JPS62109547A - オキシメトリ−方法および装置 - 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】 発明の利用分野 本発明は血液の酸素付加反応を測定するデバイス（装置
）に関するものであり、特に、人体の一部を通る光の透
過率を基にした血液の酸素付加反応を測定する非外科的
装置に関するものである。

発明の背景 指や耳たぶのような人体の比較的薄い部分を通過した光
の強度が血液の酸素飽和度によって影響されるというこ
とは古くから知られている。人体を通過したこの光の強
度は酸素付加したヘモグロビン（オキシヘモグロビン）
の色が酸素が結合していないヘモグロビンの色と異るた
めに血液の酸素付加反応の程度によって変化する。単一
波長での２つの物質、ヘモグロビンとオキシヘモグロビ
ンの光吸収度が互いに異るため、血液中の各成分の相対
濃度は「ビールスの法則」に従って血液を通過する光の
相対吸収度から測定することができる。これに関しては
例えば「麻酔におけるコンピューター化と注意Ｊ　１９
８３年、マルチナス　ニグホフ　パブリソシャのイール
ダーマンとコーレンメンの「実時間オキシメトリー」を
参照されたい。

ビールスの法則は物質の光透過率をその厚さおよび光学
特性に対して分子の励起係数と濃度と物質の厚さの指数
減衰関数として表わしたものである。血液は通常単に２
つの成分、オキシヘモグロビンとヘモグロビンのみを含
む細胞で構成され、Ｍ　素Ｓ８　相変はオキシヘモグロ
ビンとヘモグロビンの両方の全体濃度に対するオキシヘ
モグロビンの濃度との比として定義される。しかし、実
際に光が通過する人体ｍｍは単にヘモグロビンとオキシ
ヘモグロビンのみを含むものではなく、静脈血液や骨や
硬質Ｍｉ織や赤血球細胞組織を含んでいる。

さらに、血液は酸素以外の分子に結合したヘモグロビン
、例えばカルボキシヘモグロビンやシアンメトヘモグロ
ビンを含むことが多い。

血液の脈動時に２つの異る波長で光透過率の変化を測定
して静脈血のヘモグロビンとオキシヘモグロビン含量を
他の因子から分離するための種々のオキシメトリー装置
が提案されてきた。これら装置は対数変換の必要を避け
るために対数増幅器やコンピュータを組込んだ対数変換
や複素数信号処理を用いて酸素飽和度を測定するために
各波長でビールス法則の指数方程式を同時に解かねばな
らない。従って、この従来装置は複雑な回路、特にアナ
ログ信号処理素子を必要とし、−ａ的には飽和度を測定
するのに一定の時間が必要となる。

さらに、従来の装置では正確な読取りを行のに一回の脈
動時に一定量の血液−の変化がなければならず、ショッ
ク症患者のような低血圧患者には使用できないという制
限がある。そのため、臨床現場で酸素飽和度を測定する
ための迅速、簡単、安価、小型、携帯式、正確且つ信頼
度の高い装置への要求がある。

発明の要約 本発明では飽和度の解が指数関数や非線形関数ではなく
測定透過光強度の線形関数として得ることができるよう
にビールスの法則に所定線形近似をして求める。この近
似を適当に選ぶことにょって、本発明は既存のオキシメ
ーターに比べてハード的およびソフト的に大巾に単純化
され、応答が速（、且つ精度が高いマイクロプロセッサ
制御装、置で実施することができる。

本発明装置では、２つの異る波長、例えば赤と赤外の波
長の光源を交互にパルス発光させる。これら光源からの
光は指のような人体の一部を通過し、検出器で拾われて
時間的に変化する電圧に変換され、フィルターを通って
外界の光からの外来光が除去される。検出器からの出力
信号は２つの波長の各々に対して検出器が受けた光の時
間で変化する強度に応じた２つの別々の信号に分離され
る。検出信号の分離は２つの別々のチャンネルを設ける
ことにより行うことができ、各チャンネル光源からの適
当なパルス時に出力信号をサンプリングするサンプリン
グ兼ホールド回路と、このサンプル兼ホールド回路の出
力から高周波と外界の高周波ノイズを除去するローパス
フィルターとを有している。このローパスフィルターの
出力は人体部分を通過した所定波長での光強度の平均レ
ベルに対応した平均値を有する時間で変化する信号であ
る。このローパスフィルターの出力はさらにバイパスフ
ィルターを通って平均成分が除去され、時間的に変動す
る成分が増幅され、血液の脈動中に起る透過光強度の増
減に対応する信号の時間変動成分が残る。上記２つのチ
ャンネルからの４つの信号はマイクロプロセッサ−シス
テムのような制御器に与えられて各チャンネル用の時間
で変動しない値と各チャンネルの時間で変動する値との
比率の関数で飽和度が決められる。飽和度をこのように
して求めるために、皮膚の色や指の厚さの異る各個人に
対して透過光の絶対値が相違することによって起るエラ
ーは無い。

さらに各個人間の透過度の変動に起因する読取り変動を
最少限にするた、めに、照射光源への電力供給を制御し
て、検出器が各光源から受ける平均強度を所望化：゛“
１にする。この強度調節はテスト開始時に極めて扇連に
直線状に直接行うことができる。プローブ（感知器）は
両波長の光に対して実質的に同じ透過経路となるように
中心点に対して対称に配置された各波長用の２つの光源
で構成するのが好ましい。これら光源は隆起した凸レン
ズでカバーし、これらレンズは光源からの光を合焦点化
させて人体を通過させることによって検出器へ到達する
光強度を増大させ且つ外界光の侵入を減させる。この優
れた光源からの光の集束法によって極めて低血圧レベル
の場合でも検出器から信頼できる信号を得ることができ
る。検出信号は信顛でき且つ低血圧でも比較的高い信号
対ノイズ比を有しているので、検出信号の時間で変動す
る成分はそれが所望範囲まで低下するまで増幅できる。

両波長における信号の時間で変動する成分は同一に増幅
されるので、これら時間で変動する成分の比率の関数と
して求められる飽和値は増幅度の変化によって影響を受
けない。

所望変数の検出を実施するのに必要なハードウェアとマ
イクロプロセッサ−システム用に単純化されたソフトウ
ェアが大巾に筒素化される結果、本発明装置は相対的に
安価、小型な信頼性の高い構造にでき且つ携帯操作用に
バッテリーの動力で動かすことができる。

本発明の他の目的、特色および利点は添付図面を用いた
以下の詳細な説明から明らかになるであろう。

好ましい実施例の説明 赤い光または赤外光が物質を通過する際のこれら電磁波
の減衰量は物質の厚さと以下で表わされるビールスの法
則： Ｉ　＝　Ｉ　、ｅ−ｔｅ’　　　　　　　　（１）に従
った光学特性に関係する。ここで■は透過光の強度、Ｉ
ｏは入射光の強度、Ｅは物質の分子減衰係数、Ｃは物質
の濃度、ｄは物質の厚さである。

脈動して血液が流れる指のような人体の一部分は光がシ
ーケンシャル（経時的）に通過する２つの別々の部分で
構成されているというモデルで表わすことができる。そ
の第１部分は骨や皮膚や静脈血等のような時間で変動し
ない物質に基づく光の吸収を表現４−る。第２の部分は
時間で変動する物質すなわち指の脈動する動脈血を表現
する。これら２つの部分を通過する際の全吸収量は２つ
の部分に対する各指数吸収表現の積すなわち、である。

ここで、Ａ　（ｔ）は血液の吸収係数（一定）と、血液
濃度（一定）と、血液の厚さく時間で変動）との関数で
ある時間で変化する量であり、Ｂは時間で変動しない吸
収量を表わす定数である。

