JPH05503856A - 強化された動脈酸素飽和決定方法および動脈血圧監視方法 - 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】 強化された動脈酸素飽和決定方法 および動脈血圧監視方法 本発明は患者の循環系の生理学的状態を監視するのに使用する非侵襲性システム および方法に関する。より詳細には、本発明は血圧の連続測定を行うこともでき る患者の動脈酸素飽和の強化された非侵襲性監視システムおよび方法に関する。

２、背景技術 多くの人命救助医療技術および処置の適切な利用は患者のさまざまな身体機能に 関する正確で断続的に更新される情報を得る主治医に依存する。恐らく医師か取 得する最も重要な情報でどのような処置を即座にとるべきかについて多くのこと を医師に知らせる情報は、心拍、血圧、動脈酸素飽和である。

手術室や集中治療ユニット等を設定する際に、身体機能のこれらの指標を監視お よび記録することは特に重要となる。例えば、麻酔患者の手術を行う場合、一般 的には麻酔科医の役割りは外科医か手術を行う間患者の概況を監視することであ る。麻酔科医に患者の動脈酸素飽和、心拍および血圧に関する知識かあれば、患 者の循環系の概況を評価することかできる。

（以後ＳａＯ□て略示する）動脈酸素飽和は酸素と結合する患者の血液内の総ヘ モグロビンの％として表わされる。

酸素と結合するヘモグロビンはオキシヘモグロビンと呼はれる。健康な患者の場 合、動脈を流れる血液は肺を通過したばかりて酸素添加されているため、ＳａＯ □値は９５％よりも高い。血液か毛細血管を通ると、酸素は組織へオフロードさ れ二酸化炭素かヘモグロビンへオンロードされる。したがって、（以後５ＣＯ２ と略示する）毛細血管内の酸素飽和は動脈内よりも低い。さらに、静脈内の血液 酸素飽和値はさらに低く、健康な患者の場合およそ７５％である。

重要なことは、患者の動脈酸素飽和値か高過ぎたり低過ぎたりすると、医師は患 者へ施す酸素量を増減するような行動をとることかあることである。ＳａＯ□を 細胞代謝を支援するのに充分な高さに維持しかつ眼中の酸素感知細胞か損われて 視力低下や失明を来すことのない低さに維持する必要のある新生児の場合、Ｓａ Ｏｔの適切な管理は特に重要である。

血圧監視には医師にとって関心のある少くとも３つの値が含まれている。第１に 、収縮圧は心臓の左心室の収縮中に動脈内に発生する高圧である。第２の拡張圧 は左心室の弛緩中に動脈内に維持される圧である。動脈壁の弾性により、拡張圧 は０よりも高いか収縮圧よりも低い。

医師にとって関心のある第３の値は平均動脈圧である。

平均動脈圧は収縮および拡張圧を含めた全血圧値の単なる算術平均と言うことか できる。前記した３つの個別の血圧値の他に、医師は血圧波形にも関心を持って いる。

公知のように、収縮および拡張値か同しである患者でも平均動脈圧か非常に異な り血圧波形か著しく異なることかある。血圧波形か手元にあると、医師はより正 確に患者の状態を評価することかできる。

一般的に血圧は大気圧（およそ７６０　ｍｍＨｇ）に対する水銀のｍ重量（ｍｍ Ｈｇ）として測定される。したかつて、正常な人間の場合血圧は収縮中は大気圧 よりも１２０　ｍｍＨｇ高く拡張中は大気圧よりも７０　ｍｍＨｇ高い。このよ うな値が一般的に“１２０〜７０”　（＋２０／７０）として記録される。

動脈酸素飽和値（Ｓａｌｔ）および動脈血圧を連続的に監視しようとすると独特 な問題か生じる。

５ａｄ２をめる一つの方法は動脈から血液を取り出して分析し存在するオキシヘ モグロビン量をめることである。インビトロ分析は最も正確な血液ガス決定方法 であるが、医師はＳａＯ２を決定するたびに血液サンプルを抽出するという欠点 があることかお判りと思う。手術室でさえインビトロＳａＯ□決定を行うのに数 分を要する。充分な酸素を奪われた神経細胞は数分て死滅し始めるため、インビ トロ５ａｌｔ分析の結果を得るための時間は患者の安全との重大な取引きとなる 。

特に通常の手術を行う患者の場合、ＳａＯ□を決定するための外科手順を通して 血液サンプルを取り出すことは一般的診療として採用するとはあまりにも困難で ある。さらに、一般的麻酔法か使用されるあらゆる外科手術中および集中治療ユ ニット内でＳａＯｔを監視することは患者の安寧に著しい影響を及ぼすものと思 われる。したかつて、従来は動脈５ａｄ２を決定するための非侵襲性システムお よび方法の開発か行われてきた。

血液酸素飽和値を決定するための非侵襲性装置および方法には“オキシメトリ” という用語か使用されている。

従来入手可能なオキシメトリシステムは吸光度とも呼ばれる異なる血液成分、す なわちＨｂＯ□およびＩ（ｂの吸収特性か光のとの波長（例えば、赤外もしくは 可視スペクトル）を使用するかによって異なるという事実を利用している。

したかって、従来利用可能な非侵襲性オキシメトリックシステムでは指等の身体 部分に少くとも可視および赤外線の両方を入射し、透過もしくは反射された可視 および赤外線の相対比率を使用してＳ０２か評価される。残念ながら、このよう なシステムには固有の不正確さか含まれ、とりわけ、読取りにおいて動脈血液だ けてなく毛細血管血液か含まれるため、低レベル（５０〜７０％）の８０２に対 する誤差か増大する。

光の２波長だけを使用して得られるＳ０２値の精度を高めるために、身体部分に ８つの異なる波長の光を入射する従来の大型で高価なエア酸素濃度計ではなく、 池の装置により透過もしくは反射光線の拍動成分を利用して血液成分の変化によ る光線強度の変動か池の原因によるものと識別される。一般的にパルス酸素測定 法と呼ばれる、光線を変調する拍動信号を使用してＳａＯ□を評価する方法によ り非パルス酸素測定法よりも著しく精度か向上するか、それでも動脈血液酸素飽 和と毛細血管血液酸素飽和の識別はできない。

従来利用可能な血圧監視システムおよび方法は全てさまざまな欠点を存している 。最も一般的に実施される方法である（圧力カフ、水銀圧力計、および聴診器を 使用する）聴診血圧計法では収縮および拡張血圧が妥当に評価されることが多い 。しかしながら、この方法では平均血圧や圧力波形に関する情報は得られない。

しかも、本方法を実施するのに訓練された専門家でも１分以上を要しそれても失 敗することかある。

危篤治療状況では動脈カテーテル法により非常に正確な血圧測定値および波形が 得られる。感染、血栓形成、出血および大脳塞栓形成を含むカテーテル法の侵襲 性および危険性により本方法は慣例的に患者に使用されることはない。

非侵襲性血圧監視装置を提供するために、従来いくつかの方法か示唆されている 。常時脹らませた指カフを組み込んで指向の圧力変化を追跡する装置は患者に痛 みを与え、圧力測定と干渉し、および／もしくは組織を損う欠点がある。

常時脹らませた圧力カフを使用する欠点を回避するため、ホトブレチスモグラフ イを利用したさまざまな装置か紹介されている。このような装置は指や他の身体 部分へ向けられる光線を利用して血管容積の変化を感知し圧力変化を決定して常 時脹らませた圧力カフの使用を回避しているか、それてもこのような装置は特に 収縮圧を決定する際の読取精度か低く、しかも動脈圧波形を正確に表現すること がてきない。

従来利用可能な装置および方法の欠点を考慮すれば測定に対する毛細血管酸素飽 和の影響を最小限に抑えて動脈血液酸素飽和値を非侵襲的に測定するシステムお よび方法を提供すれば技術か進歩する。酸素飽和を測定するのに必要なハードウ ェアだけで動脈酸素飽和値および血圧を測定するシステムを提供することも進歩 となる。患者の身体との接触および印加圧力を最少限に抑える非侵襲性血液酸素 飽和値および血圧測定システムおよび方法を提供することも技術の進歩となる。

患者の身体のいくつかの部分のいずれかへ適用することかできる非侵襲性血液酸 素測定および血圧監視システムを提供することも技術の進歩となる。

僅かな特殊ハードウェアを使用して実施できる血液酸素測定および血圧監視方法 およびシステムを提供することも技術の進歩となる。さらに、正確な圧力波形表 示だけてなく収縮、拡張および平均動脈圧測定値か得られる非侵襲性血圧監視シ ステムを提供することも技術の進歩となる。さらに、酸素飽和測定値に対する動 脈の寄与度を高め毛細血管の影響を低減する非侵襲性動脈血液酸素飽和値測定シ ステムおよび方法を提供することも技術の進歩となる。

発明の目的および概要 従来の技術状態を考慮して、動脈酸素飽和値の決定に対する毛細血管血液酸素飽 和値の干渉を最少限に抑えなから動脈血液酸素飽和値を決定する非侵襲性システ ムおよび方法を提供することが本発明の主要目的である。

従来利用可能な装置および方法よりも正確で患者の２個所以上の身体部分て使用 することかできる非侵襲性動脈血液酸素測定システムおよび方法を実施すること か本発明のもう一つの目的である。

同じ装置により血圧監視および血液酸素測定を同時に実施できるシステムおよび 方法を提供することが本発明のもう一つの目的である。透過および反射の両モー ドで作動でき複数の身体部分のいずれか一つに当てかうことかできる非侵襲性血 液酸素測定システムおよび方法を提供することも本発明の目的である。

監視期間中に患者の身体に圧力を加える必要かなく校正期間中に僅かな期間だけ 閉塞圧を加える非侵襲性血液酸素測定および血圧監視システムを提供することも 本発明の目的である。

血液酸素測定および患者の収縮、拡張、平均動脈血圧の正確な決定を行って患者 の血圧波形を表示する非侵襲性システムおよび方法を提供することも本発明の目 的である。

他の目的や利点は以下の説明もしくは発明の実施により明白になると思われる。

前記目的に沿って、本発明により単独で使用するかもしくは連続的非侵襲性血圧 監視方法と組み合せて使用する動脈酸素飽和（ＳａＯ□）の監視を強化するため の非侵襲性システムおよび方法か提供される。使用時に、血圧の監視により収縮 圧、拡張圧、平均動脈圧か決定され、さらに重要なことにより正確な動脈圧波形 が生成される。

