JPS59160446A - オキシメータ装置 - 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】 本発明は、パルス酸素濃度計に関し、特に以下詳述する
ように、データの初期化、受は取ったデータを処理し、
設定し、警報ヲトリガーするための技術により人体の動
脈系の酸素の飽和度を光電式によって決定する技術に関
する。

（発明の背景） 酸素量の決定のための電子による非侵入的な技術が公知
である、Ｗｏｏｄの米国特許第２，７０６．９２７号は
、２つの波長における人体の組織の光の吸収の測定から
の酸素飽和量の計算方法馨開示している。まず、できる
だけ多くの血液馨測定が行なわれる部位から圧搾して「
無血」状態での測定を行乞その後、動脈系の血液を組織
に通して血液の流れを正常状態に戻す。この２つの状態
における光の吸収の比較結果から被検体の動脈系の酸素
の飽和率について°の情報２求める。この手法を用いて
一連の装置および手順が提案されている。

この手法に基づく手順においては、一部は組織の圧搾に
よる形状的な歪みのため、「無血」のパラメータを充分
な信頼性を以て決定すること困難であることが経験され
ており、このパラメータの不完全な測定のため不完全な
結果しか得られない。

各々の波長の光の透過率は、皮膚、肉、骨、血液および
光が通過する他の物質の厚さ、色彩および構造の関数で
ある。通過における光の減衰は。

Ｌａｍｂｅｒｔ　−Ｂｅｅｒｓの法則に従って対数の特
性を持つ。

パルス酸素濃度計においては、主たる測定の対象となる
ものは脈動馨打つ動脈の血液である。動脈の血液は１組
織におけるその量が心臓の脈動と同期して時間と共に変
化する唯一の物質である。

従って、光の透過率における変動は、血液の流れの変動
ヶ表わしており動脈の血液流の脈動成分を直接的に光記
録することが可能である。動脈血による光の吸収を分離
して取り出せるこの能力は特に便利であり、血液の酸素
ヘモグロビン成分は、吸収係数の決定が可能である゛物
質であるため、動脈血における酸素ヘモグロビン分を決
定することができる。

光学的血量計は周知である。この種の血量計ではパルス
速度（脈拍数）を測定し、心臓の鼓動毎に組織に送られ
る血液量についての情報を得る。

しかしこれらの血量計でｎ　１ｓｏｔｘ＝ｓｔｉｃ　ｐ
ｏｉｎｔ　（この周波数では、動脈流の測定が酸素の飽
和率とは無関係に行なわれてしまう）と呼ばれる光周波
数又はその付近の光周波数を一般に使用する。その結果
、酸素の飽和率に関する情報を得ることはできない。

前記のＷ　ｏｏｄ　の米国特許第２，７０６．９２７号
に続いて、光吸収方式による動脈の飽和率の測定と関連
する諸問題を排除することを目指す多くの試みがなされ
てきたが、これらの光吸収方式では、新鮮な動脈血が組
織に進入する際の新鮮な動脈血の測定値を心臓の鼓動サ
イクルの静止状態において自然に生じる「無血」状態な
いしは人工的につくった「無血」状態でσ）測定値と比
較して分析する必要がある。例えば、受取った信号を「
交流」と「直流」成分に分け、信号のディジタル分析を
行なう前に、対数増１］器に通す。Ｋｏｎｅｓｈｉ等の
米国特許第３，９９８，５５０号を参照されたい。同様
なやり方であるが、ディジタル分析の前に両方の波長に
おける差出力を生成し、これらの差出力から直流酸ＱＹ
排除し従来技術による対数的な応答の近似化７行う。Ｈ
ａｍａｇｕｒｉの米国特許第４．？！６６．５５４号を
参照されたい、簡単に述べれば、透過した光の全信号の
うちほんの一部が脈動成分であるため、分析の前に信号
から変化しない成分乞分離するため、対数に基づく多数
の処理が試みられた。

Ｈｅｒｃｚｆｅｌｄ　等の米国特許第３，７０４，７０
６号では、単一のコヒーレント赤色光源、望ましくはレ
ーザの使用を開示している。単一の光源の使用では。

動脈血流成分に関する情報を動脈の酸素成分に関する情
報から分離することができない。このような単一の赤色
光源の計器の出力は単に存在する血液流と飽和度（飽和
レベル）との積を表示できるに過ぎない。血液流のみか
、あるいは飽和度のみを知ることはできない。

脈拍数〔パルス速度）、パルス（脈）の流れおよび酸素
の飽和度の測定のだめの前述の全ての方式においては、
変動する成分即ち交流成分は生じる全吸収収量の少部分
である。このような状況においては、考えられる他の光
源によるノイズと、信号とを識別する必要がある。無意
識状態、あるいは局部麻酔もしくは他の方法による応答
のない状態の患者の測定を行なわなければならず、この
ような患者は無作為かつ不規則な運動（および心臓の鼓
動）を行なうこと乞考える時、データの受取り（有効デ
ータの判定）および分析のための閾値の確立が重要であ
る。

（発明の要約） 本発明による表示モニターでは、２種類の波長の光を身
体組織、例えば指、耳、頭皮に通し、組織内の動脈の脈
動成分により変調された光を受光して、酸素飽和度（血
中酸素濃度）を表示する。

本計器は、まず信号乞受取ってこれをパラメータと比較
してパルス状の信号を検査する。パルス状の信号が検出
されるものとすれば、ＬＥＤアレイより成る視覚キュー
が点灯し、パルスが大きくなるにつれ点灯される光源の
数が増加し、パルス速度に比例する反復速度で点滅２行
う、外的な即ち不規則的な検出データを組織的に排除す
ることによって、不適正な警報の発生を防止している。

（発明の他の目的、特徴および長所） 本発明の目的は、パルスならびに酸素飽和度ン同時に追
跡してこれを表示することができる計器の開示にある５
本発明のこの特質によれば、少なくとも１つの光の波長
、望ましくは赤外線をその勾配の変化について監視する
、勾配の変化の発生速度と比例し、典型的にはこれと同
期して心臓の鼓動速度乞表示する信号が発される、パル
ス速度および酸素の飽和度の情報２含む信号が発される
。

本発明のこの特質の１つの長所は、各々の脈動成分が個
々に分析されることである、患者の心臓の鼓動および動
脈の酸素レベルは連続的に監視される。

本発明の別の目的は、パルス速度（脈拍数）および酸素
飽和度を知らせる一連の音響信号の開示にある。パルス
速度は、負の勾配の反転（パルス波形の最大値を表わす
）の発生頻度に対応する時間間隔で順次前を発すること
により表示される。

酸素飽和度は、酸素飽和度の減少に合わせてピッチな減
少させることにより示される。

本発明のこの特質の長所は５人間の耳は特に順次の音響
信号の周波数の変化と順次の音響信号における音色の変
化の双方に敏感であることである。

簡単な拍動信号は、全ての患者のパルス速度および酸素
飽和状態の双方を充分に判るようにすることができる、 本発明の更に他の特質は、類似の情報を伝える視覚的な
信号め提供にある。本発明のこの特質にヨレハ、一連の
発光ダイオード、がパルス１７）　大キサに比例する強
さで発光し、パルス速度と比例する周波数で発光する。

人〒の目は、閃光するＬＥＤアレーの閃光速度および角
度の大きさ即ち高さの両方における変化に対して特に敏
感であるため、パルス量の表示がなされる。

本発明の更に他の目的は、患者のその時の状態に従って
全てが個々に記憶することができる複数の警報を開示す
ることにある。本発明のこの特質によれば、高いパルス
速度と、低いパルス速度と、酸素飽和レベルは全て警報
の限界と゛して使用することができる。

本発明のこの特質の利点は、患者の警報限界のパラメー
タが麻酔医または他の立会いの外科医によって個々に設
定することができろことにある。

個々の調整はその時の特定の生理的状態忙対して行なう
ことができる。

本発明の更に他の目的は、余計な詳細を排除するための
計器と組合せる養生法について開示することにある。こ
の計器χ単位する時患者がしばしば意識の喪失状態また
は半喪失状態にあることを考えれば、この計器は完全な
環境において作動しするものでないことが判るであろう
。センサ・ヘッドの揺動もしくは運動、または更に患者
の脈動状態における局部的な変動でさえも、不必要に警
報を始動するおそれがある。この特質によれば、入力す
る処理データは信頼要因と比較される。もしデータが予
期されるレベル以内に下落するならば、信頼要因は変化
しない状態ケ維持するか、あろいｔま最も高いレベルに
更新される。データが予期される信頼レベルから下落す
る場合には、データ自体が排除される。この信頼レベル
は処理することができるデータの範囲内で徐々に損なわ
れるか解除される、この処理は、信頼限界と一致するデ
ータが受取られるまで行なわれる。信頼要因と一致する
データが受（られると、これは警報限界と比較される。

本発明のこの特質の利点は、受取られた信号における小
さな局部的な変動が警報を開始することがないことであ
る。

本発明の更に他の特質は、パルスの追跡σ〕ため使用さ
れるデータの全て乞開示することにある。

一本発明のこの特質によれば、最大光伝達量（入カバ、
ルスの開始）および最大光吸収量（動脈の）くルスの終
り）の各点が少なくとも１つの波長に対して追跡されろ
。最大と最小の間の最大の負の勾配に重複する欠如ケ避
けるためプロットされる。最後に、酸素飽和状態の存在
は、両方の周波数におけろ光の伝達の比較によって減少
される。

これらデータの全ては受入れのため信頼限界に対して分
析される。６つのデータ値の内の６つがこの限界の外側
にある場合は、データの全てが排除されろ。データの値
の４つ以上がこの限界内にある場合は、データは受入れ
られ、受入れられるカテゴリにおける信頼限界は更新さ
れるかあるいは最も狭い限界に維持される。受入れられ
ないデータの信頼限界は徐々に損なわれあるいは解除さ
れろう 本発明０こ（′ｒ＞特質の利点は、１つ以上のパラメー
タにおいてデータの途絶がしばしば生じることである。

