JP2003505115A - デジタル型オキシメータおよび酸素化レベルの算出方法 - Google Patents
デジタル型オキシメータおよび酸素化レベルの算出方法Info
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Abstract
Description
ータに関する。本発明は特に、オキシメータに連結されたセンサデバイスが発す
る入力信号から直接デジタル信号を形成する改良された方法に関する。
れたセンサデバイスから入力信号を受信する。このセンサデバイスは一般に、赤
色LED、赤外線LEDおよび1つあるいは2つの光検出器を具備している。各
LEDが照射する光を組織内に透過すると、この光検出器が、その組織を通過し
た光量を検出する。このように検出された光には各帯域幅について2種類の成分
が含まれており、AC成分は脈動血流の検出量を表し、DC成分は非脈動血流量
を表す。したがって動脈の酸素飽和度を決定するには、検出される光について赤
色DC、赤色AC、赤外線DC、および赤外線ACからなる4種類の別々の成分
を調べなければならない。その次に、決定した光の量を用いて、式 (IR(AC)/IR(DC))/(Red(AC)/Red(DC)) から、患者の血液中酸素飽和度を決定する。
それを赤外線成分および赤色成分に分離する。オキシメータによっては、これを
さらにAC成分とDC成分とに分離する。続いてこの複数の分離アナログ回路を
用いて、これらの信号をサンプル、デマルチプレクスおよびフィルタ処理する。
したがってこれらの系では、アナログ成分を慎重に適合させて、2つの回路の利
得あるいは周波数応答が食い違う原因になりかねないエラーを最小限に抑える必
要がある。さらに、各アナログ入力回路に対して慎重にハードウェアをマッチさ
せる必要があり、またアナログチャネルが増えるとエラーの発生する可能性が高
まるため、従来のオキシメータでは通常、アナログ入力は2つまでに制限されて
いる。
が低レベルである場合に正確な検出を行うことができない。したがって、これら
のオキシメータにより胎児の状態を監視することはできないばかりか、皮膚の厚
い患者あるいは皮膚の色が濃い患者にもこれを使用することができない。さらに
、酸素化レベルの測定に従来技術のオキシメータで用いてきた方法では、脈拍の
検出と、モーションアーチファクトノイズによりかなり変化しがちなピーク・ピ
ーク測定値とに依存する割合が大きい。
改良して提供することである。 本発明のもう1つの目的は、動脈血流飽和度を測定する方法を改良して提供す
ることである。
することである。 本発明の別の目的は、アナログ信号処理を削減しつつ正確な測定を行うことが
できるように、大きなDC信号を測定できる十分な範囲をカバーし、かつ小さな
AC信号を表すことのできる十分な解像度を備えて、入力電流信号を直接アナロ
グからデジタルへと変換できるようにすることである。
ズを増幅する可能性のある電流の電圧への変換ステップを回避することにより、
エラー発生の可能性を低減することである。
がって処理して、アナログ成分を適合させる必要をなくすことによりエラー発生
の可能性を削減することである。
供することである。 本発明のさらに別の目的は、物理的に大きなアナログ部品を削除することによ
りオキシメータを小型化することである。
をデジタル信号へと直接変換できるように改良された方法およびシステムを提供
することである。
ように改良された方法を提供することである。 本発明のさらに別の目的は、複数の信号範囲レベルにおいて酸素化レベルを算
出するダイナミックレンジ制御を提供することである。
シメータを提供することである。 本発明の別の目的は、オキシメータについて、2種類以上の波長を検出するた
めの寸法および費用を削減することである。
の発光装置から電流入力信号を受信して、これらの入力信号を、アナログ電圧値
に変換あるいは分離せずに、デジタル電圧値に直接変換することにより、従来技
術で用いられてきたアナログ信号処理を改良する。これは、大きなDC信号を表
すことのできる十分な範囲をカバーし、小さなAC信号を表すことのできる十分
な解像度を備えた、電荷をデジタル形式に変えるアナログ/デジタル変換器を用
いて実現するものである。この電荷デジタイジング変換器には前段階として、入