最も育利なことは、本発明により同じハードウェアを使用して動脈酸素飽和の監 視および動脈血圧の監視を行えることである。

本発明の実施例の装置には患者の身体部分へ少くとも２本の光線を送るように配 置された２個以上の発光装置からなる光手段か含まれている。２本の光線は２つ の異なる波長からなり、それは好ましくはオキシヘモグロビンおよび還元ヘモグ ロビンにより実質的に同等に吸収され好ましくは赤外スペクトル部の波長を有す る基準光線およびオキシヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンにより不等吸収さ れ好ましくは可視赤色スペクトル部の波長を存する測定光線により構成される。

さらに検出手段、トランスジューサ手段、もしくは血液により吸収される光線量 を検出する光検出器も設けられる。検出手段および同等装置は身体部分中を透過 したりそこて反射される光を検出するように配置することができる。

重要なことは、透過もしくは反射される可視赤色光線はオキシヘモグロビン（Ｈ ｂ０２）の比率に従って変動して血液中のヘモグロビン（Ｈｂ）を低減すること である。オキシヘモグロビンはほとんど全ての酸素を身体組織へ運ぶ血液成分で ある。これに対して、検出される赤外線の強さはＨｂ０２とＨｂとの比率によっ て著しく変動することはない。これは身体部分により吸収される赤外線量はＨｂ ＯｚとＨｂとの比率が変化してもあまり影響されないためである。

本発明により、ホトトランスジューサ一手段により検出される光線の拍動成分の 動脈寄与を増大する強化手段か提供される。強化手段は身体部分へ加える圧力を 高める圧力手段により構成される。

各心拍ごとに動脈容積は僅かに変動して検出される光線の強さか変調される。拍 動成分は光線“信号”の“交流成分”と呼ぶこともてきる。拍動成分は“直流“ 信号“と呼ばれる比較的安定した光線“信号”へ加えられる。拍動成分の重要性 は同業者には公知であり、それについては後記する。

強化手段は光線を送出する身体部分へ強化圧を加えることにより作動する。身体 部分へ強化圧を加えることにより、強化圧は主動脈すなわち身体部分内の動脈の 平均動脈圧にほぼ等しくなり、光トランスジューサ手段により検出される光線の 動脈拍動成分は管腔間圧のアンロードにより最大限に高められ動脈コンプライア ンスか最大限に高められる。一般的に拍動成分の増加は強化圧を加えない場合の 検出光線の拍動成分よりも大きいオーダである。

重要なことは強化圧を加えることにより検出光線の強度に対する毛細血管血液酸 素飽和（ＳｃＯ□）の相対寄与度が低下することである。したかって、強化圧を 高くすると動脈拍の振幅増大および身体部分内の毛細血管血液量の低減により光 線の変調度か高くなる。

身体部分に強化圧を加えることは“生理学的校正”と考えられる。ホトトランス ジューサによる検出光線に対する拍動動脈酸素飽和値の寄与度を強化することに より“生理学的校正”を実施すると、マイクロプロセッサ等のプロセッサ手段は ホトトランスジューサ手段か検出する総光線に対する毛細血管酸素飽和の寄与度 を表わす校正係数を引き出すことかできる。

プロセッサ手段、すなわちマイクロプロセンサ、はシステムの動作を制御して本 発明の方法を実施完了しビデオモニタ等のディスプレイ手段上に患者の動脈酸素 飽和値を断続的に更新して表示する。強化圧は可制祁圧力ボンブを付随し指、額 もしくは他の身体部分へ当てかうようにされた再膨張圧力カフ等の装置により印 加される。

強化圧は校正期間の第１の期間中だけ加えられる。校正期間の第２の期間中に、 強化圧は解除されＳａｄ、対ＳｃＯ□の比率を反映する校正係数か得られる。校 正期間の完了後、監視期間か開始され校正情報を使用して、毛細血管酸素飽和値 ではなく動脈酸素飽和値による、ホトトランスジューサか検出する拍動信号の比 率か決定される。

本発明には前記ハードウェアを利用して断続的血圧監視および波形表示を行うこ とも含まれる。圧力監視機能は振動測定法を使用して平均動脈圧および収縮血圧 を決定して実施される。振動測定法では平均動脈圧は拍動信号か最大となるまで 身体部分周りに配置された圧力カフの膨張を調整して決定される。

振動測定法では、身体部分へ加える圧力をおよそ収縮圧まて高め、すなわち拍動 信号か存在しなくなるまで動脈を完全に閉塞し、次に拍動信号か現れるまでカフ 内の圧力を漸減し、ここに記載する手順を使用して患者の収縮圧を算出するのに 使用てきるデータ点を与えることにより収縮圧が決定される。

また本発明により、完全な圧力波形および拡張圧の計算を行うこともてきる。平 均動脈圧および収縮圧か公知てあれば、本発明により、動脈内圧力に比例する動 脈容積の変化をホトトランスジューサ手段により身体部分へ向けられる測定（赤 色）光線の強度変調として検出することかできる。

動脈の圧力−容積関係は線型ではなく患者ごと時間ごとに同してはない。患者の 動脈の圧力−容積関係は“バーディモデルコンプライアンス曲線”として知られ るモデルを使用して記述および予想することかできる。収縮圧および平均動脈圧 を含む圧力−容積関係を決定するのに必要な情報は前記したように圧力カフか膨 張されている校正期間中に振動測定法を使用して得られる。

監視期間中に、カフ内の圧力か解除され動脈の容積変化はホトトランスジューサ 手段により検出される。２次に、本発明により反復手順を使用して想定拡張圧お よびバーディモデルコンプライアンス曲線から計算された動脈圧か引き出される 。計算された平均動脈圧と測定された平均動脈圧との差か所定の標準内てあれば 、想定拡張圧か患者の拡張圧としてディスプレイ手段上に表示される。

平均動脈圧の計算値と平均動脈圧の測定値か所定限界内で一致しなければ、新し い想定拡張圧か選定され想定拡張圧により平均動脈圧測定値と実質的に同し平均 動脈圧計算値か得られるまで計算か繰り返される。

拡張血圧か計算されると、バーディモデルを使用して動脈の圧力−容積関係を決 定するのに必要な３つのパラメータか計算される。３つのパラメータには次のも のか含まれる。

Ｋ＝患者の動脈血管のコンプライアンス指数■、＝患者の身体部分内の動脈血管 の最大容積Ｖ０＝七ロ圧力時における患者の身体部分内の動脈血管の容積 重要なことは、前記方法を使用することにより、収縮圧および拡張正量の血圧波 形上の任意の点における値を計算できることである。したがって、本方法により 連続した完全な血圧波形を発生することかできる。患者の動脈血圧波形の完全か つ正確な表現を計算できることはホトブレチスモグラフィを使用した従来システ ムに較べて大きな利点である。

本発明の圧力監視機能に関する情報についてはさらに後記し、かつ参照により内 容を本願に織り込まれる、１９８７年６月２９日付米国特許出願第０７１０６８ ．１０７号“非侵襲性血圧監視および測定方法”に記載されて第１図は血圧監視 および動脈酸素飽和監視機能の両機能を提供するように構成された本発明の実施 例の斜視図。

第２図は本発明の実施例のシステムのブロック図。

’ＩＫ　Ｚ　Ａ図は第２図に示す圧力カフのもう一つ実施例の断面図。

第３Ａ図および第３Ｂ図は動脈血液酸素飽和値を決定する本発明の一つの方法の ゛ステップを表わすフロー図。

第４図は実施例の圧力カフにより患者の身体に対して圧力を印加および解除する 波形図および検出光線に及ぼす影響を示す図。

第５Ａ図および第５Ｂ図は動脈血液酸素飽和値を決定する本発明のもう一つの方 法のステップを表わすフロー図。

次に図面を参照として本発明の実施例について説明を行う。ここに記載する実施 例は血液酸素飽和および血圧監視機能の両方を実施するか、所望により血液酸素 監視機能たけを実施するシステムを構成することもてきる。

、さらに、本実施例は本発明を実施する多くの可能な実施例の中の一つを示すに すぎない。

身体の組織へ連続的に酸素を送ることは患者の安寧にとって重要である。肺から 身体の残部へ送られる酸素のほとんど全部か赤血球内に蓄えられたヘモグロビン によって運ばれる。ヘモグロビンか二酸化炭素を解離して酸素と結合するとその 色がシアンから明るい赤へ変る。動脈酸素飽和（ＳａＯ７）は動脈血液か運ぶこ とのできる最大酸素％で表わされる。大概の患者にとっておよそ９５％〜９８％ の酸素飽和値か正常と考えられる。

ヘモグロビンおよびオキシヘモグロビンは赤外スペクトル部における吸光度がほ ぼ等しい。しかしながら、可視スペクトル部における赤色光線に対する吸光度は 非常に異なる。吸光度の差により、２つの適切な波長の異なる光線を使用してＳ ａＯ□の非侵襲測定を行うことかできる。

ここで使用する“光線”という用語は光線がコリメートであるか否かコヒーレン トであるか否かに無関係に患者の身体へ指向すなわち入射される適切な波長を有 する任意の電磁放射を含むものとする。

第１図はマイクロコンピュータ１０、可視ディスプレイ１２、（ポンプドライバ を含む）ポンプ２８、（圧力カフ、発光ダイオードおよびホトトランスジューサ を含む）指カフ３４、部品を相互接続するケーブル２６．３０、および配管３２ を含む実施例の主要部品の斜視図である。第２図に示す多くの機能ブロックと同 等である部品は第１図に示す構造に含まれ、したかつて第１図に別々には示され ていないことを解されたい。

第１図に患者の指３６か示され、かつ一般的に番号１２て示す数値ディスプレイ で患者のＳａＯ２を決定するのに使用する本発明の実施例が示される。患者の血 圧も監視され収縮、平均、拡張血圧値かそれぞれ番号２０．１８．１６に示す数 値ディスプレイに与えられる。患者の血圧波形も番号２２に示す可視ディスプレ イ上に示される。

本実施例は、本発明の他の実施例と共に、さまざまな環境で応用される。このよ うな環境には手術中の麻酔患者、危篤および集中治療ユニット、運動および睡眠 研究、その他が含まれる。

第１図において、発光ダイオードを包囲する圧力カフ３４、光検出器および圧力 ドランスジューサを含む実施例の感知素子は患者の人差指の第１および第２間節 間に配置される。実施例を説明するためにこの位置が示されるか、後記するよう に特殊の環境においては身体の他の位置を使用することかできる。また、実施例 の説明において身体部分に対する感知素子の特定配置も適切なものとして説明さ れる。

第１図に示しここて説明を行う実施例の主要機能ブロツクを第２図に示す。第２ 図に示す機能ブロックで表わされるハードウェアはさまざまな方法で実施できる ことを解されたい。