この時間で変動しない強度成分を Ｉ、ｃ＝Ｉｏｅ−”　　　　　　　　　　　　（３１と
し、且つ時間で変動する強度Ｉ　　（ｔ）を以下のよう
に定義する。

Ｉ（ｔ）＝Ｉ　　Ｉａｃ＝Ｉｏｅ−”（ｅ−Ａ′”　　
１）　　（４）すなわち、 １　（ｔ）　＝Ｉ　ｄｃ（ｅ−”　”　　１　）　　　
　　　　（５）血液は光が通過する指または他の人体部
分を通って脈動するので、上記関数Ａ　（ｔ）はほぼ一
定のピーク対ピーク値を有することになる。Ａ、をＡ　
（ｔ）のピーク対ピーク値の半分とすると、時間で変動
する成分子　　（ｔ）のピーク対ピーク値Ｉ　ａｃはＡ
Ｐと−Ａ、でのＩ　　（ｔ）の値の差となり、次の式と
なる： Ｉｍｃ＝　ＩａＣ（ｅＡ９　　ｅ−Ａｐ　）　　　　　
　　（６）従って、Ｆｃに対する１　１１ｅの比は、Ｉ
　ａｃ／　Ｉ　ａｃ　＝ｅ　Ａｐｅ　−”　　　　　　
（７）となる。

式７の指数関数はべき級数として表現でき、このべき級
数の第１項すなわち線形部分を近似として利用する場合
には、上記の比は、 Ｉ　ａｃ／　Ｉ　ａｃ　”’　２　Ａ　ｐ　　　　　　
　　　（８）となる。

この指数関数の線形近似は通常起り得る比に対して実際
の指数関数からのずれは比較的少ない。

例えば、ｔ、ｃ／Ｉ、ｃ＝０．２５の場合のエラー率は
約１％である。このことは近似エラーが１％に達するま
でには全透過光の２５％に光強度の時間変動成分がなら
なければならないということを意味している。しかし、
実際には、上記の比は通常５％〜２０％の間であり、従
ってエラーは１％以下である。以下で示すように、最終
的飽和値は２つの波長の光に対して近似比を分けて計算
するので、一方の比でのエラーは他方の比のエラーでキ
ャンセルされ、通常の測定範囲ではエラーは通常０．２
％以下になる。さらに、時間で変動する強度と一定強度
との比を用いるため、骨や筋肉組織や皮膚の色のような
光線透過率に影響する定数因子は比を取る際に打消され
てしまう。

上記の量２Ａｒは時間変動する吸収Ａ　（ｔ）のピーク
対ピーク値である。血液の厚における全ピーク対ピーク
変化をり、と定義すると、２Ａ、＝Ｅ　ＣＤ　ｐ　’と
なる。ここで、Ｅは励起係数、Ｃは濃度である。

血中の酸素飽和度Ｓはオキシヘモグロビンの濃度とヘモ
グロビンの濃度ＣＭとの合計に対する酸素付加したヘモ
グロビン（オキシヘモグロビン）の濃度Ｃ０の比で定義
される。すなわち、Ｓ＝１００　Ｃｏ　／　（ｃｏ　＋
ＣＨ）。酸素飽和度を求めるためには、２つの異る波長
の光、一般には赤と赤外領域で吸収特性を測定する。オ
キシヘモグロビンとヘモグロビンは厚さＤＰの血液中に
均一に混合されていると考えることができるので、赤色
光と赤外光の比に対して以下の式が成立つ：Ｉ　ａｃＲ
／　Ｉ　ｄｃ＊＝　２Ａｐ＊＝　ＥＨＲＣＨＤＰ＋　Ｅ
ＯＲＣＯＤＦ１’　ａｃｔ／　Ｉ　ａｃｔ＝　２Ａｐｔ
＝　ＥｌｌＩＣＩＤＰ＋　ＥＯＩＣＯＤ？また、赤色光
の比に対する赤外光の比の比Ｒは以下のようになる： ここで記号■は赤外線を、Ｒは赤色光を、０はオキシヘ
モグロビンを、Ｈはヘモグロビンを示す。

上記の式に酸素吸収率Ｓを代入すると、となる。これを
Ｓについて解くと、 この式は時間で変動する成分がヘモグロビンとオキシヘ
モグロビンの変化に起因するような酸素飽和度の極めて
高い近似式である。しかし、酸素以外の化合物と結合し
たヘモグロビン、例えばカルボキシヘモグロビンやシア
ノメトヘモグロビンのような他の因子が脈動信号に影響
を与え、毛細管中の血液が部分的に狭くなっているため
毛細管中の脈動が小さなエラーの原因となる。これらの
エラー項をカウントするために赤色光量に対する赤外光
量の比を再定義して、Ｘで表わす物質を導入して潜在的
エラーをカウントする。すなわち、さらに、酸素飽和度
を再定義して、 Ｓ　＝　ｌ　００　Ｃｏ／　（ｃｏ　＋Ｃ）ｌ　＋　Ｃ
Ｘ）とする。ここで、ＣＸは物質Ｘの濃度である。酸素
飽和度Ｓの弐をＣＭに対して解き、この比の弐に代入す
ると比Ｒは次のようになる： この式はＮＳ／Ｃ，が３つの物質の濃度の和のみに依存
していることを示している。酸素飽和度の変化によって
血液濃度が００とＣＨ′の間でのみ変位し且つ物質Ｘの
濃度ＣＸが一定で、且つ３つの濃度の和が一定であると
仮定すると、上記の式の最終項は一定に、とＫＲとみな
せるので、この式は次のように書ける： これを飽和度Ｓについて解くと、 ＫＲおよびＫｉは血液の酸化の標準として直接測定する
ことにより飽和値として上記の式に与えて飽和値を比較
することによって実験的に求めることができる。例えば
、近似値としてに、＝５、４００とに＋＝１，２００を
とると、標準測定からのずれは１％以下となる精度が得
られることがわかっている。より一般的には、飽和度は
関数：に従って決めることができる。ここでに８、ＫＺ
％に３およびに４は血液酸化の直接測定を用いて決めら
れる飽和曲線に弐〇ｍを当てはめることによって実験的
に求められる。逆に、Ｒの関数としてのＳの値は調査表
中に貯えられた関数関係を用いて多数のデータ点で実験
的に求めることができる。

上記の方法に従って飽和度を求めるためのオキシメータ
ー装置のブロック線図は第１図に２０で示しである。こ
の装置２０は指を挾さむようになっているプローブ２１
を含み、そのために固定本体部分２２とこの本体部分に
枢着点２４を介して取付けた可動ジョー部分２３とを有
している。このジョー部分２３は本体２２にバネで付勢
され且つ可視赤色範囲の光を出すＬＥＤのような第１放
射光源２５と、赤色範囲の光を出すＬＥＤのような第２
光源２６とが組込まれている。指を通過した光はホトダ
イオードのような検出器２８で受光され、ライン２９に
電気出力信号を出す。この出力信号は検出器で受けた赤
色光または赤外光の強度の関数である。検出器はプラス
チックの発泡体マット（図示せず）上に取付けられてい
て、指とパッドがともに締め付けられて外界光から検出
器を遮断している。外界フィルタ一部３ｏをこの装置に
組込んで検出器２８の拾った外界光による信号が伝達さ
れないようにするのが好ましい。この外界フィルターは
ホトダイオード検出器２８からの電流出力信号を電圧に
変換する役目もする。

外界フィルター３０の出力は赤色光信号成分用の第１チ
ヤンネル３１と赤外光信号成分用の第２チヤンネル３２
へ与えられる。赤色光チャンネルでの外界フィルター３
０からの信号はサンプリング兼ホールド回路３４へ送ら
れ、そこで光源２５から赤色光パルスが与えられる時間
の間外界フィルターの出力をサンプリングし且つ次の赤
色光パルスが与えられるまでそ、の値を保持する。ロー
パスフィルター３５はこのサンプリング兼ホールド回路
からの出力を受けこの回路により信号波形の形で導入さ
れた高周波成分と外部の高周波ノイズを濾波する。ロー
パスフィルター３５の出力はライン３６からシステムコ
ントローラープロセッサ３８へ送られる。ライン３６上
の電圧は指の血液が脈動した時に指を通過した赤色光の
強度を示す再構成された時間で変動する電圧に対応して
いる。

