JPS58500432A - 血液成分測定装置及び方法 - 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】 血液成分測定装置及び方法 技　術　分　野 本発明は、血液成分測定装置及び方法に関し、特に、被験領域における血液の濃 さの全体的変化に対する血液成分の濃さ変化を測定することにより、血液内の成 分濃度を決定する非破壊的な装置及び方法に関する。

背　景　技　術 公知のように、血液成分測定装置とは、酸素飽和ヘモグロビンの形で血液中に存 在し、血液の酸素飽和度と呼ばれるパーセント値を有する、通常百分率で表わさ れるヘモグロビン分層の測定に用いる一種の光電光度計である酸素計のことであ る。

酸素計測定法については、例えば、米国イリノイ州シカゴにある「イヤー・ブッ ク舎メゾ、イヵル（ＹｅａｒＢｏｏｋ　Ｍｅｄｉｃａｌ　ｌ　Ｊ社発行（１９６ ０年）の「メディカル・フィジックス（Ｍｅｄｉｃａｌ　Ｐｈｙｓｉｃａｌ　Ｊ 誌（編集者ニオ−・グラッサー（０，Ｇｌａｓｓｅｔｌ、第６巻、４１５乃至４ ４５ページ）に掲載されている「オクシメトリ（Ｏｘｉｍｅｔｒｙｌ　Ｊ（アー ル・エッチ。ウッド（Ｅａｒｌ　Ｈ，Ｗｏｏｄｌ、ウィリアム・エフ・サタラー （Ｗｉｌｌｉａｍ　Ｆ、　５ｕｔｔｅｒｅｒ）及びルシール・クローニン（Ｌｕ ｃｉｌｌｅ　Ｃｒｏｎｉｎｌ共者）と称する論文に記載されている。

従来、非破壊的装備、及び放射光を試料に通すが、又は試料から光センサに反射 させる装置を含む種々の（２）１鞘唱８−５００４３２　（８）酸素計測定装置 、および方法が、提案され、または利用されて来た。さらに、赤色および赤外線 領域で作動する複数個の発光体を含む酸素計測定装置、または方法が、提案ない しは利用されてきた。

この種の装置または方法は、例えば、米国特許第４．１６７，３３１号、４，０ ８６，９１５号、へ９９８，５５０号、５，８０４，５５９号、３，７０４，７ ０６号（単ビーム）、３．６４７，２９９号、及び３，６３８，６４０号明細書 に記載されている。

従来の酸素計測定装置及び方法は、かなり複雑な回路構成を必要とするため、精 度または信頼性の点で問題があった。

これらの装置及び方法については、例えば、血液の酸素飽和度を決定するために 対数関数を使用しく例えば米国特許第４，１６７，５５１号、５，９９８，５５ ０号、３．８０４，５５９号及び３，６３８，６４０号明細書参照）、透過光の 強さの導関数を取り（例えば米国特許第４．０８６，９１５号明細書参照）、ま たは血液の酸素飽和度を決定するため、６個の同期検波器、ピーク検波器及び此 種波回路に関連して６種の周波数を使用する（例えば米国特許第３，６４７，２ ９９号明細書参照）ことが必要があることがわかっている。

さらに、従来、血液の酸素飽和度を決定する酸素計測定装置の一部として、ディ ジタルプロセッサが提案（３） されてきたが、これには、さらに対数増幅器が含１れている（例えば米国特許第 ４，１６７，３３９号明細書参照）。

これまで、上記のような酸素計測定装置または方法が、提案または利用されてき たが、これらは、いずれも完全に満足できるものではなく、さらに改善する必要 があった。さらに、例えば−酸化炭素ヘモグロビン、血液中の二酸化炭素、また は血液中のグルコース等のその他の成分を測定する装置および方法も必要とされ ている。

発明の開示 本発明は、血液濃さの全体的変化に対する所定成分濃さ変化を測定し得る血液成 分測定装置および方法を提供することを目的としている。

これは、組織試料から、複数波長で受信した光を表わすＡＣ変調されたパルス列 を発生させ、光により、各エミッタから発生する信号を定数倍して、各光源から の平均成分を等しくすることによって、受信パルスを基準化し、次に、これらを 連続チャネルに分流して、ＤＣ成分を除去し、さらにＡＣ成分を多重化し、かつ デジタル形に変換して、デジタルプロセッサで処理するものである。

従って、本発明の第１の目的は、血液成分測定装置および方法を提供することに ある。

（４） 本発明の第２の目的は、全血液濃さ変化に対する血液中の種々の成分の相対的濃 さ変化を測定することにより、これらの成分の濃度を定量する血液成分測定装置 および方法を提供することＫある。

本発明の第３の目的は、各光源から送られる平均（ＤＣ）成分が等しくなるよう に、信号を基準化する血液成分測定装置および方法を提供することにある。

本発明の第４の目的は、受信信号をデジタル処理して、血液の酸素飽和度を定量 する、改良型酸素計画定装置および方法を提供することにある。

本発明の第５の目的は、ＡＣ変調されたテスト信号を発生して、これで装置をテ ストする血液成分測定装置および方法を提供することにある。

本発明の上記および以下の説明から明らかとなるその他の目的に鑑み、本発明は 、以下に説明するとうり、特に添付の請求の範囲で限定するように、部品の新規 の構成、組合せ、配置及び方法に関するが、ここに説明する本発明の明確な実施 例を、請求の範囲の適用しうる範囲内で変形し得ることは云うまでもない。

図面の簡単な説明 添付図面は、本発明の原理を実施するべく、案出された最良の形態による本発明 の完全実施例を例示するものである。

第１図は、本発明による酸素計の概略的ブロック線（５） 図である。

第２（ａ）図乃至第２（ｃ）図は、第１図に示すＬＥＤドライバ及び電流−電圧 変換器のタイミング図である。

第３（ａ）図乃至第３（ｅ）図は、第１図に示すデコーダの人力タイミング図で ある。

第４（ａ）図および第４（ｂ）図は、第１図に示すデコーダの出力図である。

第５図は、第１図に示すロー・ξスフィルタの代表的出力図である。

第６図は、本発明で使用するオシレータおよびタイミングユニットの概略的ブロ ック配線図である。

第７図は、本発明で使用するＬＥＤドライバおよびＬＥＤの概略的ブロック配線 図である。

第８図は、本発明で使用するフォトダイオード、および電流−電圧変換器の概略 的ブロック配線図である。

第９図は、本発明で使用するテストユニットの概略的ブロック配線図である。

第１０図は、本発明で使用する基準化セクションの概略的ブロック配線図でへる 。

第１１図は、本発明で使用するデコーダ、ロー、ｏスフイルタ、及び増幅器の概 略的ブロック配線図である。

第１２図は、本発明で使用するマルチプレクサ、およびＡＤコンバータの概略的 ブロック配線図である。

第１５図は、本発明で使用するデジタルプロセッサのプロセッサフローチャート でアル。

第１４図は、第１６図のフローチャートで示すようなデジタルプロセッサで処理 する場合の一般的アルゴリズムである。

発明を実施するだめの最良の形態 図中、本発明による装置（１）は、例えば血液の酸素飽和度を定量する酸素計を 、概略的に示すものである。

この装置は、信号発生およびタイミングセクションｃ！り、発光セクション１２ ３）　、感光セクショ７Ｇ２４）、信号変換セク／ヨ７　（２５１、製蓋テスト セクション郭）、基準化セクション（２７）、非多重化セクション（２８、多重 化及び信号変換セクション（２９）、デジタル処理セクション圓及び表示セクシ ョンＣ３１）をもって構成されている。

信号発生およびタイミングセクション＠は、装置にタイミング信号を送るもので あり、従来のものと同じように、異なる関連周波数で複数個の出力を供給するよ うになっているタイミング回路（ロ）に接続されたオシレータｑ３＋を備えてい る。

第１図に示すように、タイミング回路ッｌ−（３４１は、ＬＥＤドライバ０６） およびＢｎに出力信号を送る。これらのドライバは、発光ダイオード（ＬＥＤＩ 　３８１および（４０１に接続されて、各ＬＥＤを選択的かつ順次に付勢する。

第２（ａ）図乃至第２（ｄ）図のタイミング図に示すように、各ＬＥＤは、ＬＥ Ｄ　Ｃ３９１および（４０の各付勢サイクルの２５（７） チだけ、付勢されるのが好ましい。即ち、（ＴＯＩから（Ｔ１）にかけてはチャ ネル（Ａ）をゼロ基準にし、次の（Ｔ１）から（Ｔ２）にかけてＬＥＤ国を付勢 し、また（Ｔ２）から（Ｔ３）にかけてチャネル（Ｂ）をゼロ基準し、次の（Ｔ ６）から（Ｔ４）にかけてＬＥＤ（４０を付勢する。

