JPH06319728A - 動脈血液監視プローブ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 患者の動脈血液を透過した光の強度の変化を
正確に測定するための動脈血液監視システムのプローブ
を提供する。 【構成】 動脈血液監視システムは、動脈血液が複数の
優性吸収体を含み、その測定された光吸収スペクトルが
短い時間間隔にわたり一定のものとして現れるような基
本的な統計学的特性の利点を取り入れている。透過した
光線を、それが共通の光線路を経て選択された光波長に
おいて動脈脈動と共に変化するときに測定することによ
り、動脈血液中のこれら優性吸収体の相対的な量を非侵
襲的に決定することができる。共通の光線路を確保する
ために、サンドイッチ構造の光検出器が使用される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、血液中分析物を非侵襲
的に光血量計（ホトプレチスモグラフィー）的に測定す
ることに係り、より詳細には、動脈血液監視システムに
用いて患者の動脈血液を透過した光の強度の変化を正確
に測定するためのプローブに係る。

【０００２】

【従来の技術】医療用の監視システムの分野では、動脈
血液の種々のパラメータを非侵襲的に正確に測定するこ
とが問題である。例えば、動脈血液中のヘモグロビンの
酸素飽和（Ｓ_a Ｏ₂ ）は、動脈血液中の酸化ヘモグロビ
ンと還元ヘモグロビンの相対的な割合によって決定され
る。パルス式酸素濃度計システムは、これら２つの形式
のヘモグロビンの光吸収の差を測定することによりヘモ
グロビンの酸素飽和を非侵襲的に決定する。還元ヘモグ
ロビンは、赤の帯域（６００ないし８００ｎｍ）におい
ては酸化ヘモグロビンよりも多量の光を吸収し、一方、
酸化ヘモグロビンは、近赤外線帯域（８００ないし１０
００ｎｍ）においては還元ヘモグロビンよりも多量の光
を吸収する。

【０００３】パルス式酸素濃度計は、皮膚に接触配置さ
れるプローブを備え、反射式プローブの場合には平らな
表面に配置され、又は透過式プローブの場合にはある付
属部にまたがって配置される。このプローブは、２つの
発光ダイオードを含み、その各々は、１つは赤の帯域そ
してもう１つは赤外線帯域において特定波長の光線を放
射する。介在する付属部を透過する赤の光及び赤外線の
大きさは、組織、静脈血液、毛細血管血液、非脈動動脈
血液の光吸収性、及び光源の強度によって影響される非
脈動成分を含んでいる。受信した信号の脈動成分は、動
脈血液に伴う付属部内の細動脈床の膨張の指示である。
付属部における種々の組織厚み及び皮膚色素の影響は、
受信信号の絶対強度によって受信信号の強度の変化を正
規化することにより受信信号から除去することができ
る。数学的に処理されそして正規化された赤及び赤外線
信号の比をとることにより、理論的に動脈血液中の酸化
ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの濃度のみの関数で
ある数値が得られる。これは酸化ヘモグロビン及び還元
ヘモグロビンのみが動脈血液中の実質的吸収体であるこ
とを仮定している。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】脈動成分の振幅は、全
信号振幅の非常に小さな割合であり、脈拍当たりの血液
体積変化と、動脈血液の酸素飽和（Ｓ_a Ｏ₂ ）とによっ
て決まる。赤及び赤外線の受信信号は、動脈血液の経路
長さに対し指数関数的関係を有する。これらの被分析物
の光血量計的測定は、２つの光源からの光線が介在する
付属部を経て同一の経路をたどり光検出器へ至という仮
定に基づいて予想されるものである。共通の光線路から
の光線のずれが大きいほど、得られる測定値にエラーが
介入する機会が顕著なものとなる。これは、多数の独立
した個別の光源及び多数の個別の光検出器がプローブに
使用されて、介在する付属部を通る個別の光透過路を形
成する場合に特に言えることである。選択された光の波
長が波長的に遠く離れている場合には、各々が異なる波
長領域に応答する多数の光検出器を使用することが必要
となる。というのは、広い帯域巾の光を、著しい速度、
感度及び受け入れられる平坦な応答で検出できる単一の
光検出装置は存在しないからである。それ故、既存のプ
ローブ設計は、監視されている付属部の細動脈床を通る
実質的に共通の光線路に沿って複数の光線を送出するこ
とができないことにより、測定にエラーを招くことがあ
る。

【０００５】

【課題を解決するための手段】動脈血液の特性を非侵襲
的に測定しそして計算するために付属部を通る単一の光
線路を形成する動脈血液監視システム用のプローブによ
り、上記問題が解消されると共に当該分野における技術
的な進歩がもたらされる。この動脈血液監視システム用
のプローブは、動脈血液が複数の優性吸収体を含み、そ
の測定された光吸収スペクトルが短い時間間隔にわたっ
て一定のものとして現れるという基本的な統計学的特性
の利点を取り入れている。測定されるべき動脈血液特性
は、複数の優性吸収体を透過する測定光の変化に、プロ
ーブの場所における動脈血液体積の変化の関数として経
験的に関係付けされる。透過する光を、それが単一の共
通の光線路を経て複数の選択された光波長において動脈
の脈動と共に変化するときに、測定することにより、動
脈血液中のこれら優性吸収体の相対的な量を非侵襲的に
決定することができる。