この電圧信号Ｖ、、ｄｃ′には平均信号強度（マグニチ
ュード）とスーパーインポーズされた時間で変動する部
分との両方が含まれている。ローパスフィルター３５の
出力はさらにバイパスフィルター３９へ送られ、そこで
赤色光電圧のｄｃ部分すなわち一定状態部分が′濾波さ
れ、その出力はライン４０からコントローラ系３８へ送
られる。この電圧Ｖ　ｒａｃ′は検出器２８で拾った赤
色光強度信号の時間で変動する成分である。

同様に赤外光チャンネルでのライン３２上の信号は赤外
線光源２６がオンの時にサンプリング兼ホールド回路４
２でサンプリングされ、その値は次のパルスまでホール
ドされる。このサンプリンク兼ホールド回路４２の出力
はローパスフィルターに送られて、サンプリング兼ホー
ルド回路４２で入った高周波成分と外部ノイズとが濾別
される。

赤外光源用検出器２８からの出力の時間で変動する部分
と安定状態部分との両方を含むローパスフィルター４３
かりの出力電圧Ｖ、□０′は直接ライン４４からコント
ローラー３８へ送られ且つバイパスフィルター４５を介
して信号の安定状態成分が濾波されて電圧Ｖ　ｉｒｍｃ
′の時間で変動する部分のみがライン４６からコントロ
ーラー３８へ送られる。

コントローラー３８は電圧Ｖ　ｒ　ｄ　ｃとＶ　ｉ　ｄ
　Ｃの時間で変動しない値を計算し、これらの値をＤＣ
強度アナログＴ　ｄｃｉおよびＩ　ｄｃｒとして利用す
る。

飽和度はこれらの値の比として計算されるのでＶ　ｒｄ
ｃと■え、Ｃのピーク値を時間で変動しない強度アナロ
グＩ　ｄｃｉとＩ　ｄｅｒとして用いることができる。

もちろん■□０と■□。の実際の平均値を時間で変動し
ない強度アナログとして用いることもできる。時間で変
動する電圧Ｖ　ｒａｃとＶ　ｉ　ｍ　ｃのピーク対ピー
ク値はコントローラー３８で用いられてピーク対ピーク
強度アナログＩ　ｍｃｉ　とＩ　ｍｃｒが求められる。

コントローラーは次いで比Ｒ＝和相変ユーザー用フロン
トパネル４８上のディスプレーに表示する。コントロー
ラー３８はさらに例えば赤色光用ＬＥＤドライバー４９
と赤外ＬＥＤ用ドライバー５０によって駆動される電源
２５．２６のパルスのタイミングを含むシステムのオペ
レーションを制御し、従って赤色光用サンプリング兼ホ
ールド回路３４と赤外用サンプリング兼ホールド回路４
２を制御してそのオペレーションをＬＥＤ２５．２６の
パルス発生タイミングと合せる役目もする。

上記オキシメーター２０のアナログ信号処理用構成要件
の電気回路の概念図は第２図に示しである。入射光強度
を示すフォトダイオード２８からの電流出力信号はライ
ン２９から外界フィルタ一部分３０中の演算増幅器５１
の入力に送られ、そこで上記電流信号が電圧信号になっ
て出力される。

この増幅器５１からの電圧出力信号はコンデンサ５２を
介して演算増幅器５３の入力へ送られ、そこで信号が増
幅され、その結果を赤色光チャネルのライン３１と赤外
光チャネル用ライン３２へ送る。負入力に帰還ループで
結合されたダイオード５６を有する演算増幅器５５は増
幅器５３に結合され、この増幅器５３への基線入力電圧
をゼロボルトにクランプし、それにより前記コンデンサ
ーと共同して検出器に当った外界光による信号成分をブ
ロックする。

増幅器５３からのパルス信号は赤色光チャンネルライン
３１に結合されたサンプリング兼ホールド部分３４中の
制御式増幅器５８へ送られる。この増幅器５８はシステ
ムコントローラー３８から抵抗６０とトランジスター６
１を介してライン５９上にサンプリング制御パルスを受
ける。パルスが入ると、ライン５９上に信号が出て増幅
器５８が付勢され、ライン３１上の電圧信号レベルを受
け、この入力電圧に比例した電圧レベルをその出力ライ
ン６２上に出す。こり電圧はライン５９上に次の制御パ
ルスが与えられるまでホールドされる。同様に赤外光チ
ャンネルライン３２上の出力信号は制御式増幅器６４に
送られる。この増幅器は抵抗６６とトランジスター６７
を介してライン６５上の制御パルスを受ける。ライン６
８上の増幅器６４からの出力は制御パルス時のその入力
に比例した電圧で、この電圧は次のパルスまでホールド
される。

ライン６２上の出力は抵抗７０．７１を介して好ましく
は約１５１！ｚのコーナー周波数を存する２極フイルタ
ーを提供するローパスフィルター部３５中のフィードバ
ックコンデンサー７３と接地入力コンデンサー７４とを
有する演算増幅器７２へ送られる。この増幅器７２で濾
波された濾波済み信号は出力ライン３６からシステムコ
ントローラー３８へ送られ、さらにライン′７６を介し
てバイパスフィルター部３９へ送られる。

同様に、赤外光チャンネルのサンプリング兼ホールド回
路４２からのライン６８上の出力は抵抗７８．７９を介
して好ましくは約１５ｔ（ｚのコーナー周波数を有する
２極フイルターを提供するフィルタ一部４３を構成する
フィードバックコンデンサー８１とコンデンサー８２と
を有する増幅器８０の正入力へ送られる。この増幅器８
０の出力は出力ライン４４を介してシステムコントロー
ラーとフィルタ一部４５の出力ライン８３へ送られる。

ライン７６上の濾波済み出力信号は一連のコンデンサー
を介してバイパスフィルター部３９中の演算増幅器８６
の正入力へ送られ且つ抵抗８７を介して接地もされてい
る。フィードバックおよび接地抵抗８８．８９は増幅器
８６の負入力に結合される。この構成は好ましくは約２
１１２のコーナー周波数を有する単極バイパスフィルタ
ー部を提供してライン７６上の時間で変動しない信号部
分をブロックする。増幅器８６の出力は抵抗９０を介し
て演算増幅器９１の負入力へ送られ、その出力はダイオ
ード９２で最低ゼロボルトにクランプされ、抵抗９４と
平行コンデンサー９５とを介してフィードハックされる
。ライン９６上には分割抵抗９８．９９を介してライン
９７上の基準電圧から正の入力が増幅器９１に与えられ
る。ライン９７上の基準電圧はシステムコントローラー
３８から与えられて増幅器９１の出力での時間で変動す
る電圧の平均レベルを調節し、ライン４０からシステム
コントローラー３８へ送られて以下で説明する理由でデ
ジタル信号へ変換するために望ましい範囲内の上記出力
信号電圧にする。

同様に、ライン８３上の出力は抵抗１０３を介して接地
された演算増幅器１０２の正入力に結合された一連のコ
ンデンサー１０１で構成されるバイパスフィルター部４
５へ送られる。帰還抵抗１０４と接地抵抗１０５は増幅
器１０２の負入力に結合されている。この増幅器１０２
の出力は一連の抵抗１０６を介して演算増幅器１０７の
負入力へ送られ、その出力はダイオード１０８を介して
抵抗１０９と平行コンデンサー１１０を介して入力側へ
帰還される。この増幅器１０７もその正入力にライン１
１１から抵抗９８と９９の接点から基準電圧を受け、そ
れにより増幅器１０７からライン４６に出る出力電圧の
範囲をシステムコントローラー３８によって制御できる
ようになっている。