力されるノイズを平均化およびフィルタ処理する傾向にある電流積分器を使用す
る。これにより、従来のオキシメータで利用される、ノイズを増幅しがちである
アナログ電流の電圧への変換について改良を行うことができる。
方法では必要であった別々の複数のアナログハードウェアではなく、同一のデジ
タルハードウェアの伝送路にしたがって処理される。このシステムにより、アナ
ログハードウェア要素を符合させる必要がなくなり、エラー発生の可能性も低減
される。その上、信号をデジタル化してしまえば、その後はマイクロプロセッサ
により、従来のオキシメータで必要とされた信号処理、デマルチプレクス、フィ
ルタ処理ステップのすべてを行うことが可能である。このようにアナログ信号処
理段階を削減することにより、オキシメータの速度および精度の双方を高められ
、高額なアナログ部品の削除により費用を低く抑えることができ、物理的に大き
なアナログ部品の削除によりオキシメータの小型化を図ることができる。
わずに酸素化レベルを分析する方法も開示する。この方法は、赤色に対する赤外
線の比率を決定するために最小二乗法を利用して、一定時間について、連続して
対となった赤外線および赤色データサンプルのベクトルを格納するステップと、
得られた酸素化の算出値からノイズをフィルタ処理するためにノイズ計量値を決
定するステップとを含む。このノイズ計量値のステップでは実質的に、検出器の
形状が多様であること、および呼吸器からの雑音といったノイズ源などのモーシ
ョンアーチファクトによるノイズをフィルタ処理して、より精度の高い酸素化レ
ベル読取りを提供する。
のフィルタ処理性能を改良する、あるいは医学的監視機能をオキシメータに追加
することができる。信号の変換はすべて1つのアナログ/デジタル変換器回路を
介して時間多重化されるため、第3の波長あるいはそれ以上の波長を容易にかつ
安価でセンサおよび装置に追加することができる。このように追加した波長をさ
まざまな用途に使用してオキシメータの精度を高める、あるいは監視機能を追加
することができ、その例として、ノイズの検出、異常ヘモグロビンの検知および
/または測定、および指示薬色素測定が挙げられる。
成分をフィルタ処理する性能があり、開示されているようにノイズフィルタ処理
機能が追加されているため、本オキシメータを用いて、胎児の酸素化レベルおよ
び皮膚が濃くて厚い患者の酸素化レベルなどのこれまでは監視が難しかった酸素
化レベルを正確に監視することができる。1つの具体的な実施態様において、こ
のアナログ/デジタル変換器のダイナミックレンジを最適化して、入力信号範囲
を適合させることができる。
点も、以下に示す添付の図面を参照して以下の説明を理解するにより明白になる
であろう。
部センサデバイス20と共に示すブロック図である。デジタル型オキシメータ1
0の構成には、電荷をデジタル形式とするアナログ/デジタル変換器30、マイ
クロプロセッサ40、デジタル/アナログ変換器/LEDドライバ50、および
フラッシュEPROM60が含まれる。十分な精度を得るため、電荷デジタイジ
ングアナログ/デジタル変換器30により、入力されるアナログ信号を少なくと
も20ビットのデジタル信号に変換できると好ましい。
の血液運搬組織サンプルに装着される。ここでは、センサ20を、3つの発光装
置70、80および100と1つの光検出器を含むものとして図示しているが、
このセンサに、異なる波長の光を照射する2つ以上の発光装置とそれに付随する
複数の光検出器とを具備することが可能である。さらに、この種の回路には一般
にLEDを使用するが、この発光装置がレーザダイオード、白色光源あるいは他
にも目的にかなった装置であればいずれでもよい。しかしながら、従来のパルス
オキシメータとして機能させるためには、センサ20に赤色LED70と赤外線
LED80とを具備する。
駆動する。これらデジタル信号を、デジタル/アナログ変換器/LEDドライバ
50によりアナログ電圧に変換する。LED70、80を出た光は組織サンプル
内を通過して光検出器90に向かう。ここでは、各帯域幅において検出された光
の量に比例した振幅のアナログ電流信号が発信される。光検出器90による電流
信号は、電荷デジタイジングアナログ/デジタル変換器30により20ビットの
解像度でデジタル化されてマイクロプロセッサ40に送信される。このマイクロ