【０００６】１つの光波長を、水が測定可能な消衰をも
つところの約１２７０ｎｍに選択しそして第２及び第３
の波長を各々約６６０ｎｍ及び約９４０ｎｍに選択する
ことにより、これら３つの波長における透過強度と動脈
のヘモグロビン濃度との間に直接的な関係が存在し、計
算することができる。これら３つの光の波長の正確な検
出は、２つの異なる光検出器を使用することによって行
われる。介在する付属部を通る異なる光線路の問題を回
避するために、プローブにはサンドイッチ式又は積層状
の検出器構成が使用される。光検出器は、ゲルマニウム
ホトダイオードがシリコンホトダイオードの下にそれと
一致するように配置されたものを含む多層エレメントよ
り成る。約１０００ｎｍより短い光の波長の場合には、
シリコンホトダイオードは入射光を受光し、その受光の
強度を表す信号を発生する。この波長より上では、シリ
コンホトダイオードは透明となり、ゲルマニウムホトダ
イオードが入射光を取り上げる。従って、３つの光源か
らの光は、実質的に同一の光線路に沿って組織を透過
し、波長に係わりなく、全く同じ「出口領域」において
一致する光検出器によって検出される。検出される光
を、波長に係わりなく、組織を通る１つの経路を進むよ
うに拘束することにより、この装置は、２つ又は３つの
個別の光検出器が横に並んで取り付けられた場合のよう
に異なる組織断面をサンプリングすることにより生じる
不正確さを回避する。

【０００７】

【実施例】動脈血液監視システムは、動脈血液が複数の
優性吸収体を含み、その測定された光吸収スペクトルが
短い時間間隔にわたって一定のものとして現れるという
基本的な統計学的特性の利点を取り入れている。測定さ
れるべき動脈血液特性は、複数の優性吸収体を透過する
測定光の変化に、プローブの場所における動脈血液体積
の変化の関数として経験的に関係付けされる。それ故、
透過する光を、選択された波長において動脈の脈動と共
に変化するときに測定することにより、動脈血液中にお
けるこれら優性吸収体の相対的な量を非侵襲的に決定す
ることができる。単一のプローブを用いて複数の光波長
を発生することができ、それ故、動脈血液監視システム
が簡単化される。

【０００８】用語の定義 Ｉ_O ＝被検組織に入射する所与の波長の光線の強度であ
り、ここで波長は添字で表すものとする。 Ｉ＝検出器によって受け取られる光の強度の瞬時値であ
る。光は、所与の波長にあり、そして波長は、添字で表
される。 ε＝所与の波長（添字で示す）における所与の物体（頭
書で示す）による光の消衰係数である。 Ｃ＝所与の物体（頭書で示す）の濃度である。 Ｌ＝所与の物体（頭書で示す）の経路長さである。 ｔＨｂ＝動脈血液中で測定された総ヘモグロビン。通
常、グラム／デシリットルで表される。 Ｏ＝酸化ヘモグロビンを表す添字として使用される。 Ｒ＝還元ヘモグロビンを表す頭書として使用される。 Ｗ＝水を表す頭書として使用される。 ｔ＝酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの組み合わせ
を表す頭書として使用される。

【０００９】システム構成 図１は、動脈血液監視システム１００及び本発明のプロ
ーブ１０１の全構造をブロック図の形態で示している。
動脈血液監視システム１００は、プローブ１０１が１組
の電気導体１０３及びコネクタ１０３ａによってプロー
ブインターフェイス回路１０２に接続されたもので構成
される。プローブ１０１は外部ハウジング１０４を備
え、これは、監視されるべき動脈血液流を含む指１０５
のような被検組織にプローブ１０１のアクティブなエレ
メントを適用する。ハウジング１０４内に含まれている
のは、複数の（少なくとも２個の）光放射装置１１１、
１１２と、少なくとも１つの対応する光検出器１１３で
ある。

【００１０】放射器ドライバ回路１３１は、プローブ１
０１の光放射装置１１１、１１２を作動するためのアナ
ログ駆動信号を発生する。これらアナログ駆動信号はケ
ーブル１０３を経てプローブ１０１へ送られる。動脈血
液中の総ヘモグロビン（ｔＨｂ）、酸素飽和（Ｓ
_a Ｏ₂ ）又は他の血液中分析物の濃度を測定するために
は、動脈血液中に含まれた多数の優性吸収体の濃度を測
定しなければならない。より詳細には、総ヘモグロビン
（ｔＨｂ）を測定するためには、動脈血液の水分及びヘ
モグロビン成分の濃度を測定しなければならない。光放
射装置１１１、１１２の各々は、所定波長の出力光線を
発生し、これはハウジング１０４により包囲された指１
０５に向けられる。この実施例では、光放射装置１１１
は約８１０ｎｍの光線を発生するように選択され、この
波長は、動脈血液中のヘモグロビンの酸素化及び脱酸素
化成分に対して実質的に等価的(isobestic) である（即
ち、酸素化及び脱酸素化ヘモグロビンの消衰係数は実質
的に同じである）。光放射装置１１２は、約１２７０ｎ
ｍの光線を発生するように選択される。これら２つの波
長は、水分が第１の光波長（８１０ｎｍ）では透明であ
るが、（より長い）第２の光波長（１２７０ｎｍ）では
検出されるように選択される。更に、これらの波長は、
２つの成分（水分及びヘモグロビン）の消衰係数が第１
の光波長において異なるようにされる。更に、両方の波
長において、ヘモグロビンの２つの種は消衰については
実質的に等価であるが透明ではないようにされる。