デジタル式システムコントローラーの機能構成部品のブ
ロック線図は第３図に示しである。このコントローラー
はマイクロプロセッサ−１１４を含み、このマイクロプ
ロセッサ−は従来方法で発振器１１５に結合されて基準
オペレーションクロックを出し、且つアドレスバス出力
ライン１１６とデーターパスライン１１７とリード・ラ
イトライン１１８．１１９を有している。ライン１２０
上のマイクロプロセッサ−からのクロンク出力はクロッ
クからのパルス数を数えるインターラブドカウンター１
２１に送られ、一定数のパルスがカウントされた後にマ
イクロプロセッサ１１４のインターラブド入力１２２に
パルスを出す。コントローラシステムにはさらにアドレ
スバスとデーターバスに結合されたリードオンリーメモ
リー（ＲＯＭ）１２４と、アドレスバスとデーターバス
とに結合されたランダムアクセスメモリー（ＲＡＭ）１
２５と、アドレスバスから入力を受けてライン１２７を
介してチップ選択出力を各構成部品に出すチップ選択デ
コーダー１２６とが含まれる。入力はこの装置のフロン
トパネル上のキーバッドと設定用スイッチ１２９からデ
ーターバス１１７に結合されたデーターラッチ兼バッフ
ァー１３０へ与えられる。このシステムからの出力は出
力データーラッチ兼バッファー１３２を介して表示ユニ
ット、例えばフロントパネル上の液晶ディスプレー装置
のような表示ユニット１３３へ与えられる。

このシステムは上記アナログ処理部品からライン３６．
４０．４４．４６上にデータを受けてアナログ−デジタ
ル変換器１３５でアナログ信号をデジタル信号に変換し
てデーターバス１１７へ送る。このアナログ−デジタル
変換器１３５はデジタル−アナログ変換器１３８からラ
イン１３６を介して基準電圧を受ける。変換器１３８の
入力はデーターバス１１７から受ける。デジタル−アナ
ログ変換器１３８はさらにライン９７にＡＣ基準信号を
出して増幅器９１．１０７からの平均出力電圧レベルを
調節する。デジタル−アナログ変換器１３８は赤外ＬＥ
Ｄチャンネル用駆動部５０内のドライバー増幅器１４４
と赤色光ＬＥＤチャンネル用駆動部４９内のドライバー
増幅器１４３の正入力に電圧分割抵抗１４０．１４１を
介してライン１３９上にマイクロプロセッサーからのデ
ーターライン上の入力で決まる別の出力基準電圧を出す
。ライン１３９上のデジタル−アナログ変換器１３８か
らの電圧はドライバー１４３．１４４用の基準レベルを
与えてマイクロプロセッサ−の制御下にＬＥＤからの出
力強度を調節ができるようにしている。個々の指での光
学的吸収能の差はＬＥＤへの駆動電流を変えて吸収でき
、従ってライン３６．４４上のＤＣ出力電圧レベルはア
ナログ−デジタル変換器１３５のフルスケール値に近い
（例、フルスケールの４１５）。従って、ＬＥＤ強度が
セットでき、入力増幅器５１を飽和させずに最大の信号
対ノイズ比が与えられる。時間で変動する信号と変動し
ない信号との大きさの比を計算に用いるため、電圧変動
は飽和度の計算に影響しない。ドライバー１４３．１４
４はそのゲート制御入力へインターフェーストランジス
ター１４８．１４９を介して各々ライン１４６．１４７
の信号を切換えることによってｍ続される。増幅器１４
３．１４４からのドライブ電流は出力ライン１５０．１
５１から赤色光ＬＥＤ光源２５と赤外ＬＥＤ光源２６へ
各々送られる。

ドライブ４９．５０へのゲート信号とライン５９．６５
上の同期化したサンプリング兼ホールドゲート信号はア
ドレスバスライン１１６とデーターパスライン１１７上
にマイクロプロセッサ−からの入力を受けるデコーダ１
５３から与えられる。

アナログ−デジタル変換器１３５はレーシオメトリソク
であるのが好ましく、マイクロプロセッサ−１１４に与
えられるデジタル出力がライン１３６上の基準電圧に対
するライン３６．４０．４４または４６の選択された一
つの入力端子の比を表わすようにする。マイクロプロセ
ッサ−はデジタル−アナログ変換器１３８を介して必要
に応じてこの基準電圧を変えてアナログ−デジタル変換
器の出力をそのフルスケール近くに変えて、ライン４０
．４６上の信号のピーク対ピーク値の比を取る比計算か
ら最大精度が得られるようにする。

これらの比は積分分割で求めることができるが、ＡＣ成
分の値が小さくなるにつれてこの積分分割ではエラーが
大きくなる。従って、アナログ−デジタル変換器は４つ
の入力の各々に対して別々にスケールされて分割時の精
度を最大にするために上記の比をできるだけ大きくする
。この比はアナログ−デジタル変換器をスケールした値
によって後で補正する。

マイクロプロセッサ−とコントローラー３８内の回路で
実行されるオペレーションは２つの主要処理ルーチンを
持つと考えることができる。第１ルーチンはクロックイ
ンターラブトルーチンで、これはアナログ−デジタル変
換器をサンプリングし、変換器からのパルス波形を解析
してライン３６．４４上の平均値と、ライン４ｏ、４６
からの時間で変動する信号のピーク対ピーク値と、時間
で変動する信号の時間とを見付は且つそうして求めたデ
ーターを主プログラムへ送るルーチンである。主プログ
ラムルーチンはバックグラウンドで連続的にランしてお
り、血液パルスの終りを検出するためにクロックインタ
ーラブド解析ルーチンを待っている。完全パルスが検出
されると、インターラブドルーチンから主プログラムル
ープにメソセージが送られて脈はくと酸素飽和度値が計
算される。この計算結果は数回の脈はくでの脈はくと酸
素飽和度を平均化するデーター拒否兼平均化ルーチンへ
送られ、次いで計算した平均値を表示装置１３３でユー
ザーに示す。

コントローラーシステムの機能的オペレーションは第４
〜９図のフローチャートにより詳細に示しである。第４
図は１６０の所でこの装置を開始させた時の主プログラ
ムのループフローチャートを示しており、システムはデ
ィスプレーをテストし且つユーザーにより与えられる警
報制限を読む自己テストを含む初期テストを実行する。

プログラムは次いで１６２でスイッチをチェ・７りして
「テスト」スイッチをユーザーが入れたか「オーディオ
リセント」を入れたか否かを見る。テストスイッチが入
っている場合にはシステムはシステムテスト（ブロック
１６３）を実行する。オーデオリセントスイッチが入っ
ていれば、イネーブルで３分間オーデオ警報器がディス
エーフ′ルされ、初めにディスエーブルの時はオーデオ
警報器がエネーブルされる（ブロック１６４）。スイッ
チのチェック後、プログラムはアナログ−デジタルデー
ター回収ルーチンからのメソセージをチェックしくブロ
ック１６６）、次いで、ブロック１６７でパルスが検出
されたかどうかをチェックし、パルスが検出された時に
はプログラムがサブルーチン５を実０行して（ブロック
１６８）、この新しいパルスを処理する。パルスが検出
されず、新しいパルスの処理が完了した時には、プログ
ラムはブロック１６２へ戻ってスイッチを再びチェック
する。

パルスデーター処理用サブルーチン５のフローチャート
は第５図に示しである。開始後（ブロック１７０）、デ
ーター回収ルーチンからデーター値を取り（ブロック１
７１）、次いで回収したＤＣ電圧値を所定設定値と比較
しくブロック１７２）でその値が範囲内か否かを決める
。、否の場合は制御信号がデジタル−アナログ変換器１
３８へ送られてライン１３９上の出力レベルを適当に増
減してＬＥＤの明るさを変える（ブロック１７３）。