プロセッサ40内のデジタル信号処理ソフトウェアルーチンにより、デマルチプ
レクス、周囲干渉の決定および除去、信号のフィルタ処理が行われる。信号処理
が完了すると、マイクロプロセッサ40が、比率、 (IR(AC)/IR(DC))/(Red(AC)/Red(DC)) の値を算出する。このとき、DC成分は非脈動血流を表し、AC成分は脈動血流
を表すものとする。次にマイクロプロセッサ40が、その結果をフラッシュEP
ROM60内の参照用テーブルに格納されている値と比較して、絶対的動脈酸素
飽和度を決定する。
を最適化して入力信号範囲を適合させ、広範囲の入力信号に対して正確なモニタ
リングを行う。ダイナミックレンジの最適化を図るには、まず光検出器90の出
力値を読取り、入力信号の強度を決定する。この信号が通常あるいは高い操作範
囲であれば、ダイナミックレンジ制御62(図2)を信号振幅減衰回路に切替え
て、アナログ/デジタル変換器30を飽和させないようにする。ダイナミックレ
ンジ制御62にソフトウェア制御下の分配器を具備して、これを光検出器90と
アナログ/デジタル変換器30との間に挿入すると好ましい。このダイナミック
レンジ制御62により、入力された電流レベルから予め定められた量を差し引く
。光検出器90からの出力値が低い(皮膚の色が非常に濃い、厚い組織サンプル
である、および/または反射率モードのモニタリングである)場合、このソフト
ウェアが、その低いデジタル化信号の強度を検出して分配器から切替わり、ダイ
ナミックレンジを狭めて、信号利得を効果的に上昇させる。ダイナミックレンジ
制御を設ける1つの具体的方法を示したが、当業者であれば、低信号をより期待
された高いレベルにまで振幅させる、あるいは電荷デジタイジング変換器の電荷
積分時間を短縮するなどのさまざまな方法でこれを行うことができることが明白
であろう。さらに、電圧入力アナログ/デジタル変換器用に電流:電圧の変換を
行った後にダイナミックレンジ制御を実行してもよい。その上、削減量を固定し
てダイナミックレンジ制御を行っても、あるいは削減量を変化させてダイナミッ
クレンジ制御を行ってもよい。
タの測定精度を高める、あるいはオキシメータ10の医学的監視機能を追加する
と望ましい場合がある。この場合、発光装置100をセンサ20に追加して、光
検出器90に、関連する検出器回路を付加する。すべての信号変換が1つのアナ
ログ/デジタル変換器回路30を介して時間多重化されるため、第3あるいはそ
れ以上の波長を付加するために必要となる回路は、センサに追加された発光装置
を駆動するためのドライバだけである。時間的多重化されたデジタル/アナログ
変換器50により発光装置70、80および100を駆動させて、ソフトウェア
駆動ゲートにより制御することが好ましい。しかしながら当業者であれば、パル
ス幅変調出力も使用可能であることが明白であろう。センサ20に波長(単数あ
るいは複数)を追加することによる用途の例として、ノイズの検出、異常ヘモグ
ロビンの検知および/または測定、指示薬色素の測定が挙げられるがこれらに限
定されるものではない。
源からそれを削除することができる。パルスオキシメトリにおいてこの除去は、
主に赤色が吸収されるため、異なるヘモグロビン形状の相対濃度によって変化す
ることのない波長(緑色など)における光の吸収度を追跡して行われる。こうし
て得られる信号は、ノイズがなければニュートラルであるが、発光装置:検出器
の幾何学的配列あるいは他のノイズ源が変化することによる強度の変動を表す。
このノイズ基準信号を、適応信号処理などノイズを除去する数多くの周知の数学
的手法に利用することができる。
生し、その例としてメトヘモグロビン、スルフヘモグロビン、およびカルボキシ
ヘモグロビンが挙げられる。臨床的に重要な種類はカルボキシヘモグロビンであ
り、これはヘモグロビンに一酸化炭素が結合した状態である。一酸化炭素中毒は
疾病率および死亡率を高める大きな要因の1つである。急性患者であれば気道熱
傷を伴う場合も多いが、患者が「インフルエンザ」の症状を示す慢性中毒は潜行
性の可能性もある。従来のパスルオキシメータでは、オキシヘモグロビンとカル
ボキシヘモグロビンとを容易に区別することができないため、酸素飽和度の読み
取りを誤る結果となる。これまで利用されてきた1つの手法(米国特許第4,1