ＬＥＤ　Ｃ３９１と（４０１とは異なる周波数で光を発するが、この場合、ＬＥ Ｄ　ｔ３！ｌで赤色領域の光を発し、一方ＬＥＤ　（４ｆ）で、赤外線領域の光 を発するようにするのが好ましい。しかし、血液含有組織を通過する際の吸収特 性が異なる限り、ＬＥＤ　（３９１および（４０１は、所望に応じて別の領域の 光を発することができ、周知のようにこのような別々の領域の光を発するように することは、血液中の酸素飽和度値をめる際の必須要件である。

またここでは、発光体を発光ダイオードで示しているが、その他の電磁エネルギ ー源を使用できること、さらに電磁源は複数個の波長を有し、′センサが選択さ れた波長に応答し得ることを付言しておく。

第１図に示すように、本発明装置端は、非破壊的装置であり、ＬＥＤ　（３９１ および（４ａ）から放射された光が、好ましくは、散光ディスク（４２）を通過 して、例えば耳たぶ等の組織から成る血液を含有する被験試料（４５１に向うよ うにする。組織を通過した光は、試料（４つの反対側において、フォトダイオ− ）（４８）　（−ｉたはフォトダイオードアレイ）で構成し得る線形感光装置を 含む感光セクショ（８） ンＣ２４１で感光される。

電子シールド６０）を、フォトダイオードの前面に亘る光路に設置することが好 ましい。この種のシールドについては、［光検出器（Ｉｍｐｒｏｖｅｄ　Ｐｈｏ ｔｏｄｅｔｅｃｔｏｒｌＪと称するスコツト・ニー・ウィルバー（Ｓｃｏｔｔ　 Ａ、　Ｗｉｌｂｅｒ９名義の米国特許出願明細書に記載されている。

感光素子（４８）で発生した電流は、電流−電圧変換器Ｃ５１に送られ、そこで 、組織を通過する光量および周囲光等の因子によってもたらされるＤＣオフセッ ト量に応じた・ξルス高さを有する・ξルス列（第２（ｃ）図参照）が発生する （　ＬＥＤから発せられる光の衝撃係数によって）。さらに、これらのパルスは 、試験領域における組織試料の血液脈動によって、ＡＣ変調（第２（ｃ）図には 示されていない）される。

変換器（２５）から出されるパルス列出力は、テストユニツ）　（２６）を通っ て、基準化セクション罰の基準化ユニット６のに送られ、ここで、各エミッタか ら受信した光を表わす信号のＤＣ成分を所定の基準レベルに基準化し、まだ周囲 光等によるＤＣオフセット電圧を、パルスから除去（基準化ユニット内のコンデ ンサを帯電して、以下に詳細を説明するオフセットに等しい電圧にすることによ って）して、第３　（ｃｊ図に示すよう・な出力パルス列信号を形成するように 、信号を定数倍する。

基準化回路は、ＤＣ（平均）成分を周知のプリセットレイ）Ｌと等しくするべく 、各信号のＡＣおよびＤＣ成分を定数倍するように機能する。その数学的換算式 式中、Ｋ＝１．５（図示実施例の特定値）である。・ξルスのピーク対ピーク振 幅に基いて、基準化がなされる。

基準化ユニット６２から出されたパルス列出力信号は、非多重化セクション玉、 特にそのうちのデコーダ（５４）および５５）に送られる。

また、デコーダＣ５４）およびｒ５５＋　（サンプルアンドホールド回路として 機能する）は、タイミングユニット０４）からタイミング゛信号〔第３　（ａ） 、３　（ｂ）、３　（ｄ）および３（ｅ）図参照〕を受けて、基準化ユニット５ ２）から受ける各パルスの開始時において２５％の不動時間を設けることによっ て、フォトタイオードその他の回路部品を、それぞれの立上りおよび立下り時間 範囲内に定めるようにする。

デコーダ６４．１およびｌ５５）からの代表的出力を、ＤＣ成分に乗るＡＣ成分 として、第４（ａ）図およびｉ　４　＜ｂｉ図（ＡＣ成分の相対・４゛去はかな り誇張されている）に示す。この出力は、ロー・乏゛スフイルタ印および１５８ １に送られるがこれらのフィルタには、さらに基準電圧発生器（６ｏ）から人力 が送られて来る。

第５図に示すように、これらのロー・ミスフィルタは、さらに、発生器（６０） から送られるＤＣ電圧を入力信号から減算することによって、本来は上口基準レ ベルにおけるＡＣ成分である出力信号を発生するべく作動する。

チャネル（Ａｌおよび（Ｂ）の出力（すなわち、フィルタ印および６８１の出力 ）は、それぞれ積分器（Ａ）および（Ｂ）（第１図では、積分器（６２）および （６３）として示しである。）に送られる。

積分器（６２）および（６３）の出力は、マルチプレクサ（６５１に送られ、こ こから出される出力は、基準化ユニソ）　（５Ｚに送られて、信号（Ａ）と（Ｂ ｌとのＤＣ成分が正確に等しくなるように、これらの振幅を調節するのに必要と される信号を出す。

チャネル（Ａ）とＢとの出力は、増幅器口および（６＆を介して、多重化兼信号 変換セクショ／Ｃ９）のマルチプレクサ（７０）に送られる。

マルチプレクサ（７０）は、チ−ヤ不ル（Ａ）および（Ｂｌから受ケる入力を秒 あたり３０回の割合で同時にサンプル化し、アナログ−デジタル（Ａ／Ｔ）ｌコ ンバータ（７２）が、各入来アナログ信号をデジタル信号に変換して、データを デジタルプロセッサ（６０）に転送（このデータ変換および転送は、次のサンプ ルを取る前、すなわち３０分の１（１１） 秒以内で行われる）するまで、２つのレベルを保持する。

ここでは、信号の多重化および非多重化について説明したが、当業者間に明白な その他の技術も使用しうろことは云うまでもない。壕だ、電流−電圧変換器１２ ５）で形成し、かつ適切にプロクラム編成されたデジタルプロセッサで処理した 後は、アナログ信号を何時でもデジタル化できる。

デジタルゾロセッサ（３０）は、好ましくは６５０２デイジタル・マイクロプロ セッサ、および関連ＲＡＭとＲＯＭで構成されており、従来装置と同様に、三状 態バッファおよびデータバスを介して、ＡＤコンノよ一タ（７２）に接続されて いる。

第６１スに示すように、さらにプロセッサ（３０）は、好ましくは、タイミング ユニット（３４）からアイミングおよび同期信号を受け、またその出力は、従来 要領で、表示装置（口１）で表示される。表示装置（５１’ｌを可視的表示装置 にすることができ、さらに、ストリップチャートレコーダ等による）・−ド・ロ ーピー読出し式にすることもできる。

第６図乃至第１２図は、本発明に関する詳細なブロック線図である。

このうち、第６図は、信号発生兼タイミングセクションを示しており、以下同様 に、第７図は発光セクシ（１２） ヨンＣ２３）を、第８図は感光セクション（２４１および信号変換セクションＣ ５１を、第９図は装置テストセクション（２６）を、第１０図は基準化セクショ ンＣ′７）を、第１１図は非多重化セクション轍を、さらに第１２図は、多重化 兼信号変換セクションＣ２９）を示している。また第１３図および第１４図は、 それぞれ、プロセッサ（ろ０）のフローチャートおよび作動アルゴリズムを示し ている。

第６図に示すように、オンレータ（３ろ）は、１．８３２ＭＨｚ水晶体（７６） およびこれと並列接続された抵抗器（７７）を備えている。

ＮＯＲゲート（７９）の第１端部は水晶体（７６）の−倶Ｊに接続され、捷だそ の出力端は、ＮＯＲゲー１（８０＋の第１入力端に接続されている。ＮＯＲゲー ）　（８０＋の出力端はＮＯＲゲー）（８１）および（８２）の第１入力端に接 続され、ＮＯＲゲート（８１）の出力端は、水晶体（７６）の他側に接続されて おり、ＮＯＲゲー）（８１）はその出力端から、タイミング回路部品（５４）に オシレータ出力を送る。ゲート（７９１，（８０１，（８１１および（８２）の 第２入力端はアースされている。

オシレータ（ろ６）の出力は、並列接続された集積回路（８４１，（８５１，（ ８６）および（８７）で構成されるカウントダウンチェーンに送られる。集積回 路（８４）は、プロセッサ（５０）にタイミング信号を出力する。

第６図（および第６図乃至第１２図）に示すように、（１３） 部品量接続、正および負の電圧源との接続、およびアース接続等の種々の接続は 、直接的接続または符号付けした抵抗器、コンデンサ／−またはダイオード等の 構成部品を介する接続となっており、これらの例示値については、後記の部品表 に示しである。

第６図に示すように、集積回路（８７）のピン（５）は、抵抗器（９５）を介し て、ＮＯＲゲート（９４）の第１入力端に接続されている。

ＮＯＲゲート（９４１の第２入力端は集積回路（８７）のピヅ（３）に接続され 、またその出力端は集積回路（９７）のピン（１）に接続されている。集積回路 （９７）には、集積回路（８７）から９６０　Ｈｚおよび４８０　Ｈｚの入力が 印加されてオリ、集積回路（８７）の４８０　Ｈｚの出力は、テストユニット＠ （第９図参照）および基準化回路（２５１（第１０図参照）に印加され、さらに テストユニット＠（第９図蚕照）には、９６０Ｈｚ信号が送られる。