その後、プログラムは主ループへ戻る。ＤＣすなわち時
間で変動しない値が範囲内にある場合には、プログラム
はＡＣすなわち時間で変動する値が範囲内にあるか否か
を決める（ブロック１７５）。

否の場合はプログラムがアナログ−デジタル変換器の基
準電圧が最低か否かをチェックしくブロック１７６）、
否の場合はアナログ−デジタル基準電圧が下げられる（
ブロック１７７）。アナログ−デジタル基準電圧が最低
値の時には表示装置１３３に出力信号が出されてｒｌｏ
　ｐｅｒｔ　Ｊの表示が点燈してユーザーに指の血液の
圧力が低く過ぎて測定できないということを示す。

ＡＣ値がブロック１７５で範囲内にあることがわかった
場合には、脈はくと飽和値とが計算されて、サブルーチ
ン６で表示され（ブロック１８２）だ後に１８３で主ル
ーププログラムへ戻る。

酸素飽和度と脈は（のサブルーチンのフローチャートは
第６図に示しである。サブルーチンに入った後（ブロッ
ク１８５）、更新したＡＣ値（Ｔａｃｉ、　Ｉａｃｒ）
とＤＣ値（Ｉｄｃｉ、　Ｉｄｃｒ）を用いて新しい比の
値Ｒを計算しくブロック１８６）、次いでＲの関数とし
て脈は＜　　（ｈｅａｒｔｒａｔｅ　）と酸素飽和値Ｓ
とが計算される（ブロック１８７）。飽和度Ｓと比Ｒと
の間の関数関係は種々の方法で求めることができる。第
１０図に示すように、ＳとＲとの間の関係は本発明装置
で集めたデーターを標準的直接飽和度測定を用いた飽和
度とを比較する経験的チーターから求めた一連のデータ
一点で表わすことができる。ＳとＲに関する数値データ
は次いでルック−アップ表中のＲＯＭ１２４（例、ＥＰ
ＲＯＭ）中に、必要な場合にはデータ一点間のインチポ
レーションで、貯蔵される。あるいは、システムが式： ％式％ を解くようにプログラムできる。ここでＥ）ＩＲは赤色
光波長でのヘモグロビンの減衰係数、Ｅ　ｕ　＋は赤外
でのヘモグロビンの減衰係数、ＥＱＲは赤色でのオキシ
ヘモグロビンの減衰係数、Ｅ　Ｏｌは赤外でのオキシヘ
モグロビンの減衰係数であり、ＫＲとＫＩは計算値の飽
和度を標準データーに一敗させるために補正のために選
択する定数である。この式はさらに ここで、ＫＩ、に２、Ｋ３、Ｋ４は定数である。

減衰係数値からこれら係数を計算する代りに、上記の式
を実験的な飽和度Ｓと比Ｒとに一致させることによって
上記定数を求めることも可能である。

上記の式は新しい各々の飽和度値に対して解くことがで
きる。しかし、計算時間を短くするためにスタート時に
予測範囲での一組のＲ値に対して上記の式を解き、計算
したＳ値をＲＡＭのルノクーア・ノブ表中に貯蔵して、
患者の診断時にこのルック−アップ表からＳ値を求める
のが好ましい。

次に、計算した飽和度の範囲をチェックしくブロック１
８８）、求めた酸素飽和度が５０％と１００％の間にな
い場合にはデーターを範囲外として無視しくブロック１
８９）、プログラムを主ループへ戻す（ブロック１９０
）、酸素飽和度が５０％〜１００％の範囲にある時には
脈はくが１゛分間当り０〜１９９回脈動にあるか否かを
チェ・ツクしくブロック１９２）、否の場合は、データ
ーを再び無視してプログラムを戻す。脈はくが１分当り
０〜１９９回脈動の範囲内にある場合には、一連の脈は
く数が３つの範囲内すなわち、１つの連続パルス、２〜
１５の連続パルスあるいは１６以上の連続パルスで低下
するか否かをチェ・ツクする（ブロック１９３．１９４
）。一連の受理パルスの数が１の時には、脈はくと酸素
飽和度の平均が開始さくブロック１９５）且つプログラ
ムが戻る（１９６）。一連の受理パルスが２〜１５の場
合には前回受けた値を用いて今回の脈はくと酸素飽和度
データーを平均化しくブロック１９８）、新しい脈は（
と酸素飽和度平均値を表示（ブロック１９９）してから
プログラムを戻す。一連の受理パルスの数が最低１６の
場合は、最後の１６パルスとして受けたデーターのみを
平均化しくブロック１９７）、新しい脈はくと酸素飽和
度平均値を表示（ブロック１９９）後にプログラムを戻
す。

定期的なサンプリングのインターラブド用のインターラ
ブドルーチンは第７図に示しである。インターラブドカ
ウンター１２１によってインターラブドパルスが与えら
れる（ブロック２０１）と、プログラムは最終サンプル
が赤色光チャンネルから来たものか否かをチェックする
（ブロック２０２）。

ＹＥＳの場合は赤外ＬＥＤのパルスを出させ（ブロック
２０３）且つ赤外のサンプリング兼ホールド回路がトリ
ガーされる（ブロック２０４）。最終サンプルが赤色光
でない場合には、赤色光ＬＥＤにパルスを出させ（ブロ
ック２０５）且赤色光のサンプリング兼ホールド回路が
トリガーされる（２０６）。プログラムは次いで２．５
ミリ秒の遅れ時間が過ぎたか否かをチェックし、ＹＥＳ
の場合にはプログラムがサブルーチン８に進んで（ブロ
ック２０８）、新しいアナログ−デジタル変換器データ
ーが回収されてからリターンする。２．５ミリ秒の遅れ
時間が過ぎていない場合には、新しいアナログ−デジタ
ル変換器データーを回収せずに直ちにプログラムはリタ
ーンする（ブロック２０９）。

アナログ−デジタルデーター回収のフローチャートは第
８図に示しである。ブロック２１０で開始し、最終のア
ナログ−デジタル変換器からの貯蔵データで初期化しく
ブロック２１１）、次いで次の変換用に基準値レベルを
セットしくブロック２１２）、次の変換を開始する（ブ
ロック２１３）。

次いでプログラムは最終データーが赤色光あるいは赤外
光のＡＣチャンネル用か赤色光あるいは赤外光のＤＣチ
ャンネル用かをチェックする（ブロック２１４）。最終
データーが赤色光あるいは赤外光のＡＣチャンネル用の
場合には、プログラムは入力データーの最少値と最大値
を求めるために進み（ブロック２１５）、求めた最大値
と最小値の間の差を時間で変動するアナログＩａｃｉあ
るいはＩａｃｒ　’として貯蔵し、次いでパルスの終り
をさかす（ブロック２１６）。パルス検出された場合に
は、連続する最大値と最少値の間の時間のような従来の
規準に基づいてパルス期間を求め（ブロック２１７）、
ｒパルス検出済」のメソセージを主ループへ送って（ブ
ロック２１８）からプログラムをリターンする。パルス
の終りがブロック２１６で見付からない時には、「パル
ス無し」メソセージ（ブロック２２０）が主ループに送
られて、プログラムが戻る。データ変換した時の最後の
チャネルがブロック２０４の所で赤色光あるいは赤外光
のＤＣチャンネルであった場合には、データーのピーク
値をさがしくブロック２０２）で、時間で変化しないア
ナログＩｄｃｉあるいはＩｄｃｒ　’として貯蔵し、次
いでプログラムを戻す。

このオキシメーター２０はスタートアップ時に全ての構
成要素が正しく機能することを確認するために自己テス
トを行うことができる。オペレーターが自己テストスイ
ッチを入れると、イニシャライズ中にチェックされたよ
うに（ブロック１６２）、システムは自己テストサブル
ーチン（第９図）に入る（ブロック２２５）。先ず警報
が無効化され、表示が制限される（ブロック２２６）。