実施例において、マイクロコンピュータはＩＢＭパーソナルコンピュータ等の汎 用マイクロコンピュータ４０もしくは同等デバイスとすることができる。また、 より強力なマイクロコンピュータを利用したり本発明と同じデータ処理機能を実 施するように特別に設計されたマイクロプロセッサベース装置を考案することも てきる。マイクロコンピュータを選択する場合、血液酸素測定および（波形表示 を含む）血圧監視の両方をリアルタイムで実施して表示するのであれば、マイク ロコンピュータ４０や他のプロセッサ手段は多数の計算を非常に迅速に実行しな ければならない。

重要なことは、本発明のプロセッサ手段を実施するノへ−ドウェアは本発明の本 質的な動作を実施するように機能しなければならないことであり、必要な動作を 実施できるいかなる装置もプロセッサ手段の等価装置と考えなければならない。

電子装置技術の一進歩により、プロセッサ手段とは独立して第２図のハードウェ アか実施する多くの機能をプロセッサ手段か内部で実施できることか解されよう 。システムのコストおよび性能の実際上の考慮によりプロセッサ手段と残りの専 用ノ１−ドウエア間の機能の委任か一般的に決定される。

第２図に示すように、実施例においてマイクロコンピュータ４０はＩ１０ボート ４４および複数個のアナログ／デジタルコンバータ４６により残りの装置ハード ウェアと相互接続される。また、マイクロコンピュータ４０には可視ディスプレ イ４２も接続される。

可視ディスプレイ４０はディスプレイ手段の機能を果す。ここては、ディスプレ イ手段はマイクロコンピュータか計算する値および波形をオペレータか観察でき るようにする任意の装置とすることかできる。したがって、ディスプレイ手段は 陰極線管、ＬＣＤディスプレイ、チャートレコーダ、もしくは同様の機能を果す 他の任意の装置とすることかできる。

本発明の方法はマイクロコンピュータ内に常駐するプログラムの制御の元で実施 される。当業者ならば、ここで与えられる情報を使用して在庫されているものを 購入するかもしくはそれを製作してローレベルあるいはノーイレベルプログラミ ング言語でマイクロコンピュータを適切にプログラムすることにより、必要なノ ＼−Ｆウェアを容易に組み立てることができる。Ａ／Ｄコンバータ４６てはてき るたけ高いクロックレートとてきるだけ多くのビットを使用することか望ましい か、実施例の応用および経済的配慮により当業者ならば適切なハードウェアを選 択してマイクロコンピュータを実施例の残部とインターフェイスさせるとかてき る。また、図面を簡単化するために、他の必要な構造だけでなく電源も図面には 明示していないか、実際には従来の技術および装置を使用して提供されることを 解されたい。

第２図に示すように、ＬＥＤトライノく４８か設けらる。

ＬＥＤｔ流トライバ４８は赤外ＬＥＤおよび赤色ＬＥＤへ送られる電流量を制御 する。ＬＥＤは電流制御装置であるため、装置を流れる電流量により、装置の限 界内で、放射光線の強度か決定される。

第２図に患者の指３６の側面を略示し、強化手段とも呼ばれる指を包囲する圧力 カフ３４の断面も示されてしする。圧力カフの内部には赤外ＬＥＤ５６、赤色Ｌ ＥＤ５４、およびホトダイオード６４が配置されている。

赤外ＬＥＤ５６および赤色ＬＥＤ５４は共に半導体産業において容易に入手可能 なデバイスである。それらは妥当なデバイス当りコストで高出力を与え比較的安 定な動作を行う。好ましくはＬＥＤ５４は６６０ｎｍの波長の光線を発生し赤色 ＬＥＤ５６は好ましくは９３０ｎｍの波長の光線を発生する。

前記したものとは異なる発光デバイスを使用することもでき、それもここで請求 する発明概念の範囲内とする。

発光デバイスは圧力カフ３４の外側に配置して圧力カフの内部に光フアイバ径路 を設けることもてきる。更に、他の波長の光を発生する適切なデバイスが入手で きるならば、他の波長の光を使用することもできる。

ここで使用する光手段という用語にはＬＥＤか実施する機能と同等の機能を実施 する任意の装置だけてなく前記ＬＥＤも含まれるものとする。前記説明から判る ように、２つの異なる適切な波長の光を発生できる任意の光源か光手段として機 能することかできる。したかつて、例えば２つ以上の波長の光を放出てきる単体 発光装置や前記特定波長以外の波長の光を放出する装置か光手段で定義される語 句構造の範囲内に入る。

好ましくは圧力カフ３４内に配置されるホトダイオード６４はＬＥＤのように長 時間にわたって安定動作か可能な赤外ＬＥＤ５６および赤色ＬＥＤ５４か放出す る波長において実質的に等しいスペクトル応答を有するものである。望ましくは 、ＬＥＤおよびホトダイオードに（図示せず）温度感知装置を隣接配置してＬＥ Ｄ５４．５６およびホトダイオード６４の動作の温度依存変動データをマイクロ コンピュータ４０へ与える。好ましくは、ＬＥＤおよびホトダイオードは容易に 交換できて、（恐らくは経年変化により）デバイスの動作パラメータに生じる任 意のドリフトを新品と交換することにより取り除くようにする。

ホトダイオード６４か実施する機能は検出手段、光検出手段、およびトランスジ ューサ手段という語句により最も良く分類することかできる。重要なのは、身体 部分中を透過されたりそこから反射される光の量を検出しデバイスに衝突する光 の強さに関する情報を含むある種の電気信号を生成する機能を実施する任意のデ バイスか検出手段、光検出手段、もしくはトランスジューサ手段として機能でき ることである。

当業者ならばホトトランジスタ等のホトトランスジューサおよび現在もしくは将 来入手可能な他の多くのデバイスか本発明の範囲内で応用できることがお判りと 思う。

身体部分中を透過したりそこで反射した光線を使用して動脈血液酸素値を決定す る方法については後記する。

現在のところ、好ましくはＬＥＤ５４．５６は指の周りに配置して指節骨の両側 て光線か指動脈中を通過するようにされる。したかって、光線は組織および骨に 吸収されずに光線の変調に対する動脈血液の寄与度が最大となる。また、指節骨 の両側に１個のＬＥＤを配置するのではなく、各々が赤色ＬＥＤおよび赤外ＬＥ Ｄを含むＬＥＤ対を互いに接近して隣接配置することかできる。各ＬＥＤ対は圧 力カフの内部に配置され指の指節骨の両側に位置する動脈の一方を各光線が透過 するようにされる。

これにより赤外線および赤色光線の両方が同じ動脈により同等に変調される。

また、第２図には圧力ドランスジューサ５８も示されている。圧力ドランスジュ ーサ５８は患者の血圧測定に使用されるか本発明の血液酸素測定機能には必要で はない。圧力ドランスジューサ５８は圧力検出手段もしくは圧力ドランスジュー サ手段として作用し圧力カフにより身体部分へ加えられる圧力に比例した電気信 号を発生するように機能する。したかって、同じもしくは同等の機能を実施する 任意のデバイスを圧力検出手段もしくは圧力ドランスジューサ手段とみなすこと かできる。

また、感知素子は患者の指ではなく足指、耳、手の水かき、もしくは患者の額の こめかみ動脈等の身体部分に配置することもてきる。もちろん、これらの各位置 では圧力カフの異なる配置もしくは強化圧を加える他の構造が必要である。

特に、額のこめかみ動脈上に感知構造を配置するにはホトダイオードか身体部分 中を透過した光線ではなく反射光線を感知するようにＬＥＤおよびホトダイオー ドを配置する必要かある。さらに、こめかみ動脈に圧力を加え圧力印加位置を正 しい位置に保持するのに圧力カフ以外の構造を使用しなければならない。それて も、こめかみ動脈の潅流は末端における動脈よりも血管病および薬物の影響か少 いためこめかみ動脈は多くの場合構造を感知するための最も好ましい位置でる。

したがって、こめかみ動脈を使用すれば患者の末端位置よりも正確にＳａＯｔを 決定できる場合かある。

第２図に示すように、クロック５ｏにより駆動されるＬＥＤマルチプレクサ５２ は電流ドライバ４８を交互に赤外ＬＥＤ５６もしくは赤色ＬＥＤ５４へ接続する 。クロック５０およびＬＥＤマルチプレクサ５２の動作により一時に赤色ＬＥＤ ５４もしくは赤外ＬＥＤ５６の一方だけが作動することか保証される。クロック ５ｏの出力は同期動作を行うチャネルマルチプレクサ７４への入力でもある。

圧力カフ３４は不透明としてホトダイオード６４が任意の周囲迷走光線から遮へ いされるようにする。圧力力フ３４はマイクロコンピュータ４０により制御され るポンプドライバの制純の元で作動するポンプ６８により膨張収縮される。

前記したように、実施例を５ａＯｚの決定にのみ使用する場合には、ポンプ６８ は平均動脈圧に等しい圧力まて圧力カフ３４を膨張てきるだけでよい。実施例を 血圧決定にも使用する場合には、ポンプ６８は圧力カフ３４を患者の収縮圧より も充分高い圧力まで膨張できて動脈を完全閉塞することができ前記したように収 縮圧を決定できなければならない。

圧力カフ３４、ポンプ６８およびポンプ・ドライバ７０か本発明の強化手段すな わち圧力手段を構成する。動脈への平均動脈圧の印加および動脈拍動信号に及ぼ す影響に関する前記検討から判るように、患者の動脈を一部もしくは完全に閉塞 するように機能する任意の構造を強化手段すなわち圧力手段と同等とみなされな ければならない。感知位置として使用される身体部分は強化すなわち圧力手段と して使用される最善のデバイスおよび構造を指示する場合か多い。

第２図に示すように、プリアンプ６６かホトダイオード６４の出力を受信する。

プリアンプ６６はホトダイオードの出力を自動利得制御器（ＡＧＣ）７２か使用 てきるレベルまて高める。自動利得制御器７２はプリアンプ６６からの電圧信号 出力のダイナミックレンジを後続回路にとって適切な範囲に制限するように機能 する。

ＡＧＣ７２からの利得制御された出力はやはりクロック５０により駆動されるチ ャネルマルチプレクサ７４へ加えられる。したかって、ＬＥＤマルチプレクサ５ ２により赤色ＬＥＤ５４か作動すると、ＡＧＣ７２の出力は第２図の７６に示す ようにチャネルｌ（赤）へ送られる。