67,331号、同第5,355,880号および同第5,412,100号を
参照)では、3つの等吸収点(およそ580、650および800nm)付近の
波長を選択する必要がある。しかしながら、正確な定量をせずとも十分な検出で
あれば(警告を発するなど)、基本的なオキシメータに800nm(還元ヘモグ
ロビンと酸化ヘモグロビンとの間の等吸収点)の波長を追加するだけで十分にカ
ルボキシヘモグロビンの存在を識別することができる。
して導入する。例えば、米国特許第5,494,031号には、フォトプレチス
モグラフを利用した非観血的濃度測定に、この目的でインドシアニングリーン色
素を使用することが開示されている。周知の分析用ソフトウェアあるいは方法に
加えて、実質的に800nmの波長をパルスオキシメータセンサに追加し、パル
スオキシメータセンサの赤外線波長(940nm)を基準として使用することに
より、パルスオキシメータに心拍出量の評価機能を追加することができる。
れば、発光装置およびそれに付随するソフトウェアをオキシメータに追加するこ
とにより、2種類以上の顕著な特徴を同時に付加できることは明白であろう。
マイクロプロセッサ40に格納して使用し、動脈の酸素化レベルを決定する。こ
の実施形態例における動脈の酸素化レベルを、観測される赤外線ac値(Iobs ac )に対する観測される赤色ac値(Robs ac)の比率として決定する。観測され
る赤色信号を予想される赤色信号に比較することにより決定されるノイズ計量値
を用いて、信号からノイズ成分をフィルタ処理して、より精度の高い酸素化読取
値を得る。
を、適切なサンプリング速度で一定時間間隔をおいたL回の連続データサンプル
(I={i1、i2、…、iL})のベクトルを表すために用いるものとして、瞬間
的理想条件、 Idc=LP(I) Iac=I−Idc Rdc=LP(R) Rac=R−Rdc を想定する。ベクトル長さにより、適時に信頼性をもってノイズを検出できるば
かりでなく、I:R比の算出値を安定させることができる。その重要なタイミン
グは、最小吸収度と最大吸収度との間(動脈血ボーラスの立ちあがり区間による
)の時間、血流力学的に有効なパルスにおける100〜200ミリ秒のみである
ことが実験的にわかっている。
dcは、低域で比較的長期のトレンドあるいは偏向(全等強度レベル)を示す。
ここではLP( )は、直線状の位相シフトを呈し、低域値を差し引くと高域信
号の偏差を算出できると仮定される。このフィルタ処理をハードウェアで行うこ
とができるが、このデジタル型オキシメータではソフトウェアにより行う。
よび最小値として、ここでは任意関数をKとする経験的に誘導される比例式 SpO2=K[{(max(Iac)−min(Iac))/Idc} /{(max(Rac)−min(Rac))/Rdc}] を用いて、赤外および赤色パルス振幅の比率をとることによりSpO2値を得る
ことが周知である。
よびRベクトルは直線的に相関する。したがって、一方のベクトルを、もう一方
のベクトルの単純な直線の組み合わせ(mX+b)として表すことができる。こ
の等差分は、高域成分はI:R比ρ Rac=ρIac により直線的に相関させたまま、低域強度あるいはdcレベルにおける差分とな
る。したがって、SpO2の式を、 SpO2=K[{(max(Iac)−min(Iac))/Idc} /{(max(ρIac)−min(ρIac))/Rdc}]= K[{(max(Iac)−min(Iac))/Idc} /{ρ(max(Iac)−min(Iac))/Rdc}] あるいは単に =K((Rdc/Idc)/ρ) として、書き直すことができる。
つのスカラの比率となっている。(LSM法では計算前に偏向データからベクト
ル平均値を除くことを実際に指定するため、データ全体に連続的に適用するが、
LP()関数では不偏データベクトルIacおよびRacが得られると推定されるこ
とに留意されたい。)これと異なる場合には、ベクトル長を適切に選択している
と仮定して(I−μI)および(R−μI)を用いてρの算出式を書き直せばI:
R比を誘導することができる。
係であるため、以下ではこれを「連続SpO2計算」と呼ぶ。しかしながら、以
下に説明するようにこの算出も、脈動はデータベクトル範囲内で起こるという事
実に基づいている。
には、パルスオキシメトリの算出に伴うノイズを除去する必要がある。非理想条