次いでコントローラー３８からＬＥＤドライバー４９と
５０に信号が出されて（ブロック２２７）時間の周期的
関数（例、ノコギリ波）としてＬＥＤ２５．２６からの
パルス出力の強度が変えられ、血液の脈動による強度変
化がシュミレーションされる。

このテスト中はＬＥＤと検出器２８との間のプローブ２
１中に半透明のフィルター材料部片を挿入するのが好ま
しい。飽和度と脈はくは通常ルーチンに従って求められ
、プログラムは選択した時間期間をまってデーターの平
均化を行えるようにする（ブロック２２８）。次いで計
算した飽和値と脈は（値をこの装置用に予め定めた値と
比べる（ブロック２２９と２３０）。上記テスト条件下
で装置が正しく機能していれば、計算した飽和値は十分
な光が検出器２８に到達して測定ができるようになって
いれば使用したフィルターの減衰特性とは無関係に常に
ある数値に等しくなる。従って、飽和値が所定値と等し
い場合には、「テストＯＫｊのグラフィック表示が成さ
れて通常のオペレーションが可能となる（ブロック２３
１）、酸素飽和度値が所定値に等しくない場合には「シ
ステムを調査せよ」の表示がされ、通常オペレーション
はできなくなり　（プロ・７り２３２）、プログラムが
停止する（ブロック２３３）。

本発明システムでは通常の商業的ルートで入手できるデ
ジタル回路要素が利用できる。第３図に示すデジタル回
路に適した商業的に入手可能な部品の例は以下の通り二
マイクロプロセソサ−１１４−ＮＳＣ８００；ＲＯＭ１
２４＝２７Ｃ６４，；ＲＡＭ１２５＝６１１６；デコー
ダー１５３−４５９９；チップ選択デコーダー１２６−
７４ＨＣ１３８；インターラブトクロソクカウンター１
２１＝４０４０；データーパンファー１３０＝７４ＨＣ
５４１；アナログ−デジタル変換器１３５＝８０ＣＯ８
４４；デジタル−アナログ変換器１３８＝ＡＣ７５２８
；ＬＥＤ電流分割器１４３．１４４＝ＣＡ３０９４゜第
３図のアナログ部品の増幅器５０．５３．５５．７２．
８６．９１．８０．１０２．１０７＝ＬＴＩＯ１３；増
幅器５８．６４＝ＣＡ３２８０である。

第１１．１２図は光源２５．２６をプローブ２１に取付
ける好ましい方法を示している。第１１図に示すように
、２つの赤色光ＬＥＤ２５と２つの赤外発光ＬＥＤ２６
は各ＬＥＤが正方形の隅に互いに四角形に対向するよう
に中心点に対して対称にプローブのジョー２３に取付け
られている。各対のＬＥＤ２５とＬＥＤ２６はドライバ
ー４９．５０からの電流が直列で供給されて、ある電流
レベルに対して２倍の光強度が単−ＬＥＤとして与えら
れる。４つのＬＥＤはプローブが閉じた時に検出器２８
の真向いとなるる中心点の囲りに対称に配置されている
ので、２つのＬＥＤ２６からの光はＬＥＤ２５からの光
と実質的に同じ人体組織を通ることになる。これら光源
から検出器２８への光を合焦点させるために光源２５．
２６上には赤外光と赤色光の両方を屈折できる透明なレ
ンズ２４０が取付けられている。レンズ２４０は適当な
透明エポキシで作ることができ、その中にＬＥＤ２５と
２６が埋め込まれ、ジョー部分２３の隣接面２４１から
外側へ凸状に突出している。この凸レンズは光源からの
光を集光させる役目だけでなく指の組織を圧縮して、指
の血液の脈動をよりはっきりさせる役目もする。光を組
織に集合させ且つ組織を圧縮する結果、血圧が極めて低
くい場合でも１ｒ１１織を通して信頼できる光強度を得
ることができる。

本発明は以上説明した例示としての実施例にのみ限定さ
れるのはなく、特許請求の範囲から導かれる変形例をも
含むものであることは理解出来よう。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明のオキシメーターの主要機能ユニットを
示すブロック線図。 第２図は本発明のアナログ回路要素の回路概念図。 第３図はデジタル制御と処理システムの回路概念図。 第４〜９図は上記デジタル制御システムのプログラムの
処理段階を示すフローチャート。 第１０図は比Ｒと酸素飽和度Ｓとの間の関数関係を示す
グラフ。 第１１図はプローブ中の光源の平面図。 第１２図は第１１図の１２−１２線によるプローブの横
断面図。 四面の１１贈（不島′ニーＹ更なし） ！　　　　　　　　、１　　　　　　　１．１　　　　
　　　１．４　　　　　　　１Ｊ　　　　　　　２穎二
　尺 ｒｌｃｆ、ＩＱ ＦＩＧ、ｌ／ Ｆｌ（、、１２ 手続補正書く方式） ３補正をする者 事件との関係　　出願人 ４、代理人