このような途絶においては、データ・ブロック全体が平
均化されて早過ぎろ警報の始動を阻止することができろ
。

本発明の別の目的は、警報限界を調整するための簡単な
制御圧ついて開示することにある。この特質によれば、
警報の限界の調整つまみと直接結　　　′合された軸の
エンコーダに対して行なわれる。記憶される警報限界は
、少なくとも１つの選択ボタン２押すことにより選択さ
れる。その後、警報限界の調整つまみケ回転して、回転
方向に従って符号により前記限界を更新するが、限界に
おいては回転量に従う。変更されるその時の警報限界は
、視覚的なディスプレイにおいて表示される。もし警報
限界が予め設定された期間変化しなければ、即ち、つま
みがもはや回転されなければ、このつまみは警報限界に
対して遮断されてその元の結合状態に再び結合され、デ
ィスプレイはその元の状態に戻る。

本発明のこの特質の利点は、警報限界の制御が容易かつ
簡単に調整されることである。操作室の複雑な環境およ
び批々の注意手段は簡単な調整を行なう有効な計器が設
けられている、特に、警報は片方の手で制御することが
できるが、これはいくつかの患者の看護の観点において
重要である。

計器を状態即ちパルス速度を表示する元の状態に手動で
再び設定することは必要ない５ 、本発明の他の目的、特徴および長所については、以下
の記述および図面乞照合すれば更に明らかになるでネ、
ろう。

（好適実施例の説明） 第１図においては、本発明の計器のハウジング２６が示
されている。このハウジングは、外側において、数値デ
ィスプレイ１と１回路選択ボタン列２乃至５と、警報状
態表示灯６乃至９と、光学的に結合された調整つまみ１
０と、同期状態表示灯１１と、ＬＥＤのディジタル指示
メータ１２と、電源スィッチ１５とχ含んでいる。スピ
ーカ１５が計器ハウジングの内部で下側２向いて配置さ
れている。

ハウジング２６におけるコネクタ（図示せず）からは、
リード線２７が延長している、線２７は検出器σ）プロ
ーブ２９まで延長している。検出器２９は患者の千２８
０指１４上に配置される。この検出器２９７指１４に配
置することにより、本発明における全ての読みが可能と
なる。

（酸素濃度計の動作） 第２図の回路を注意深く−ベることにより本発明の動作
の全体的な理解が可能となる。

第２図においては、普通のマイクロプロセッサ１６がこ
れから延長するバス１７を有する。バス１７にはＲＯＭ
１８とＲＡＭ１９が結合されている。選択ラッチ２１と
数値表示ランチ２２を有するＬＥＤディスプレイ２０が
示されている。この回路は、前に示した回路選択ボタン
列２〜５（第１図）および光学的に結合された制御つま
み１０（第１図）は全体的に２４により示す制御装置（
ゲート回路）２介してゲートされる。

マイクロプロセッサの普通の部分について記述したが１
次に回路のアナログ部分に注目されたい。

患者２８０指１４には、簡単な検出回路７有する検出器
２９が示される。赤色の範囲内の第１の発光ダイオード
６２と赤外線の範囲内の第２の発光ダイオード６０が順
次パルスされて、増幅器５１．５５によりその各々の周
波数における光音発射する。典型的には、ＬＥＤ５２は
６６０ＯＡの範囲内にあり、ＬＥＤ５２は９４００Ａの
範囲内にある。

能動側の発光ダイオードからの全ての光は指１４の肉質
を通過することが必要である。従って、光乞透過させな
いバリア５６がフォトセンサ６８と指１４０間に置かれ
ている。指１４の肉質と接触する状態で終るバリア５６
は、各々の発光ダイオード６０と受光ダイオード′５８
との間に指１４の肉質のみを介する経ｗ５を形成する。

本計器においては、２つの異なる周波数を使用する。こ
れらの周波数は６７Ｑｎｍ（赤）と５４０ｎｍ（赤外線
）である、これらのパラメータと関連して少し論述する
ことも有用であろう。

使用周波数の選択にあたり、まず、光の伝達ないし透過
率が酸素飽和度（酸素濃度）の変化と共に明瞭に変化す
るように２つの周波数は互に充分に離す。

次に、同じ組織乞サンプルできるような周波数ン選択す
る１例えば、紫外線の周波数は散乱のため各々組織をサ
ンプルすることはできない。

非常に接近した周波数を使用することもできないではな
いが、そのようにｄ選択しなかった、光源の周波数のド
リフトのため問題が生じることを発見したからである。

各発光ダイオードから受取った信号は、最初に前置増幅
器４０に通す。この信号は、その後増幅器４１・４２に
おいて並列に増幅される。各増幅器４１・４２かもの信
号は各位相検出器４５，４４を介して並列に送られる。

その後、各低域フィルタ４５．４６’に通る。次に、オ
フセット増幅器４７．４８に送られる。オフセット増幅
器の出力である脈動成分はマルチプレクサ５０に送られ
る。

このマルチプレクサ５０はその出力をコンパレータ５２
に与える。コンパレータ５２は、１２ビツトのディジタ
ル／アナログ・コンバータ（以下においては、ＤＡＣと
呼ぶ）５４により半ステップ軸斜させられる。ＤＡＣ５
４４ｄ４０９６個の値の１つを表わすアナログの比較信
号をコンパレータ５２に与えろ、コンパレータはバス１
７に対し出力する。

周知のように、全ての人間の指および付随膜が同じでは
ない。詳述するに、ダイオード３０．５２の各々におけ
る光の信号出力の周波数および強度が同じであっても１
人種、皮膚の色素、重さ１年や、成熟度および他のファ
クタの相違のために、フォトセンサ６８側では異なる信
号が検出されることになる、 従って、マイクロプロセッサ１６は最適の範囲内でフ第
１・センサ５８から信号χ受取るようにプログラムされ
ている。ＤＡＣ５４の第２の動作位相において、サンプ
ル保持回路５７に信号を送ることにより、発光ダイオー
ド３０．５２には回路５７の電圧出力６０，６１ｉぞれ
ぞれ与えられるうこれら電圧出力６０・６１は・、フォ
トセンサ６Ｂが、ＤＡＣでの変換が範囲内で行なわれる
ようにする信号を検知するように調整される。

クロック７０は、発光ダイオード５０．５２からの１１
貞次の光出力をぬのデユーティ・サイクルで制御する。

これは、信号φ１乃至φ４により概略水される。検出器
４５における信号の受取りは期間φ１およびφ２におい
て生じ、検出器４４における信号の受取りは期間φ６お
よびφ４において生じる。

各期間φ１およびφ５においては、発光ダイオード３０
・３２からの光信号が受取られつつあることが容易に判
るであろう。期間φ２およびφ４においては、信号で舎
まなくノイズ（周囲光圧よろノイズ等）のみが受取られ
る。以下において明らかになるように、低域フィルタケ
通る前に負の信号を増幅することにより、ノイズ１：４
のデユーティ・サイクルを用いて除去することができる
。

本発明において用いられた回路の概略乞読者に示したが
、次に本発明乞詳細に論述しよう。

第６図においては、クリスタル１０４ケ有するマイクロ
プロセッサ１００が示されている。このクリスタルは、
マイクロプロセッサ１００に内蔵されたクロック回路と
協動してマイクロプロセッサのチップ自体に必要とされ
るクロック信号２生じると共に、出力１０２乞介して酸
素濃度計の回路の残部に対してクロックｅパルスを与え
る。

マイクロプロセッサ１００は、米国カルフォルニア州す
ンタクララ市のＩｎｔｅ１社から入手可能な８０８５Ａ
型ＣＰＵ集積回路チップである。残りのＩＣ構成素子の
ファミリイ識別用接尾辞は図面に示されるが、これらの
構成素子は種々の製造企業から容易に入手できる。

アドレス・バス１１ｍ１＆−１ｍ、アドレス回線ＡＯ乃
至Ａ１５より成る。、８ビツトのプロセッサに合わせて
、アドレス・バス上の回線ＡＯ乃至Ａ７がマイクロプロ
セッサのピンＡＤＤ乃至ＡＤ７からランチされ、アドレ
ス指定時間の状態においてこれら回線の読出しが可能で
ある、別の時間状態においては１回線ＡＤＤ乃至ＡＯ７
が出力データ回線１Ｑ４．ＯＤＯ乃至００７となり、こ
の回線は本例に示したようにデータを出力することしか
できない。

第４図においては、ＲＯＭ　１７）形態が標準的なもの
であることが判る。このＲＯＭは、ＲＯＭ１０６゜１０
７および１０８を並列にアドレス指定する回線ＡＯ乃至
Ａ１０”ｋ含む通常のアドレス・・（スを用いてアドレ
ス指定される。これらの各ＲＯＭＵ回線Ａ１１乃至Ａ１
６（第６図参照）からの６つの復号化したアドレス・ビ
ットにより使用可能状態となる。以下において第６図に
関して記述するように、ＲＯＭの読出しのための可能状
態の出力は読出し可能信号１１０を含み（第６図、第４
図参照）、特定のＲＯＭ選択用のアドレスはＲＯＭ０ア
ドレス１１１．ＲＯＭ１アドレス１１２およびＲＯＭ２
アドレス１１４を含んでいろ。本例において使用される
ＲＯＭは、光学的に消去可能なプログラム可能読出し専
用メモリーであり、出力データ・バス１１５？：含んで
いる。

第５図においては、バス１２５を構成するアドレス・ビ
ットＡＣ乃至Ａ９により並列にアドレス指定される２つ
の普通のＲＡＭ１２００されている。これらのＲＡＩ：
ＲＡＭ１２００ノ（ス１２７を構成する４つのバス回線
ＡＤＯ乃至ＡＤ６と、ＲＡＭ１２１のバス１２８を構成
するＡＯ４乃至ＡＯ７により構成されろ８つのビットを
介して書込まれ読出される。、ＲＡＭ１２０．１２１は
、ポート１ろ０上の書込み信号が存在しない時使用可能
ボート１２９’ａｊ介して使用可能状態になる時読出さ
れる。これらＲＡＭＦｉ、書込みボート１６０を介して
書込み信号が存在する時ポート１２９によって使用可能
状態になる時書込まれる。両ＲＡＭの各々は４つの別個
のデータ・ビットと結合するから各々のＲＡＭ７個々に
使用可能な状態にする必要はない。