タイミング信号出力（２４０Ｈｚｌは、集積回路（９７）のピン（９）および（ １１）を介して、それぞれチャネル（Ａ）および（Ｂ）のＬＥＤドライバ（３６ ）および（６７）に印加される。

ピン（４）、　（５）、　（６）および（７）には、それぞれ、基準化ユニット ６２（第１０図参照）での切換えを行うタイミング出力（φ１）、（φ２）、（ φ５）および（φ４）が与えられる。

集積回路（８７）からの５０．７２　ｋＨｚ出力は、集積回路（９９）のピン（ ４）に印加され、一方６０　Ｈｚ出力は、集積回路（９９）のピン（１１）、集 積回路（１００１のピン（３）、さらにテストユニット■（第９図参照）に印加 される。

集積回路（８９）のピン（１）の出力は、ダイオード（１０２１（アースされた 抵抗器（１０３１を有する）を介して送られ、ＡＤ−７７パータ（７２）（第１ ２図参照）にＣＮＶＴ出力を与えている。一方ピン（６）および（１２）は、抵 抗器（１０４１を介してＮＯＲゲート（１０５１の第１入力端に接続されている 。（ＮＯＲゲー）　（１０５１の第２入力端は集積回路（１００１のピン（２） および（５）に接続されている）。

ＮＯＲゲート（１０５１は、マルチプレクサユニットσＱ（第１２図参照）に、 Ｓ／Ｈ出力を送っている。

集積回路（１００１のピン（１）の出力は、ＮＯＲゲート（１０７）および抵抗 器（１０８）を介して印加され、プロセッサ（３０）にＲ／Ｂ出力（同期入力信 号として印加される）を送っている。一方ピン（２）および（５）は、マルチプ レクサユニツ）　（７０）　（第１２図参照）に接続されている。

第７図において、集積回路（９７）のチャネルＡ入力は、抵抗器（１１０１を介 してＬＥＤドライバ（３６）の増幅器（１１１１の正入力端に印加され、一方チ ャネルＢ入力は、抵抗器（１１４１を介して、ＬＥＤドライバ（３７）の増幅器 （１１５１の正入力端に印加される。

増幅器（１１Ｎの出力端は、トランジスタ＜１１８＋　のペースに接続され、ま た負入力端は、そのエミッタに接続されている。同様に、増１隔器（１１５１の 出力端はトラ（１５） ンジスタ（１１９＋のベースに、また負入力端はそのエミッタに接続されている 。

トランジスタ（１１８）のコレクタは、ＬＥＤ（ろ９）の一側に接続され、トラ ンジスタ（１１９１のコレクタは、Ｌ　Ｅ’Ｄ　ｔ４Ｇの一側に接続されている 。またこれらのＬＥＤの他側は抵抗器（１２３１を介して正電圧電源に接続され ている。

第８図において、フォトダイオード（４稀の一側は、増幅器（１２７１の負入力 端に接続され、他側は、抵抗器（１２８１を介して電源に接続されている（また コンデンサ（１２９＋を介してアースされている）。

増幅器（１２７＋からの出力は、テストユニット（２６）　（第９図参照）に印 加される。

第９図において、電流−電圧変換器（２５）の増幅器（１２７１から出された出 力は、テストユニッ）　（２６１の抵抗器（１３４１を介して、その出力端（テ ストユニットがオフ状態の時に信号がユニットを通って流れるように）、および アナログスイッチ（１３６１と（１３７１とのピン（３）に印加される。

集積回路（１３８）は、タイミングユニット（５４１，％に集積回路（８７）の ピン（１４１（第１図参照］から、６０Ｈｚのクロック入力を受信して、スイッ チ＜１３６）および（１５７）にタイミング信号を送る。

テストユニット２６）は、装置のテスト目的だけに使用（１６） されるものであり、組織、試料の酸素飽和度を定量するべく装置が作動している 間は、回路に含まれず、オフ・オンスイッチ（１３９）によってオフにされる。

酸素計測定装置−は、テストユニツ）　Ｃ’６１を用いることによってテストさ れる。テスト中、入来する信号がない、すなわち、次にテストする組織試料がな いと、その代りにテストユニツ）　（２６１が、アナログスイッチ（１３６１， （１３７１，（１４０１および抵抗器（１４１＋乃至（１４７）を介して、チャ ネル（Ａｌと（Ｂ）とにテスト信号を送ることによって、変調電絡線をチャネル （Ａ）と（Ｂ）とに切り換え、周知パーセント振幅変調された雷号を送る。アナ ログスイッチ（１４０１のピン（９）には、高低スイッチ（１５９＋がある。

第１０図において、テストユニッ）　（２６１からの出力（または電流−電圧変 換器（２５）から抵抗器＋１３４１を介して送られる信号）は、基準化ユニッ） 　５２の増幅器（１（Ｓ１＋の正入力端に印加される。増幅器（１６１＋は、こ の利得および高インピーダンス入力を有している。増幅器（１６１＋の出力は、 並列接続されたコンデンサ（１６６＋および（１６７）の一体に送られる。

これらのコンデンサの他端は、それぞれスイッチ（１６８１と（１６９）とを介 してアースされ、またスイッ゛チ（１７０）と（１７１１とを介してロー・ξス フィルタに接続されている。

（１７） スイッチ（１６８１と（１６９１および（１７０）と（１７１）は、それぞれ、 集積回路（９７１（第６図参照）のピン（４）と（６）および（５）と（力から 送られるタイミング出力によって制御される。

スイッチ（１７０１と（１７１）とに接続されたローパスフィルタは、コンデン サ（１７４１と（１７５）との−側に接続された抵抗器（１７ろ）を備えている 。これらのコンデンサの他側は、スイッチ（１７６１を介してアースされている 。

スイッチ（１７６１（コンデンサ（１６６＋と（１６７＋とに接続されたスイッ チ（１７７＋と別に）は、集積回路（８７）（第６図参照）からの４８０　Ｈｚ の出力によって制御さレル。さらに、抵抗器（１７３１およびコンデンサ（１７ ４＋と（１７５＋の接合点は、低インピーダンス出力を出すインピーダンスコン バータとして機能する、増幅器（１７８１の正入力端に接続されている。

スイッチ（１７７１に接続さｎた増［品器（１８１１も同様に、インピーダンス コンバータとして機能し、抵抗器（１Ｂ２＋を介して、増幅器（１８ろ）の負入 力端おまひ増幅器（１８４１の正入力端に、低インピーダンス出力を送る。

増幅器（１８３１と（１８４＋とは、トランジスタ（１８９）と（１９０１との ペースに出力を送り、それに関連して、トランジスタ（１８９＋と（１９０１と のコレクタから、それぞれ、演算相互コンダクタンス増幅器＋１９４）の正入力 端と負入力端とに出力を送る電圧−電流変換器を形成する。

増幅器（１９４＋は、線形化ダイオード（１９６１および（１９７１を備えてお り、またその出力は、バッファ増幅器（１９９１を介して送られ、デコーダ６ａ および６９（第１１図参照）に出力を送る電流源出力である。

基準化回路５っけ、さらに、演算相互コンダクタンス増幅器（１９４１において 、基準化セクションのマルチプレクサＱｌｉ５１から入力を受ける。

マルチプレクサ（６５）は、それぞれチャネル（Ａ）と（Ｂｌとに接続された、 積分器（６２）および關から入力を受ける。

チャネル（Ａ）の入力は、抵抗器（２０３＋を介して、積分器（６２）の増幅器 （２０４＋に送られ、チャネル（Ｂ）の入力は、抵抗器（２０６１を介して、積 分器（（至）の増幅器（２０７＋　Ｋ送られる。

これらの積分器の出力は、集積回路＋８７１（第１図参照〕からの４５０　Ｈｚ のタイミング信号によって、スイッチ（１７６）および（１７７）と同じ要領で 制御されるスイッチ（２１０）に送られる。スイッチ（２１０＋の可動接点は、 抵抗器（２１２＋を介して、増幅器（２１４＋　、）ランジスタ（２１５）およ びダイオード（２１６＋から成るインピーダンスコンバータに送られる。このコ ンバータは、演算相互コンダクタンス増幅器（１９４＋の出力側１に、低インピ ーダンス出力を送る。

第１１図において、基準化回路５ｚの出刃は、増幅器（１９） （１９９）を介して、デコーダ６４）および５５１（それぞれチャネル囚および ＣＢ）を形成する）に送られる。

デコーダ５４）への入力は、コンデンサ（２１９＋　（オフセット除去のため） を介して抵抗器（２２０）にへられ（両者間の接合部にはアースされたスイッチ （２２１＋がある）、さらにスイッチ（２２２＋を介して、コンデンサ（２２３ ＋（アースされている）、および増幅器（２２４１の正入力端に送られる（サン プル化アンドホールド回路を形成する）。