件下において観測される強度は実際には、NIおよびNRを不偏であると予想され
るノイズ成分として(使用している比較的短いデータベクトルに対する低周波干
渉による影響は少ないことが多い)、 Iobs=I+NI Robs=R+NR となる。観測されるI:R比ρobsは、ノイズのない状態をρobs=ρとして、 Robs ac=ρobsIobs ac と規定される。NIとNRとは互いに相関関係にない場合もある場合もあり、相関
関係がある場合、これらの比例比率は、所望の信号成分IおよびRに対するI:
R比ρと等しくなる、あるいは異なる可能性がある。最も難しい状況の相関ノイ
ズを考慮しても、ρと同じ比率を有するノイズであれば、ρ=ρobsとしてIobs およびRobsによるρobsのLSM計算に影響を与えることはない。しかしながら
、一般にρN≠ρである場合 NR=ρNNI を想定すると、ノイズ成分を除去あるいは解消して、ρobsの算出と、Iobsおよ
びRobsによるSpO2の直接の算出を正確に行わなければならない。
などの比較的低速な過程により決定されるように、SpO2値は数百万のヘモグ
ロビン分子の結合状態を表しているため、SpO2レベルにおけるパルス間の変
動は比較的小さい。
R比を変動する。したがって、モーションアーチファクトによるノイズをフィル
タ処理して正確な計算値を得なくてはならない。このノイズ量は、一定の推定値
ρestを想定することにより(低ノイズ条件下による最新のρobsから得る)Iob s ac から得られるRobs acと予想させる赤色信号との間のノイズ計量値により決定
される。 Rpred ac=,ρestIobs ac Δ( )を所望のノイズ計量値とし、αを正規化因子とすると(計量値が正規化
されない場合に必要)、 ν=Δ(Robs ac,Rpred ac)/α となる。この計量値は、νが、ρ=ρobsの場合にのみゼロとなり、それ以外の
場合は正となって、観測される強度信号の一方あるいは双方の変動が増大するに
つれて増加するように決定されるものである。
得られる可能性のある
化する必要がある。正規化するためには、低ノイズ条件下で収集したRobs acお
よびIobs ac(Rest acおよびIest ac)を基にしなければならない。2つの予想信
号の最大値、あるいは
Rpred acに比較するために適用可能であることが明白であろう。
算出されるノイズ計量値νを用いてSpO2平均値を制御するだけでなく、他の
パルスオキシメトリ処理(心拍数の決定など)を制御することもできる。
必要がない。しかしながら、ベクトル長に制限を設けると望ましいため(1秒未
満までなど)、低心拍数の場合には心拍を含まないデータベクトルとなる可能性
もある。このようなベクトルに見られる、パルスオキシメトリの基本である動脈
吸収効果は少なくなる。したがって好適な実施形態例では、ECGあるいは他の
表示を用いてデータ収集を同期させる。
であれば、添付の請求の範囲に規定されている広義の態様における本発明から逸
脱することなくさまざまな変更および修正が加えられることは明白であろう。
。
Claims (22)
- 【請求項1】 少なくとも第1、第2および第3の発光装置を含み、光を少なくとも3種類の
波長で照射するセンサと、 該光が脈動血液の供給されている組織サンプルを通過した後に該光を検出して
、該光の各波長の吸収度を表すアナログ電流信号を発信する少なくとも1つの光
検出器と、 該アナログ電流信号をデジタル電圧信号に変換するアナログ/デジタル変換器
と、 該デジタル電圧信号を処理して動脈酸素飽和度を算出する処理装置と、 を含む動脈酸素飽和度を非観血的に測定するためのオキシメータ。 - 【請求項2】 前記第3の波長はさまざまなヘモグロビンの形態がなす相対濃度により影響さ
れない波長を含む請求項1に記載のオキシメータ。 - 【請求項3】 前記第3の波長は前記第1および第2の波長からノイズを検出して削除するた
めに使用するノイズ基準信号を提供する請求項1に記載のオキシメータ。 - 【請求項4】 前記第3の波長はカルボキシヘモグロビンの濃度の検出および/または測定に
使用する信号を提供する請求項1に記載のオキシメータ。 - 【請求項5】 前記第3の波長は指示薬色素の濃度を測定する信号を提供する請求項1に記載