第６図においては、本発明のメモリー選択回路が示され
ている。このメモリー選択は回線Ａ１１乃至Ａ１５’に
構成する３ビツトの入力１４０を有する。メモリーがＲ
ＯＭ０使用可能信号１１′ｌ、ＲＯＭ　１使用可能信号
１１２　、ＲＯＭ２使用可能信号１　’１．４により選
択される時に出力が生じろ。

ＲＡＭ使用可能信号１４１はインバータおよびＮＡＮＤ
ゲー１’通って、読出しあるいは書込みのいずれかのた
めＲＡＭ１２０．１２１　ｙ使用可能にする。

第８図においては、分周回路として使用されるカウンタ
が示されている。第６図について簡単に再び考察すれば
、マイクロプロセッサ１００は２．５ＭＨｚで作動する
番゛号１０２で全体的に示されるクロック信号を発生す
るＣＰＵのクロック信号は１０２においてカウンタ１７
２（第８図参照）に対して出力する。カウンタ１７２Ｆ
ｉ数値１７１により信号１０２ン分周し、室内灯の周波
数とは関連しない１．８２７　ＫＨｚのＬＥＤクロック
周波数を生成するため、２進カウンタ１７６に対して出
力する。カウンタ１７６は信号ＬＥＤＡ１９１゜ＬＥＤ
Ｂ１９２．ＬＥＤＣＬＫ１９０及びＤＣＬＫ１８９を出
力する。この回路は第１５図の回路と共働して、光およ
び検出器のスイッチング乞行なって信号間σ）所定の位
相関係を確保する。

マイクロプロセッサについて一般的に記述したが、開示
した多く０ものが既に当技術において公知であることが
判るであろう。特に、このマイクロプロセッサの書込み
の詳細な記載についてｔｒｉ１１ｎｔｅ１社により１９
７９年１０月に刊行された「ＭＧＳ−８０８５フアミリ
ーのユーザーグーマニュアル中に見出すことができる。

当業者は、これまでに述べた回１１１について疑問が生
じた場合には、本文献を照合されたい。

第８図について簡単に述べれば、ＬＦ、’Ｄクロックの
出力１９０．１９１．１９２ｔＩ′ｉ第１５図のクロッ
ク分周回路１９４に入力される。分周回路１９４は、φ
１′乃至φ４Ｉで示される４つのデユーティ・サイクル
の状態信号を順次出力する。信号φ１とφ６の相補信号
は直接クロック分周出力１９６において出力されろ。出
力１９８を構成する４つの全ての信号φ１′乃至φ４′
は以下に論述するようにタイミングχとろ役目をする。

タイマーについて述べたが、本発明の残部は５つの個別
の部分に分かれる。第１に、ＬＥＤのｉ光のためのタイ
ミングについて論述する。ダイオードが局部的に切換え
られることが強調されよう。

第２に、光の受取りについて記述しよう。受取りについ
ては、信号はどのようなアナログ処理を行なうことな（
ディジタル的に抽出されるという事実が強調されよう。

然る後、純粋にゲイジタル信号が処理され、これにおい
て光のカーブ乞形成するため使用される。・分析すべき
肉質の変化や周囲光によるノイズ等、あらゆる変数を排
除する努力がなされた。

第６に５人体の光透過特性が変化することの対策として
、本発゛明の光レベル調整回路について記述する。セン
サが増幅回路に適当な量を受取るように入射光量の調整
が行なわれることが指摘されよう。

第４に、警報限界の設定について分析されろ。

例示して行う。

第５に、即ち最後に、プログラム警報について論述され
る。特に、「信頼限界」および監視プログラムにおいて
受取られたデータの全量の適用について異質ないし本来
σ）ものでないデータを除去しながら生理的大問題（キ
ャタストロフイ）を予防するため警報乞タイムリイに出
力可能にするものとして開示される。

第１４図において、充分な電圧がリード５０１・５０２
の両端に存在すると、適当なレベルの電流が発光ダイオ
ード５１．５５の各々に与えられる。

これらのダイオードは、コネクタ６０５の両端に概略が
示され、各トランジスタ３０７．５０９により切換えら
れる。否定のパルス乞受は取るとトランジスタはオフし
て、電圧が各ダイオード３１゜３６の両端に現われ、光
が発射される。

発射された光は指１４の肉質を透過し、その後受光用の
フォトセンサ６８において受取られ石。

第１２図には、フォトセンサ６８が示されている。これ
はコネクタ５０５０両端に結合されてい々）。コネクタ
３（１５Ｆｉ更にその信号を前置増幅器４０を介して送
る。次にこの信号は分割され、電圧増幅器４１．４２に
送られ、ここで増幅が並列に生じて、赤と赤外の信号処
理間の利得の差乞生じる。各位相検出器４５．４４は第
１５図σ）クロック回路からの入力φ１′乃至φ４′に
よりクロックされる。クロック期間である４つの信号φ
１．φ２゜φ５．φ４の各々のデユーティサイクルは鬼
でありこれらの各信号によりゲートされる。詳細には、
期間φ１では脈動成分およびノイズ２含む全てσ〕光の
信号σ）負の増幅が増幅器２０１において行なわれその
結果の信号が低域フ・ｆルタ４５を通過することになる
。

第１４図においては１次の期間においてもはや信号φ１
はないためトランジスタ５０９ｅまオンし、（Ｌ　Ｅ　
’）　３　Ｑ禁止）トランジスタ６１は接地されろ、同
時に、期間φ２においては、位相検出器４３のゲート部
が開路して受取った信号を正に増幅する、しかし、この
受取った成分はＬＥＤによる発光成分はなく完全に電子
的あるいは光学的なノイズを表わしている。従って、こ
の回路の！イミノジは等時間ペースでまず脈動成分とノ
イズ含む光欠表わす信号乞生成し、ついでノイズのみを
生じろ。増幅器２０１は、正の方向に１つの信号乞、ま
た負の方向に他の信号を同一制御で増幅する。

増幅器２０１から出力される、クロックの全ての４つの
期間にわたる信号は打消されることになる、同一だが極
性の異なる２つのノイズ成分と打消されることのない信
号成分？含む、各々の間欠的なパルスＹ取り出しこれら
を低域通過フィルタ４５して通すことにより、その結果
ノイズが打消されて、有効な信号成分のみの信号がつく
られる。

残りのチャネルも同様である。詳細には期間φろにおい
て、ノイズおよび光の信号が負の方向に増幅され、低域
通過フィルタ４６に通され１期間φ４においてノイズの
みが正方向に増幅され、低域通過フィルタ４６乞通過す
る間に打消される。

第１２図の回路の出力信号ＶＡおよびＶＢは２つの成分
を有するものと説明することができる。

第１の成分は定数である。これは、略々一定の状態を維
持する透過光の成分である。この信号成分は、皮膚の色
素、骨、肉および静脈の血液による吸収成分によるもの
である。第２の成分は動脈の血液の脈動的な流れ乞表わ
す。

第２の部分の第１の成分に対する比を本計器によって求
めるのであえ、ここで求めるものは、動脈Ｏ）脈動成分
の組織の全吸収成分に対する比である。血液の動脈の成
分は、血液中のヘモグロビンの酸素飽和度に依存する透
過率を有する、第１１図においては、理想化された状態
への信号の増幅が示されている、詳述すると、各信号Ｖ
Ａ’　、ＶＢ’Ｙ取り出す過程でオフーヒツト雷、田Ｖ
ＯＦＦが導入される。オフセット電圧は、肉質の不変部
分の通過に関する受光信号の一定成分の一部乞除去する
一定電圧である。脈動成分は常に全信号に比べて非常に
小さいことが知られているため、この除去によってディ
ジタル変換の精度が改善でき乞しかし、マイクロプロセ
゛ノサのプログラムにとっては、信号の処理に先立つて
こｇ）除去されろ電ＥＥ乞数学的に再び挿入することが
必要となる。

この除去および増幅は各増幅器５５０．５５１において
生じ、信号ＶＡ’およびＶＢ’が出力されろうこれら信
号乞ディジタル／アナログ変換する場合忙、脈動成分と
一定成分の残りとン組合せることが必要となる。このこ
とは、第９図の回路において最もよく判る。

第９図においては、マルチプレクサ５０が示されている
うここに示された分析操作の間、このマルチプレクサ５
０は信号ＶＡ’およびＶＢ”ｌｋサンフ。

ルする。信号はコンパレータ５２σ）負の側に送られる
。マルチプレクサ乞駆動するための信号は、ＤＡＣのハ
イラッチ３６０における回線ＯＤ４〜０Ｄ６ｙ通過する
。このＤＡＣのローラッｆ−５６２は、その後、使用可
能回線３６１）：における可能信号に応答して作動され
、１２ビツトに基づいて出力されディジタル／アナログ
・コンバータ５４に入力される。４０９６種類のひとつ
が生じる。

典型的には、信号は半分ずつ比較される。、ＤＡＣ５４
の出力はリード６６５乞介してコンパレータ５２に送ら
れその出力５６６はマイクロプロセッサに送られる。ハ
イまたはロー状態の信号のいずれかが受取られるかに従
って、１２ピツ）ＤＡＣ５４のステッピング動作が半分
ずつ生じて、１２ビツトの分割が迅速に生じることを可
能にする。

その結果、受取るフォトセンサの電圧の出力レベルは迅
速に決定でき脈動成分を速やかにフォローして決定でき
る。この過程は、両方の信号ＶＡ／およびＶＢ／に対し
てマイクロプロセッサが忠実に両方の信号ＶＡ’および
ＶＢ／ｉ追跡することを可能にする速度で反復されるの
である。