逆に、ＬＥＤマルチプレクサ５２により赤外ＬＥＤ５６か作動すると、ＡＧＣ７ ２の出力は第２図の７８に示すようにチャネル２（赤外）へ送られる。

各チャネル７６．７８は高周波（例えば、≧４０Ｈｚ）ノイズを低減するための ローパスフィルタ８０．８２を含んでいる。各ローパスフィルタ８０．８２から の信号出力は、直流および非常な低周波（例えば、≧Ｉ　Ｈｚ）の通過を阻止す るバイパスフィルタを含むパルス信号アンプ８４．８６へそれぞれ与えられる。

したかってパルス信号アンプ８４．８６は交流アンプと考えることができる。パ ルス信号アンプの出力からＡ／Ｄコンバータ４６を介してマイクロプロセッサへ Δ、およびΔＶ、信号が送られる。Δ、およびΔＶＲ信号は患者の身体部を透過 した光線の交流、すなわちパルス成分だけを反映している。

各チャネルに１個ずつ設けられるトータル信号アンプ８８．９０は周波数制限さ れず、したかってそれぞれローパスフィルタ８０．８２から出力されたＶ、、、 Ｖｌｌ信号の直流および交流分を含む増幅された波形が出力へ通される。

第２図に示す組み立てられたハードウェアにより、患者のＳａＯ□値および血圧 の両方を決定するものと考えるべき全変数に関するデータかマイクロプロセッサ へ与えられ本発明の方法に従って処理される。要約すれば、マイクロコンピュー タ４０はＬＥＤ５４．５６の強さ、圧力カフ３４の膨張およびホトダイオード６ ４の出力の利得を制御する。マイクロコンピュータは入力データとしてΔＶ、Ｒ １ΔＶ、信号（信号のパルス成分）およびＶ、１゜■、倍信号交流および直流成 分を含むトータル信号）を受信する。

本発明の好ましい方法を第２図に示すシステムにより実施し、それは第３図のフ ロー図に示すステップにより構成される。一つの実施例の方法を説明するために 、第２図のブロック図だけでなく第４図の波形図を参照して第３図および第３Ｂ 図を使用する。

第３図および第３Ｂ図のフロー図は特許請求の範囲に明示された方法を実施する のに使用できる多くの実施例の中の一つにすぎない。特に、強力なマイクロプロ セッサを広範に利用できるため、本発明は特殊なハードウェアはほとんど必要と せずここに記載されたデータ取得および処理ステップを変更したものであっても 本発明の範囲内に入る。以下の説明を明確にするために、最初に本発明の血液酸 素測定機能について説明を行い次に血液酸素測定機能と血圧監視機能の組合せに ついて説明を行う。

第３図のフロー図は３つの主要期間に分割され、それは初期化期間、校正期間お よび監視期間である。さらに、校正期間は患者の身体部分に強加圧か加わる強化 加圧期間と強加圧か加えられない強化除圧期間へ分割される。

要約すれば、初期化期間中に実施されるステップにはある設定パラメータを決定 し、データ取得中に実施すべき任意のソフトウェアルーチンを実施することに関 するステップか含まれる。校正期間中に実施されるステップには身体部分に増大 した強加圧を加え、データを取得し、強化圧を加えた時および加えない時のＳａ ｏ　２を決定し、監視期間中に使用される“生理学的校正係数”を決定するのに 使用できるデータを継続的に所得することか含まれる。監視期間中は身体部分に 圧力は加えられず患者のＳＯ□値を決定するためのデータかさらに得られる。予 め取得したデータおよびそこから得られる計算値をここに記載する方法に従って 使用して監視期間中の５ａＯｚ値が決定される。

第３図および第３Ｂ図のフロー図に示すように、本発明の方法は初期化期間中に ステップ１００に示すシステムのハードウェアおよびソフトウェアを初期化して 開始される。医療監視状況へのマイクロプロセッサの応用に習熟した人ならば電 源投入後てデータを取得する前に実施すべきさまざまなソフトウェアルーチンを 理解されると思う。例えば、ステップ１０２に示すように、従来のノイズ識別ル ーチンを実施することか非常に望ましい。

ここでは、このようなノイズ識別ルーチンは当業者には公知のものであって各パ ルスおよび心拍に関連する情饋をノイズから識別するアルゴリズムを含み、本シ ステムではノイズはホトダイオードに一時的に入射する周囲光もしくは患者の意 志による信号内の人為結果により生じる。このようなノイズ識別ルーチン中に、 患者の心拍か決定され主治医の情報として表示することかできる。

前記したように、校正期間には“強化加圧期間“および“強化除圧期間”か含ま れ、その後に監視期間か続く。

これら各期間の長さくそれぞれ、Ｔ８□ＴＮＰ、１Ｍ０９）はステップ１０４に おいて後記する基準に従って決定される。第３Ａ図のフロー図には示されていな いか、実施例によっては患者の生理的状況に従ってＴ　ＥＰ、Ｔ　ＮＰ、Ｔ、。

、を変えるソフトウェアルーチンを含むことか望ましい。

血管および毛細血管の一部閉塞を生しる身体部分への加圧により身体部分の潅流 も幾分影響を受けることか判っている。特に、身体部分に充分長い間圧力か加わ ると、血管内の実際の血圧は関連する血管の変化により変化し始める。さらに、 加圧期間か長い程、５ａＯｘの決定は困難となり不正確となる。さらに、麻酔を かけない患者の場合、身体部分に圧力を加えると痛みを生じる。

したがって、強化圧を加える時間は麻酔をかけない患者に痛みを生じずかつあら ゆる患者に対して患者の血圧および５ａＯｚを変えることのないように制限する ことか重要である。一般的に、Ｔ　ｔｐはＴ　ＮＰとＴ。ＯＮの和のおよそ０． ２〜０．５以下てあり加圧デユーティサイクルはおよそ２０〜５０％となる。

前記したことを考慮すれば、校正期間のステップをどれたけ頻繁に実施するかを 決定する監視期間の長さに対して校正期間（ＴＥＰ＋ＴＮＰ）をとれたけ長くす べきかを決定する必要かある。校正期間は正確なデータを収集するのに充分な長 さとすることか重要である。さらに、生理学的パラメータは時間と共に変化しか つストレス、患者の外傷、薬物、その他患者に施す処置によって急速に変化する ことかあるため、校正期間のステップは規則的に実施しなければならない。

例えば、患者の状態か急激に変化して患者か無意識になった場合には、主治医か 最も正確で常時更新される情報を得るために監視期間のステップか実施されるだ け校正期間のステップを実施するのか望ましいこともある。

さらに、血管病患者の場合、潅流が不充分であると身体部分に強化圧を加えた時 しか信頼てきるＳａ、０＝の決定は行われないことが多い。

初期化期間ステップか完了すると、ステップ１０６に示すように身体部分に強化 圧か加えられる。前記したように、強化圧は有意動脈を含むいくつかの身体部分 の中の一つへ加えることかできる。前記したように、強化圧を加えることにより 、２つの重要な結果か生じる。すなわち、透過（第５Ａ図および第５Ｂ図に示す 方法の場合に反射）光線の動脈パルス成分の交流（パルス）成分の振幅か増大し 、毛細血管内の血液による光線の吸収か低減されて動脈の動脈拍の交流（パルス ）成分が増大する。

これらの結果により従来よりも正確な非侵襲性ＳａＬ決定が行われる。このよう な正確なＳａＯ□の決定は比較的低い潅流状懸の元でも可能である。このように して、ＳＯ□の決定に対する動脈血液の寄与度が強化されるため強化圧と呼ばれ ることがお判りと思う。

動脈拍の振幅を高める結果は動脈に加えられる圧力か平均動脈圧に等しい場合に 血圧脈の振幅が最大となるという公知の効果によりもたらされる。動脈拍、すな わちシステムにより検出されるパルス信号、か増大すると低潅流状況下において もより正確なＳａｏ　２決定が可能となる。

５ａ０２とＳｃＯ□との差は患者ごとおよび時間によって著しく変動することか あるため、本発明により実施される“生理学的校正”はＳａ、Ｏ□決定の精度を 向上させるのに重要である。

実際上、全強化加圧期間にわたって血液酸素測定システムが強化圧を正確に平均 動脈圧に保持する必要はない。

第４図の波形Ａに示すように、強化圧を例えば（平均動脈圧をＩ　００　ｍｍＨ ｇと仮定して）　１００ｍｍＨｇまで高めると、パルス信号ΔＶ２、ΔＶ＋＊（ それぞれ、波形ＢおよびＣ）はおよそ１桁増大する。したかって、パルス信号（ ΔＶ６、ΔｖｌＲ）を所望なたけ増大させるのに強化圧は平均動脈圧にほぼ等し くするたけてよい。

強化圧を正確に平均動脈圧に保持する替りに、特に血圧に使用する平均動脈圧を 正確に決定するために傾斜圧を加えなければならない場合、強化圧を緩やかに傾 斜させる（例えば、５　ｍｍＨｇ／　５ｅｅ）ことか有用である。

第３Ａ図のステップ１０８に示すように、強化圧を加えた後で、一般的に少くと も２心拍だけ待機して身体部分に加わる圧力の変化後に生理学的パラメータが安 定化できるようにすることか必要である。生理学的パラメータか安定化したら、 第３図の１１０に示すように次の変数値を決定する必要かある。

る場合のホトダイオードからのパルス信号出力 る場合のホトダイオードからのパルス信号出力 る場合のホトダイオードからの総信号出力る場合のホトダイオードからの総信号 出力十ログ／デジタルコンバータを介したマイクロコンピュータへの入力である 。Ｖ　Ｒ、Ｖ　ｌｐ　の値はトータル信号アンプ８８．９０およびアナログ／デ ジタルコン１＜　−夕４６から受信したデータに基いてマイクロコンビュータに より算出される。第４図に表記した変数の相対値を示唆する代表的波形を示す。

実際上、波形は連続的ではなく時分割多重化されており、チャネル１　（赤色チ ャネル）およびチャネル２（赤外チャネル）はそれぞれ等量の時間だけチャネル アンプヘゲートされるホトダイオードからの電圧を存している。

しかしなから、波形を明確にするためホトダイオードの出力のゲーティングは波 形Ｂ、Ｃ，Ｄ、Ｅに示されていない。さらに、望ましくは第２図に示すクロック の動作はアナログ／デジタルコンバータの動作と同期化されかつ非常に正確な波 形表現を持続できるように充分速くしなければならない。