スイッチ（２２１）と（２２２１とは、集積回路（９７Ｎ第６図参照）から送ら れるφおよびφ２人力によって制御され、また増幅器（２２４＋は、インピーダ ンスコンバータとして機能して、低インピーダンス出力を出す。

同様に、デコーダ６５）への入力は、コンデンサ（２２６＋（オフセット除去の ため）を介して、抵抗器（２２７＋（両者間の接合部にはアースされたスイッチ （２２８＋がある。）に送られ、さらにスイッチ（２２９＋を介して、コンデン サ（アースされているンおよび増幅器（２３１＋の正入力端（サンプル化兼保持 回路を形成する）に送られる。

スイッチ（２２８）と（２２９＋とは、集積回路（９７１（第６図参照）からの φ６およびφ４人力によって制御される。

また増幅器（２３１１はインピーダンスコ／バータトシテ機能して、低インピー ダンス出力を出す。

（２０） デコーダ６４）の出力は、抵抗器（２ろ６）および（２Ｍ＋を介して、ローパス フィルタ１５７）の増幅器（２３５）の正入力端に入る。増幅器（２３５１の正 入力端には、アースされたコンデンサ（２ろ６）がある。その出力端は、コンデ ンサ（２５７）を介して、抵抗器（２３３１と（２ろ４）との接合点に接続され ている。

ローパスフィルタ（５７）は、この利得を有する能動フィルタであり、増幅器（ ２ろ５）の負入力端において、抵抗器（２４０＋を介して、基準電圧発生器側、 特にそのうちの増幅器（２３９＋の出力端から入力を受ける。

同様に、デコーダ６９の出力は、抵抗器（２４５＋および（２４６＋を介して、 ローパスフィルタ（５１１！ｌの増幅器（２４７１の正入力端に入る。増幅器（ ２４７＋の正入力端には、アースされたコンデンサ（２４８＋があり、その出力 端は、コンデンサ（２４９１を介して、抵抗器（２４５１と（２４６１との接合 点に接続されている。

ローパスフィルタ艶は、この利得を有する能動フィルタであり、増幅器（２４７ ）の負入力端において、抵抗器（２５０＋を介して、基準電圧発生器側、特にそ のうちの増幅器（２５７）の出力端から入力を受ける。

基準電圧発生器側は、ローパスフィルタに電圧を送ることによって、各チャネル の入来信号からＤＣ成分を減算するために用いられる。

ローパスフィルタ６７）の出力は、増幅器（２３５＋の出力（２１） 端から、積分器（６２＋（第１０図参照）の増幅器（２０４＋に入り、また抵抗 器（２５３１を介して、出力端でマルチプレクサ錦（第１２図参照）に接続され た増幅器（６７）の負入力端に入る。

同様に、ローパスフィルタ閲の出力は、増幅器（２４７１の出力端から積分器（ （至）（第１０図参照）の増幅器（２０７＋に入り、抵抗器（２５６＋および可 変抵抗器（２５７）　（校正目的のために利得を変える）を介して、出力端でマ ルチプレクサＣ１１Ｏ）　（第１２図参照）に接続された増幅器−の負入力端に 入る。

基準電圧発生器（６０）の出力は、さらに、抵抗器（２６０＋および増幅器（２ ６１＋を介して、ＡＤコンバータ（第１２図参照）に送られる。

第１２図において、増幅器＋６７）　（第１１図参照）の出力は、抵抗器（２６ ６＋およびサンプルアンドホールド回路（２６７＋　［ゲート（１０５）　（第 ６図）からも入力を受ける］を介して、マルチプレクサ（７０）に入る。同様に 、増幅器情（第１１図参照）の出力は、抵抗器（２７１＋およびサンプルアンド ホールド回路（２７２＋　（ゲート（２０５１（第６図）からも入力を受ける） を介して、マルチプレクサσ０）に入る。

図には、２本のチャネルしか示していないが、必要に応じて、追加のチャネルを 使用できることを理解されたい。

マルチプレクサ（７０）の出力は、ピン（ろ）から抵抗器（２７７）を介して、 ＡＤコンバータ（７２）のピン（１４）に入る。

ＡＤコンバータ（７２）は、従来型デジタルプロセッサ（３０）に複数個の出力 を送る。

本発明の実施例で使用されている部品を次に列挙するが、本発明はこれらの部品 に限定されないことは云うまでもない。

部品リストは次の通りである。

抵抗器：　７７−ＩＭ、８９−３に、９２−１０に、９５−１０Ｋ。

１０３−２０に、１０４−１０に、１０８−ＩＤＫ１１１０−８２Ｋ。

１１２−９．１に、１１４−８２に、１１６−９．１に、１２１−１００．１２ ７−２７．１２３−２００．１２８−ＩＫ、　１３０−５１　ＤＫ。

１４１−５．６に、　１４２−６．８に、　１４３−８．２に、　１４４−１２ Ｋ。

１４５−１８に、　１４６−３６に、　１４７−１００に、　１５Ｏ−１００Ｋ 。

１５１−ＩＤＯ′に１１５２−２ＤＫ、１５３−２ＤＫ、１６３−１０Ｋ。

１６４−１０に、１７３−１６０に、１７９−５．４９に、１８０−１６．４に 、１８２−５．４９に、１８６−５．４９に、１８７−５．４９Ｋ。

２００−１３．３に１２０３−２．４Ｍ、２０６−２．４Ｍ、２１２−２０Ｋ。

２２０−１３０に、２２７−１３ＤＫ、２３３−３３に、２３４−５３に、２４ ０−１３３に、２４１−９７．６に、２４２−１４７Ｋ。

２４４−１３３に、２４５−６３に、２４６−３３に、２５［１−１３３に、２ ５１−１ろろに、２５３−ＩＫ、２５４−２０に、２５６−８２０．２５７−０ 乃至５００．２５８−２０に、２６０−９７．６Ｋ。

２６２−４７に、２６３−９７．６に、２６６−１０に、２７１−１０Ｋ。

（２６） ２７７−５９０に、２７８−５９０に、２８０−１００．２８２−１４７に、お よび２８４−１９に コンデンサ：　１２４−２２ｕＦ、１２９−４．７ｕ、１３１−１０ＰＦ、１６ ６−４．７０Ｆ、１６７−４．７ｕＦ、１７４”０．４７ｕＦ。

１７５−０．４７ｕＦ１２０１−２７０ＰＦ１２０５−０．４７ｕＦ。

２０８−０．４７ｕＦ、２１９−４．７ｕＦ、２２６−４．７ｕＦ、２２３−０ ．０１　ｕＦ、２３０−０．０１　ｕＦ、２３６−０．４７１１Ｆ、２３７−０ ．４７ｕＦ、２４３−４．７ｕＦ、２４８−０．４７ｕＦ、２４９−０．４７ｕ Ｆ、２６８−０．１　ｕＦ１２６９−０．０４７ｕＦ、２７ろ−０，１ｕＦ、２ ７４−０．０４７ｕＦ、２７９−６８ｐＦ、２８１−２７０ｐＦ、　２８３−０ ．１　ｕＦ、および２８５−０．１ｕＦ０トランジスタ：　１１Ｂ−２Ｎ２２１ ９．１１９−２Ｎ２２１９．１８９−２Ｎ３９０４．１９Ｏ−２Ｎ３９０４、お よび２１５−Ｎ５９０６ ダイオード：ｌＮ９１４ ＮＯＲゲー　ト　：４００１Ｂ 水晶　：　７６−１．８３２ＭＨｚ ＡＤコンバータニア２−８７０２ デジタルプロセッサ：　６５０２ アナログスイッチ：４０５１Ｂ 集積回路：　８４−７４ＬＳ９０．８５−７４ＬＳ１０７．８６−４００７．８ ７−４０４０８．９７−４５５５Ｂ、９９−４０７３、Ｉ　Ｄｏ−４０７３，１ ３６−１４０−４０５１Ｂ、　１３７−１４０−４０５１Ｂおよび１３８−４０ ２４ （２４） 増幅器：　６７−ＬＭ３２４．６Ｂ−ＬＭろ２４．１１１−　ＬＭ３２４．１１ ５−ＬＭ５２４．１２７−ＬＦ３５６．１６１−ＴＬＯ８４Ｃ。

１７８−ＴＬＯ８４Ｃ，１８ｌ−ＴＬＯ８４Ｃ，１８３−ＴＬＯ８４Ｃ。

１８４−ＴＬＯ８４Ｃ，１９９−ＴＬＯ８４Ｃ，２０４−ＴＬＯ８４Ｃ。

２０７−ＴＬＯ８４Ｃ，２１４−ＬＭ３２４．２２４−ＴＬＯ８４Ｃ１２３１− ＴＬＯ８４Ｃ，２３５−ＬＭ３２４．２’５９−ＬＭ３２４．２４７−ＬＭろ２ ４、および２６１−ＬＭ３２４サンプルアンドホールド回路：　２６７−ＬＦ３ ９８．２７２−ＬＦ３９８ スイッチ：　１６８−４０１６．１６９−４０１６．１７０−４０１６．１７１ −４０１６．１７６−４０５５．１７７−４０５３．２１０−４０５３．２１１ −４０１６．２２ＥＪ−４０１６，２２９−０１６ 演算相互コンダクタンス増幅器：　ＬＭ１３６００第１６図は、プロセッサ（７ ２）のフローチャートであり、同図中の記号の定義は、次の通りである。