本発明の光受取り回路（受光回路）について記述したが
、次に光−の調整レベルについて注目すしたい。

各患者が肉質、皮膚の色素の厚さ、骨、静脈血および他
の不変動成分の故に、両方の波長において患者に固有σ
）一定の光透過成分を示すことになることを思い出され
たい、このため、（患者ごとに）光源３１に対して与え
られる電流のレベルを調整することが必要である。これ
は、第９図のＤＡＣ回路および第１０図のサンプル保持
回路によって行なわれる。

マイクロプロセッサによる光信号のサンプリングについ
ては、前に述べた。信号が変換回路の有効な範囲内にな
い場合には、信号レベルがアナログ／ディジタル変換に
おいて受入れることができる電圧範囲になるよう入射光
のレベルを必要なだけ上下方向に調整されなければなら
ない。第９図においては、プログラムはそのデータ・バ
スを介して所要の電圧レベルと対応するコードをラッチ
５６２・６６０に出力することになり、ＤＡＣ：５４の
出力乞所要のＬＥＤ電流と対応する電圧に設定する。こ
れは、ＤＡＣが入力の変換のため使用されない期間のみ
に（入力変換期間外で）行なわれろことに注意されたい
、プログラムは１次に、同じバスン用いて選択したＬＥ
Ｄと対応するビット出力を第１０図のランチ６７０に与
える。このビット即ち選択信号は、電圧コンバータ３７
１に適合する電圧に変換され、８つのアナログ・スイッ
チ６７２・６７４の内の１つに与えられる。この結果、
入力が除去された後に、所要のＬＥＤ電流レベルと対応
するＤＡＣからの電ＥＥ［蓄積コンデンサに与えられ、
電圧がランチされる。この電圧は、増幅器５７５．３７
６によってバッファされ、ＬＥＤ回路に与えられる。こ
のように、フォトセンサが受光する信号の強さに従って
、各々の発光ダイオードは調整された高又は低電圧によ
り駆動され、最適の光出力を生しることができるのであ
る。

このサンプル保持回路の使用可能な８つのチャネル内の
２つしかＬＥＤの強さを調整するため必要でないことが
判る。残りのチャネルは５種々の関連のない関数に対す
るマイクロプロセッサからの汎用アナログ出力を提供す
る。増幅器５７７の出力は前述のオフセット増幅器（第
１１図）に固定オフセット電ＦＥヲ与え、増幅器５７６
の出力ｖｖｏｔ、は警報に対する音量制御ン提供し、増
幅器６０１．６０２・６０６の出力は任意のチャート・
レコーダに対する外部出力を提供し、増幅器６０４の出
力は警報のピッチに対する制御を提供する。

（モニターの動作） 酸素濃度計により得た信号情報を本発明の酸素濃度計の
モニター奮進して立会いの外科医に対して与える方法に
ついて以下説明する。

第１図においてｌｄ、電源スィッチ１６を介して計器の
電源がＯＮに切換えられる時、数値ディスプレイ１（デ
ジタル・ディスプレイ）およびＬＥＤディジタル表示メ
ータ１２は共に、マイクロプロセッサ１６がその操作乞
開始するまで盤間的に点灯する。スピーカ１５もまた信
号音（ビープ音）７発する。マイクロプロセッサ１６が
ミリ秒程度で計器に対する制御を行なえるようになると
、数値ディスプレイ１がクリアされ、零が桁７９４〜７
９６に関して閃光する。パワーアップ時では、酸素濃度
計は作動状態に入っていないため音響警報は禁止され、
警報の禁止表示灯ＬｇＤ９が点灯を開始す７１１．ｍ出
プローブ２９娑介する患者２８のパルス（脈）速度との
同期は未だ確立されない。

従って、非同期状態表示灯１１は点灯して非同期状態表
示灯動、マイクロプロセッサ１６は、フォトセンサ６８
の信号のサンプリング？開始し。

やがて有効パルスが受取られつつあることχ判定すると
、数値ディスプレイ１の桁７９４〜７９６において患者
２Ｂの血液中の酸素の飽和産前１０進数でパーセント表
示する。桁７９７〜７９９はパルス速度（脈拍数）をデ
ジタル表示する。ＬＥＤディジタル表示メータ１２は５
パルス速度と同期して点滅（フラッシング）乞開始して
、フラッシングの、垂直方向の高さは受取ったパルスの
強さと比例する。約４または５の有効パルスが受取られ
た後で、非同期ＬＥＤ表示灯１１が消勢され、オフ状態
になる。スピーカ１５を介してトリガーされた時作動す
る警報はこの時点より手動により警報ボタ、ン５を用い
て使用可能状態にすることができろ。ボタン５が押され
ると、°警報禁止表示灯９が消灯する。以下に詳細に論
述されるように警報限界を越えた時警報が鳴る。

パルスとの同期が確立すると、スピーカ１５が認識され
たパルス速度の周波数と同期する周波数（頻度）でかつ
酸素飽和度と比例するピッチ（高さ）のビーブ音を発生
し始める、条件の欠如（ｐｅｆａｕｌｔｓ　）はこれら
の信号に対して初期の音量およびピッチを与える。・ この情報は連続的かつ規則的にマイクロプロセッサ１６
により更新され、現在の情報により最近のパルス履歴を
平均化する機能をもつディジタル−フィルタによっての
み修正される。このため、生理的および人工的（ａｒｔ
ｉｆａｃｔｕａｌ　）なノイズ変化によるパルス速度お
よび酸素飽和度の過渡的な小変動を簡単に除去するよう
作用する。

マイクロプロセッサ１６はデータをサンプルし続け、こ
れを計器圧おけるその時の警報限界と比較する５本実施
例においてＦｉ、パワー・アップすると、警報限界は、
酸素飽和下限が８５チ、パルス速度（脈拍数）下限値が
５５．パルス速度上限値が１４０にディフォールト（初
期設定）される。

この警報限界の設定値およびスピーカ１５からの音響信
号は下記のようにして変更できる、スピーカ１５からの
警報（ビープ）音の音量は、光学的に結合された制御つ
まみ１０を回すことＫより設定することができる。制御
つまみ１０を時計方向に回転すること圧より音量を最大
にすることができ、反時計方向忙回すことによりスピー
カ１５の音響出力を完全に禁止することができる。

警報限界パラメータ？変更するには、ボタン２〜４０１
つを押す。例えば、飽和限界ボタン２を押すと、現在の
飽和レベルの警報限界値が桁７９４〜７９６上に表示さ
れる。最初は、これは８５の下限値に設定され７；）、
、次に光学作用っまみ１０乞回すことにより酸素の飽和
限界値を調整できる。

つまみ１０Ｙいずれかの方向に回転することにより、こ
の限界は臨床医が患者２８の容態に応じて適当な飽和変
音その警報限界と判定したところに従って０乃至１００
％のどこかに変更することができろうつまみＩＯＹ約２
秒間動かさないと、っまみ１０ＩＩ′ｉ自動的に飽和限
界値の調整ができない状態となり、音量調整モードに戻
机同時忙、ディスプレイ１が再び投入されて現在の酸素
飽和レベルおよび現在のパルス速度を表示する。パルス
速度上限ボタン６およびパルス速度下限ボタン４は同様
に作用する、警報状態表示灯６．７．８Ｆｉ、対応する
生理パラメータがその警報限界馨越えた時閃光火発する
。表示灯６〜８は、警報禁止ボタン５Ｖｃよって音響警
報が可能状態もしくは不能状態のいずれになるかの如何
に拘らず発光する。

前述したように、警報限界を越えるパラメータが存在し
ない場合、スピーカ１５はパルス音を発し、その反復頻
度は患者のパルス速度と等しくかつそのピッチは酸素飽
和度と比例する。警報がボタン５によって使用可能状態
にある場合には、いずれかのパラメータがその各々の警
報限界７越えるとスピーカ１５は一定のピッチの連続音
を発する（対応する警報音便用不能状態するか、あるい
は対応するパラメータが設定範囲内に戻るまで）、再び
、警報が禁止されろと、ＬＥＤ９が発光してユーザに対
して音響警報が生じないこと乞表示する、 これまでに論述した酸素濃度計の監視動作については、
第１５図乃至第１８図の回路を参照すれば更に理解する
ことができよう、さらに詳細について末尾のコンピュー
タ・プログラムを参照されたい。

第１５図は、光学結合された制御つまみ１０の動作を示
す回路図である。つまみ１０の軸は軸エンコーダ７９６
に結合している。軸エンコーダ７９６は窓部７９０によ
り規則的な間隔で穿孔されてい４．ＬＥＤ−フォトセン
サ対７９１と７９２が、エンコーダ７９６の両側に接近
して配置されている。、ＬＥＤ−７オトセンサ対７９１
は窓部７９０を介して光学的に結合された状態で示され
、ＬＥＤ−フォトセンサ対７９２はエンコーダ７９′５
によって閉鎖された状態で示されている。各スロット（
窓）の１】はスロット間の間隔の半分である、各ＬＥＤ
フォトセンサ対にも分解能乞改善するため狭いスリット
が設けられている。ＬＥＤ−フォトセンサ対７９１と７
９２の間の関係ｔｆ　、　ス０７ト・ツウ・スロット角
度の２５チ乞表わす角度だけ隔てられる関係、即ち９０
°（ｑｕａｄｒａｔｕｒｅ　）と呼ばれる関係となって
いる、 エンコーダ７９５が時計方向に回転させられるものとす
れば、対７９２が閉鎖状態になる時点においては対７９
１が閉鎖状態を維持する（非閉鎖状態に変る）ことにな
るが、もし反時計方向に回転されるならば、その反対も
また真となる。即ち対７９２が閉鎖状態となる時対７９
１は非閉鎖状態となる、各窓部の各縁部に対する２つの
ＬＥＤフォトセンサ対間にはこのような明確な関係が存
在する。このように、信号はマイクロプロセッサ１６に
対して送られて、つまみ１００回転方向およびステップ
？表示する。