これらの各波形を第４図に示す。Ｔ　ＥＰ期間中の波形ＢおよびＤに示すように 、Δ■、およびΔＶｌｌ波形は各チャネルのパルス信号アンプにより処理されか つ出力されるホトダイオード信号のＣすわなちパルス成分しか含んでいない。第 ４図の波形ＣおよびＥで表わされるＶ、およびｖｌ＊はホトダイオードからの総 信号出力の平均である。　実施例において、ホトダイオード６４からの信号出力 は電圧“Ｖ、“により表現および処理されることか判るであろう。

てはな（各チャネルのトータル信号アンプ８８．９０からの信号出力に基いてマ イクロコンピュータ１１−ドウエアおよびソフトウェアにより数学的に決定され アナログ／デジタルコンバータ４６によりデジタル化される。本発明のシステム および方法の精神および本質的特徴から逸脱することなく、信号処理の多くとマ イクロコンピュータへ割り付けることにより信号処理ハードウェアの多くを省く ことかできることかお判りと思う。それにもかかわらず、動作速度、フレキシビ リティ、精度、システムコスト間の適切なバランスをとるために、好ましくは図 示するアンプ８４，８６，８８．９０等の専用ハードウェアかシステムに含まれ る。

次に、ステップ＋１２に示すように、ΔＶ、ｌ　、出され、ステップ１１４に示 すように強化加圧期間（ｔ　ｔｐ）の経過時間か所定の強化圧期間’ＩＰ以上と なるまで記憶される。場合によっては、Ｔ’ｇｐおよび前記した他の期間を設定 期間ではなく発生する心拍数で表現することか望ましいこともある。さらに、場 合によっては、心拍と設定期間を切り替えて使用し、時間であっても心拍であっ ても、期間の長さを変えることかできるアルゴリズムを本発明の実施例に含める ことが有用である。

される各平均はマイクロプロセッサメモリ内に個別に記憶される。

次に、ステップ！１６に示すように、記憶された平均値を使用した（１）式から ＲＬＯＧ、、の値か決定される。

全血液中への光の伝達はあまりランバートビーア則に従わないため、（１）式は 身体部分中を伝達される光線から得られるデータに適用される。（１）式では関 連する値の対数を算出する必要かある。この式は当業者にはなじみかありマイク ロコンピュータにより容易に実施できる。

しかしなから、全血液中の光の伝達により得られる値は一度ＲＬＯＧｇＰの値を 算出して記憶するとランバートビーア則から著しく逸脱するため、ステップ１１ ８に示すようにＲ，ＬＯＧＥＦ探索表を参照してＲＬＯＧ、、に対応する５ａ０ ２か探索される。ＲＬＯＧ、、探索表はここに記載するシステムの使用中に集め られる経験データから引き出される。例えば、赤色ＬＥＤ、赤外ＬＥＤ、ホトダ イオード、および他のハードウェアアイテムかここに記載するシステムを提供す るように構成されると、ＲＬＯＧ、、に対して得られる値は例えばインヒドロ法 等の他のＳａＯ□決定法を使用して得られるＳａＯ□値と相関される。また、吸 気組成を変え吐気組成を監視することにより対象ＳａＬを変えることかできる。

探索表か完成すると、装置ハードウェアの性能を経年、温度および量産部品の変 動性を考慮した適切なパラメータ内に維持すれば何人の患者の場合でも使用でき る。

ステップ１１８においてＲＬＯＧ、、、探索表から決定されたＳａＯ□は第３図 のステップ１２０に示すように第２図のディスプレイ手段４２上に表示される。

ホトダイオードからの動脈パルス信号か強化され同じ信号に対する毛細血管酸素 飽和の寄与度か低下するため強化加圧期間中にステップ１２０において表示され るＳａＯ□値は従来利用可能なパルス酸素測定システムにより得られる５ａ０２ 値よりも正確で信頼度か高い。

それにもかかわらず、患者の痛みを回避し、かつ患者の生理に影響が及んで得ら れる測定値か有意の変化をするといったようなことを考慮して強化除圧期間は制 限しなければならない。したかって、第３Ｂ図のステップ１２２に示すように、 残りの校正期間および監視期間に対して身体部分から強化圧か解除される。

第４図に示すように、校正期間の強化除圧期間は強化圧か解除され身体部分上の 圧力か周囲圧へ戻る時に開始される。ステップ１２４に示すように、ここでも任 意の変数を測定する前に少くとも２心拍だけ待機しなければならない。

第３Ｂ図および強化加圧期間中に行われるステップを参照して、強化除圧期間に はステップ１２６に示すように４つの変数を決定するステップカマ含まれる。

ΔＶ、　二強化除圧期間中に赤色ＬＥＤか動作している場合のホトダイオードか らのパルス信号出力 る場合のホトダイオードからのパルス信号出力 る場合のホトダイオードからの総信号出力る場合のホトダイオードからの総信号 出力の平均 また、強化加圧期間中に行われるステップと同様に、強化除圧期間（ｔ　Ｎｐ） の長さが強化除圧期間に対して予め設定された時間以上となるまで、第４図のス テップ１３０に示すように強化除圧期間変数の多数の決定値の平均か算出される （ステップ１２８）。

次にステップ１３２に示すように、（２）式に従ってＲＬＯＧ、、の値か得られ る。

次に、ＲＬＯＧＥＰ＃よびＲＬＯＧＮ、か算出され記憶されると、（３）式に従 ってＲを算出することかできる。

Ｒ＝　（ＲＬＯＧＥ、／ＲＬＯＧＮ、）　（３）ここに、Ｃは（４）式で与えら れる校正関数である。

Ｃ＝Ｆ　（ＳＯ２）、、／Ｆ　（ＳＱ、）Ｅ、Ｆ　（Ｓｏｌ）、、。

ここに、 Ｆ　（ＳＯｓ）−−＝強化圧を印加しない場合の機能酸素飽和に対する探索表関 数の逆関数 Ｆ　（Ｓｏ□）２．＝強化圧を印加した場合の機能酸素飽和に対する探索表関数 の逆関数 したかって、（４）式のＣは、ＲＬＯＧ、、およびＲＬＯＧ２゜９に対する探索 表間の非常に小さい差によりシステムの精度を維持するのに導入すべき校正係数 を表わす。

（３）式に従ってＲか校正されていると、ＳｃＯ□の影響を考慮して後のＳａｏ 　２測定を修正してＳａＯ２の決定に対する５ＣＯ２の寄与度を低減もしくは無 くしてＳａｏ　２値だけを医師・＼表示することができる。これらのステップを 実施すると、校正期間か終了する。

第３Ｂ図のステップ１３６に示す監視期間Ｃｔ　、ｏ、　＞の最初のステップで は次の変数値を決定する必要かある。

合のホトダイオードからのパルス信号出力台のホトダイオ−）・からのパルス信 号出力■、＝監視期間中に赤色ＬＥＤか動作している場合のホトダイオードから の総信号出力の平均 合のホトダイオードからの総信号出力の平均 次に、ステップ１３８において、４つの変数の移動平均が算出される。医師は本 発明のシステムを使用して４つの変数の過去の値に後の計算でとれだけ重み付け を行うかを決定できることか望ましい。

予め得られた４つの変数値を重み付けすることにより運動アーティファクト、ノ イズおよびスプリアス信号の影響は少いがＳａＯ□値の急速な変化に対する応答 の鈍いＳａＯ□値が表示されることか判るであろう。また、予め得られた４つの 変数値があまりもしくは全く重み付けされない場合には、システムは５ａｄ２値 の急速な変化に非常に応答するが、運動アーティファクト、ノイズ、およびスプ リアス信号により不正確な５ａ０２値か表示されることかある。このような不正 確なＳａＬ値か表示されると、医師は表示か患者の状態を正確に反映するもので あるか患者のＳａＯ２値以外により生じたものかを判断する必要かある。

次にステップ１４０に示すように、（５）および（６）式に従ってΔＶａ７およ びΔＶａ１．の値か算出される。

ΔＶａ、＝ΔＶ＋＋　（Ｉ　ａＲ）　（５）ΔＶａ＋＋＋＝ΔＶ、、（１−ａ） 　（６＞ここに、ａは毛細血管パルス容積率に等しい。

次に、ステップ１４２において、（７）式に従ってＲＬＯＧ、か算出される。

ＲＬＯＧ、か算出されると、ステップ１４４に示すよことかできる。ＲＬＯＧ、 はＲＬＯＧ、、探索表について前記したように経験的に引き出される。特に、５ ＣＯ２寄与度はＲＬＯＧ、をめるのに使用したステップで既に“校正されている ”ため、ＲＬＯＧ、探索表から得られる値は５ａＯｚを表わす。Ｒ，Ｌ　ＯＧ　 、探索表から得られる値はステップ１４６に示すように表示される。ステップ１ ４８に示すように、監視期間のステップはｔ、１゜９〉Ｔ　Ｍ　ＯＮとなるまで 繰り返される。

意図する範囲を逸脱することなく、本発明の方法に別のステップを置換もしくは 付加することかできる。例えば、Ｆ　（ＳＯｘ）　ｙ、ＰおよびＦ（Ｓｏ、２） 　Ｎ、１を比較して５ａ０２値係数をめることかできる。しかしなから、光検出 手段か第２図に示す実施例のように透過モートて作動するように構成されている 場合には、最も正確なＳａＬの決定を行うために前記したステップか望ましい。

ここに示す発明概念は発光手段および光検出手段か反射モートで動作するように 構成して実施することもてきる。反射モートで動作するようにされた構造を第２ Ａ図に示し、それはホトダイオード６４Ａに隣接する圧力カフ３４Ａ内に配置さ れたＬＥＤ５４Ａ、ＬＥＤ５６Ａの断面図である。ＬＥＤ３５４．５６Ａをホト ダイオード６４Ａに隣接もしくは類似配置することにより、ホトダイオード６４ Ａは患者の指３６Ａの血液、組織および骨から反射する光線部分を受光すること かできる。実施例をこのような反射モードで作動させるには患者の額等の身体部 分を感知位置として利用するのか最善であることを解されたい。

ここに開示する発明概念を実施する装置を反射モードで動作させる場合、第３Ａ 図および第３Ｂ図のフロー図に示す方法を幾分変更する必要かある。したかつて 第５Ａ図および第５Ｂ図に示すフロー図により第２Ａ図に示す構造を使用する場 合に実施すべきステップか与えられる。

第５Ａ図および第５Ｂ図に示すステップは反射モードで作動するために逸脱する 必要のある部分を除けば、第３Ａ図および第３Ｂ図に関して前記したステップに 極めて類似している。光検出器か患者の身体部分からの反射光を受光するように 配置される場合には、（透過モードで作動する場合のＲＬＯＧ〜てはなく）Ｙ！ 、を算出して記憶する必要かある。Ｙ　ｗｐＯ値は（８）式に従って記憶された 平均値から引き出される。