【００１１】光検出器１１３は、指１０５を透過するか
又はそこから反射された光のレベルを監視する。受光し
た光線に応答して光検出器１１３により発生されるアナ
ログデータ信号は、プローブ１０１から導体１０３を経
て受け取られ、プローブインターフェイス回路１０２の
アナログハードウェア１３２ないし１３４によってフィ
ルタされる。プローブ１０１からの入力アナログデータ
は、プローブインターフェイス回路１０２において非脈
動及び脈動サブエレメントに分解され、これら成分の正
確な高分解能の測定値が与えられる。脈動成分は、通
常、全入力信号の０．０５％ないし２０％のうちのいず
れかを表し、入力信号を脈動成分と非脈動成分に分解す
ることにより、これら脈動成分が最小のものであっても
正確にアナログ／デジタル変換することができる。

【００１２】第１及び第２の光放射装置１１１及び１１
２によって発生された光線間を区別するために、これら
光放射装置１１１、１１２は、光検出器１１３の出力を
同期して復調できるように変調される。周囲光線は変調
されず、復調プロセスによって容易に除去される。

【００１３】信号成分 図２は、指１０５により生じる全吸収の種々の成分を示
すグラフである（正しい比率ではない）。吸収が低いと
きに高レベルとなりそしてその逆にもなる光検出器の出
力信号は、大きさの大きい非脈動成分と、大きさの小さ
い脈動成分とで構成される。非脈動成分は、静脈血液、
皮膚組織、骨及び一定の動脈血液の組み合わせにより吸
収の後に残っている光を表し、一方、小さな脈動成分
は、測定されるべき動脈血液の脈動流による光の吸収に
よって生じる。同期復調に続いて、光検出器１１３によ
り発生されてプローブインターフェイス回路１０２へ送
られるデータ信号は、一連のデータ点より成り、これら
はデジタル化されてメモリ１０６に記憶される。第１及
び第２の光放射装置１１１及び１１２は、同時に且つ迅
速に次々にサンプリングされるので、これらのデジタル
化されたデータ点は、測定値の複数の組より成り、その
１つの組は第１の波長における光線強度のサンプルに対
応し、別の組は第２の波長における光線強度のサンプル
に対応し、そしてある機構においては、第３の組が周囲
光線の強度に対応する。

【００１４】パルス式酸素濃度計システムでは、赤及び
赤外線の光波長が使用され、そして赤の強度の正規化さ
れた導関数（又は対数）と、赤外線強度の正規化された
導関数（又は対数）との比が一定であるのが理想であ
る。この定数は、動脈血液流におけるヘモグロビンの部
分酸素化（Ｓ_a Ｏ₂ ）を表している。この比はＳ_a Ｏ₂
が変化するときに変化するが、充分に迅速なサンプリン
グ率では短いインターバル中この比は一定のままであ
る。

【００１５】プローブインターフェイス回路 プローブインターフェイス回路１０２によって受け取ら
れる実際のアナログデータは、指１０５の動きや、ハウ
ジング１０４内に周囲光線が入り込むことや、電気ノイ
ズの種々のソースを含む多数の原因によって生じる非常
に大きなノイズ成分を含むことがある。これらのノイズ
成分は、各組のデータ点で測定されたいずれか又は両方
の大きさの値を歪めて、赤の信号と赤外線信号との正し
い関係を壊す。既存のパルス式酸素濃度計回路は、シス
テムにより測定されるＳ_a Ｏ₂ 値に対するノイズの影響
を最小にするために種々のフィルタ技術を使用してい
る。このフィルタ回路及びソフトウェア／アルゴリズム
は、動脈血液監視システム１００に使用されるものと同
様であり、それ故、ここでは詳細に説明しない。

【００１６】プローブインターフェイス回路１０２は、
光放射装置１１１、１１２を駆動することのできる放射
器ドライバ回路１３１を備え、発生された光線が指１０
５を横切って充分な強度の光が光検出器１１３に入射
し、動脈血液中の優性吸収体の光吸収を表すデータが発
生されるようになっている。各波長において光検出器１
１３により発生されたデータ（受け取った光の強度の等
価電圧）は個別に保持され、独立して処理することがで
きる。これは、パルス式酸素濃度計に現在使用されてい
る多数の機構のいずれか、例えば、時分割マルチプレク
シング又は周波数分割マルチプレクシングによって行う
ことができる。

【００１７】指１０５から受け取った光は、光検出器１
１３のホトダイオードによって等価電流信号に変換さ
れ、次いで、電流／電圧コンバータ１３２によって電圧
信号に変換される。次いで、データは増幅器１３３によ
って増幅され、同期復調回路１３４を介してデマルチプ
レクスされる。このデマルチプレクスされたデータは、
リードＣＨＡＮ１、ＣＨＡＮ２．．．ＣＨＡＮｎに送ら
れるアナログ電圧信号であって、光放射装置１１１、１
１２によって各々発生された各光波長における受光の強
度を表すアナログ電圧信号を構成する。リードＣＨＡＮ
１、ＣＨＡＮ２の電圧信号は、次いで、スケーリング増
幅器１３５によってスケーリング（更に増幅）され、最
適な分解能で、デジタル等価値に変換できるようにされ
る。スケーリング増幅器１３５により出力される全ての
チャンネルは、次いで、サンプル／ホールド回路１３６
ａ、１３６ｂ．．．１３６ｎによって同時にサンプリン
グされる。サンプリングされたデータは一度にチャンネ
ルを通り、マルチプレクサ１３７を経てアナログ／デジ
タルコンバータ１３８へ送られる。ここからデータは今
やデジタル形態でデータ処理回路１０７へ送られ、処理
のためにメモリ１０６に記憶される。デジタルデータ
は、典型的に３０Ｈｚ以上のサンプリング周波数で使用
される各波長からの受光強度の実質的に同時にサンプリ
ングされた振幅を表している。これらのデータ値は、Ｉ
₁ 、Ｉ₂ ．．．Ｉ_N と称され、添字は所与の波長を表し
ている。Ｉ_n は所与の波長における受光の強度を表して
いる。