光学的に結合された対７９１と７９２からの信号は、コ
ンパレータ７２０と７２１にて与えられろ、制御もシッ
ク７２２を介して、つまみ１０の回転方向およびステッ
プの双方がマイクロプロセッサに対して与えられる。出
力ＤＩＲ７２４における信号は、マイクロプロセッサ１
６が回転方向を計算することを可能にし、出力５ＴＥ７
２５における信号はステップの決定を可能にする、この
ような構成の利点は、つまみ１０の絶対位置は重要では
ないことである。マイクロプロセッサ１６が調整つまみ
の位置の移動中の信号を受取っているときのみ、つまみ
１０の位置が意味をもつ。

第１６図に示すように、方向信号７２４とステップ信号
７２５がチン１フ６２０人カゲートに送られる。チップ
７５２は制御ロジック７６４乞介して使用可能状態にさ
れる。ボタン２〜５からの入力は、方向信号７２４およ
びステップ信号７２５と組合わされて、バスＡＤＯ乃至
ＡＤ７Ｙ介して出力されてＲＡＭメモリーに方向および
警報限界の補正量を与える、 第１７図においては、ＬＥＤ表示回路が内部に示されて
いる。データ回［０Ｉ）　［）乃至０Ｄ７１ｆＣ存在す
る桁選択データが表示選択ＤＳＰＳＥＬ７１７により使
用可能状態となるラッチ７０１に入る。

このデータは、ドライバ７０２とドライバ７１１に出力
されて、数値桁選択信号５ＥＬＯ乃至５ＥＬ７乞得る。

信号５ＥＬＯ乃至５ＥＬ５（７０５〜７１０）は７セグ
メン）ＬＥＤ１０進数の数値ディスプレイ７９４〜７９
９乞可能状態にする。、−数値ディスプレイ７９４〜７
９９に表示されるべき数値を表わすデータは表示桁ＤＳ
ＰＤＩＧ７１８により可能状態にされるラッチ７０６に
入る。ランチ７０６の出力はドライバ７０４と７１４に
入力される。ドライバ７０４および７１４のＢＩＴＯ乃
至７の出力は、個々に選択された標準的な７セグメント
のＬＥＤディスプレイの各セグメントをＯＮに切換え、
現在の酸素飽和レベルあるいは限界値の１つの１０進数
、または現在のパルス速度のレベルあるいは限界値乞表
示する。他の桁も更に類似の方法で表示される、 ５１１ｉ：Ｌ７（７１５）および５ＥＬ６（７１６）は
各／ＩＬＥＤチップ７１２．７１３のチップ毎に８つの
ＬＥＤを作動させる１発光するチップ毎のＬＥＤの数ハ
ビット０乃至ビット７によって決定される。

前述の如く、発光ＬＥＤの数はパルスの強さに比例し、
ディスプレイ７１２．７１５の閃光（点滅）速度は心臓
の鼓動速度と同期する。

最後に、第１８図はスピーカ１５の音響出力の制御状態
ン示している。電圧レベルＶＯＬ３７８およびＶＢＥＥ
Ｐ６０４　（第１０図参照）は所望の音量および所望の
ピッチとそれぞれ対応する、信号ＶＢＥＥＰ６０４がタ
イマー７４０およびトランジスタ７４６からコネクタ７
４１乞経てスピーカ１５に対して進むと、変調されたピ
ッチおよび音響の反復数が結果として生じる。信号ＶＯ
Ｌ５７８がトランジスタ７４２およびコネクタ７４１に
スピーカ１５まで進むと音量乞変調する。

（動作理論） 動作の方法は、任意の２つの時点におけろ２つの異１ぶ
る波長（赤光および赤外線）に対する組織の光透過量の
測定を含む。ただし、２つの時点は１つのパルス（脈）
全体に比べて非常に短い時間に過ぎない。人間の肉体内
の血液の１つのパルス（脈）の波形はデジタル的にプロ
ットされる。流入する動脈血による光の透過量の変化乞
考察することによって測定が行なわれる。

この光透過量は、血液が流入する際に光吸収量が増大す
る。その結果、光検出器、即ちフォトセンサ５８は少な
い光量を検出する。このように、フォトセンサにおいて
受光した光量の低下をもって脈動成分が存在することが
わかる、 周囲の光透過量状態（信号の約９４チ）乞記号１で表わ
し、パルス（脈）による透過量の変化を記号△１で表わ
すと、肉質における不変部分に対する光透過量の変化分
Ｙ表わすための関係式は下式により表わされる。即ち。

ΔＩ　／　Ｉ　ｏｃ’Δ、Ｍ　　　　　　　　　（１）
ここに、６Ｍはパルスの持続期間中の物質における変化
量である。

等式にするためある定数を挿入すると下式を得る。即ち
。

ΔＩ／Ｉ＝に６Ｍ（２） ここに、Ｋは比例定数である。

質量にふ田ろ変化量：ハ（その光学的吸収量が組織より
も大きい）血液からなること、またこの血液が２つの形
態のヘモグロビン、即ち酸素ヘモグロビン（付随酸素を
含むヘモグロビン）および還元ヘモグロビン（酸素７含
まないヘモグロビン）馨含むことを知れば、上式は下記
の如く２つｆ）変化成分についての式に拡張することが
できろ。即ち、 Δｉ／Ｉ、、＝ＫＡΔＭＡ＋ＫＢ△ＭＢ　　　（３１こ
こに、ＫＡＨ酸素ヘモグロビンに対する定数、八Ｍｌ；
を酸素ヘモグロビンの流入による変化量であり、ＫＢは
還元ヘモグロビンに対する定数。

６Ｍ　Ｂ　ｔｄ還還元モモグロビンおける変化量でアル
。

２つの異な′る波長において検査を実行中であることを
想起されたい、この場合、上記の関係は各波長における
適用可能な定数を含むように拡張することができる。従
って、 但し、ＫＡＩおよびＫＢ　１ｔ／′ｉ第１の波長λ１（
例えば、赤の波長）におけるそれぞｔｂ酸素ヘモグロビ
ンおよび還元ヘモグロビンの定数であｔ）　、　ＫＡ２
およびＫＢ２は第２の波長λ１における定数である。

Ｋｘｙなる弐ｔとる各定数は光の吸収量の変イヒ０ある
特定の色彩に対する光の全吸収量および脈動する流れに
よる物質σ）変化の関係に関する定数である・ことが判
る。

全ヘモグロビン量に対する酸素ヘモグロビンの割合Ｓ（
飽和度）欠知れば、下記音知る。、Ｉｌｌち、△ＭＡ＝
：＝ｓ△Ｍ、　　　　　　　　　　（５ａ）ΔＭＢ＝（
１−８）６Ｍ（５ｂ） 但し、ΔＭ＝ΔＭＡ＋ΔＭＢ　　　　　（６）ここに、
Ｓに酸素ヘモグロビンの飽和度であり、（１−８）Ｈ還
元ヘモグロビンの留分である、これを前の数式に代入す
ると、下記の結果乞得ろう即ち、 上記の式から、１つの飽和度が決定されろことが判り、
血液の環流（６Ｍ）に対する解は自明である。

この岐路において、驚くべきことに２つの異なる波長に
おける光の透過量と関連する比率を定義した。この比率
の定義において、読者は対数的な比例性による計算が不
要であることが判るであろうう即ち、波長λ１と波長λ
２における透過光量間の比率乞下記の如く定義した。即
ち。

各波長λ１とλ２における光の全透過量に対する光の吸
収量の変化の値７表わす式６（ａ）と６（ｂ）’に代入
すれば、下式を得る。即ち、 Ｒ＝（ＫＡＩＳ＋ＫＢ１−３ＫＢ１）／（ＫＡ２Ｓ＋Ｋ
Ｂ２−８ＫＢ２）（８）同様に、Ｓについて解けば下式
を得ろ。即ち、５＝（ＫＢｌ−ＲＫＢ２）／Ｒ（ＫＡ２
−ＫＢ２’）−（ＫＡｌ−ＫＢｌ）　１９１このように
、比率Ｒと飽和度Ｓの双方に対しである関係が存在する
ことが判る、 医学の当業者には判るように、光吸収方式により電子的
（（決定される飽和度を求める数値乞実験室の試験でも
求めることが可能である、実際、多数の実験プロトコル
ないし試験がある。この場合、全ての計器の較正のため
の手順は直ちに明らかになる。

詳述するに、異なる飽和度Ｓ１．８２・Ｓ３・Ｓ４Ｙも
つ固体から実験的に動脈の酸素飽和度を得ろことにより
、特定の比率Ｒ１，Ｒ２，Ｉ（３゜Ｒ４’に測定するこ
とができる、これらの比率Ｒｉを信頼性２以て得るため
、特に本例における信頼性の高い測定結果の確保に関連
する装置の部分において本計器自体乞用いる。その後で
、酸素ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの双方１（
対する係数についての最初の想定を行なうことができる
のである。

前述の係数の１つＫＡ１χとれば、この定数は２つの個
々の成分に分解することができる。第１に、１つの成分
は前に決定した値から得られ、これｉｃＡ　１で表わす
。第２に、計器ごとに、この定数は変えろ必要がある、
この変化は、観察の諸条件、個々の計器の電子部分等に
よるものである。

この値に△ＣＡＩと表わすことができる。前述の式にお
ける４つの定数の各４も同様に同じ方法で拡張すること
ができろ。

（ＣＡ２七幻Ａ２）（Ｓｉ　Ｒｉ）＋（ＧＢ２＋ΔＣＢ
２）　（Ｒｉ−８ｉ　Ｒｉ）＝　（ＣＡ１＋八〇Ａへ）
（Ｓｉ）＋（ＣＢ１＋団Ｂ１）（１−ｓ）　　　（１１
ここにｉは少なくとも４つの測定された飽和度および透
過量の比率と関連する指数である（ｉ＝１、２．３．４
．・・・）、。

数学および計器の計算に習熟する者には、４つの独立す
る飽和度音用いること乞前提とすれば。

全ての状態における△Ｃの量および波長について同時に
解を求めろことができることが判るであろう、従って、
１組の定数が得られ、この定数の組はＳの全ての値につ
いて個々に作られた計器乞プログラミングするのに使用
することができる。

