憶される。
第１図の実施例では、各々の強度l1、l2及びl3が
メモリ５８へ記憶され、そして更に、約５秒の時
間で各波長ごとに重み付けされた可変の平均値を
各々形成するように各々の強度が個々に累算され
る。
然し乍ら、強度l3がスレツシユホールド強度値
より大きければ、中央プロセツサ１４は各々の強
度l1、l2及びl3をゼロにセツトし、これらゼロの
値を上記の重み付けされた可変平均値の１部とし
てメモリへ記憶する。前記のShaw氏等の特許に
述べられた式８は反射放射強度の比に基くもので
あるから、ゼロである個々の放射強度値l1、l2及
びl3を累算しても、最終的に計算される血液の酸
素飽和度には何の影響もない。
第１図及び第３図の説明を続けると、強度13が
基線強度値より大きいことが中央プロセツサ１４
で決定されると、次いで中央プロセツサ１４は強
度l3が所定時間中基線強度値より大きいかどうか
を決定する。この所定時間は約５秒であるが、別
の時間を適当に選択してもよい。これは、例え
ば、当業者に良く知られたやり方で時間間隔を測
定するように中央プロセツサ１４をプログラミン
グすることによつて行なわれる。強度l3が５秒の
時間中は基線強度値より大きくない場合には、中
央プロセツサ１４は式BL＝（１＋K2）・BLに基
いて新たな基線強度値を決定する。但し、K2は
所定の定数であり、例えば約0.004である。次い
で、この新たな基線強度値を用いて、新たなスレ
ツシユホールド強度値が計算され、これが前記し
たように強度13と比較される。
然し乍ら、強度l3が所定時間中基線強度値より
大きければ、BL＝（１＋K3）・BLとなるように
基線強度値が増加される。但し、K3は所定の定
数であり、例えば約0.120である。このようにし
て基線強度値が調整されると、再びスレツシユホ
ールド強度値が決定され、上記したように中央プ
ロセツサ１４により残りの作動段階が実行され
る。
かくて、第１図の装置１０で実行される第３図
の方法では、λ3強度13の低レベル部分を一般にた
どるように基線強度値が調整されることが明らか
であろう。従つて第２図より明らかなように、曲
線５８としてプロツトされたλ3強度13は、一般
に、直線６２で表わされた基線強度値に重畳する
か或いはこれに比較的接近するものと考えられ
る。基線強度値はこの関係を維持するように常時
更部される。λ3強度５８が基線強度値６２以下で
ある場合には、基線が徐々に下げられる。一方、
λ3強度５８が基線強度値６２より大きい場合に
は、λ3強度が基線強度値を越えている時間に関係
した量だけ基像強度値が増加される。特に、λ3強
度５８が基線強度値より大きい時間が所定時間以
下である場合には、λ3強度の比較のたびに基線強
度値が若干増加される。然し乍ら、λ3強度l3が基
線強度値より大きい時間が所定時間より長い場合
には、基線強度値がその手前の基線強度値に対し
て比較的すばやく増加され、基線強度値がλ3強度
に対してすばやく調整される。
このようにして基線強度値が調整されると、第
２図に点線６４で示されたスレツシユホールド強
度値が基線強度値に対して決定される。λ3強度５
８がスレツシユホールド強度値６４より大きい場
合には、λ1、λ2及びλ3強度l1、l2及びl3がゼロに
セツトされ、これが可変の平均累算値の１部分と
してメモリ５８に記憶される。これに対して、λ3
強度がスレツシユホールド強度値以下であれば、
中央プロセツサ１４により光学モジユールインタ
ーフエイス１６から読み取られたλ1、λ2及びλ3強
度が可変の平均累算値の１部分としてメモリ５８
に記憶される。このようにして、スレツシユホー
ルド強度値は、これより大きいと、特にλ3強度l3
並びにこれに関連したλ1及びλ2強度l1及びl2が無
効であるとみなすようなレベルを決定する。次い
で、強度l1、l2及びl3の可変平均値を用いて、前
記のように酸素飽和度が決定される。
所定の定数K1−K4はシステムの特定の要件に
基いて変えられることを理解されたい。更に、基
線強度値の調整は、当業者に容易に明らかなよう
に、定数K1−K3に関係させるのではなく、固定
させることができる。更に、基線強度値BLはス
レツシユホールド強度値THについて書き表わす
こともでき、それ故スレツシユホールド強度値
THは強度l3に対して直接調整できると考えられ
ることも明らかであろう。
従つて、第３図の信号フイルタ方法及び第１図
の装置１０は、エラーのあるデータ又は異常なデ
ータを表わしているパルス状の反射放射強度にほ
とんど影響されない改良されたオキシメータ装置
をもたらす。第３図に示された段階は、当然、中
央プロセツサ１４と共に公知のソフトウエア技術
を用いて実行することができる。
さて第４図及び第５図を説明すれば、前記の
Shaw氏等の特許に開示された装置が、本発明に
よる信号フイルタを組み込むように変更されてい
る。
第４図に示されたように、このような装置は繰
り返しパルス発生器６６を備えており、これは複
数個の発光ダイオード（LED）６８，７０及び
７２を順次に付勢する。これらのLED６８，７
０及び７２は、例えば第１図に示されたように、
適当な光学合成器、光学積分器及びカテーテルに
接続されていて、カテーテル先端からの後方散乱
され反射された放射が検出器７４へ送られるよう