【００１８】データ処理回路 ２波長システムでは、データ処理回路１０７は、各光波
長において測定されたデジタル振幅データから比を計算
する。特に、データ処理回路１０７により使用されるプ
ロセスが図４にフローチャートで示されている。ステッ
プ４０１において、データ処理回路１０７は、光検出器
１１３によって受光された両波長における測定された強
度を表す１組のデジタル入力データを受け取る。データ
処理回路１０７は、ステップ４１０において、その受け
取った１組のデータをディスプレイドライバ１０９へ送
り、ディスプレイ１１４にグラフ形態で表示させる。表
示された波形は、動脈血液の脈動成分を表す。又、デー
タ処理回路１０７は、受け取った１組のデータをメモリ
１０６にも記憶し、この１組のデータと最後に受け取っ
た最新の１組のデータとを使用して、ステップ４０２及
び４０３において、各々第１及び第２の選択された光波
長における指１０５の動脈血液の吸収の微分変化を計算
する。波長ｎにおける吸収の微分変化は、データ処理回
路１０７により、次の数１のように計算される。

【００１９】

【数１】ｄＡ_n ＝ｄＩ_n ／Ｉ_n ｄＩ_n は数学的な構成であるから、動脈血液監視システ
ム１００では、ΔＩ_n によって近似される。ここで、Δ
Ｉ_n は２つの連続して受け取ったＩ_n 値間の差である。
指１０５を通る小さいが非ゼロの経路長さ変化によって
生じたΔＩ値のみが使用され、それ故、ΔＩ_n はもし必
要であれば光線の受光強度に充分な変化を得るために長
い時間間隔であってもよい。式１に使用されるＩ_n 値
は、ΔＩ_n を計算するために用いた２つの次々に受け取
ったＩ_n 値の平均である。

【００２０】２波長システムでは、最終的な比がデータ
処理回路１０７によりステップ４０４において次の数２
のように計算される。

【００２１】

【数２】Ｒ＝ｄＡ₁ ／ｄＡ₂ ここで、ｄＡ₁ を計算するのに使用されるデータ値は、
ｄＡ₂ を計算するのに使用されるデータ値と時間的に同
じ位置からのものである。

【００２２】この比を、次いで、データ処理回路１０７
によりステップ４０５において校正式に使用して、Ｒ値
が特定の血液分析値に関連付けされる。例えば、全ヘモ
グロビンを測定するときには、校正式は、次の数３の形
態の二次多項式によって近似される。

【００２３】

【数３】ｔＨｂ＝ＡＲ² ＋ＢＲ＋Ｃ 但し、Ａ、Ｂ及びＣは、使用された特定の光波長に基づ
く定数である。

【００２４】このｔＨｂ値は、次いで、データ処理回路
１０７によりステップ４０６においてディスプレイドラ
イバ１０９へ出力され（及び／又はハードコピー）、人
間が読み易い形態で指１０５の動脈血液中の全ヘモグロ
ビンの濃度の数値がディスプレイ１１５に表示される。
次いで、処理はステップ４０１へ復帰する。

【００２５】理論 この装置は、次の数４の理論に基づいている。

【００２６】

【数４】ｄＡ_n ^S ＝ε_n ^S Ｃ^S ｄＬ^S 所与の物質に対する所与の波長ｎにおける吸収の微分変
化（ｄＡ_n ^S ) は、その物質の消衰係数（ε_n ^S ）にそ
の物質の濃度（Ｃ^S ）を乗算し更にその物質の経路長さ
の微分変化（ｄＬ^S ）を乗算したものに等しい。

【００２７】更に、吸収の微分変化は、次の数５で定義
することができる。

【００２８】

【数５】ｄＡ_n ＝ｄＩ_n ／Ｉ_n 吸収の微分変化ｄＡを測定するのに、入射光強度Ｉ_O の
測定は必要とされないことに注意されたい。しかしなが
ら、Ｉ_n のサンプルを時間的に充分接近して得てΔＩ_n
がｄＩ_n の良好な数学的近似を表すようにしなければな
らない。

【００２９】２つの優性吸収体、この場合は水とヘモグ
ロビン、の相対的な割合を決定するために、２つの吸収
体が消衰するところの２つの光波長を選択し、次の数６
及び数７の１組の同時式がこれら２つの吸収体の全ての
考えられる濃度及び経路長さに対して独特の解をもつよ
うにする。

【００３０】

【数６】ｄＡ₁ ＝ε₁ ^t ｄＬ^t ＋ε₁ ^W ｄＬ^W

【００３１】

【数７】ｄＡ₂ ＝ε₂ ^t ｄＬ^t ＋ε₂ ^W ｄＬ^W この式のシステムでは、経路長さが変化する成分は動脈
血液の成分のみであると仮定する。更に、主たる吸収体
は水及びヘモグロビンの吸収体であり、血液中のヘモグ
ロビン種は本質的に酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロ
ビンの種だけであると仮定する。ヘモグロビンの２つの
種に対し等価な点を表す光の波長、例えば８０４ナノメ
ータを選択すると、全ヘモグロビンの読みに対する酸素
飽和の変化の影響が最小となる。上記の数６及び数７の
式では、数４の式に表された濃度の項が除去されている
ことに注意されたい。光学システムを区画化されたもの
として観察することにより、即ち、光が最初に１００％
皮膚組織を通過し、次いで、１００％静脈血液を通過
し、次いで、１００％動脈ヘモグロビンを通過し、次い
で、１００％水分を通過し、等々となるものとして被検
組織を見ることにより、数４の式で表される濃度の項は
実際には定数となる。従って、数６の式で始めると、消
衰係数は、所与の吸収体の１００％に対し実際の消衰係
数と実際の濃度との組み合わせを表すことを意味する。