前述の関係は別の方法で決定できる。、Ｒ（透過比率）
とＳ（ヘモグロビンの酸素飽和度）との関係が簡単なカ
ーブに合致すること乞発見した。特に、少なくとも人間
に対しては、Ｒに対するＳの一定で予測可能なカーブ乞
得ることができる。この関係乞索引テーブルにおいて用
いることにより、患者の飽和度を迅速に計算することが
できる。

本装置においては、従来技術の場合とは異なり、等ＥＥ
（１ｓｏｂｅｓｔｉｃ　）の波長の光源を用いず、装置
が対数計算（数式７参照）を必要としないことに注目さ
れたいう 読者は、上述のパルス（脈）酸素濃度計即ち血量割が典
型的に人間の指において使用さ“れること７目的として
いることが判るであろう、しかし本パルス酸素濃度計は
皮膚のどこにおいても同様に良好に動作すること２知る
べきである、呆発明の非常に小さな局部的なセンサの理
想的な望ましい用途は分娩中の子供の頭皮である。脳性
麻痺をもたらす分娩中の酸素の欠乏状態の回避が考えら
れる。同様に、他の皮膚上の場所、例えば鼻の中隔膜で
もよい。

（モニターの信頼限界の理論） 患者のパルス乞ノイズおよび運動人工物（アーティファ
クト）から「インテリジェントに」分離するため、予期
されるパルス特性を記憶し潜在パルス波形と比較する方
法が用いられる。この方法は、５つの「ベクトル」即ち
パラメータのリスト乞必要とする。これらのパラメータ
はΔ工λ１１工λ１．Δ工λ２．Ｉλ２およびパルス速
度（脈拍数）であり、第１９図のメモリー４００におい
て概略が示されている、これらのパラメータＦ１１６ビ
ツトの２進演算に適するスケーリングによる前述の透過
度パラメータと同じであることを留意されブこい。

各パラメータに対する１組の履歴値がＲＡＭ。

即ち履歴リストに格納される。これらリストの各々は本
例においては５要素の長さであるが、必要に応じて短縮
もしくは拡張が可能である。この履歴リストは、ＲＡＭ
に格納される試験中の現在のパラメータと比較すべぎ基
準として用いる。この比較により、１組の差が得られ、
それらは、差のコードとして符号化された形態で同様に
格納される。また各パラメータと関連して「信頼度」コ
ードがあり、これは要するに以下匠述べるように現在の
各パラメータに対する許容ないし公差のレベルである。

信頼度検査における最初のステップは現在のパラメータ
の格納、次いでこれらパラメータの値と履歴リストに格
納された値との比較である。この履歴リストの内容はお
そらくは前の良好なパルス（脈）のパラメータで構成さ
れる。始動時には。

これらパルスの諸パラメータに任意の初期値をロードし
、広範囲のデータを許容する低い信頼度のコードと関連
する、ここで、光の全透過量ｌλ１のパラメータがメモ
リー４０゛２に格納された状態で示されている。

一旦差のコードが計算されてメモリー４０５に置かれる
と、差のコードはメモリー４０４に格納された対応する
信頼度コードと比較される。差のコードと同じ範囲７有
するこれらの信頼度コードは、現在のパラメータが受入
れられるためには、履歴値に対してどれだけ近いかにつ
いての記述である、差のコードおよび信頼度コードの双
方は。

０のコードが０〜１２％の差即ち公差を表わし、１が１
３乃至２５チを、２が２６〜６７チｔという如く、１０
０チの不一致を表わすコード８まで表わすよう符号化さ
れている、 この差についてこのようなコードの意味するところは、
単に履歴パラメータに対する現在のパラメータの比率が
、前記信頼度コードに関してこのパラメータに対する公
差乞表わすことである。

一旦信頼度コードが各パラメータについて計算されると
、これらコードはレジスタ４０５１Ｃおいて加算されて
一連のパラメータに対する信頼変乞表わす評価点音生じ
る。こＯＰ価値ハ聞値即ち受入れ可能な最大値と比較さ
れろ、留意すべきことは、低い評価点は予期される値と
よ（一致していること、乞表わし、したがってエネーブ
ル４０７が付勢してデータが受は入れられるという点で
ある、 もし、全体の信頼度の評価点が閾値以下である場合には
、プログラムは現在のパルス（脈）がたしかに良好なパ
ルスであるとし、信頼度コードを更新する分岐Ｍ乞とり
、パルスの処理のプロセスに入る。もしこの信頼度コー
ドが前記閾値よりも高ければ、全てのデータは排除され
る。

信頼度コードは、各パラメータに対する差のコードを信
頼度コードと比較することにより個々に調整される。も
し差のコードσ）方が小さければ、信頼度コードはｊカ
ウントだけ減算され、！のテストに対する更に高い信頼
度レベルビ表わす、差σ）コードの方が大きい場合（全
体としては満足できるものであるにもかかわらず、その
パラメータ自体は公差内に入っていない場合）、その信
頼度コードを増分して、信頼度レベルが低下したことを
表わす、もしパルスが良好でありその結果信頼度コード
が良好なパルスに対して迅速に収束するならば、この増
減の過程は２回反復される。

評価点が受入れられなかった場合は、運動により生じた
人工物のために範囲外に出てしまいやすいパラメータで
あるパルス期間を除いて、プログラムは全てのパラメー
タケ再び検査す全。再検査においても依然として良好で
なければ信頼度コードを前述の如くもう一度調整しなお
して信頼度レベ／ＬＹＩ次のテストに備えて若干低（す
る。

次いでプログラムは、パルス７出し排除する前にこれら
の更新された信頼度コードについて一回の最終検査を行
なう。最終検査をする理由は、信頼度コードは次のパル
スに適用されるのであるが、現在のパルスが受入ラント
ドウの僅か外側にあるような場合には現在のパルスに対
しても適用されるからである、この手法はパルスが変化
する状況下において良好な応等乞提供するものである、
以上の記述は、一般的に、生理的状態に基づいた信号に
対する知的なプロセッサを提供するため酸素濃度計にお
いて用いられる信頼度コードの処理についてその概略を
述べたものである、さらに詳細な記述が末尾のコンピュ
ータ・プログラムに記載されている、 読者は、本文に開示したプロセスが測定結果を表示する
までの全体のプロセスにおける中間的１よステップであ
ることを理解されよう。

更に、読者は、人間の被検体における計器の較正を決定
する目的のために、高レベルの信頼度を以て測定値Ｒｉ
を決定する手法が計器自体を用いろことにより、本文で
述べたように較正パラメータを決定できることを理解さ
れよう。

要約すれば、本発明のパルス酸素濃度計モニターは、種
々の視覚的および音響的形態において立会いの外科医に
対し広範囲の重要な情報を提供することが判るであろう
７以上σ本発明の望ましい実施態様の完全な開示７行な
うものであるが、種々の変更例、代替構造および均等物
が本発明の趣旨および範囲を逸脱することなく可能であ
る、例えば、気管支形成障害および後水晶体線維増殖症
乞防止するため新生児に関わる用途においては、高い酸
素飽和度限界値が必要とされる。高い酸素飽和度に対す
る警報限界ン付加することは充分に本発明の範囲内に含
まれる。従らて１本文における以上の記述および図示は
本発明の範囲を限定す、るものと見做すべきではなく、
本発明は頭書の特許請求の範囲によって規定されるもの
である。以下はコンピュータ・プログラムである。

ＯＸＩＭＥＴｉ　ＭＩＣＲＯＢＥＮＣＨ８０８０／８０
８５　ＣＲＯ３Ｓ　ＡＳＳＥＭＢＬＥＲ（Ｖ２）−２０
８１−、ＪＵＮ−８２プＺ　　ＬＩＬＩＩＩ　　　　　
Ｕｊ　　　　　　υ０ＬＩＯＪＭＰ　　　　　　５ＴＡ
ＲＴ１１：３０：１７　ＰＡＧＥ　　２ ；ＤＩＳＰＬＡＹ　（Ｉｔ＊６０Ｈ２）　−Ｒ３Ｔ６．
５．　ＲＥＳＥＴ　ＢＹ　ＩＤ５ＰＤ工ａ’ｏυＴＰｔ
ｌＴ：ＣＬＯＣＫ　（ｌ　ＭＳ）工ＮＴＥＲＲＵＰＴ　
＝　Ｒ３Ｔ７．５．　ＥＤＧＥ　ＴＲ０ＧＧＥＲＥＤ；
ＰＯＷＥＲ−ＯＮ　ＲＥＳＴＡＲＴ ＯＸＩＭＥＴ；ＭＩＣＲＯＢＥＮＣＨ８０８０／８０８
５　ＣＲＯ３Ｓ　ＡＳＳＥＭＢＬＥＲ、（Ｖ２）−２０
８１’−ＪＵＮ−８２’ＩＩ　　ＯＩＡ’）　　　　　
　にソ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　１１Ｐ＋五１１：３０：１７　ＰＡＧＥ　７ ；ＵＰＤＡＴＥ　ＨＩＳＴＯＲ工ＣＡＬ　ＶＡＬＵＥＳ
；Ｍｌｌ、ごＬ↓　υハｌハ　ｒ−ＩＪ１１ｊＯＸＩＭ
ＥＴｉ　ＭＩＣＲＯＢＥＮＣＨ８０８０／８０Ｂ５　Ｃ
ＲＯ３Ｓ　ＡＳＳＥＭＢＬＥＦＬ　（Ｖ２）−２０８１
ｏＩＥｌｌ　　　　Ｃ９ＲＥＴ ｌ−ＪＵＮ−８２１１：３０：１７　ＰＡＧＥ　９ＯＸ
ＪＭＥＴｉ　Ｍ工ＣＲＯＢＥＮＣＨ８０８０／８０８５
　ＣＲＯ３Ｓ　ＡＳＳＥＭＢＬＥＲ（Ｖ２）−２０８１
−ＪＵＮ−８２１１：３０：１７　ＰＡＧＥ、　１１３
．３．３．３ ０χＩＭＥＴｉ　ＭＩＣＲＯＢＥＮＣＨ８０８０／８０
Ｂ５　ＣＲＯ３Ｓ　ＡＳＳＥＭＢＬＥＲ（Ｖ２）−２０
８１−ＪＩＪＮ−８２上）　Ｕどルソ　　　　しソ　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　Ｉ
（ｈ’↓“１１：３０：１７　ＰＡＧＥ　１５ ｉｃＨＥｃＫ　ＦＯＲＺＥＲＯＰＥＲ工ＯＤ；Ｓ、Ｃ票
Ｆ’ＥＲＩＯＤ　＊　２５６；Ｆ工ＬＴＥＲＩＴ ＯＸＩＭＥＴｉ　ＭＩＣＲＯＢＥＮＣＨ８０８０／８０
８５　ＣＲＯ３Ｓ　ＡＳＳＥＭＢＬＥＲ（Ｖ２）−２０
８’１−ＪＵＮ−８２１１：３０：１７　　ＰＡＧＥ　
１７；ＦＩＬＴＥＲＩＴ ｉＡＶＯＩＤ　ＬＯＯＫＩＮＧ　ＦＯＯＬＩＳＨ。