のオキシメータ。 - 【請求項6】 インドシアニングリーンの濃度を非観血的に測定する信号を提供するために、
前記第3の波長が実質的に800nmの範囲内である請求項1に記載のオキシメ
ータ。 - 【請求項7】 前記第3の波長により非観血的に測定された前記インドシアニングリーンの濃
度を用いて心拍出量を算出する請求項6に記載のオキシメータ。 - 【請求項8】 前記発光装置はLEDである請求項1に記載のオキシメータ。
- 【請求項9】 前記発光装置はレーザダイオードである請求項1に記載のオキシメータ。
- 【請求項10】 少なくとも第1および第2の発光装置を含み、光を少なくとも2種類の波長で
照射するセンサと、 該光が脈動血液の供給されている組織サンプルを通過した後に該光を検出して
、該光の各波長の吸収度を表すアナログ電流信号を発信する少なくとも1つの光
検出器と、 該アナログ電流信号の範囲を期待入力範囲に適合させるダイナミックレンジ制
御と、 該アナログ電流信号をデジタル電圧信号に変換するアナログ/デジタル変換器
と、 該デジタル電圧信号を処理して動脈酸素飽和度を算出する処理装置と、 を含む動脈酸素飽和度を非観血的に測定するためのオキシメータ。 - 【請求項11】 前記ダイナミックレンジ制御は分配器を含む請求項10に記載のオキシメータ
。 - 【請求項12】 少なくとも第1、第2および第3の波長の光を照射するステップと、 該光を脈動血液の供給されている組織サンプルに導くステップと、 該組織サンプルを通過した後の該光を検出して、該光の各波長の吸収率を表す
アナログ電流信号を発信するステップと、 該アナログ電流信号をデジタル電圧信号に変換するステップと、 該デジタル電圧信号を処理して動脈酸素飽和度を算出するステップと、 を含む動脈酸素飽和度を非観血的に測定する方法。 - 【請求項13】 少なくとも1つの波長をノイズ基準信号として使用して、ノイズをフィルタ処
理するステップをさらに含む請求項12に記載のオキシメータ。 - 【請求項14】 少なくとも1つの波長を利用して、カルボキシヘモグロビンの有無を検知する
ステップをさらに含む請求項12に記載のオキシメータ。 - 【請求項15】 少なくとも1つの波長を使用して、心拍出量の評価を行うステップをさらに含
む請求項12に記載のオキシメータ。 - 【請求項16】 ダイナミックレンジ制御を設けて、前記信号が予想入力範囲外であった場合に
該信号の大きさを調節するステップをさらに含む請求項12に記載のオキシメー
タ。 - 【請求項17】 少なくとも第1および第2の波長の光を照射するステップと、 該光を、脈動血液の供給されている組織サンプルに導くステップと、 該組織サンプルを通過した後の該光を検出して、該光の各波長の吸収率を表す
アナログ電流信号を発信するステップと、 該アナログ電流信号をデジタル電圧信号に変換するステップと、 該デジタル電圧信号をフィルタ処理して、該第1の波長において吸収された該
光の脈動成分を表す第1の脈動信号と、該第2の波長において吸収された該光の
脈動成分を表す第2の脈動信号とを提供するステップと、 該デジタル電圧信号をサンプリングして、該第1の波長で吸収された該光を表
すデータサンプルを含む第1のベクトルを提供するステップと、 該デジタル電圧信号をサンプリングして、該第2の波長で吸収された該光を表
すデータサンプルを含む第1のベクトルを提供するステップと、 該第2のベクトルに対する該第1のベクトルの比率を算出するステップと、 該比率を用いて動脈酸素飽和度を決定するステップと、 を含む動脈酸素飽和度を非観血的に測定する方法。 - 【請求項18】 前記第1および第2の波長の少なくとも一方に対する予想値を該波長の観測値
と比較して、ノイズ計量値を決定するステップをさらに含む請求項17に記載の
方法。 - 【請求項19】 データを前記ノイズ計量値でフィルタ処理するステップをさらに含む請求項1
8に記載の方法。 - 【請求項20】 前記算出ステップを心臓の脈動検出信号と同期させるステップをさらに含む請
求項18に記載の方法。 - 【請求項21】 前記心臓の脈動検出信号がECGである請求項20に記載の方法。
- 【請求項22】 前記比率の算出に最小二乗法を使用するステップをさらに含む請求項18に記
載の方法。
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