【００３２】上記式（数６、数７）のシステムでは、消
衰ε値は一定であり、従って、動脈血液監視システム１
００の役割は、吸収の微分変化（ｄＡ値）をできるだけ
正確に読み取ることである。これは、微分経路長さｄＬ
の値のみを未知として残す。２つの式では、２つのｄＬ
値を独特に且つ簡単に解くことができる。

【００３３】動脈血液中のヘモグロビンの割合は次の数
８のように書き表される。

【００３４】

【数８】割合Ｈｂ＝ｄＬ^t ／（ｄＬ^t ＋ｄＬ^W ） この割合は直接ｔＨｂでないが、これに直接的に関係し
ている。そしてこの関係は理論的に導出できるが、経験
的な関係（数３の式に定める）が測定される。これは、
活きた組織及び現実的な光学素子の真の光学系統が、こ
こに開発された厳密な理論的モデルから多くの仕方でず
れているために必要となる。それ故、数３の式は校正式
と称し、その係数Ａ、Ｂ及びＣは、臨床的試験を通じて
経験的に導出される。次いで、これら係数は動脈血液監
視システムのソフトウェアに入れられる。これら係数
は、異なる波長の放射器で異なることに注意されたい。

【００３５】又、光放射装置１１１、１１２によって発
生される波長は、全電気光学システムの性能を最適なも
のにするように選択され、即ち光検出器１１３によって
充分な光学信号が受け取られるように充分低い光吸収に
され、且つ動脈血液の脈動により生じる経路長さの生理
学的な変化の範囲にわたり光吸収が著しく変化するよう
に充分高い光吸収とされる。このシステムを実現化する
ために選択される典型的な光の波長は８１０ｎｍ及び１
２７０ｎｍであるが、上記基準を満たす多数の波長の組
み合わせが使用できる。

【００３６】プローブ プローブ１０１は、最低２つの光放射装置１１１、１１
２を含み、その各々は選択された波長（各々８１０ｎｍ
及び１２７０ｎｍ）を中心とする光ビームを発生する。
又、プローブ１０１は、放射された光波長を受け取るこ
とのできる光検出器１１３も含んでいる。ここに示す実
施例では、光検出器１１３は、図３に更に詳細に示す多
層エレメントより成り、これは、シリコンホトダイオー
ド１１３ａの下にゲルマニウムホトダイオード１１３ｂ
が配置されたものを含む。約１０００ｎｍより短い光の
波長の場合には、シリコンホトダイオード１１３ａが入
射光を受光する。この波長より上では、シリコンホトダ
イオード１１３ａは透明となり、ゲルマニウムホトダイ
オード１１３ｂが入射光を取り上げる。プローブ１０１
は、該プローブとプローブインターフェイス回路１０２
との間で信号をやり取りするためにケーブル１０３及び
コネクタ１０３ａを備えている。プローブ１０１は、組
織の上に、透過モード又は反射モードのいずれかで配置
される。透過モードにおいては、指１０５、耳たぶ、足
指又は他の適当な場所の片側に光放射装置１１１、１１
２が配置されそしてその他側に光検出器１１３が配置さ
れ、そこを透過した光を許容信号レベルにおいて光検出
器１１３により受け取ることができるようにされる。反
射モードにおいては、ひたい又は前腕のような被検組織
の同じ側に光放射装置１１１、１１２と光検出器１１３
とが配置される。

【００３７】ｔＨｂモニタ及びパルス式酸素濃度計の組
み合わせ パルス式酸素濃度計の方法論は公知である。ｔＨｂを非
侵襲的にリアルタイムで得る方法は上記した。本発明の
動脈血液監視システムは、２つの技術を組み合わせて、
両パラメータを測定する装置を形成することができる。
ｔＨｂは、本発明の技術によりＳ_a Ｏ₂ を測定する際の
干渉物である。ここで「干渉物」とは、ｔＨｂの変化が
パルス式酸素濃度計により読み取られるＳ_a Ｏ₂ の変化
を生じさせることを意味する。Ｓ_a Ｏ₂ のこれらの変化
は、ｔＨｂレベルに相関しているが、それに対して修正
されるものではない。それ故、ｔＨｂを測定することの
できる装置は、Ｓ_a Ｏ₂ を決定する際に生じるエラーを
排除するための手段をなすことができる。ｔＨｂを測定
する際の干渉物であるＳ_a Ｏ₂ についても同じことが言
える。この問題の解決策は、両パラメータを読み取るこ
とのできる組み合わせ装置にある。このような装置は、
Ｓ_a Ｏ₂ を得るための２つの波長と、上記したようにｔ
Ｈｂを得るためのもう２つの波長とを使用するだけで得
ることができる。これにより得られるＳ_a Ｏ₂ 及びｔＨ
ｂの値を使用して、その他方の読みを修正することがで
きる。更に精巧なシステムは、３波長システムを使用す
るもので、このシステムを実現する場合には、２つの光
放射装置１１１ａ及び１１１ｂにより発生される標準的
な酸素測定波長６６０ｎｍ及び９４０ｎｍが、光放射装
置１１２により発生される波長１２７０ｎｍと共に使用
される。（この場合も、自立したｔＨｂシステムについ
て上記した基準を満たす３つの波長を使用することがで
きる。）更に、２セグメント光検出器１１３が３つの光
波長の使用を表すように作動される。シリコンホトダイ
オード１１３ａは、光放射装置１１１ａ及び１１１ｂに
より発生された両方の光線（６６０ｎｍ、９４０ｎｍ）
を検出し、その出力がデマルチプレクスされて、光強度
の２つの測定値が分離される。光検出器１１３のゲルマ
ニウムホトダイオード１１３ｂは、１２７０ｎｍの第３
光線の強度を測定する。