ＯＸＩＭＥＴｉ　ＭＩＣＲＯＢＥＮＣＨａｏａｏ７ａｏ
ａ５０ＲＯ３Ｓ’　ＡＳＳＥＭＢＬＥＲ（Ｖ２）−２０
８ｂＵ匂ｊＬＩ　　　　　Ｕソ　　　　　　　　　　　
　　　上’ｔ！％：　　　　　　ｘｔ、１ｈ１−ＪＵＮ
−８２’１１；３０：１７　ＰＡＧＥ　２ｍ；ＦＵＤＧ
Ｅ　ＴＯＮＥ　３０　ＴＨＡＴ　ＮｏＭｐＣＨ冨５０％
ＯＸＩ：ＭＥＴ’；　ＭＩＣＲＯＢＥＮＣＨ８ｏ８ｏ／
８ｏ８５　ＣＲＯ３Ｓ　ＡＳＳＥＭＢＬＥＲ（Ｖ２）−
２，０８１−ＪＵＮ−８２，１１：３０・１７　ＰＡＧ
Ｅ　２３；ＳＥＲ工０υＳ　ＲＯＵＮＤ−ＯＦＦ；ＭＡ
ＳＫ　（ＳＣＡＬＥＤ）　Ｙ　Ｔｏ　ＩＮＴＥ（ＩＥＲ
ＦＯＲＭ；ＲＥＴＵＲＮ　（Ａｓ　ＮＥνｌ　Ｙｌ）　
ＩＮ　Ｂ、Ｃニー１１ ｉｓＴＯＲＥ工Ｎ　ＮＥＸＴ　ＢＹＴＥＯＸＩＭＥＴｉ
　Ｍ工ＣＲＯＢＥＮＣＨ８０８０／８０８５　ＣＲＯ３
Ｓ　ＡＳＳＥＭＢＬＥＲ（Ｖ２）、−２０８どど　リ）
ど０　　　　しり　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　１１らよ１−ＪＵＮ−８２１１：３０：１
７　ＰＡＧＥ　２５ｉｓＴＯＲＥ　ＬＥＤ　ＣＯＤＥ ＯＸ工ＭＥＴｉ　ＭＩＣＲＯＢＥＮＣＨ８０８０／８０
８５　ＣＲＯ３Ｓ　Ａｓ’；ＥＭＢＬｃｕ　（Ｖ２）−
２０８１−ＪＵＮ−８２１１：３０：：Ｌ７’　ＰＡ（
ｉＥ　２７ＳＥＴ’ＦＬＡＧ　ＩＦ　Ｓｏ　　（ＡＬＳ
Ｏ５ＴＯＲＥ　ＣＨ，２ＤＡＴＡ）ｉＳＴＯＲＥ　工Ｎ
ＤＥＸ　ＡＳ　νＩＥＬＬＯＸＩＭＥＴ；　Ｍ工ＣＲＯ
ＢＥＮＣＨ８０８０／８０８５　ＣＲＯ３Ｓ　ＡＳＳＥ
ＭＢＬＥＲ（ｖ２）−２０８１−，１ＴＵＮ−８２１０
６８Ｂ　　　ＣＡ　　　　　０６Ｃ７ＪＺ　　　　　Ｍ
ＣＨＥＲＰ。

１１：３０：１７　ＰＡＧＥ　３’１ ；ＺＥＲＯＭＡＸ ＯＸＩＭＥＴ；　　Ｍ］’ＣＲＯＢＥＮＣＨａｏａｏ／
５ｏａ５　　ＣＲＯ８Ｓ　　ＡＳＳＥＭＢＬＥＲ（Ｖ２
）−２０８１−ＪＵＮ−８２１１：３０・１７　ＰＡＧ
Ｅ　Ｉｌｌ。

二ＢＩＴ　７　＝　Ｄ工５ＰＡＴＣＨ ｉＢ工Ｔ　６ ＯＸＩＭＥＴ；　ＭＩＣＲＯＢＥＮＣＨ８０８０／８０
８５　ＣＲＯ３Ｓ　ＡｓｓＥＭＢＬＥＲ（Ｖ２）−２０
８１−、ｙｔｍ−８２１＋３ＯＡＩＢ　　　　Ｇ９　　
　　　　　　　　　１１Ｊ％：　　　　ＷＥＴ。

１１：３０：、１７　ＰＡＧＥＪ５ ｉＰＯＩＮＴ　Ｔｏ　ＰＡＦｔＡＭ ；ＧＥＴ　ＵＰＰＥＲＬ工阿工Ｔ ；／４ＴＴ汀関〕Ｔ ；ＬＯＩ４ＥＲＬ工ＭＩＴ ｉＥＸ工’！ｌ’　ＩＩＥＲＥ　工Ｆ、ＷＥ　ＡＲＥ　
ＴＷＥＡＫＩＮＧ　ＶＯＬｔｌＭＥ　ＢＹ　ＤＥＦＡＵ
ＬＴｉＴｔＥ−ＤＩＳＰＬＡＹ　ＰＡＲＡＭＥＴＥＲ；
ＲＥＳＥＴ　Ｔ工ＭＥＲ工Ｆ　Ｒ１１ＮＮエトＩＧＯＸ
工ＭＥＴｉ　ＭＩＣＲＯＢＥＮＣＨ８０８０／８０８５
　ＣＲＯ８Ｓ　ＡＳＳＥＭＢＬＥＲ（Ｖ２）−２０８１
−ＪＵＮＪ２１１：３０：１７　ＰＡＧＥ　１１？ｉ３
−　ＲＡＴＥ　ＬＯυＥＦｔ　ＬＩＭＩＴｉｌｌ　−Ｉ
ＮＨＩＢＩＴ　ＡＬＡＲＭ　０１０　ＭＳＰＬＡＹ）；
５ ；６ ；７−　ＡＬＡＦｔＭ　ＶＯＬＵＭＥ ；８冒ＲＥＥＰＦ、ＲＰ工ＴＣＨ ｉ９　＝　ＡＬＡＲＭ　Ｐ工ＴＣＨ ：１１テＩＮＤＩＲＥＣＴ　ＤよりＤＬＥ−ＡＤＤＲＥ
ＳＳ　Ｄ工５ＰＡＴＣＨ；１２−工ＮＤ工ＲＥＣＴ　Ｄ
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Ｉ１４Ｅ’ｉ’；　１４ＩｃＲＯＢＥＮｃＨａｏａｏ／
ａｏｓ５　ＣＲＯ３Ｓ　ＡＳＳＥＭＢＬＥＲ（Ｖ２）　
−２０８１−ＪＵＮ−８２１１：３０：１７　ＰＡＧＥ
　１１９ ；ＪＵＳＴ　ＷＥＮＴ　ＺＥＲＯ−ＣＬＥＡＲＬｌ：Ｇ
ＨＴ；ＥＶＥＮ　５ＥＣＯＮＤ？ ；ＮＯ ；ＲＩＪＮＫリエＴＳ　（１＝　ＢＬ工ＮＫ）ｉｃＨＥ
ＣＫ　ＰＵＬＳＥ　ＴＩＭＥ−ＯＵＴｉＮｏ　ＳＥＴ、
工ＧＮＯＲＥ ０χＩＭＥＴ；　ＭＩＣＲＯＢＥＮＣＨ８０８０／８０
８５　ＣＲＯＳＳ　ＡＳＳＥＭＢＬ間（Ｖ２）−２０８
１０ＢＡ３　　　Ｄ３　　　　００　　　　　　　　　
０ＵＴ　　　　ＤＡＣＬｌ−ＪｔｌＮ−８２１１’ｊ３
０−１７　ＰＡＧＥ　５２ＯＸＩＭＥＴ；　ＭＩＣＲＯ
ＢＥＮＣＨ８０８０／８０８５　ＣＲＯ５Ｓ　ＡＳＳＥ
ＭＢＬＥＲ（Ｖ２１−２０８　１−ＪＵＮ−８２ＬＬ：
３０：１７ＰＡＧＥ　５４ ＯＸＩＭＥＴｉ　ＭＩＣＲＯＢＥＮＣＨ８０８０／８０
８５　ＣＲＯ５Ｓ　ＡＳＳＥＭＢＬＥＲｆＶ２）−２０
８ＬＱ　　リＩ＋フＪ　　　Ｉ＋ｔ　　　　　　ｕ＋、
５＋ｓ　　　　　　　　　　　　ＪＮＺ　　　　　２−
４１５　０Ｃ９６ＣＩ　　　　　　　　　　　　　　　
　　　ＰＯＰ　　　　　Ｂ１６　０Ｇ９７　　　Ｃ９Ｒ
ＥＴ Ｌ−ＪＵＮ−８２１１：３０：１７　　ＰＡＧＥ５６Ｏ
ＸＩＭＥＴ；　ＭＩＣＲＯＢＥＮＣＨ８０８０／８０８
５　ＣＲＯＳＳ　ＡＳＳＥＭＢＬＥＲｌ （Ｖ２１ＪＯ８１−ＪＵＮ−８２１Ｌ：３０：１７　　
ＰＡＧＥ６１ＰＮＵＬ ００ ０　　　　　　　　　　　；ＰＡＴＣＨ５ＰＡＣＥ０　
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ＥＴ；　　ＭＩＣＲＯ１＋ＥＮＣ８８０８０／８０８５
　　ＣＲＯＳＳ　　ＡＳＳＥＭＢＬＥＲ（Ｖ２１−２０
８　　１−ＪＵＮ−８２Ｌ　　３８６Ｅ　　　００　　
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６ ＬＬ：３０：１７　ＰＡＧＥ　６４ ｉＡＮＮＵＮｃＩＡＴＯＲＬＩＧＨＴＳ；５１！、Ｌ　
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ＭＩＣＲＯＢＥＮＣＨａｏａｏ／ａｏｓｓ　ｃＲｏｓｓ
　ＡＳＳＥＭＢＬＥＲ（Ｖ２）−２０８１−ＪＬＩＮ−
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ＲＯ５Ｓ　　ＡＳＳＥＭＢＬＥＲ（Ｖ２１−２０８　　
１−ＪＵＮ−８２ＳＹＭＢＯＬ　ＴＡＢＬＯ。