当業者ならば、Ｙ！Ｐの計算および第５Ａ図、第５Ｂ図に示す他の計算を前記し たようにマイクロコンピュータにより容易に実施できることか判るであろう。

ＹｅＰの値か算出されて記憶されると、ステップ２１８Ａに示すようにＹ　ＥＰ 探索表を参照してＹ　ｇｐの算出値に対応するＳａＯ□か探索される。Ｙ、探索 表は本システムの使用中に収集される経験的データから引き出される。例えば、 赤色ＬＥＤ、赤外ＬＥＤ、ホトダイオード、および他のハードウェアアイテムか ここに記載するシステムを提供するように構成されると、インビトロ法等の他の ＳａＯ□決定法を使用して得られる５ａＯｚに対してＹ　ｔｐの値を相関させる ことかできる。また、吸気組成を変更し呼気組成を監視することにより被検者の ＳａＯ□を変えることがてきる。Ｙ　ＥＰ探索表か完成すると、装置ハードウェ アの性能か経年、温度、および量産部品のばらつきを考慮した適切なパラメータ 内に維持されるならば何人の患者の場合でも使用できる。

ステップ１１８ＡにおいてＹ　ＥＰ探索表から決定された５ａ０２は第５Ａ図の ステップ１２ＯＡに示すように第２図に示すディスプレイ手段４２上に表示され る。強化加圧期間中にステップ１２０Ａにおいて表示されるＳａＯ２値は、ホト ダイオードからの動脈拍動信号出力が強化されかつ同信号に対する毛細血管酸素 飽和の寄与度か低下するため、従来のパルス酸素測定システムにより得られる５ ａＯｚ値よりも正確で信頼度か高いことを解されたい。

それにかかわらず、前記したように、患者の苦痛を回避し得られる測定値か存意 の変化をするような患者の生理的影響を含むいくつかの配慮事項により強化加圧 期間を制限しなければならない。したかって、第５Ｂ図のステップ１２２Ａに示 すように、残りの校正期間および監視期間に対して身体部分から強化圧か解除さ れる。

第４図に示すように、校正ｗｌｒｆＲの強化除圧期間は強化を測定する前に少く とも２心拍だけ待機しなければならない。

さらに第５Ｂ図を参照して強化加圧期間中に行われるステップと同様に、強化除 圧期間にもステップ１２６Ａに示すような４つの変数を決定するステップか含ま れる。

第３Ｂ図のステップ１２６で前記した同じ変数は実施例か反射モートで作動する 第５Ａ図および第５Ｂ図のフロー図と同様に定義される。

また、強化加圧期間中に行われるステップと同様に、強化除圧期間の長さく　ｔ 　ｓｐ）か第５Ｂ図のステップ１３ＯＡに示すように強化除圧期間（Ｔ　、、） に対して予め設定された時間以上となるまで、強化除圧期間変数の多数の決定値 の平均か算出される（ステップ１２８Ａ）。

第５Ｂ図に示すように、次にステップ１３２Ａにおいて（９）式に従ってＹ□の 値か得られ記憶される。

ＹＥＰおよびＹ　Ｎ　Ｐを算出して記憶すると、（１０）式に従ってΔを算出す ることかできる。

Ｙ胛 Δは（１０）式に従って算出されているため、ＳｃＯ□の影響を考慮して後のＳ ａＯ□測定値を修正し表示される患者のＳａＯ□値に対する５ｃＯｚの寄与度を 低域もしくは解消することかてきる。これらのステップを実施すると、校正期間 が完了する。

第５Ｂ図の１３６八に示す監視期間（ｔ、、＋ｏＮ）中に行われる最初のステッ プは（１１）式に従ってＹ　ＭＯＮを算出することである。

ＹＭＯＮ　”　（１−Δ）　（１１１ 次に、ステップ１３８Ａにおいて、ＹＭｏＨの移動平均か算出される。

Ｙ　＃ｌ　ＯＮの平均値が算出されると、ステップ１４４Ａに示すようにＹ　Ｍ 　Ｑ　Ｎ探索表から値を得てＳａＯ□ちを決定することかできる。Ｙ１１ｏＮ探 索値はＹ！Ｐ探索表と同様に経験的に引き出される。５ｃＯｚの寄与度は前のス テップで既に“校正されている”ため、Ｙ　ＮＯＮ探索表から得られる値は５ａ ｌｔ値を表わす。Ｙ　ｗａＮ探索表から得られる値はステップ１４６Ａに示すよ うに表示される。ステップ１４８Ａに示すように、監視期間のステップはｔ８゜ Ｎ〉ＴＭＱＩ＋となるまで繰り返される。

前記したように、第２図および第２Ａ図に示すシステムは参照により本願に組み 入れた米国特許出願環０７１０６８．１０７号に開示請求されている血圧決定を 実施するのに必要な全てのハードウェアを含んでいる。

前記米国特許出願に記載されているように、３つのパラメータの中の２つ（平均 動脈圧および収縮動脈圧）は公知の振動測定法により測定することかでき、第３ のパラメータ（拡張動脈圧）は拡張圧を評価し、評価した拡張圧および前記池の パラメータをバーディモデル計算に使用する繰返し手順を使用して算出される。

評価か正しければ、算出される動脈圧は動脈圧測定値と一致する。

３つのパラメータ全部か決定されると、バーディモデルコンプライアンス曲線を 使用してＶ、信号から血圧波形を連続的に算出することかできる。赤色ＬＥＤか ら発生される信号は被検査動脈の体積変化を最も正確に反映することか解されよ う。■、信号を調べることにより相対体積変化かめられるため、バーディモデル により記述される動脈の圧力一体積関係から圧力波形を算出することができる。

前記強化パルス酸素測定法の場合と同様に、患者の生理的変化により血圧決定に 使用する値を規則的に校正する必要かある。

大概の場合、収縮および平均動脈圧の両方の完全な振動測定法による決定をＳａ Ｏ２決定の校正期間を開始するのに必要な頻度で行う必要はない。したがって、 振動測定決定を実施する期間は“超校正期間“と呼ばれる。振動測定法では動脈 を完全に閉塞する必要かあり、したかって身体部分へ強化圧を加えるのに使用す る手段は全てこのような圧力を印加てきるものてなければならない。また、印加 圧は収縮圧よりも高いため、信頼度の高い５ａｌｔ決定を行う前に適切な待機時 間を設ける必要かある。

ＳａＯ□決定のための各校正期間中の平均動脈圧に等しい強化圧か加えられる。

これにより、平均動脈圧側定値をバーディモデル計算に使用される平均動脈圧と 比較して、両者間に育意の食違いかある場合に超校正期間を開始することかでき る。

本発明により動脈酸素値を決定するのに必要なものと同程度のハードウェアを使 用して動脈酸素および血圧決定の両方を行えるという大きな利点か得られる。ま た、本発明により動脈酸素飽和値を毛細血管酸素飽和値とを識別して、公知の酸 素測定システムにより得られるものよりも正確で信頼度の高い動脈酸素飽和値決 定か行われる。

本発明をその精神および本質的特徴から逸脱することなく他の特定形式で実施す ることかできる。記載した実施例はあらゆる点において単なる説明用であって制 約的なものではない。したがって、発明の範囲は前記説明ではなく榊普１求の範 囲により指示される。今＃請求の範囲と等価の意味および範囲に入るものは全て ４年請求の範囲に含まれるものとする。

滲書（内容に変更なし） ＦＩＧ、　１ ＦＩＧ、２Ａ ＦＩＧ、３Ａ ＦＩＧ、４ ＦＩＧ、５Ａ 手続補正書１発） １−事件の表示　囚 ２−発明の名称 メディカル　フィジクス、インコーポレイテッド４−代理人 ６−補正により増加する請求項の数 ７−補正の対象 図面の翻訳文