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）（ａ）２つの異なる波長で電磁放射を与える光源手
   段と、 （ｂ）患者を通過した後に上記光源手段からの放射強度
   を検出し且つこれを表わす出力信号を出す検出手段と、 （ｃ）上記検出手段からの出力信号を上記２つの波長の
   第１の波長で検出手段により受けた放射強度に対応した
   第１信号と上記２つの波長の第２の波長で検出手段によ
   り受けた放射強度に対応した第２信号とに分離する分離
   手段と、 （ｄ）上記第１信号と第２信号の平均値を求め且つ第１
   信号と第２信号の時間によって変化する部分のピーク対
   ピークの大きさを求めて、第２信号の上記平均値と第１
   信号の上記ピーク対ピークの大きさとの積を第１信号の
   平均値と第２信号のピーク対ピーク値との積で割ったも
   のに等しい比Ｒを計算し、且つ下記の式： Ｓ＝［（ＲＥ＿ｈ＿ｒ−Ｅ＿ｈ＿ｉ）＋ＫＲ＿ｒ−Ｋ＿
   ｉ］／［Ｒ（Ｅ＿ｈ＿ｒ−Ｅ＿ｏ＿ｒ）＋Ｅ＿ｏ＿ｉ−
   Ｅ＿ｈ＿ｉ］に従って酸素飽和度Ｓ′を求める（ここで
   、Ｅ＿ｈ＿ｒは第１波長におけるヘモグロビンの減衰係
   数、Ｅ＿ｈ＿ｉは第２波長におけるヘモグロビンの減衰
   係数、Ｅ＿ｏ＿ｒは第１波長におけるオキシヘモグロビ
   ンの減衰係数、Ｋ＿ｏ＿ｉは第２波長におけるオキシヘ
   モグロビンの減衰係数、Ｋ＿ｒとＫ＿ｉは予め選択した
   定数である）ための手段とで構成される患者の血液の酸
   素飽和度を決定する装置。 ２）前記光源手段が赤色光の波長と赤外波長での電磁放
   射を出し、前記減衰係数が上記赤色光波長と赤外光波長
   用のものであるような特許請求の範囲第１項記載の装置
   。 ３）上記光源手段が少なくとも２つの光発光ダイオード
   であり、その一方は赤色波長の光を出し、他方は赤外波
   長の光を出し、前記検出手段が赤色および赤外放射の両
   方に感応するフォトダイオードを含んでいてその強度を
   示す出力信号を出すような特許請求の範囲第１項記載の
   装置。 ４）前記光源手段が２つの異る波長で電磁放射を出し且
   つ上記２つの光源を選択された速度で交互にオンおよび
   オフ脈動させる手段を含み、さらに上記２つの光源によ
   り出た光でない外界の光に起因する検出手段からの出力
   信号を制限するために検出手段からの出力を濾波するた
   めに検出手段の出力を受けるように結合された手段を含
   むような特許請求の範囲第１項記載の装置。 ５）前記光源手段が２つの異る電磁放射を出す２つの分
   離した光源と、この２つの光源をオンおよびオフに交番
   脈動させる手段を含み、前記分離手段が上記検出手段か
   らの出力信号をサンプリングし且つこのサンプリング時
   にサンプリングされた信号に比例する所定の時間間隔の
   間一定の振幅の出力信号を出すための第１と第２のサン
   プリング兼ホールド回路手段を含み、各々のサンプリン
   グ兼ホールド回路手段は２つの光源の各々一つののみか
   ら検出器によって受けた放射強度に対応する検出手段か
   らの時間によって変動する信号を再構成するために２つ
   の光源の各々一つからのパルスと同期した時間に検出器
   から出力をサンプリングし、さらに、各サンプリング兼
   ホールド回路手段の出力に結合されてサンプリング兼ホ
   ールド回路により導かれた信号中の高周波成分を濾波す
   るローパスフィルター手段を含むような特許請求の範囲
   第１項記載の装置。 ６）前記光源手段が２対の光発光ダイオードで構成され
   、その一対は赤色波長で発光し、他の対は赤外波長で発
   光し、これらダイオードの対はプローブ本体に中心点の
   囲りに対称に配置されて取付けられており、前記検出器
   手段が上記プローブ本体で光発光ダイオードの中心点に
   対して一般に対向して取付けられたダイオードを含んで
   いて、患者の指が光発光ダイオードと検出器との間に配
   置されるようになっている特許請求の範囲第１項記載の
   装置。 ７）光発光ダイオード上でそれから出る光を合焦点させ
   る凸レンズがプローブ本体に取付けられており、この凸
   レンズはプローブ本体の外周域を越えて外側へのびて患
   者の指の組織を圧縮して血液の脈動の検出をし易くして
   いるような特許請求の範囲第６項記載の装置。 ８）第１と第２の信号のピーク対ピークの大きさと時間
   で変化しない値とを求めるための前記手段がその時間で
   不変な部分を除去して第１と第２の信号の時間で変化す
   る部分のみに対応する出力信号を出すために第１と第２
   の信号の各々を濾波するバイパスフィルター手段を含む
   ような特許請求の範囲第１項記載の装置。 ９）第１と第２の信号の時間で変化する値から対象者の
   脈はく速度を求めるための手段が含まれるような特許請
   求の範囲第１項記載の装置。 １０）第１と第２の信号のピーク対ピーク値と時間で変
   らない値を求めるための手段がさらにマイクロプロセッ
   サーと、第１および第２信号並びにバイパスフィルター
   の出力からの第１および第２信号の時間で変化する部分
   を受け且つ上記のマイクロプロセッサーの制御下にマイ
   クロプロセッサーにそのデジタル表現を与えるアナログ
   −デジタル変換器と、マイクロプロセッサーからデータ
   を受けてそのアナログ出力信号表現を出すデジタル−ア
   ナログ変換器手段と、上記電磁放射の光源用の２つのド
   ライバーとを含み、上記マイクロプロセッサーが検出手
   段が受けた平均放射強度を所望レベルに制御するために
   上記ドライブを一定レベルで駆動するように上記デジタ
   ル−アナログ変換器を介してデータを出すような特許請
   求の範囲第８項記載の装置。 １１）（ａ）患者の体の一部に取付けできるプローブで
   あって、その内部に患者に赤色と赤外の波長の放射の交
   番パルスを与える光源手段と患者を通過後に光源手段か
   らの赤色および赤外放射強度を検出し且つその出力信号
   を出す検出手段とを含むプローブと、 （ｂ）検出手段の受けた赤色放射強度に対応する第１信
   号と検出手段の受けた赤外放射強度に対応する第２信号
   とに検出手段からの出力信号を分離する分離手段と、 （ｃ）上記の第１と第２信号の各々を受けて第１および
   第２信号の時間で変化する部分のみに対応する出力信号
   を出すように結合されたバイパスフィルター手段と、 （ｄ）第１と第２の信号並びに第１と第２の信号の時間
   で変化する部分のみに対応するバイパスフィルター手段
   の出力とを受けて、第１と第２信号の時間で変らない値
   ＩｄｃｉとＩｄｃｒと第１と第２の信号の時間で変化す
   る部分のピーク対ピークの大きさＩａｃｉとＩａｃｒと
   を求める手段と、 （ｅ）第１と第２の信号の時間で変らない値と第１と第
   ２の信号のピーク対ピークの大きさの比Ｒの関数で患者
   の血液の酸素飽和度を求める手段、ここでＲ＝（Ｉａｃ
   ｉ　Ｉｄｃｒ）／（Ｉａｃｒ　Ｉｄｃｉ）とで構成され
   る患者の血液の酸素飽和度を決める装置。 １２）光源手段が２対の光発光ダイオードで構成され、
   その一方の対は赤色波長の光を出し、その他方は赤外波
   長の光を出し、これらダイオードの対は中心点の囲りに
   対称に配置されてプローブ本体に取付けられており、検
   出手段は上記光発光ダイオードの中心点と一般に対向し
   て取付けられ且つ両方の赤色および赤外放射に応答して
   その強度を示す出力信号を出すような特許請求の範囲第
   １１項記載の装置。 １３）検出手段に結合されて光源手段によらない外界光
   に起因するそれからの出力信号を制限するために検出手
   段からの出力を濾過するための手段を含む特許請求の範
   囲第１１項記載の装置。 １４）前記分離手段が検出手段からの出力信号をサンプ
   リングしてこのサンプリング時のサンプル信号に比例し
   た所定時間間隔の間一定振幅の出力信号を出す第１と第
   ２のサンプリング兼ホールド回路手段を含み、各々のサ
   ンプリング兼ホールド回路手段は光源の各々一方からの
   パルスと時間同期して検出器からの出力をサンプリング
   して光源の各々一方からのみ検出器が受ける放射強度に
   対応した検出手段からの時間で変化する信号を再構成し
   、さらに、各サンプリング兼ホールド回路手段の出力に
   結合されてサンプル兼ホールド回路により導かれた信号
   中の高周波成分を濾過するためのローパスフィルター手
   段を含むような特許請求の範囲第１１項記載の装置。 １５）第１と第２の信号のピーク対ピークの大きさと時
   間で変らない値を求める上記手段がさらにマイクロプロ
   セッサーと、上記バイパスフィルター手段の出力からの
