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

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JP2003505115A
JP2003505115A JP2000584802A JP2000584802A JP2003505115A JP 2003505115 A JP2003505115 A JP 2003505115A JP 2000584802 A JP2000584802 A JP 2000584802A JP 2000584802 A JP2000584802 A JP 2000584802A JP 2003505115 A JP2003505115 A JP 2003505115A
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wavelength
oximeter
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noise
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JP2000584802A
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ラーセン，マイケル，ティー．
レウス，ジェームズ，エル．
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クリティケア システムズ インコーポレーティッド
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    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases

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Abstract

(57)【要約】 【課題】 血液中の酸素飽和度を、速度および精度を高めて非観血的に測定する。 【解決手段】 本オキシメータは、装置の機能性を高める複数の特徴を備えており、具体的には、ダイナミックレンジ制御（６２）と、ＬＥＤ（７０、８０、１００）と、ピークバレー測定方法をとらずとも酸素化レベルを算出できるように改良された方法とが挙げられる。本装置は、患者に装着可能なセンサユニット（２０）と、そのセンサから受信した信号を基に血液中の酸素飽和度を特定するオキシメータ（１０）とを含む。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は主に、動脈の酸素飽和度を非観血的に測定するための改良型オキシメ
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。
【０００２】
【従来の技術】
すべてのオキシメータでは、指や耳垂などの患者の血液運搬組織に直接連結さ
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。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
従来のオキシメータでは、センサからの出力信号をアナログ電圧値に変換し、
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。
【０００４】 その上、従来のオキシメータで用いられているアナログ回路では一般に、信号
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。
【０００５】 したがって、本発明の目的は、非観血的に流体のパラメータを測定する方法を
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。
【０００６】 本発明のもう１つの目的は、オキシメータによる測定の速度および精度を改良
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。
【０００７】 本発明の別の目的は、入力電流信号をデジタル電圧信号に直接変換して、ノイ
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。
【０００８】 本発明の別の目的は、信号すべてを１つのデジタルハードウェア伝送路にした
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。
【０００９】 本発明の別の目的は、電子回路部品数を減らして改良されたオキシメータを提
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。
【００１０】 本発明のさらなる目的は、異なる波長の発光装置からの少なくとも２つの信号
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。
【００１１】 本発明の別の目的は、酸素化レベルの計算値からノイズをフィルタ処理できる
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。
【００１２】 本発明のさらに別の目的は、広範囲の患者を監視できるように改良されたオキ
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。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
本発明では、異なる波長の光を照射する少なくとも２種類、好ましくは３種類
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。
【００１４】 入力された電流がデジタル電圧に変換された後、入力信号のすべては、従来の
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。
【００１５】 本発明のもう１つの態様において、脈拍の検出およびピーク・ピーク測定を行
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。
【００１６】 もう１つの改良点として、オキシメータに波長を追加することにより、ノイズ
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。
【００１７】 本発明によるデジタル回路に、低レベルの電流入力信号を処理し、かつノイズ
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。
【００１８】 以上のみならず、構成および操作方法を含む本発明における他の目的および利
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。
【００１９】
【発明の実施の形態】
図１は、本発明にしたがって製造したデジタル型オキシメータ１０の構成を外
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。
【００２０】 好適な実施形態例において（図２参照）、センサ２０は、患者の指や耳垂など
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。
【００２１】 これらのＬＥＤ７０、８０を、マイクロプロセッサ４０からのデジタル信号で
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。
【００２２】 好適な実施形態例において、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、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。
【００２３】 用途によって、センサ２０に少なくとも１種類の波長を追加して、オキシメー
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。
【００２４】 ノイズ基準信号を利用することにより、ノイズを生じている可能性のある信号
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。
【００２５】 異常ヘモグロビンは、ヘモグロビン分子が酸素以外の別の分子と結合すると発
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。
【００２６】 指示薬色素を、色素希釈による心拍出量評価などの幾つかの監視手段の一部と
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。
【００２７】 以上、３種類の波長を使用するオキシメータについて説明したが、当業者であ
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。
【００２８】 本発明の別の実施形態例において、赤外線および赤色信号データのベクトルを
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。
【００２９】 酸素飽和度レベルを決定するために用いるステップを以下に説明する。大文字
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。
【００３０】 下付文字ａｃは、広域あるいは不偏脈動成分（強度が変化）を示し、下付文字
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。
【００３１】 ＲおよびＩが与えられると、ｍａｘ（ ）およびｍｉｎ（ ）を信号最大値お
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。
【００３２】 しかしながら、ＬＥＤおよび検出器の幾何学形状が等しいと仮定すると、Ｉお
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。
【００３３】 最小二乗法（ＬＳＭ）を用いて次式より信号データからρを誘導する。 ρ＝（Ｉac・Ｒac）／（Ｉac・Ｉac） ここでは・を２つのベクトルのドット積を示すために用いており、この場合、２
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。
【００３４】 ＳｐＯ2に対するこの計算は、パルスの位置およびピークバレー測定とは無関
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。
【００３５】 上記の算出は理想条件下で決定したものである。したがって実際の信号を得る
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。
【００３６】 酸素分子の胞状移送、循環系内への血液の送り込み、毛細血管床内の静脈還流
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。
【００３７】 しかしながら、モーションアーチファクトはかなり突然に現れがちであり、Ｒ pred ac とＩobs acとの間のサンプル間の関係を非直線的として、観測されるＩ：
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。
【００３８】 対応するベクトル要素間の平均絶対差、あるいは、計算が単純であり再帰的に
得られる可能性のある
【００３９】
【数１】 は、１つの距離計量である。しかしながら、この計量では、信号の期待値を正規
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
【００４０】
【数２】 がその１例である。当業者であれば他の距離計量（相関関係など）もＲobs acを
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。
【００４１】 許容範囲内にて実行するために経験的に閾値を設けて、新たなρobsと同時に
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。
【００４２】 上記にて指摘したように、連続ＳｐＯ2計算ではパルスタイミングを決定する
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。
【００４３】 以上、本発明の好適な実施形態例について図示および説明してきたが、当業者
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。
【図面の簡単な説明】
【図１】 センサデバイスに連結されたデジタル型オキシメータの構成を示すブロック図
。
【図２】 患者に連結されているセンサデバイスおよびデジタル型オキシメータの構成。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 レウス，ジェームズ，エル． アメリカ合衆国，ウィスコンシン州 53188，ワウケシャ，ウエスト 290 サウ ス 2837 カーマーゼン ドライブ Ｆターム(参考） 2G059 AA06 BB13 CC04 CC07 CC18 EE01 EE11 GG01 GG02 GG03 HH01 HH02 HH06 KK01 MM01 MM04 MM05 MM09 MM10 NN01 4C038 KK01 KL07 KX01

Claims (22)

    【特許請求の範囲】
  1. 【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。
  2. 【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。
  3. 【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。
  4. 【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。
  5. 【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。
  6. 【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。
  7. 【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。
  8. 【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。
  9. 【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。
  10. 【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。
  11. 【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
    。
  12. 【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。
  13. 【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。
  14. 【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。
  15. 【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。
  16. 【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。
  17. 【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。
  18. 【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。
  19. 【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。
  20. 【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。
  21. 【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。
  22. 【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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