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．患者の動脈酸素飽和レベルの非侵襲性監視を強化するシステムにおいて、該 システムは、動脈および非動脈血管の両方を含む前記患者の身体部分へ少くとも 第１および第２の光線を通す光手段と、血管内の血液により吸収される前記各光 線の相対量を検出する検出手段と、 動脈血管内の血液による光線吸収を非動脈内の血液に対して増大する強化手段と 、光手段、検出手段および強化手段に電子的に結合されて前記各手段の動作を互 いに調整し、前記各光線の検出された相対量から動脈酸素飽和レベルを引き出す プロセッサ手段と、プロセッサ手段に電子的に結合されて動脈酸素飽和レベルの 視覚的に知覚可能な表示を出力するディスプレイ手段 を含む、非侵襲性監視強化システム。 ２．請求項１．記載のシステムにおいて、光手段はそれぞれ可視および赤外線範 囲内の第１および第２の光線を発生する第１および第２の発光ダイオードを具備 し、強化手段は圧力発生装置を具備し、圧力発生装置は光線が血管中を通過する 時間の少くとも一部分だけ身体部分へ圧力を加えるように作動する、システム。 ３．請求項１．記載のシステムにおいて、光手段はおよそ６００ｎｍからおよそ ７２５ｎｍの範囲の波長を有する光を放出する第１の固体デバイスおよびおよそ ８７５ｎｍからおよそ１，０００ｎｍの範囲の波長を有する光線を放出する第２ の固体デバイスを具備する、システム。 ４．請求項１記載のシステムにおいて、光手段はオキシヘモグロビンおよび還元 ヘモグロビンにより実質的に等しく吸収される第１の波長を有する光線を放出す る第１の光源を具備し、光手段はさらにオキシヘモグロビンおよび還元ヘモグロ ビンにより不等に吸収される第２の波長を有する光線を放出する第２の光源を具 備する、システム。 ５．第１項記載のシステムにおいて、強化手段は円筒状圧力カフを具備する、シ ステム。 ６．請求項１．記載のシステムにおいて、強化手段は可膨張圧力発生装置および 可膨張圧力発生装置を患者の身体部分周りに位置決めする手段を具備する、シス テム。 ７．請求項４．記載のシステムにおいて、光手段は第１対の固体発光デバイスお よび第２対の固体発光デバイスを具備し、各発光デバイス対は赤外発光源および 赤色発光源を含み、各発光デバイス対は圧力カフの内部に配置され検出手段は圧 力カフの内部に配置された固体光検出デバイスを具備する、システム。 ８．請求項１．記載のシステムにおいて、前記強化手段は圧力印加装置および圧 力印加装置内の圧力を変化させる手段を具備する、システム。 ９．請求項７．記載のシステムにおいて、さらに圧力印加手段内の圧力を感知す る手段を具備する、システム。 １０．請求項８．記載のシステムにおいて、圧力感知手段は圧力トランスジュー サーを具備する、システム。 １１．請求項２．記載のシステムにおいて、光手段は、発光ダイオードを駆動す るドライバ手段と、ドライバ手段を一つの発光ダイオードと選択的に接続するマ ルチブレクシング手段、 を具備する、システム。 １２．請求項２．記載のシステムにおいて、前記検出手段は、 光検出デバイスに衝突する光線の強度に比例する出力信号を与えるようにされた 半導体光検出デバイスと、出力信号の利得を制御するようにされた利得制御アン プと、プロセッサ手段内に設けられた複数のチャネルの中の１チャネルへ出力信 号を送出するマルチプレクシング手段、 を具備する、システム。 １３．請求項１記載のシステムにおいて、プロセッサ手段は光手段および強化手 段の動作を制御するマイクロプロセッサを具備する、システム。 １４．請求項１．記載のシステムにおいて、さらに検出手段からの信号出力をデ ジタル化してマイクロプロセッサへ信号を入力する少くとも１個のアナログ／デ ジタルコンバータを具備する、システム。 １５．請求項１．記載のシステムにおいて、前記システムは患者の動脈血圧波形 を監視するのにも使用され、前記システムはさらに、 前記動脈血管の相対容積に比例する第１の電気信号を具備し、第１の信号は検出 手段から出力され、強化手段は光手段に付随されて身体部分へ周期的に圧力を印 加する圧力手段と、 身体部分へ印加される圧力を検出して圧力に比例する第２の電気信号を出力する 圧力トランスジューサ手段を具備し、プロセッサ手段は第１および第２の電気信 号から患者の動脈血圧波形を引き出す手段を具備し、ディスプレイ手段は動脈酸 素飽和値の表示の他に動脈圧波形の視覚的に知覚可能な表示を与える手段を具備 する、システム。 １６．患者の酸素飽和値の強化された非侵襲性監視を行う監視システムにおいて 、該システムは、身体部分内に含まれる毛細血管および動脈血管へ第１の光線お よび第２の光線を周期的に送出する光手段を具備し患者の身体部分上へ圧力を印 加する圧力手段と、 身体部分内の動脈血液により吸収される前記各光線の相対量を検出する検出手段 と、 圧力手段および検出手段に電子的に結合され（ａ）．圧力手段を制御して身体部 分中光線が通過する時間の少くとも一部期間だけ身体部分上へ圧力を印加し、 （ｂ）．前記各光線の検出された相対量から動脈酸素飽和値を引き出す、プロセ ッサ手段と、 プロセッサ手段へ電子的に接続され動脈酸素飽和値の視覚的に知覚可能な表示を 出力するデイスプレイ手段 を具備する、監視システム。 １７．請求項１６．記載の監視システムにおいて、光手段は第１の光線を放出す るようにされた第１の固体デバイスを具備し、第１の光線は実質的に可視赤色ス ペクトル部内の波長を有する監視システム。 １８．請求項１７．記載の監視システムにおいて、光手段はさらに第２の光線を 放出するようにされた第２の固体デバイスを具備し、第２の光線は実質的に赤外 スペクトル部内の波長を有する監視システム。 １９．請求項１６．記載の監視システムにおいて、検出手段は固体光検出デバイ スを具備する監視システム。 ２０．請求項１９．記載の監視システムにおいて、光検出デバイスは圧力手段の 加圧面上に配置される監視システム。 ２１．請求項２０．記載の監視システムにおいて、圧力手段は圧力カフを具備し 光検出デバイスは実質的に光手段の位置と反対側に配置され、身体部分を透過し た第１および第２の光線が光検出デバイスにより検出されるようにされている監 視システム。 ２２．請求項２０記載の監視システムにおいて、光検出デバイスは実質的に光手 段に隣接配置されて身体部分から反射される光線が光検出デバイスにより検出さ れるようにされている監視システム。 ２３．請求項１８記載の監視システムにおいて、さらに第１および第２の光線を 時間多重化して第１および第２の光線を交互に身体部分へ送るようにする時間多 重化手段を具備する監視システム。 ２４．請求項１６記載の監視システムにおいて、プロセッサ手段はマイクロコン ピュータにより構成される監視システム。 ２５．請求項２４記載の監視システムにおいて、さらに検出手段の出力をデジタ ル化してマイクロコンピュータへ入力するようにされた少くとも１個のアナログ ／デジタルコンバータを具備する監視システム。 ２６．請求項１６．記載の監視システムにおいて、ディスプレイ手段はニューメ リックデジタルディスプレイにより構成される監視システム。 ２７．請求項１６．記載の監視システムにおいて、ディスプレイ手段はビデオデ ィスプレイにより構成される監視システム。 ２８．請求項１６．記載のシステムにおいてプロセッサ手段はさらに（ｃ）．ホ トトランスジューサ手段により検出される光量から患者の血圧を引き出す、監視 システム。 ２９．請求項２８．記載の監視システムにおいて、ディスプレイ手段は患者の収 縮、拡張、および平均動脈血圧を表示する手段を具備する監視システム。 ３０．請求項２０．記載の監視システムにおいて、圧力手段は光検出デバイスを 周囲光から遮へいする手段を具備する監視システム。 ３１．請求項１６．記載のシステムにおいて、圧力手段は患者の指に配置するよ うにされた円筒状圧力カフにより構成されるシステム。 ３２．請求項１６．記載のシステムにおいて、圧力手段は患者の足指に配置する ようにされた圧力カフにより構成されるシステム。 ３３．請求項１６．記載のシステムにおいて、圧力手段は可膨張圧力発生装置お よび可膨張圧力発生装置を患者の額上に配置する手段を具備するシステム。 ３４．請求項２８．記載のシステムにおいて、さらに圧力手段内の圧力を感知す る手段を具備するシステム。 ３５．請求項３３．記載のシステムにおいて、圧力感知手段は圧力トランスジュ ーサにより構成されるシステム。 ３６．患者の動脈酸素飽和値の強化された非侵襲性監視システムにおいて、該シ ステムは、 身体部分内に含まれる動脈および毛細血管内へそれぞれ可視赤色および赤外光ス ペクトルの第１および第２の光線を周期的に送る第１および第２の光手段を具備 し、さらに毛細血管および動脈血管へ送られた後に血液により吸収される第１お よび第２の光線の相対量を検出するトランスジューサ手段を具備する、患者の身 体部分へ圧力を印加する圧力手段と、 圧力手段へ電子的に結合され（ａ）．圧力手段を制御して身体部分へ第１および 第２の光線が通る時に身体部分へ断続的に圧力が加えられて動脈血液による前記 光線の吸収が非動脈血液による吸収よりも増大するようにし、（ｂ）．動脈血液 により吸収される第１および第２の光線の検出された相対量から動脈酵素飽和値 を引き出すプロセッサ手段と、 プロセッサ手段に電子的に結合され動脈酸素飽和値の視覚的に感知できる表示を 出力するディスプレイ手段を具備する監視システム。 ３７．請求項３６．記載の監視システムにおいて、トランスジューサ手段は第１ および第２の光線を受光して光線強度に比例する電気信号を出力する手段により 構成される監視システム。 ３８．請求項３６．記載の監視システムにおいて、トランスジューサ手段は物理 的に前記圧力手段を付随する固体光電トランスジューサにより構成される監視シ ステム。 ３９．請求項３８．記載の監視システムにおいて、圧力手段はさらに前記固体光 電トランスジューサを周囲光から遮へいする手段を具備する監視システム。 ４０．請求項３６．記載の監視システムにおいて、圧力手段はさらにプロセッサ 手段に接続された圧力トランスジューサ手段を具備し、プロセッサ手段はさらに （ｃ）．トランスジューサ手段により検出される光から患者の収縮および拡散血 圧を引き出す、監視システム。 ４１．請求項４０．記載の監視システムにおいて、ディスプレイ手段は患者の収 縮および拡張血圧の視覚的に知覚可能な表示を出力する手段を含む、監視システ ム。 ４２．請求項３６．記載のシステムにおいて、圧力手段は患者の指に配置するよ うにされた円筒状圧力カフであるシステム。 ４３．請求項３６．記載のシステムにおいて、圧力手段は患者の足指に配置する ようにされた圧力カフにより構成されるシステム。 ４４．請求項３６．記載のシステムにおいて、圧力手段は可膨張圧力発生装置お よび可膨張圧力発生装置を患者の額上に配置する手段を具備する、システム。 ４５．患者の動脈血圧および動脈酸素飽和値の両方の表示を与える非侵襲性監視 システムにおいて、該システムは、 それぞれ可視および赤外スペクトル部の波長を有する第１および第２の光線を動 脈および非動脈血管を含む患者の身体部分へ通す光手段と、 前記光手段に付随して常時血管に対して閉塞的ではない、身体部分上へ周期的に 増大圧力を加える圧力手段と、動脈血管により反射された第１の光線とそこを透 過した第２の光線の相対量を検出しそれぞれ第１および第２の光線の検出量に比 例する第１および第２の電気信号を出力し、少くとも一方の信号は前記動脈血管 の相対容積に比例する光検出手段と、 圧力手段により身体部分へ印加される圧力を検出し増大された圧力に比例する第 ３の電気信号を出力する圧力検出手段と、 前記電気信号から動脈圧および酸素飽和値を引き出す手段を具備し、第１、第２ および第３の電気信号を受信するプロセッサ手段と、 プロセッサ手段に電気的に接続され、患者の動脈圧波形および酸素飽和値の視覚 的に知覚可能な表示を出力するディスプレイ手段、 を具備する非侵襲性監視システム。 ４６．請求項４５．記載のシステムにおいて、圧力手段は円筒状圧力カフにより 構成される非侵襲性監視システム。 ４７．請求項４５．記載のシステムにおいて、光手段は第１および第２の発光ダ イオードにより構成される非侵襲性監視システム。 ４８．請求項４５．記載のシステムにおいて、光手段はオキシヘモグロビンおよ び還元ヘモグロビンにより実質的に同等に吸収される第１の波長を有する第１の 光源を具備し、光手段はさらにオキシヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンによ り不等吸収される第２の波形を有する第２の光源を具備する非侵襲性監視システ ム。 ４９．動脈および非動脈血管の両方を含む患者の身体部分内の動脈酸素血液飽和 値を決定する非侵襲性監視方法において、該方法は次のステップ、すなわち、（ ａ）．異なる波長を有する第１および第２の光線を身体部分中へ送り、 （ｂ）．身体部分上へ強化圧を印加し身体部分内に含まれる動脈血管のコンプラ イアンスを実質的に増大して動脈拍を増大し、 （ｃ）．動脈血管内に含まれる血液により吸収される第１および第２の光線の相 対量を検出し、（ｄ）．第１および第２の光線の検出量により身体部分内の動脈 酸素飽和値を決定する、 ことからなる、非侵襲性監視方法。 ５０．請求項４９．記載の方法において、さらに動脈血管の拍動による第１の光 線の変調が最大となるまで身体部分に印加する圧力を変えることにより患者の平 均動脈圧を決定し、第１の光線の変調が最大となる時に身体部分へ印加される圧 力を決定するステップからなる非侵襲性監視方法。 ５１．請求項４９．記載の方法において、身体部分へ強化圧を印加するステップ は患者の指の周りに圧力を印加するステップからなる非侵襲性監視方法。 ５２，請求項４９．記載の方法において、身体部分へ強化圧を印加するステップ は患者の足指周りに圧力を印加するステップからなる非侵襲性監視方法。 ５３．請求項４９．記載の方法において、身体部分へ強化圧を印加するステップ は患者の額上へ圧力を印加するステップからなる非侵襲性監視方法。 ５４．請求項４９．記載の方法において、身体部分中へ第１および第２の光線を 送る方法は可視赤色領域の波長を有する第１の光線を身体部分へ送り、赤外領域 の波長を有する第２の光線を身体部分へ送るステップからなる非侵襲性監視方法 。 ５５．請求項４９．記載の方法において、吸収される第１および第２の光線の相 対量を検出するステップは身体部分から反射される第１および第２の光線の相対 量を検品するステップからなる非侵襲性監視方法。 ５６．請求項４９．記載の方法において、吸収される第１および第２の光線の相 対量を検出するステップは身体部分中を透過する第１および第２の光線の相対量 を検出するステップからなる非侵襲性監視方法。 ５７．請求項４９．記載の方法において、身体部分により吸収される第１および 第２の光線の相対量を検出するステップは、 少くとも１個の光検出器を身体部分へ隣接配置し、光検出器に衝突する第１およ び第２の光線量に比例する電圧を光検出器から出力する、 ことからなる非侵襲性監視方法。 ５８．動脈酸素飽和値を決定するステップは光検出器からの電圧出力を経験的に 展開された探索表に含まれる値と比較して電圧出力の値に対応する酸素飽和値を 探し出すステップからなる非侵襲性監視方法。 ５９．請求項４９．記載の方法において、さらに動脈酸素飽和値を表示するステ ップからなる非侵襲性監視方法。 ６０．患者の動脈酸素飽和値の非侵襲性監視方法において、該方法は次のステッ プ、すなわち、（ａ）．次のステップからなる校正期間を確立し、（１）．第１ の波長を有する第１の光線および第２の異なる波長を有する第２の光線を少くと も１本の動脈および少くとも１本の非動脈血管を含む患者の身体部分中へ送り、 （２）．そこに位置する動脈血管が少くとも部分的にアンロードされるように身 体部分へ第１の圧力を印加し、 （３）．第１の光線および前記身体部分により吸収される第２の光線の光量を検 出し、 （４）．第１および第２の光線の前記検出量から身体部分内の動脈酸素飽和値を 決定し、（５）．身体部分から第１の圧力を解除し、（６）．第１の光線および 第１の圧力を解除した後で身体部分により吸収される第２の光線の光量を検出し 、 （７）．ホトトランスジューサへ到来する光量に対する非動脈血液酸素飽和の寄 与度を表わす校正係数を、身体部分に対して第１の圧力を印加しかつ解除する噂 に検出される第１および第２の光線の光量差から決定し、 （ｂ）．校正係数を決定した後身体部分により吸収される第１および第２の光線 の光量決定を継続することにより監視期間を確立し、 （ｃ）．監視期間中に校正係数を使用して動脈血液の酸素飽和値を算出し、 （ｄ）．酸素飽和値を可視ディスプレイ上に表示する、ことからなる、非侵襲性 監視方法。 ６１．請求項６０．記載の方法において、さらに監視期間が続く校正期間を繰り 返し開始するステップからなる患者の動脈酸素飽和値の非侵襲性監視方法。 ６２．請求項６０．記載の方法において、第１の圧力は患者の平均動脈圧にほぼ 等しい患者の動脈酸素飽和値の非侵襲性監視方法。 ６３．請求項６０．記載の方法において、校正期間は監視期間の１／３よりも短 い患者の動脈酸素飽和値の非侵襲性監視方法。 ６４．請求項６０．記載の方法において、第１の波長は赤外スペクトル部であり 第２の波長は可視赤色スペクトル部である患者の動脈酸素飽和値の非侵襲性監視 方法。 ６５．請求項６０．記載の方法において、該方法はさらに患者の血圧の非侵襲性 監視方法からなり、該方法はさらに次のステップ、すなわち、 振動測定法により患者の収縮および平均動脈圧を測定し、一方の光線の強度変化 により患者の血管の容積変化を検出し、 拡張圧を評価し、動脈容積を動脈圧および評価された拡張圧と関連ずけるハーデ ィモデル式を使用して平均動脈圧を算出し、平均動脈圧の算出値と平均動脈圧の 平均値を比較し、 ２つの値が所定の標準内で一致するまで拡張庄を評価して平均動脈圧を再算出し 、 収縮血圧の測定値および拡張血圧の最も最近の評価値を可視ディスプレイ上に表 示する、ことからなる、患者の動脈酸素飽和値の非侵襲性監視方法。 ６６．請求項６５．記載の方法において、さらに患者の血圧波形を断続的に表示 するステップからなる患者の動脈酸素飽和値および血圧の非侵襲性監視方法。 ６７．請求項６０．記載の方法において、第１の光線および第２の光線の光量を 検出するステップは身体部分から反射される第１の光線および第２の光線の光量 を検出するステップからなる患者の酸素飽和値の非侵襲性監視方法。 ６８．請求項６０．記載の方法において、第１および第２の光線の光量検出ステ ップは身体部分中を透過する第１および第２の光線の光量を検出するステップか らなる患者の酸素飽和値の非侵襲性監視方法。 ６９．患者の動脈酸素飽和値の非侵襲性決定方法において、該方法は次のステッ プ、すなわち、（ａ）．動脈および非動脈血管の両方を含む身体部分上に強化圧 を印加して身体部分内の動脈血管による拍動を著しく高め、 （ｂ）．波長の異なる第１および第２の光線を身体部分へ送り、 （ｃ）．動脈により吸収される第１および第２の光線の光量を検出し、 （ｄ）．第１および第２の光線の検出量から身体部分内の動脈酸素飽和値を決定 し、 （ｅ）．動脈酸素飽和値を表示し、 （ｆ）．身体部分から強化圧を解除し、（ｇ）．身体部分内の動脈および非動脈 血液により吸収される第１および第２の光線の相対量を検出し、（ｈ）．検出さ れる第１および第２の光線の総量に対する動脈血液の前記吸収に対する相対寄与 度を決定し、 （ｉ）１強化圧を除去した場合の第１および第２の光線の検出量に対する動脈血 液の寄与度のみに実質的に対応する酸素飽和値を表示する、 ことからなる患者の動脈酸素飽和値の非侵襲性決定方法。 ７０．請求項６９．記載の方法において、身体部分へ強化圧を印加するステップ は患者の１本の指の周りへ身体部分の平均動脈圧にほぼ等しい圧力を印加するス テップからなり、動脈血液により吸収される第１および第２の光線の光量検出ス テップはホトトランスジューサデバイスにより患者の指を透過する第１および第 ２の光線量を検出するステップからなる患者の動脈酸素飽和値の非侵襲性決定方 法。 ７１．請求項６９．記載の方法において、動脈血液により吸収される第１および 第２の光線の光量検出ステップはホトトランスジューサデバイスにより身体部分 から反射される第１および第２の光線量を検出するステップからなる、患者の動 脈酸素飽和値の非侵襲性決定方法。 ７２．請求項６９．記載の方法において、身体部分内の動脈酸素飽和値を決定す るステップは吸収される第１および第２の光線の光量を１組の所定の探索表の値 と比較して探索表テーブルから動脈酸素飽和値を引き出すステップからなり、動 脈酸素飽和値を表示するステップは視覚的に知覚可能なディスプレイへ動脈酸素 飽和値を出力するステップからなる患者の動脈酸素飽和値の非侵襲性決定方法。 ７３．請求項６９．記載の方法において、さらにステップ（ｇ），（ｈ）を多数 回繰り返した後にステップ（ａ）〜（ｆ）を繰り返すステップからなる、患者の 動脈酸素飽和値の非侵襲性決定方法。 ７４．患者の動脈酸素飽和および動脈血圧波形の連続的な非侵襲性監視方法にお いて、該方法は、動脈および非動脈血管の両方を含む患者の身体部分上へ閉塞圧 を印加し、 少くとも第１の光線を身体部分へ送り、閉塞圧を漸増し、 パルス信号が最初に第１の光線を変調する時を検出し、パルス信号が最初に第１ の光線を変調する時に身体部分へ印加される閉塞圧を測定し、圧力値を収縮圧と して記憶し、 閉塞圧を解除し、 第１の光線の変調が実質的に最大となるように身体部分へ強化圧を印加して平均 動脈圧測定値を決定し、動脈拡張圧を評価し、 評価された拡張圧、収縮圧測定値、第１および第２の光線の検出量、および動脈 圧を動脈容積と関連ずける公式を使用して平均動脈圧を算出し、 平角動脈圧の算出値を平均動脈圧の測定値と比較して平均動脈圧の測定値および 動脈圧の算出値が所定の標準と一致する場合に少くとも拡張圧を表示し、波長の 異なる第１および第２の光線を強化圧を印加中の身体部分へ送り、 身体部分に含まれる動脈血液により吸収される第１および第２の光線の相対量を 検出し、 第１および第２の光線の検出量から動脈酸素飽和値を引き出し、 身体部分から強化圧を解除し、 身体部分から圧力を全て除去した時に身体部分内に含まれる動脈内の容積変化を 表わす第１の光線の検出量の変化に基いて少くとも新しい収縮および拡張動脈血 圧を算出し、 全圧力を除去した時に身体部分内に含まれる動脈および非動脈血管により吸収さ れる第１および第２の光線の相対置を検出し、 第１および第２の光線の検出量に対する動脈血管の寄与度を決定して動脈酸素飽 和値を検出できるようにし、身体部分の動脈酸素飽和値および収縮および拡張動 脈血圧を視覚的に知覚可能なディスプレイ上に表示する、ことからなる、患者の 動脈酸素飽和値の連続的非侵襲性監視方法。