【００３８】特に、データ処理回路１０７により使用さ
れるプロセスが図５にフローチャートの形態で示されて
いる。ステップ５０１において、データ処理回路１０７
は、光検出器１１３により受光された３つの波長全部に
おける光の測定強度を表す１組のデジタル入力データを
受け取る。データ処理回路１０７は、ステップ５１０に
おいて、その受け取った１組のデータをディスプレイド
ライバ１０９へ送り、ディスプレイ１１４にグラフ形態
で表示する。表示された波形は、動脈血液における脈動
成分を表している。又、データ処理回路１０７は、その
受け取った１組のデータをメモリ１０１に記憶し、そし
てこの１組のデータと、最後に受け取った最新の１組の
データとを使用し、ステップ５０２ないし５０４におい
て、各々第１、第２及び第３の光波長における指１０５
の動脈血液の吸収の微分変化を計算する。

【００３９】従って、上記したように、３変数システム
に外挿すると、次の数９のようになる。

【００４０】

【数９】 但し、Ｏ＝〔Ｏ₂ Ｈｂ〕 Ｒ＝〔ＲＨｂ〕 Ｗ＝〔Ｈ₂ Ｏ〕 それ故、所与の波長λにおいて、光吸収の微分変化は、
酸化ヘモグロビン（Ｏ₂Ｈｂ）、還元ヘモグロビン（Ｒ
Ｈｂ）及び水（Ｈ₂ Ｏ）の３つの吸収体の経路長さの変
化の関数となる。これは、次の数１０のようになる。

【００４１】

【数１０】 この式は、総ヘモグロビンが経路長さ変化のこの比に比
例することを示すだけであって、それに等しいことを示
すものでないことに注意されたい。これは、少なくとも
その一部は、ｔＨｂが全血液のグラム／デシリットルに
関して測定されそしてこの式が経路長さの比であること
によるものである。この経路長さの比と、経験的に決定
されそして曲線適合されるｔＨｂとの間には１対１の対
応関係がある。又、この経験的な曲線適合は、理論的な
モデルと、実際の光学システムとの間の相違を補償す
る。これは、次の数１１で表される。

【００４２】

【数１１】 ３波長システムの場合には、添字１、２及び３は使用さ
れる特定の波長を示し、次の数１２、数１３及び数１４
の式のシステムを書き表すことができる。

【００４３】

【数１２】 ｄＡ₁ ＝ε₁ ^O ｄＬ^o ＋ε₁ ^R ｄＬ^R ＋ε₁ ^W ｄＬ^W

【００４４】

【数１３】 ｄＡ₂ ＝ε₂ ^O ｄＬ^o ＋ε₂ ^R ｄＬ^R ＋ε₂ ^W ｄＬ^W

【００４５】

【数１４】 ｄＡ₃ ＝ε₃ ^O ｄＬ^o ＋ε₃ ^R ｄＬ^R ＋ε₃ ^W ｄＬ^W マトリクス表示では、次の数１５のようになる。

【００４６】

【数１５】 これは、次の数１６、数１７、数１８で定められるよう
に３つの吸収体の各々の経路長さへの影響を解くことが
できるようにする。

【００４７】

【数１６】

【００４８】

【数１７】

【００４９】

【数１８】 ここで、データ処理回路１０７によりステップ４０５に
おいて次の数１９のようにＳ_a Ｏ₂ を計算することがで
きる。

【００５０】

【数１９】 消衰係数が経験的に測定された定数であることを確認す
ると、消衰係数の適当な組み合わせを指示するＫ₁ ない
しＫ₆ を使用して、Ｓ_a Ｏ₂ に対する式を次の数２０の
ように簡単化することができる。

【００５１】

【数２０】 ここで、Ｓ_a Ｏ₂ に対して行われたものと同じ開発を、
データ処理回路１０７によりステップ４０６において全
ヘモグロビンに対して行うことができる。この式の分子
は、Ｓ_a Ｏ₂ に対する式の分母と同じであることに注意
されたい。これは次の数２１、数２２及び数２３で表さ
れる。

【００５２】

【数２１】

【００５３】

【数２２】

【００５４】

【数２３】

【００５５】酸素含有量 ｔＨｂ及びＳ_a Ｏ₂ が分かると、動脈血液のＯ₂ 含有量
を計算しそして表示することは簡単である。これは、デ
ータ処理回路１０７によりステップ４０７において次の
数２４のように導出される。