Ａ　サンプル化されたアナログチャネルＡ（ＲチャネルＭ；赤色領域にある場合 ） Ｂ　サンプル化されたアナログチャネルＢ（Ｉ　ＲチャネルＢが赤外線領域にあ る場合） ん　Ａ新−Ａ旧 ΔＢＢ新−Ｂ旧 Ｐ　Ｐ＝ｌＡ＋４Ｘ△Ｂｌ（血液濃さ変化に比例する）ＯＳ　点ごとに計算した 酸素飽和度 （２５） ａ、ｂ、ｃおよびｄ　Ｏ８計算に使用される定数Ｗ　Ｗ＝１＋ＩＯ３−０ＴＩ Ｆ　Ｆ二Ｐ／Ｗ ＷＳ　ＷＳ＝ＦＸＯＸ ＳＦ　ループ最大Ｆの合計 ＳＷ　ループ最大Ｗの合計 ＬＷ　９ＳＷの実行合計 ＬＦ　９８Ｆの実行合計 ＯＴ　最後の酸素飽和度計算 ＬＯＯＰＭＡＸ　フロントパネルスイッチの状態に応じて、１０または２０に等 しくなる定数 ＬＯＯＰＣＯＵＮＴ　カウンタ ＴＨＲＥＳＨＯＬＤ　ＬＦを比較して、環流が低すきるか、どうかを決定するの に用いる定数 ＯＦＦ　ＥＡＲＦＬＡＧ　オフイヤー状態を感知すると高くなるフラッグ 基本式は、 式中、△Ｌ＝血液濃さ変化 Ｋ（λ）−波長（λ）における血液の減衰係数△Ｉ（λ）−波長（λ）における 測定位置の電磁強度変化 ■（λ）二波長（λ）における測定位置の平均電磁強度式（１）から、Ｋ（λ） が分かれば、△■（λ）およびＩ（λ）を測定することによって、△Ｌを計算で きる。

生きている組織中の血液の場合、減衰係数Ｋ（λ）は、一般にヘモグロビン（Ｈ ｂｌ、酸素ヘモグロビン（ＨｂＯ２）、および−酸化炭素ヘモグロビン（ＨｂＣ Ｏｌ等の２つ以上の減衰物質の減衰係数を、線形的に組合わせたものである。

式中、肩文字Ａ１乃至Ａｍは、関連分量が、符号Ａ１乃至Ａ、、で示す異なる減 衰物質に関係することを示している。

式（１）と（２）とを組合せると、一般式は、Ｉλ （２７） る一連の線形式が得られる。

これを解く一般式は、 となる。式中、ＡｎはｒｍＪ個の減衰器中のｎ番目のものを表わす。

Ｎ１乃至Ｎｍは、ｎ番目の減衰器および特定波長Ａ１乃至λ□に関する定数であ る。

式（５）から、いずれかの減衰器の分数または百分率濃となる。式中△Ｌは、式 （３）によって定義されている。

この−例は全ヘモグロビンに対する酸素ヘモグロビンの量を、百分率で表わす酸 素飽和度（０，Ｓ、　＞の定量（２８） 式（力を簡単に書き直すと、 この場合、適切な物理的定数が分かつていれば、定数（Ｘｌ）乃至（Ｎ４）を導 き出すことができる。

あるいは同時的標準血液ガス定量に対する割合の実験的測定値を用いる曲線適応 法によって計算することができる。

そのため、上式を簡単にした一般式は 本発明では容量〔△■（λ）〕および（Ｈλ）〕は、検波器によって、それぞれ 電磁量の大きさを表わす電子信号［ＡＣ（λ）〕および（ＤＣ（λ）〕に変換さ れる。

従って、式（１０）中の項［Ｒ（λ）〕は、で表わすことができる。

（２９） 式中、項［ＡＣ（λ）］は、ピーク対ピーク振幅又はその一部、第１次または高 次導関数のピーク対ピーク振幅（またはその一部）あるいは微分、又はその第１ 次、又は高次導関数のうちのいずれかを表わす。

同項はさらに、上記のようないずれかのス〈クトル成分、またはアナログ、ある いはデジタル処理によって変換されたスペクトル成分を表わすものであってよい 。

式（１１）中の（Ｒ（λ）〕は、本発明で得られる比の代表的平均値、または「 最良推定」値を表わす。

第１４図は、プロセッサ（ろ０）の一般的アルゴリズムであり、これを用いてプ ロセッサを操作し、上記の特定装置で、血液濃さ変化を測定することによって、 酸素飽和度を定量する。

しかし、第１４図に示す一般的アルゴリズムを利用することにより、上記の装置 で、血液中のその他の成分を測定することができる。

血液中のその他の成分の定量に、上記アルゴリズムを利用するには、波長の数を 、未知の成分の数と同等、またはそれ以上にする必要がある。

例えば、本発明による装置および方法を用いて、血液中の一酸化炭素、ヘモグロ ビン、二酸化炭素、または血液グルコース等の成分を定量することができる。

本来、全濃さに対する血液濃さ変化を測定することによって成分を定量できるた め、さらに本発明装置および方法を用いてヘマトクリット（すなわち、全血液量 に対する充填血球を百分率で表わしたもの）または組織片中の全血液量変化（面 食測定法）または単位時間あたりに組織片中を通る全血液流量を測定することが できる。