にされている。LED６８，７０及び７２は第１
図について前記したように３つの所定波長λ1、λ2
及びλ3の放射を発生する。
検出器７４は、カテーテル先端からの放射を表
わす信号を増巾器７６へ送り、増巾器の出力は複
数個の常開スイツチ７８，８０，８２，８４及び
８６（第４図及び第５図）へ接続される。スイツ
チ７８及び８０は、LED６８及び７０が各々放
射を発する時間中閉じるようにパルス発生器６６
によつて制御される。同様に、スイツチ８２及び
８４は、LED７２が放射を発する時間中閉じる
ようにパルス発生器６６によつて制御される。更
に、パルス発生器６６により制御されるスイツチ
８６はLED６８−７２がどれも放射を発しない
時に閉成されて、増巾器７６と増巾器８８との間
に閉ループサーボ系を形成し、これは増巾器７６
のバイアス電圧を確立してその出力電圧をゼロに
調整する。
スイツチ７８−８２は常閉スイツチ９０−９４
へ各々接続される。スイツチ９０は抵抗９６を経
て増巾器９８及びキヤパシタ１００へ接続され
る。同様に、スイツチ９２及び９４は抵抗１０２
及び１０４を経て増巾器１０６及び１０８並びに
キヤパシタ１１０及び１１２へ各々接続される。
増巾器９８，１０６及び１０８はλ1、λ2及びλ3放
射強度出力信号l1、l2及びl3を各々発生する。
第５図に示されたように、スイツチ８４は、増
巾器７６からの信号を、参照番号１１４で一般的
に示された信号フイルタ回路へ接続する。スイツ
チ８４は抵抗１１６を経て増巾器１１８及びキヤ
パシタ１２０へ接続される。増巾器１１８の出力
はダイオード１２２のアノードに接続され、その
カソードは抵抗１２４及びライン１４２を経て第
１電流源１２６、スイツチ１２８、キヤパシタ１
３０、増巾器１３２及び比較器１３４へ接続され
る。又、増巾器１１８の出力は比較器１３４の第
２入力にも接続される。比較器１３４の出力はタ
イマ１３６を制御し、このタイマは次いでスイツ
チ１２８を制御する。スイツチ１２８は第２の電
流源１３８にも接続される。増巾器１３２の出力
はライン１４４を経て比較器１４０の反転入力に
接続され、その非反転入力は増巾器１１８の出力
に接続される。比較器１４０の出力はスイツチ９
０，９２及び９４の位置を制御する。
作動に際し、LED７２が放射を発しそしてス
イツチ８２及び８４が閉じた時には、カテーテル
からの放射が検出器７４によつて検出される。検
出器７４の出力は増巾器７６によつて増巾され、
スイツチ８４を経て増巾器１１８へ信号が送られ
る。電流源１２６はライン１４２へ常時電流を与
え、このラインの信号は基線強度値（BL）に比
例し、以下基線信号と称する。電流源１２６は時
間に対して所定量で即ち所定の割合いで、この基
線信号を増加させる。この基線信号は増巾器１３
２によつて増大即ち増巾され、これによりライン
１４４を経て比較器１４０へスレツシユホールド
信号（TH）が与えられる。
増巾器１１８の出力がライン１４２の基線信号
より小さい時には、キヤパシタ１３０が抵抗１２
４及びダイオード１２２を経て放電し、従つてラ
イン１４２の基線信号を減少すると共に、これに
比例してライン１４４のスレツシユホーレド信号
を減少する。然し乍ら、増巾器１１８の出力が基
線信号より大きい場合には、電流源１２６はライ
ン１４２へ第１電流を与えて基線信号を増加させ
る。更に、増巾器１１８の出力がライン１４４の
スレツシユホールド信号より大きい場合には、比
較器１４０がスイツチ９０−９４（第４図）を制
御して、抵抗９６，１０２及び１０４をアース
し、増巾器７６からスイツチ７８，８０及び８２
を経てそれ以上信号が送られないようにする。こ
のようにして、放射強度l3がライン１４４のスレ
ツシユホールド信号より大きく、エラーのある放
射情報がカテーテルから戻つて来ることを指示す
る場合には、放射強度l1、l2及びl3に比例する信
号が増巾器９８，１０６及び１０８への入力から
除去される。
増巾器１１８の出力が５秒以上の間基線信号よ
り小さいまゝであれば、比較器１３４及びタイマ
１３６がスイツチ１２８を制御し、第２の電流源
１３８をライン１４２へ接続する。第２の電流源
１３８は一定電流をライン１４２へ与え、その基
線信号を比較的すばやく増加させる。電流源１２
６の場合と同様に、電流源１３８は、時間に対し
て所定量で即ち所定の割合いで、基線信号を増加
させる。
従つて、本発明による信号フイルタ回路１１４
は、放射強度l3の低レベル部分を一般的にたどる
ような基線信号を発生することが明らかであろ
う。この基線信号に関係したスレツシユホールド
信号が発生され、もし放射強度l3がこのスレツシ
ユホールド信号より大きい場合には、放射強度
l1、l2及びl3に対応する信号が各々の増巾器９８，
１０６及び１０８に与えられない。更に、回路１
１４は、第３図の信号フイルタ方法のアナログ実
施例であることに注意されたい。
以上、本発明の１実施例を詳細に説明したが、
本明細書の教示に鑑み、本発明から逸脱せずに
種々の変更がなされ得ることが当業者に明らかと
なろう。従つて、本発明は以上の説明に限定され
るものではなく、請求の範囲のみによつて規定さ
れるものとする。
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