【００５６】

【数２４】Ｏ₂ ｃｔ＝（０．００３１＊ＰＯ₂ ）＋
（１．３８＊ｔＨｂ＊Ｓ_a Ｏ₂ ） ｔＨｂ及びＳ_a Ｏ₂ は、動脈血液監視システムによって
測定される分析物でありそしてＰＯ₂ は、９０torrの固
定値として考えることもできるし、或いは精度を上げる
場合は、酸素解離曲線を後方に作用することによって得
ることもできる。この曲線は、メモリ１０７にルックア
ップテーブルとして入れることもできるし或いはデータ
処理回路１０７のソフトウェアの式に入れることもでき
る。ｐＨ、２、３ ＤＰＧ及びＰａＣＯ₂ が未知である
ときには、使用される曲線はこれら変数の平均又は通常
レベルをとる。解離した酸素は全Ｏ₂ ｃｔに僅かに影響
するだけであるから、これら方法のいずれも充分な精度
を与える。ステップ５０８において、データ処理回路１
０７は、Ｓ_a Ｏ₂ 、ｔＨｂ及びＯ₂ ｃｔの計算値をディ
スプレイドライバ１０９へ送り、人間が読める数値出力
をディスプレイ装置１１５ａ、１１５ｂ、１１５ｃに各
々形成する。

【００５７】同じ目的を達成する多数の異なる方法論が
存在する。これらの１つは、対数をベースとする方法で
ある。この方法において、数１の式は、次の数２５のよ
うに変更される。

【００５８】

【数２５】 Ｒ_n ＝log Ｉ_n(systole)／log Ｉ_n(diastole) そして数２の式は次の数２６のようになる。

【００５９】

【数２６】Ｒ＝Ｒ₁ ／Ｒ₂ 対数の値は、底をｅとするものである。収縮期(systol
e) 及び拡張期(diastole)は、透過強度がサンプリング
される光血量計波形の２つの点を指す。

【００６０】これらの対数値は、データ処理回路１０７
により、既に定められた回路を用いて計算することがで
きる（又はメモリ１０６のルックアップテーブルにより
得ることができる）。或いは又、対数増幅器を使用する
ように回路を変更し、データ処理回路１０７によりサン
プリングされるデータが予め対数に変換されるか又は数
２の式で計算された最終的な比となるようにすることも
できる。この方法論の１つの利点は、光血量計波形の最
大値及び最小値で作業を行えるようにすることである。
光血量計波形上のサンプル点は、必ずしも、収縮期及び
拡張期でなくてもよいことに注意するのが重要である。
これらは、動脈経路長さの測定可能な変化によって分離
されたいかなる２点でもよい。

【００６１】光検出器の構造 光検出器１１３の基本的な構造が図３に更に詳細に示さ
れている。この光検出装置１１３は、「サンドイッチ」
構成で取り付けられた一対の光検出器１１３ａ及び１１
３ｂで構成される。光検出器１１３は、米国マサチュー
セッツ州セーレムのＥ，Ｇ＆Ｇホトンデバイシスにより
製造されたＪ１６Ｓｉ−８ゲルマニウム／シリコン検出
器のような装置である。図３に示された光検出器１１３
は、高性能のシリコンホトダイオード１１３ａがゲルマ
ニウムホトダイオード１１３ｂ上に取り付けられたもの
を備え、これらはパッケージ１１３ｃにハーメチックシ
ールされ、このパッケージ１１３ｃは、付属部１０５を
透過した光線を受け入れるように透明な窓１１３ｄを備
えている。シリコンホトダイオード１１３ａは波長が４
００ないし１０００ナノメータの光に応答し、一方、ゲ
ルマニウムホトダイオード１１３ｂは波長が１０００な
いし１８００ナノメータの光に応答する。波長の長い光
線はシリコンホトダイオード１１３ａを通過し、その下
に取り付けられたゲルマニウムホトダイオード１１３ｂ
に当たる。図３から明らかなように、波長が各々８１０
ナノメータ及び１２７０ナノメータの光源１１１、１１
２によって発生された２本の光線は、これら２本の光線
が付属部１０５を横断して単一の光検出器１１３に到達
するときに実質的に共通の光線路に沿って通過する。付
属部１０５に含まれた細動脈床１０５ｂは、付属部１０
５の表面に沿って位置されておらず、従って、２本の光
線は、細動脈床１０５ｂを横断するときに同延となる。
これら光線が細動脈床１０５ｂを通過するときに、得ら
れる測定値の精度にとって重要であるのはこれら光線の
経路長さの変化であるから、細動脈床１０５ｂを通る共
通の光線路の形成は、得られる測定精度を著しく向上す
る。２本の光線が互いに距離ｄだけ離れた２つの別々の
光検出器に入射した場合には、これが測定値にエラーを
介入させる。というのは、距離ｄだけ分離された細動脈
床１０５ｂの２つの異なる区分を通る２つの異なる光線
路の経路長さの変化について２つの測定値が得られるか
らである。光検出器の典型的な寸法は、直径が１ないし
５ｍｍである。単一の光検出装置では選択された２つの
光波長（８１０ｎｍ、１２７０ｎｍ）を充分に検出でき
ないので、２つの光検出器１１３ａ、１１３ｂが必要と
される。２つの光検出器１１３ａ、１１３ｂが横方向に
並置された場合には、上記のようにエラーが介入するこ
とになるが、「サンドイッチ」構成で縦方向に並置され
た場合には、付属部１０５の細動脈床１０５ｂを通る実
質的に同じ光線路を経て２本の光線が送られることによ
り、細動脈床１０５ｂを通る異なる光線路によって介入
されるエラーが最小になる。同じ理由で、光源１１１と
１１２との間の距離ｄも最小にしなければならない。典
型的な光源は、５０ミル中心で配置された１５ミルＬＥ
Ｄを含む。上記の３波長システムの場合には、光源１１
２を、一対の光放射装置１１２ａ、１１２ｂで構成する
ことができる。

【００６２】以上、本発明の特定の実施例を開示した
が、当業者であれば、本発明の範囲内で本発明の別の実
施例を構成することができよう。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の動脈血液監視システム及びプローブの
全体的な構造を示すブロック図である。