   第１と第２の信号の時間で変化する部分と第１と第２の
   信号とを受け且つマイクロプロセッサーの制御下にマイ
   クロプロセッサーにそのデジタル表現を出すように結合
   されたアナログ−デジタル変換器と、マイクロプロセッ
   サーからデーターを受けてそのアナログ出力信号表現を
   出すデジタル−アナログ変換器と、赤色と赤外放射の光
   源用の２つのドライバーとを含み、上記マイクロプロセ
   ッサーが上記デジタル−アナログ変換器を介してデータ
   ーを出して検出手段の受けた平均放射強度を所望レベル
   に制御するような一定レベルでドライバーを駆動するよ
   うな特許請求の範囲第１１項記載の装置。 １６）前記プローブが光源手段上でプローブ本体に取付
   けられた凸レンズを含み、このレンズは出て来た光を集
   光し且つプローブの外周域を越えて外側へ突出して患者
   の指の組織を圧縮して血液の脈動の検出をし易くするよ
   うになっている特許請求の範囲第１１項記載の装置。 １７）比Ｒの関数として酸素飽和度を求めるため前記手
   段が上記の比Ｒが計算された時にこの比に対応した飽和
   値を与えるためにアクセス可能な予想飽和範囲内で一連
   のＲの値に対する所定飽和値を貯蔵するためのメモリー
   手段を含むような特許請求の範囲記載の装置。 １８）（ａ）２つの光発光源を有するプローブであって
   、その一方は赤色波長の光を出し、その他方は赤外波長
   を出し、これらは互いに隣接してプローブ本体に取付け
   られ、さらにこのプローブはプローブ本体上に取付けた
   光検出器を有し、この光検出器は光発光源と光検出器と
   の間に挿入された患者の体の一部分を通過した後の光源
   からの光を受け且つそれが受けた赤色と赤外の放射強度
   を表わす出力信号を出すようなプローブと、 （ｂ）上記光検出器の出力を電圧信号に変換する増幅器
   手段と、 （ｃ）上記増幅器手段の出力を受け且つ赤色光発光源か
   らのパルスと同期した時間に上記出力をサンプリングし
   且つ増幅時の増幅器手段からの出力信号の大きさに比例
   した大きさの一定な出力信号を出すサンプリング兼ホー
   ルド回路と、このサンプリング兼ホールド回路により導
   かれた高周波成分を濾別するために赤色光サンプリング
   兼ホールド回路の出力に結合され且つ一つの出力信号を
   出すローパスフィルターと、このローパスフィルターか
   らの上記出力信号を受けて時間で変化する成分のみを有
   する出力信号を出すバイパスフィルターとを含む赤色光
   チャンネル回路並びに上記増幅器手段の出力を受け且つ
   赤外光発光源からのパルスと同期した時間でその出力を
   サンプリングしてサンプリング時の増幅器手段からの出
   力信号の大きさと比例した大きさの一定の出力信号を出
   すサンプリング兼ホールド回路と、赤外光用サンプリン
   グ兼ホールド回路の出力に結合されてサンプリング兼ホ
   ールド回路により導かれた高周波成分を濾別し且つ出力
   信号を出すローパスフィルターと、このローパスフィル
   ターからの出力信号を受けて時間で変化する成分のみを
   有する出力信号を出すバイパスフィルターとを含む赤外
   光用チャンネル回路と、 （ｄ）（１）赤色用および赤外用ローパスフィルターお
   よび赤色用および赤外用バイパスフィルターの出力を受
   けるアナログ−デジタル交換器と、 （２）このアナログ−デジタル変換器に結合されてその
   オペレーションを制御し且つそこからデジタル信号を受
   けるマイクロプロセッサーと、 （３）マイクロプロセッサが結合されてそこからのデー
   ターを出し且つそのオペレーションを制御するデジタル
   −アナログ変換器と、 （４）赤色用光源と赤外用光源に結合され且つ上記デジ
   タル−アナログ変換器からの出力信号を受ける調節可能
   なドライバーとを含み、上記マイクロプロセッサーがそ
   れが受けた時間で変化しない値ＩｄｃｒとＩｄｃｉ並び
   にそれが受けた赤色用と赤外用の信号の時間で変化する
   部分のピーク対ピークの大きさＩａｃｒとＩａｃｉを求
   め且つ比 Ｒ＝（Ｉａｃｉ　Ｉｄｃｉ）／（Ｉａｃｒ　Ｉｄｃｒ）
   を計算し、Ｒの関数として酸素飽和度Ｓ′を求め、さら
   に、上記マイクロプロセッサーは上記デジタル−アナロ
   グ変換器を制御して光源ドライバーに出力信号を出して
   赤色および赤外の信号の平均値が実質的に選択された所
   望レベルになるように光源から出る光強度を調節するよ
   うになっているデジタルコントローラとによって構成さ
   れる患者の体の酸素飽和度を決める装置。 １９）上記デジタルコントローラーが予想した飽和値範
   囲の所定値を貯蔵するメモリーを含み、このメモリーが
   マイクロプロセッサーに結合されていてマイクロプロセ
   ッサーがこのメモリーに比Ｒに対応した飽和値を得るた
   めにこの比Ｒが計算された際にアクセスできるようにな
   っているような特許請求の範囲第１８項記載の装置。 ２０）選択された速度で２つの光源をオンおよびオフに
   交番脈動させる手段を含み、さらに、前記光検知器の出
   力を受けて光源から出たものでない外界光に起因するそ
   の出力信号を制限するために光検出器からの出力を濾波
   するように結合された手段を含むような特許請求の範囲
   第１８項記載の装置。 ２１）第１と第２の信号の時間で変化する大きさから患
   者の脈速度を求める手段を含むような特許請求の範囲第
   １８項記載の装置。 ２２）前記アナログ−デジタル変換器がその入力と基準
   電圧レベルとの比として関係付けられるデジタル出力を
   出し、前記マイクロプロセッサーが赤色および赤外用高
   パスフィルタの出力に対応した変換器からのデジタル出
   力が所望範囲内に入るように基準電圧レベルをアナログ
   −デジタル変換器に出すようになっている特許請求の範
   囲第１８項記載の装置。 ２３）（ａ）患者の人体の一部を通過して赤色光と赤外
   光を交互に当て、 （ｂ）人体を通過した赤色と赤外光の強度を検出して人
   体を通った放射強度を示す信号を出し、（ｃ）この検出
   信号を赤色波長で検出器が受けた放射に対応する第１信
   号と赤外波長で検出された放射強度に対応する第２信号
   とに分離し、（ｄ）第１と第２の信号の時間で変化しな
   い値ＩｄｃｒとＩｄｃｉと第１と第２の信号の時間で変
   化するピーク対ピークの大きさＩａｃｒとＩａｃｉとを
   計算し、 （ｅ）比Ｒ＝（Ｉａｃｉ　Ｉｄｃｉ）／（Ｉａｃｒ　Ｉ
   ｄｃｉ）を計算し、（ｆ）Ｓ′とＲとの間の所定関数関
   係に従って計算済みのＲ値に対して酸素飽和度を決定す
   ることによって構成される患者の血液の酸素飽和度を決
   める方法。 ２４）赤色光と赤外光がパルス状に患者を通して交互に
   通され、検出された信号が赤色光パルスの時間の検出光
   をサンプリングし且つ次の赤色光パルスの時まで出力信
   号の検出された大きさをホールドし且つこれとは別に赤
   外光パルス時に検出信号をサンプリングし且つ次の赤外
   光パルスの時まで出力信号の検出された大きさをホール
   ドすることによって赤色と赤外の各パルスの各々に対し
   て２つの信号に分離されるような特許請求の範囲第２３
   項記載の方法。 ２５）赤色光と赤外光の検出信号の時間で変化しない値
   が実質的に予め選択されたレベルとなるように患者に与
   えた赤外と赤色の放射強度を変える段階を含む特許請求
   の範囲第２４項記載の方法。 ２６）（ａ）固定した本体部分と （ｂ）この本体部分に枢着点を介して取付けられた可動
   なジョー部分と、 （ｃ）このジョー部分に取付けられた２対の光発光源で
   あって、その一方の対は赤色の波長の光を出し、その他
   方の対は赤外波長の光を出し、これら対を成す発光源が
   中心点の囲りに対称に配列されているような発光源と、 （ｄ）プローブが患者の指の所で閉じられた時に上記中
   心点に一般に対向する位置で固定本体に取付けられた光
   検出器と、 （ｅ）発光源からの光を集光するためにその上でジョー
   部分に取付けられた凸レンズとで構成される患者の血液
   の酸素飽和度を決めるために用いるプローブ。 ２７）上記レンズがプローブのジョー部分の周辺域から
   外へ突出して患者の指の組織を圧拍して血液の脈動の検
   出をし易くしているような特許請求の範囲第２６項記載
   のプローブ。 ２８）光源が光発光ダイオードで構成され、このダイオ
   ードが赤色光と赤外光を透過させる硬化したエポキシ中
   に埋め込まれており且つ凸面がレンズを形成するように
   ジョー部分から外へ突出しているような特許請求の範囲
   第２７項記載のプローブ。