責ＡＢＳ責　３ＣＯＯ００ 、しＰ：冨Ｌ）ＫＬＬすλ１ １１：３０：１７　　ＰＡＧＥ　６７ ＸＦ工Ｌ　　　　　０４４０　　　　　　　　Ｘ）’ｋ
ＬＰＬ、ｉｌｉ　　　　　　Ｕ１５ｅ・　　　晶ｉ１　
　　　　　ハ　　　　　　　　　−

【図面の簡単な説明】

第１図は計器ハウジングおよび患者の指に対するセンサ
の接続状態を示す本発明の計器を示す斜視図、第２図は
本発明の回路乞示す全体回路図、第５図はマイクロプロ
セッサの付近における回路を示す図、第４図は本発明の
読出し専用メモリー即ちＲＯＭの付近におけろ回路図、
第５図は本発明の読出し専用メモリー即ちＲＯＭの付近
におけろ回路図、第６図はメモリーの選択を示す回路図
、第７図は入出力の選択状態を示す回路図、第８図は本
発明のカランタン示す回路図、第９図は１２ビツトのデ
ィジタル／アナログ変換が行なわれるコンパレータ回路
を示す回路図、第１０図は本発明のサンプル保持回路乞
示す回路図、第１１図に本発明σ）オフセット増幅器回
路を示す回路図、第１２図は本発明の検出器７示す回路
図、第１３図は発光ダイオードを付勢する出力乞有する
クロック回路の詳細図、第１４図は検出器付近の点にお
いてダイオードを付勢してこれを切換えるための回路詳
細図、第１５図は光学的に結合された調整つまみの作用
を示す回路図、第１６図は本発明の制御ボタン回路の図
、第１７図１ｄＬＥＤ回路の出力を示す図、第１８図は
音響出力回路乞示す図、および第１９図は計器出力を生
じろ数値処理ステップのブロックの論理図である。 １・・・数値ディスプレイ、　　２〜５・・・回路選択
ボタン、　６〜９・・・警報状態表示灯、　　１０・・
・制御つまみ、　　１１・・・同期状態表示灯、　　１
２・・・ディジタル指示メータ、　　１６・・・電源ス
ィッチ、１４・・・指、　　１５・・・スピーカ、　　
１６・・・マイクロプロセッサ、１７・・・バス、　　
１８・・・ＲＯＭ。 １９・・・ＲＡＭ、　　　２０・・・ＬＥＤディスプレ
イ。 ２１・・・選択ラッチ、　２２・・・数値表示ラッチ、
２４・・・制御装置、　２６・・・ハウジング、　２７
・・・リード線、　２８・・・患者、　２９・・・検出
器、５０・・・発光ダイオード、　　６１・・・増幅器
、６２・・・発光ダイオード、　３６・・・増幅器、　
６６・・・バリア、　ろ８・・・フォトセンサ、　４０
・・・前置増幅器、４１．４２・・・増幅器、　４５二
４４・・・位相検出器。 ４５．４６・・・低域フィルタ、　　　４７．４８・・
・オフセット増幅器、　　５０・・・マルチプレクサ、
５２・・・コンパレータ、　　５４・・・ディジタル／
アナログ・コンバータ、　５７・・・サンプル保持回路
、６０．６１・・・電圧出力、　　７０・・・クロック
、１００・・・マイクロプロセッサ、　　１０２・・・
クロック、１０３・・・アドレス嗜バス、　　　１０４
・・・クリスタル、１０６・・・ＲＯＭ、　　　１０７
・・・ＲＯＭ。 １０８・・・ＲＯＭ、　　１１５・・・出力データ・バ
ス。 １２０．１２１・・・ＲＡＭ、１２７．１２８・・・バ
ス。 １２９．１３０・・・ポート、　　１７２・・・カウン
タ。 １７６・・・２進カウンタ、　　１９４・・・クロック
分周器、　　２０１・・・増幅器％　　６０５・・・コ
ネクタ、３０Ｖ、５０’９・・・トランジスタ、　　３
６０・６６２・・・ラッチ、　　３７０・・・ラッチ、
６７１・・・電圧コンバータ、　　６７２・′５７４・
・・アナログ・スイッチ、′５７８・・・増幅器、　　
６０．１．６０４・・・増幅器、７０１・・・ラッチ、
　　７０２．７１１・・・ドライバ、７０６・・・ラッ
チ、　　７０４．７１４・・・ドライバ、７１２、７１
３・・・ディスプレイ、　７２２・・・制御ロジック、
　　７２４・・・出力ＤＩＲｓ　７４０・・・タイマー
、　７４１・・・コネクタ、　　７４２．７４３・・・
トランジスタ、　　７９０・・・スロット、　　７９１
゜７９２・・・ＬＥＤ−７オトセンサ対、　７９３・・
・エンコーダ、　７９４〜７９９・・・数値。 特許出願人　ネルコーψインコーポレーテッド（外４名
） 図１０の浄書（内容に変更なし） ＦＩＧ、　　Ｉ ＦＩＧ、８．　””　　”υＯ ＦＩＧ、　ＩＩ。 ＷＫ　　　　ｕ口 ｃ＋＞ｏ　　（＋ｚｑ　ＦＩＧ　５．　　　（＋Ｈ’−
１１９ＦＩＧ、　　６゜ −１す ＦＩＧ、　９゜ ＦＩＧ、　　／８゜ ＦＩＧ、　　１９゜ 手続補正書（方式） 昭和ｉ′年　ンフ将願第　／６１７翼　号へ°ルス／ｌ
ｌｋ号、：、が４訝モニター６、補正をする者 事件との関係　　出　願　人 住所 凶４．１１　　　字ルコー　４〉ニアー十〇レーフ、Ｌ
゛。 ４、代理人

Claims (5)

【特許請求の範囲】
1. （１）第１と第１の光源と、 少なくとも１つの光センサとを設け。 前記光源および光センサは患者の肉質に対してアドレス
   されて、前記光源と光センサ間の前記患者の肉質７通る
   間接的な光の経路を画成し、前記光センサにより受取ら
   れる光信号乞検出して前記センサから脈動信号を分離す
   る装置と、音響的に認識できる順次のトーン信号乞同期
   させて送出して、脈動する血液の流れのため前記光源に
   おける光の受取りにおいて変化を生じ、これにより順次
   の心臓のパルス速度と同期するトーン信号を発射する装
   置と、 前記の第１と第２の光源から前記光センサにおいて受取
   られた光信号における差に比例する前記信号発射装置の
   トーン周波数を変化させ、これにより前記患者の血液の
   酸素飽和度の変化が患者の心臓の鼓動速度と同期する前
   記トーン信号のトーン周波数における変化により表わさ
   れることを特徴とする酸素濃度計、
2. （２）少なくと（１つの光源と、１つの光センサと、脈
   の速度および強さケ判定する装置を含む形式の酸素濃度
   計において、 光のアレーと、 脈の速度と同期して前記光を点滅させろ回路装置と、 前記脈σ）強さと関連して点滅される前記光の数乞変化
   させろ回路装置と乞設けることを特徴とする酸素濃度計
   。
3. （３）　　酸素濃度計からの信号データ乞受取って処理
   する方法において、 警報を与え、 パルス速度および酸素飽和量のパラメータの少なくとも
   １つのに対して予め定めた警報限界を設定し、 データを受取り。 前記の受取ったデータに対して信頼限界を与えて、前記
   データが受取られる時この受取ったデータの範囲を狭め
   。 前記の狭い範囲の外側で受取ったデータに応答して前記
   の信頼限界を開放し、 前記の範囲内で受取ったデータに応答して前記信頼限界
   を閉鎖し、 前記範囲内にあるデータにのみ従ってパルス速度および
   酸素飽和度のパラメータの少なくとも１つを計算し、 前記信頼限界を用いて、前記パルス速度と比例する第１
   の部分と血液の環流速度および／または酸素飽和度に比
   例する第２の部分とを有する人間の感覚で認識可能な２
   つの部分からなる信号を発することからなること乞特徴
   とする方法。
4. （４）前記信号が、周波数において計器により検出した
   酸素飽和度と比例するトーン信号を発するための回路装
   置に対する作用的な結合部分乞含むこと乞特徴とする特
   許請求の範囲第５項記載の方法。
5. （５）血液の酸素飽和度を判定するための装置な含む形
   式の酸素濃度計において、 音響的に認識可能な順次のトーン信号を発射す°る装置
   と、 酸素飽和度における変化に対応する前記のトーン信号発
   射装置のトーン周波数を変化ぎせる装置とを設けること
   を特徴とする酸素濃度計。