【図２】プローブからの入力信号の種々の成分を示すグ
ラフである。

【図３】本発明のプローブに使用される光検出器の断面
図である。

【図４】動脈血液中の選択された成分を測定するために
２波長の動脈血液監視システムにより実行される動作ス
テップを示すフローチャートである。

【図５】動脈血液中の選択された成分を測定するために
３波長の動脈血液監視システムにより実行される動作ス
テップを示すフローチャートである。

【符号の説明】

１００ 動脈血液監視システム １０１ プローブ １０２ プローブインターフェイス回路 １０４ 外部ハウジング １０５ 指（付属部） １０６ メモリ １０７ データ処理回路 １０９ ディスプレイドライバ １１１、１１２ 光放射装置 １１３ 光検出器 １１４ ディスプレイ １３１ 放射器ドライバ回路 １３２ 電流／電圧コンバータ １３３ 増幅器 １３４ 同期復調回路 １３５ スケーリング増幅器 １３６ サンプル／ホールド回路 １３７ マルチプレクサ

Claims (11)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 対象物の動脈血液中に含まれた成分であ
   って複数の優性吸収体を含む成分を非侵襲的に測定する
   プローブであって、光吸収の変化を表すデータを複数の
   所定の光波長において上記対象物の上記動脈血液の経路
   長さの変化の関数として形成することにより測定するプ
   ローブにおいて、 複数の所定の光波長の複数の光線を上記動脈血液を通る
   実質的に同一の光線路に沿って送出する複数の光源手段
   と、 上記動脈血液を透過する上記複数の光線の光吸収の変化
   であって、上記実質的に同一の光線路に沿って上記動脈
   血液を通る上記複数の光波長における上記経路長さ変化
   を表すような光吸収の変化を測定する手段とを備えたこ
   とを特徴とするプローブ。
2. 【請求項２】 上記測定手段は、 上記実質的に同一の光線路に沿って上記複数の光波長の
   第１波長で送出された上記複数の光線の第１光線の大き
   さを測定する第１の光検出手段と、 上記実質的に同一の光線路に沿って上記複数の光波長の
   第２波長で送出された上記複数の光線の第２光線の大き
   さを測定する第２の光検出手段とを備え、 上記光検出測定手段は、上記実質的に同一の光線路に沿
   って同軸的に取り付けられる請求項１に記載のプロー
   ブ。
3. 【請求項３】 上記第１の光検出手段は、上記第２の光
   検出手段の上部にサンドイッチ構成で取り付けられ、上
   記第１及び第２の光検出手段は、上記実質的に同一の光
   線路と同軸的である請求項２に記載のプローブ。
4. 【請求項４】 上記第２の光線は上記第１の光検出手段
   を経て上記第２の光検出手段へ送られる請求項３に記載
   のプローブ。
5. 【請求項５】 上記第１の光検出手段は、上記実質的に
   同一の光線路に沿って上記第２の光検出手段と上記動脈
   血液との間に介在される請求項１に記載のプローブ。
6. 【請求項６】 上記複数の優性吸収体の第１及び第２は
   水及びヘモグロビンであって、酸素化及び脱酸素化成分
   を含んでおり、第１の光源手段は、約８１０ナノメータ
   の波長の第１光線を発生し、そして第２の光源手段は、
   約１２７０ナノメータの波長の第２光線を発生し、上記
   測定手段は、 ８１０ナノメータ及びその近辺の光の波長に応答するシ
   リコンホトダイオード光検出器より成る第１の光検出手
   段と、 １２７０ナノメータ及びその近辺の光の波長に応答する
   ゲルマニウムホトダイオード光検出器より成る第２の光
   検出手段とを備え、 上記第１及び第２の光検出測定手段は、上記実質的に同
   一の光線路に沿って同軸的に取り付けられる請求項１に
   記載のプローブ。
7. 【請求項７】 上記第１の光検出手段は、上記第２の光
   検出手段の上部にサンドイッチ構成で取り付けられ、上
   記第１及び第２の光検出手段は、上記実質的に同一の光
   線路と同軸的である請求項６に記載のプローブ。
8. 【請求項８】 上記第２の光線は上記第１の光検出手段
   を経て上記第２の光検出手段へ送られる請求項７に記載
   のプローブ。
9. 【請求項９】 上記第１及び第２の優性吸収体は水及び
   ヘモグロビンであって、酸素化及び脱酸素化成分を含ん
   でおり、第１の光源手段は、約６６０ナノメータの波長
   の第１光線を発生し、第２の光源手段は、約９４０ナノ
   メータの波長の第２光線を発生し、そして第３の光源手
   段は、約１２７０ナノメータの波長の第３光線を発生
   し、上記測定手段は、 ６６０及び９４０ナノメータ及びその近辺の光の波長に
   応答するシリコンホトダイオード光検出器より成る第１
   の光検出手段と、 １２７０ナノメータ及びその近辺の光の波長に応答する
   ゲルマニウムホトダイオード光検出器より成る第２の光
   検出手段とを備え、 上記第１及び第２の光検出測定手段は、上記実質的に同
   一の光線路に沿って同軸的に取り付けられる請求項１に
   記載のプローブ。
10. 【請求項１０】 上記第１の光検出手段は、上記第２の
    光検出手段の上部にサンドイッチ構成で取り付けられ、
    上記第１及び第２の光検出手段は、上記実質的に同一の
    光線路と同軸的である請求項９に記載のプローブ。
11. 【請求項１１】 上記第３の光線は、上記第１の光検出
    手段を経て上記第２の光検出手段へ送られる請求項１０
    に記載のプローブ。