上記の説明から、本発明は、血液成分測定装置および方法に関するものであり、 その−例によれば改良された酸素計測定装置、および方法が提供されることが分 ったと思う。

く Ｆｉｇ、ｆ４ 国際調査報告

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）電磁エネルギーを複数波長で被験試料に放射する工程、 複数波長で試料から電磁エネルギーを収集して、複数波長を示す電子信号を形成 する工程、各電子信号のＤＣ成分を定数倍することによって、これを所定の基準 レベルに基準化する工程、および前記信号を基準化後、血液濃さの全変化に対す る所定血液成分の濃さの測定変化から、血液を含有する被験試料中の前記成分の 量が分かるように、前記信号を処理する工程 を具備することを特徴とする血液含有試料中の所定血液成分の相対量を表示する 方法。 （２）収集された電磁エネルギーから形成される信号を、放射された電磁エネル ギーの複数波長の数に等しい複数個のチャネル内で処理することにより、被験試 料中の血液成分の相対量の定食に用いる出力を各チャネルから出すことを特徴と する請求の範囲第（１）項に記載の方法。 （３）収集された電磁エネルギーが、前記電子信号としてパルス列を形成するよ うに、前記電磁エネルギーを異なる波長で順次に放射することを特徴とする請求 の範囲第（２）項に記載の方法。 ｌハ　−Ｊ＋碧ｍ廖搦−４・・ノーも　りっ小姑息の矛伯附引で（５２） 全付勢サイクルの２５％だけ放射することを特徴とする請求の範囲第（５）項に 記載の方法。 （５）前記信号処理工程において、全血液濃さ変化に対する血液中の酸素ヘモグ ロビンの濃さ変化を定量することにより、血液の酸素飽和度を百分率で表わせる ようにすることを特徴とする請求の範囲第（２）項に記載の方法。 （６）前記方法が、信号をデジタルプロセッサで処理することにより、被験試料 の血液中のに含まれる成分の相対量を定食する工程を含むことを特徴とする請求 の範囲第（１）に記載の方法。 （力　前記方法が、テスト信号を出すことにより、被験試料の血液中に含まれる 成分の相対量を正確に表示させる工程を含むことを特徴とする請求の範囲第（１ ）項に記載の方法。 （８）前記電子信号基準化工程において、各信号のＡＣ成分をＤＣ成分で割って 、これに所定定数を掛けるようにすることを特徴とする請求の範囲第（１）項に 記載の方法。 （９）被験試料に少くとも２つの異なる波長で順次に光をあてる工程、 前記試料から光を収集し、この光から、前記波長の受信光を示すパルス列を形成 する工程、前記パルスの平均成分が等しくなるように定数倍す（３３） ることによって、・ξルス列のパルスを基準化する工程、前記・ξルス列のパル スを、第１および第２チヤネルに分流し、第１チヤネル内のパルスが、２つの異 なる波長のうち一方の波長で放射された光を示し、第２チヤネル内のパルスが、 他方の波長で放射された光を示すようにする工程、 各チャネルのＤＣ成分を除去して、次に各チャネル内の信号を多重化する工程、 前記多重化信号をデジタル信号に変換する工程、および 前記試料の血液中に含まれる各所定成分の量を表示するように、前記信号をデジ タル処理する工程を具備することを特徴とするテスト領域における血液含有試料 中の所定血液成分の相対量を定量する方法。 （１０）特定成分をＸｌ・・・Ｘ２ｍで示す関係図を用いることにより、デジタ ル処理することを特徴とする請求の範囲第（９）項に記載の方法。 （１１）前記電子信号基準化工程において、各信号のＡＣ成分をＤＣ成分で割り 、これに所定定数を掛けることを特徴とする請求の範囲第（９）項に記載の方法 。 （１２）　テスト領域の血液含有試料に、少くとも２つの波長で光をあてる工程 、 試料から光を収集し、試料にあてた光の２つの波長で収集した光を表わす、デジ タル形式の電子信号を発生させる工程、および 電子信号をデジタルプロセッサで処理し、特定成分をＸｌ・Ｘ２ｍで示す関係式 を用いて測定することによって、所定血液成分の相対量を示す出力を出す工程 を具備することを特徴とするテスト領域の血液含有試料中の所定成分の相対ｉを 定量する方法。 （１３）　前記方法が、光バースト内で試料に光をあてることによって、発生さ れる出力信号をパルス状にする工程を含むことを特徴とする請求の範囲第（１２ ）項に記載の方法。 （１４）　デジタルプロセッサで処理する前に、平均成分が等しくなるように、 発生したパルスを定数倍することによって基準化することを特徴とする請求の範 囲第（１６）項に記載の方法。 （１５）前記電子信号を基準化する工程において、各信号のＡＣ成分をＤＣ成分 で割り、これに所定定数を掛けることを特徴とする請求の範囲第（１４）項に記 載の方（３５） 法。 （１６）血液含有試料をテスト領域に設置する工程、テスト領域の試料に光をあ て、少くとも２つの異なる波長で、試料から光を収集する工程、２つの異なる波 長で収集した光に応じて、電子信号を発生する工程、 ２つの異なる波長のそれぞれから発生した電子信号のＤＣ成分が等しくなるよう に、前記信号を基準化する工程、 ２つの異なる波長のそれぞれから発生した基準化電子信号を、同時にサンプリン グする工程、△ＡＣが１信号の２つの連続するサンプル間の代数差に等しい場合 、これらのサンプルから各信号の△ＡＣを計算する工程、 特定成分をＸｌＸ２ｍで示す方程式 によって、各成分の相対量を概算する工程、△ＡＣの大きさ、および各成分の相 対量の薇算値と最終計算値との差の関数である重量因数を計算する工程、適宜の 重量因数に、各成分の概算値を掛ける工程、多数の重量因数、および各成分の概 算値を掛けたこれと同数の重量因数を累算する工程、 累算績を累算重量因数で割ることによって、各成分（３６） の相対量を最終的に計算する工程、および表示装置に解答を送る工程 を具備することを特徴とするテスト領域の血液含有試料の所定血液成分の相対量 を定食する方法。 （１７）　テスト領域の血液含有試料の血液の酸素飽和度の定量に前記方法を用 いることを特徴とする請求の範囲第（１６）項に記載の方法。 （１８）　前記電子信号基準化工程において、各信号のＡＣ成分をＤＣ成分で割 り、これに所定定数を掛けることを特徴とする請求の範囲第（１６）項に記載の 方法。 （１９）　被験試料に複数波長で電磁エネルギーをあてる工程、 前記試料から複数波長で電磁エイ・ルギーを収集し、このエネルギー収集を表わ す電子信号を形成する工程、各電子信号のＤＣ成分を定数倍して、電子信号を所 定基準レベルに基準化する工程、および電子信号基準化後、試料中の血液の酸素 飽和度を百分率で示すように、電子信号を処理する工程を具備することを特徴と する、血液の酸素飽和度定量方法。 （２０）　収集された電磁エネルギーから形成された信号を、放射された電磁エ ネルギーの複数波長と同数の複数チャネル内で処理し、各チャネルがら出される 出刃を用いて、試料中の血液の酸素飽和度を百分率定量す（３７） ることを特徴とする請求の範囲第（１９）項に記載の方法。 （２１）　前記信号処理工程において、全血液濃さ変化に対する血液中の酸素ヘ モグロビンの濃さ変化を定量することによって、血液の酸素飽和度を百分率表示 できるようにすることを特徴とする請求の範囲第（２ｏ）項に記載の方法。 （２２）　前記電磁エネルギーが集められて、前記電子信号としてパルス列を形 成するように、前記電磁エネルギーを異なる波長で順次に放射することを特徴と する請求の範囲第（２０）項に記載の方法。 （２６）　前記電磁エネルギーを、２つの波長のそれぞれで、全付勢サイクルの ２５チだけ放射することを特徴とする請求の範囲第（２２）項に記載の方法。 （２４）　前記信号をデコーダ、ローパスフィルタおよび基準電圧手段を介して 処理することを特徴とする請求の範囲第（２１〕項に記載の方法。 （２５〕　前記方法が、前記信号をデジタルプロセッサで処理して、前記試料中 の血液の酸素飽和度を百分率定量することを含むことを特徴とする請求の範囲第 （１９）項に記載の方法。 （２６）　前記方法が、先ずテスト信号を出して、後に血液の酸素飽和度を正確 に表示できるようにする工程を含むことを特徴とする請求の範囲第（１９）に記 載の方法。 （２７）　電子信号基準化工程において、各信号のＡＣ成（３８）　１５表０８ ５８−５００４３２　（３）分をＤＣ成分で割って、これに所定定数を掛けるこ とを特徴とする請求の範囲第（１０）項に記載の方法。 （２８）　被験試料に、少くとも２つの異なる波長で順次に光をあてる工程、 前記試料から光を収集し、前記両波長の受信光を示すパルス列を発生させる工程 、 前記パルス列のパルスの平均成分が等しくなるように、パルスを定数倍すること によって基準化する工程、前記パルス列のパルスを第１および第２チヤネルに分 流し、第１チヤネル内のパルスが２つの異なる波長のうち一方の波長で放射され た光を示し、また第２チヤネル内のパルスが他方の波長で放射された光を示すよ うにする工程、 各チャネルのＤＣ成分を除去し、かつ各チャネル内の信号を多重化する工程、 前記多重化信号を、デジタル信号に変換する工程、および 前記信号をデジタル処理することによって、前記試料の血液の酸素飽和度を表示 する工程 を具備することを特徴とする血液の酸素飽和度を定量する方法。 （２９）　関係式 （６９） を用いることによって、前記信号をデジタル処理することを特徴とする請求の範 囲第（２８）項に記載の方法。 （３Ｄ）　前記電子信号基準化工程において、各信号のＡＣ成分をＤＣ成分で割 り、これに所定定数を掛けることを特徴とする請求の範囲第（２８）項に記載の 方法。 （６１）　テスト領域の血液含有試料に、少くとも２つの波長で光をあてる工程 、 試料から光を収集し、試料にあてた光の２つの波長で収集した光を示すデジタル 形式の電子信号を発生させる工程、および 電子信号をデジタルプロセッサで処理し、関係式を用いて、テスト領域の試料の 血液濃さを測定することによって、血液の酸素飽和度を示す出力を出す工程 を具備することを特徴とする血液の酸素飽和度を定量する方法。 （ろ２）　前記方法が、光バースト内の試料に光をあてることにより、発生され た電子信号をパルス状にする工（４０） 程を含むことを特徴とする請求の範囲第（３１）項に記載の方法。 （５５１デジタルプロセッサで処理する前に、発生されたパルスの平均成分が等 しくなるように、パルスを定数倍することによって基準化することを特徴とする 請求の範囲第（３２）項に記載の方法。 （３４）　前記電子信号基準化工程において、各信号のＡＣ成分をＤＣ成分で割 り、これに所定定数を掛けることを特徴とする請求の範囲第（６１）項に記載の 方法。 （３５）　テスト領域の血液含有試料に、電磁エネルギーをあてる工程、 テスト領域の試料から電磁エネルギーを収集し、収集した電磁エネルギーから、 ＤＣおよびＡＣ成分を有する電子信号を出す工程、 ＤＣ成分が等しくなるように、電子信号を定数倍することによって、基準化する 工程、および基準化電子信号を処理して、被験試料中の血液濃さ変化を示す出力 を出す工程 を具備することを特徴とする血液濃さ変化を定量する方法。 （６６）　電磁エネルギーを、複数の予定波長で試料に放射し、また放射された 電磁エネルギーの複数波長に応じて、電磁エネルギーを収集し、また各波長に応 じて電子信号を発生し、得られた電子信号をそれぞれ定数（４１） 倍することによって、基準化することを特徴とする請求の範囲第（３５）項に記 載の方法。 （３７）　前記電磁エネルギーをバースト中で放射し、また前記電子信号が、定 数倍することによって基準化されたパルスであることを特徴とする請求の範囲第 （ろ６）項に記載の方法。 （３８）　前記電子信号基準化工程において、各信号のＡＣ成分をＤＣ成分で割 り、これに所定定数を掛けることを特徴とする請求の範囲第（３５１項に記載の 方法。 （３９）　テスト領域の血液含有試料に、複数の所定波長で電磁エネルギーを放 射する電磁エネルギー放射手段、前記複数の波長にある前記試料から電磁エネル ギーを受信する感知手段、 前記感知手段に接続され、前記複数の波長において前記感知手段が受信した電磁 エネルギーに応答して、出力信号を発生する信号発生手段、 前記信号発生手段から前記出力信号を受信し、ＤＣ成分が基準化されて所定の基 準電圧レベルになるように、これらを定数倍する基準化手段、および前記基準化 手段から前記信号を受信し、全血液濃さ変化に対する予め選択された血液成分の 濃さ変化を示す出力を発生する処理手段 を具備することを特徴とする血液成分測定装置。 （４０）　前記処理手段が、前記出力信号を、それぞれが、前記電磁エネルギー 放射手段が放射した電磁エネルギーの前記複数波長のうちの異なる１波長に関係 する別々のチャネルに分流する手段を含むことを特徴とする請求の範囲第（６９ ）項に記載の装置。 （４１）　前記装置が、前記電磁エネルギー放射手段、基準化手段および処理手 段に接続されて、前記処理手段における前記入力信号の前記側々のチャネルへの 分流を制御し、かつ前記出力信号を定数倍するタイミング手段を含むことを特徴 とする請求の範囲第（４０）項に記載の装置。 （４２）　前記タイミング手段が、前記電磁エネルギー放射手段を所定時間だけ 順次に付勢することによって、前記信号発生手段に、基準化手段に送る出力信号 として、・ξルス列を発生させるようにすることを特徴とする請求の範囲第（４ １）項に記載の装置。 （４′５＋　前記処理手段が、アナログ・デジタルコンバータおよびこれに接続 されたデジタルプロセッサを含むことを特徴とする請求の範囲第（３９）項に記 載の装置。 （４４）　前記装置が、血液の酸素飽和度を定量する酸素計であることを特徴と する請求の範囲第（３９）項に記載の装置。 （４５）　前記信号発生手段から出される前記出刃信号が、ＡＣおよびＤＣ成分 を含み、また前記基準化手段が、各信号のＡＣ成分をＤＣ成分で割り、これに所 定定数（４３） を掛ける手段を含むことを特徴とする請求の範囲第（６９）項に記載の方法。 （４６）　タイミング手段、 前記タイミング手段に接続され、テスト領域に向けて、光を異なる波長で順次に 放射する第１および第２発光ダイオード、 光が、移動血液を有する組織試料を受けるテスト領域を通過してから、前記発光 ダイオードから前記光を受信するフォトダイオード 前記フォトダイオードに接続され、前記フォトダイオードが発光ダイオードから 光を受信する時、ＡＣ変調されたパルス列を発生する電流−電圧変換手段、前記 電流−電圧変換手段に接続されて、これから前記パルス列を受信し、前記一方の 発光ダイオードからの光が発生する前記各パルスの平均成分が、他方の発光ダイ オードからの光が発生する前記各パルスの平均成分と等しくなるように、それぞ れの発光ダイオードの光が発生する前記パルスを定数倍するこ、とによってこれ らを基準化する基準化手段、 前記基準化手段およびタイミング手段に接続され、基準化されたパルスを受けて 、第１および第２チヤネル内で別々の出力を発生することによって、第１チヤネ ル内には第１発光ダイオードがらの光で信号が発生し、一方第２チャネル内には 第２発光ダイオードがら（４４） の光で信号が発生するようにした第１および第２デコーダ、 前記第１デコーダおよび第２デコーダからそれぞれ信号を受けるように、前記第 １および第２デコーダに接続された第１および第２０−パスフイルタ、前記第１ および第２０−パスフイルタに接続されて、これらにＤＣ電圧を供給する電圧基 準発生器、前記第１および第２０−パスフイルタに接続されて、そこからパルス を受ける第１および第２積分器、前記第１および第２積分器と基準化手段とに接 続された第１マルチプレクサ、 前記第１および第２０−パスフイルタに接続され、これらから出力を受けて、多 重化出力を発生する第２マルチプレクサ、 前記第２マルチプレクサに接続されたアナログ・デジタルコンバータ、および 前記アナログ・デジタルコンバータに接続され、そこから送られる入力に応答し て、前記テスト領域にある組織試料の全血液濃さ変化に対する予め選択された血 液成分の濃さ変化を示す出力を出すデジタル処理手段 を具備することを特徴とする血液成分測定装置。 （４７）　前記装置が、これをテストするテスト信号を出すテスト手段を含むこ とを特徴とする請求の範囲第（４５） （４６）項に記載の装置。 （４８）　前記デジタル処理手段が、関係式を用いることを特徴とする請求の範 囲第（４７）項に記載の装置。 （４９）　前記基準化手段が、各信号のＡＣ成分をそのＤＣ成分で割り、これに 所定定数を掛ける手段を含むことを特徴とする請求の範囲第（４６）項に記載の 装置。 （５０）　テスト領域にある血液含有試料に光を複数の所定波長で放射する発光 手段、 前記複数波長で、前記試料から光を受ける感光手段、前記感光手段に接続され、 前記複数波長で前記発光手段から受けた光に応答して、出力信号を発生する信号 発生手段、および 前記信号発生手段から出力信号を受けて、被験試料中の血液の酸素飽和度を示す 出力を発生し、１だ前記テスト領域、試料の血液濃さ変化を夕］定し、かつ特定 成分を定数Ｘ、・・Ｘ２ｍで表わす、前記テスト領域試料中の全血液濃さ変化に 対する予め選択した血液成分の濃さ変化を定量する関係式 を用いることによって、酸素飽和度を定量するプロセッサを含む処理手段を具備 することを特徴とする血液成分測定装置。 （５１）　前記処理手段が、信号発生手段から受けた出力信号を、異なるチャネ ルに分流する手段を含み、また前記装置が、前記発光手段および処理手段に接続 され、信号発生手段に出力信号を発生させる放射光の波長に応じて、信号処理手 段から受ける出力信号をチャネルに分流するタイミング手段を含むことを特徴と する請求の範囲第（５０）項に記載の装置。 （５２）　前記タイミング手段が、消勢期間をおいて前記発光手段を順次に付勢 することによって、前記信号発生手段が発生する出力信号が時間的間隔をおいた パルスになるようにしたことを特徴とする請求の範囲第（５１）項に記載の装置 。 （５５）　前記装置が、前記信号発生手段および処理手段に接続され、信号発生 手段から受ける出力信号を定数倍することによって、前記出刃信号を前記処理手 段に送る前に、ＤＣ成分が等しくなるように、前記出力信号を基準化する基準化 手段を含むことを特徴とする請求の範囲第（５０）項に記載の装置。 （５４）　前記信号発生手段から出される前記出力信号が、ＡＣおよびＤＣ成分 を含み、１だ前記基準化手段が、各信号のＡＣ成分をＤＣ成分で割り、これに所 定定数（４７） を掛ける手段を含むことを特徴とする請求の範囲第（５３）項に記載の装置。 （５５）　複数の加窒波長で、電磁エネルギーを、テスト領域の血液含有試料に 放射する電磁エネルギー放射手段、 複数の所定波長で、前記試料から電磁エネルギーを受ける感知手段、 前記感知手段に接続され、前記複数所定波長で前記感知手段が受ける電磁エネル ギーに応答して出力信号を発生する信号発生手段、 前記信号発生手段から出力信号を受けて、ＤＣ成分を所定の基準電圧レベルに基 準化するように、出力信号を定数倍する基準化手段、および 前記基準化手段から出力信号を受け、前記テスト領域でテストされる試料内の血 液の酸素飽和度を示す出力を発生する処理手段 を具備することを特徴とする酸素計測定装置。 （５６）　前記処理手段が、それぞれ、前記電磁エネルギー放射手段が発する電 磁エネルギーの複数波長のうちの異なる１波長に関連する別々のチャネルに、前 記出力信号を分流する手段を含むことを特徴とする請求の範囲第（５５）項に記 載の装置。 （５７）　前記装置が、前記電磁エネルギー放射手段、基準化手段および処理手 段に接続されて、処理手段にお（４８） ける別々のチャネルへの前記入力信号の分流を制御し、かつ前記出力信号を定数 倍するタイミング手段を含むことを特徴とする請求の範囲第（５６）項に記載の 装置。 （５８）　前記タイミング手段が、前記電磁エネルギー放射手段を所定時間だけ 順次に付勢することによって、前記信号発生手段が、前記基準化手段に送られる 出力信号として、パルス列を発生するようにしたことを特徴とする請求の範囲第 （５７）項に記載の装置。 （５９）　前記電磁エネルギー放射手段が、一対の発光体を含み、また各発光体 が、前記タイミング手段によって、全付勢サイクルの約２５％だけ付勢されるこ とを特徴とする請求の範囲第（５８）項に記載の装置。 （６０）　前記信号発生手段が発生する出力信号が、ＤＣおよびＡＣ成分を有し 、前記処理手段の分流手段が、デコード手段を含み、また前記処理手段が、デコ ード手段に接続されたローパスフィルタ、およびロー・ξスフイルタに接続され て、これにＤＣ電圧を印加する電圧基準手段を含むことを特徴とする請求の範囲 第（５６）項に記載の装置。 （６１）　前記基準化手段が、コンデンサおよびこれをローパスフィルタに接続 する手段を含むことを特徴とする請求の範囲第（６０）項に記載の装置。 （６２）　コンデンサとローパスフィルタとを接続する前記手段がローパスフィ ルタに接続された積分器、およ（４９） よび積分器とコンデンサとに接続されたマルチプレクサを含むことを特徴とする 請求の範囲第（６１）項に記載の装置。 （６３）　前記処理手段が、アナログ・デジタルコンバータおよびこれに接続さ れたデジタルプロセッサを含むことを特徴とする請求の範囲第（５５）項に記載 の装置。 （６４）　前記信号発生手段が発生する前記出刃信号が、ＡＣおよびＤＣ成分を 有し、また前記基準化手段が、各信号のＡＣ成分をＤＣ成分で割り、これに所定 定数を掛ける手段を含むことを特徴とする請求の範囲第（５５）項に記載の装置 。 （６５）　タイミング手段、 タイミング手段と接続され、異なる波長でテスト領域に順次に光を放射する第１ および第２発光ダイオード、 前記光が、移動血液を有する組織試料を受けるテスト領域を通過してから、前記 発光ダイオードから光を受けるフォトダイオード、 前記フォトダイオードに接続されて、フォトダイオードが発光ダイオードから光 を受ける時、ＡＣ変調されたパルス列を発生する電流−電圧変換器、前記電流− 電圧変換器に接続され、これから前記・ξルス列を受け、また一方の発光ダイオ ードの光が発する各パルスの平均成分が、他方の発光ダイオードの光発光ダイオ ードの光が出すパルスを定数倍する基準化手段、 前記基準化手段およびタイミング手段に接続され、基準化されたパルスを受けて 、第１および第２チヤネル内で別々の出力を発生することによって、第１チヤネ ル内には第１発光ダイオードからの光で信号が発生し、一方第２チャネル内には 第２発光ダイオードがらの光で信号が発生するようにした第１および第２デコー ダ、 それぞれ第１および第２デコーダから信号を受けるように、前記第１および第２ チヤネル内で、第１および第２デコーダに接続された第１および第２０−パスフ イルタ、 前記第１および第２０−パスフイルタに接続されて、これらにＤＣ電圧を供給す る電圧基準発生器、前記第１および第２０−・ξスフィルタに接続されて、これ らからパルスを受ける第１および第２積分器、前記第１および第２積分器と基準 化手段とに接続された第１マルチプレクサ、 前記第１および第２０−・ξスフィルタに接続され、これらから出力を受けて多 重化出方を発生する第２マルチプレクサ、 前記第２マルチプレクサに接続されたアナログ・デ（５１） ジタルコンバータ、および 前記アナログ・デジタルコンバータに接続され、コンバータから入力を受けて、 前記テスト領域でテストされる組織試料内の血液の酸素飽和度を示す出力を発生 するデジタル処理手段 を具備することを特徴とする酸素計測定装置。 （６６）　前記装置が、これをテストするテスト信号を発するテスト手段を含む ことを特徴とする請求の範囲第（６５）項に記載の装置。 （６７）　前記基準化手段が、前記第１および第２０−パスフイルタからの出力 信号で帯電されるように、前記第１マルチプレクサに接続された積分器を含むこ とを特徴とする請求の範囲第（６５）項に記載の装置。 （６８）　前記デジタル処理手段が関係式を用いて、血液の酸素飽和度を定量す る手段を有することを特徴とする請求の範囲第（６５）項に記載の装置。 （６９）　前記基準化手段が、各信号のＡＣ成分をＤＣ成分で割り、これに所定 定数を掛ける手段を含むことを特徴とする請求の範囲第（６５）項に記載の装置 。 （９０）　テスト領域の血液含有試料に光を放射する発光手段、 （５２） 複数波長で前記試料から光を受ける感光手段、前記感知手段に接続されて、複数 波長で前記発光手段から受けた光に応答して出力信号を出す信号発生手段、およ び 前記信号発生手段から出力信号を受け、前記被験試料中の血液の酸素飽和度を示 す出力を出し、前記テスト領域の試料の血液濃さ変化を測定しかつテスト領域の 試料中の血液の酸素飽和度を決定する関係式を用いることによって、血液の酸素 飽和度を定量するプロセッサを含む処理手段 を具備することを特徴とする酸素計測定装置。 （７１）　前記処理手段が、前記信号発生手段から受けた出力信号を、異なるチ ャネルに分流する手段を含み、また前記装置が、前記発光手段と処理手段とに接 続され、前記信号発生手段が発する出力信号を、前記信号発生手段に出力信−号 を出させる放射光の波長に応じて、チャネルに分流するタイミング手段を含むこ とを特徴とする請求の範囲第（７０）項に記載の装置。 （７２）　前記タイミング手段が、消勢期間を置いて、前記発光手段を順次に付 勢することによって、前記信号発生手段が発する出力信号を、時間的間隔をおい たパ（５３） ルスにすることを特徴とする請求の範囲第（７１）項に記載の装置。 （７３）　前記発光手段が１対の発光体を含み、また各発光体が、全付勢サイク ルの約２５％だけ、前記タイミング手段によって付勢されることを特徴とする請 求の範囲第（７２）項に記載の装置。 （７４）　前記信号発生手段が発する出方信号が、ＤＣおよびＡＣ成分を含み、 前記処理手段の信号分流手段が、デコーダを含み、また前記処理手段が、デコー ダに接続されたロー・ξスフィルタ、前記ロー・ξスフィルタに接続されて、こ れにＤＣ電圧を送ることによって、ローパスフィルタから出る出力信号が、これ らに送られる出力信号のＡＣ成分となるようにする電圧基準手段を含むことを特 徴とする請求の範囲第（７０）項に記載の装置。 （７５）　前記装置が、前記信号発生手段および処理手段に接続され、信号発生 手段から発する出力信号を定数倍することによって、処理手段に出力信号を送る 前にＤＣ成分が等しくなるように、出力信号を基準化する基準化手段を含むこと を特徴とする請求の範囲第（７０）項に記載の装置。 （７６）　前記基準化手段が、積分器とマルチプレクサとを含むことを特徴とす る請求の範囲第（７５）項に記載の装置。 （７７）　前記基準化手段が、各信号のＡＣ成分をＤＣ成分で割って、これに予 定定数を掛ける手段を含むことを特徴とする請求の範囲第（７６）項に記載の装 置。 （７８）　血液を含有する被験試料に、電磁エネルギーを放射する電磁エネルギ ー放射手段、 前記試料から電磁エネルギーを受ける感知手段、前記感知手段に接続され、感知 手段が受取る電磁エネルギー罠応答して、ＡＣおよびＤＣ成分を有する出力信号 を出す信号発生手段、 前記信号発生手段から出力信号を受け、各信号のＤＣ成分が等しくなるように出 力信号を定数倍する基準化手段、および 前記基準化手段から出力を受け、これに応答して、被験試料の血液濃さ変化を示 す出力を出す処理手段を具備することを特徴とする血液濃さ変化測定装置。 （７９）　前記電磁エネルギー放射手段が、複数の所定波長で前記試料に電磁エ ネルギーを放射し、前記感知手段が、前記複数波長の電磁エネルギーを受けて、 これを示す出力信号を出し、また前記処理手段が、感知手段から受けた出力信号 を、電磁エネルギー放射手段が放射した電磁エネルギーの複数波長の数に等しい 複数個のチャネルに分流して、電磁エネルギー放射手段が放射した電磁エネルギ ーの複数波長のうちのそれぞれ異なる波長で放射された電磁エネルギーを示す出 力信（５５） 号を各チャネルで発生する信号分流手段を含むことを特徴とする請求の範囲第（ ７８）項に記載の装置。 （８０）　前記装置が、電磁エネルギー放射手段を所定時間だけ順次に付勢する ことによって、信号発生手段がその出力信号としてパルス列を発生するように、 電磁エネルギー放射手段および信号発生手段に接続されたタイミング手段を含む ことを特徴とする請求の範囲第（７９）項に記載の装置。 （８１）　前記電磁エネルギー放射手段が、一対の発光体を含み、また各発光体 が、タイミング手段によって、全付勢サイクルの２５％だけ付勢されることを特 徴とする請求の範囲第（８０）項に記載の装置。 続されたローパスフィルタ、およびローパスフィルタに接続されて、これにＤＣ 電圧を送る電圧基準手段を含むことを特徴とする請求の範囲第（８０）項に記載 の装置。 （８６）　前記基準化手段が、積分器および積分器とローパスフィルタとを接続 する手段を含むことを特徴とする請求の範囲第（７８）項に記載の装置。 （８４）　前記信号発生手段から出される出力信号が、ＡＣおよびＤＣ成分を含 み、また前記基準化手段が、各信号のＡ４Ｃ成分をＤＣ成分で割って、これに所 定定数を掛ける手段を含むことを特徴とする請求の範囲第（７８）（５６） 項に記載の装置。