JPH01500493A - 多重パルス式の酸素濃度測定法及びその装置 - Google Patents
多重パルス式の酸素濃度測定法及びその装置Info
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- JPH01500493A JPH01500493A JP62505259A JP50525987A JPH01500493A JP H01500493 A JPH01500493 A JP H01500493A JP 62505259 A JP62505259 A JP 62505259A JP 50525987 A JP50525987 A JP 50525987A JP H01500493 A JPH01500493 A JP H01500493A
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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】
多重パルス式の酸素濃度測定法及びその装置i肌ム奢遣
本発明は酸素濃度測定、特にパルス透過式酸素濃度測定のために開発された情報
抽出技術に係わる。
個人の動脈中の酸素飽和値及び脈拍数は種々の理由で注目すべき場合がある0例
えば、手術室において、酸素飽和値に関するtaS情報を利用することにより、
生理的要因の変化、麻酔装置の誤動作、あるいは医師のエラーを知らせることが
できる。同様に、集中治療室において、酸素飽和値の情報を利用することにより
、患者に対して適正な肺換気処置を施していることをN認し、最逍粂件下で患者
を換気装置から引出すことができる。
手術室や集中治療室のような種々の利用施設において、患者が至大な危険に陥る
前に有害な生理的状態にあることを検知しなければならない場合、脈拍数及び酸
素飽和値に関する継続的な情報が不可欠である6例えばボーム・ヘルス・ケア・
ナースが定期検診を行うような場合には、オペレータの便宜とう者の快適さとの
ために、多くの利用施設において、病原体を侵入させないための技術がめられて
いる。パルス透過式酸素濃度測定はこのような問題に取組むものであり、病原体
不侵入の状態で脈拍数及び酸素飽和値に関する継続的情報を提供するものである
。しかし、提供される情報が有効なものとなるのは、オペレータがその精度に依
存できる場合に限られる。
そこで、本発明の方法及び装置はコストを不当に増大させることなくこのような
情報の精度を高めることを目標としたものである。
詳しくは後述するように、パルス透過式酸素濃度測定においては、組織内の動脈
血が組織を通過する光の強さに及ぼず影響を測定する。これをさらに具体的に説
明すると、組織中の血液量は脈拍と関数関係にあり、血液量は収縮期において大
きくなり、拡張期において小さくなる。血液は組織を通過する光の一部を吸収す
るから、組織から出る光の強さは組織内の血液量に反比例する。即ち、射出光の
強さは脈拍に応じて変化するから、これを利用すれば患者の脈拍数を示すことか
できる。さらにまた、オキシヘモグロビン(酸素と結合したヘモグロビン、Hb
02)の吸収係数は光の大部分の波長に関して酸素と結合していないヘモグロビ
ン(Hb)の吸収係数とは異なる。従って、2つの異なる波長において血液によ
って吸収される光量の差を利用すれば、
([Hb 02 ] / ([Hb ]÷[Hb 02 ])) X100%に
等しいヘモグロビン酸素飽和値、%SaO2(O3>を示すことができる。即ち
、例えば指を透過する光量の測定値を利用することにより、患者の脈拍だけでな
くヘモグロビン酸素飽和値をも知ることができる。
指を透過する光量は“固定”成分、例えば、骨、組織、皮膚、毛髪などだけでな
く、“可変”成分、例えば、組織内の血液などの吸収係数とも関数関係にある。
時間の関数として表わす場合、組織を透過する光の強度は、ベースライン成分と
周期的な脈動成分とを含んでいる。ベースライン成分は時間と共にゆるやかに変
化し、かつ光に対する固定成分の影響を表わしており、周期的な脈動成分は時間
と共に急速に変化し、かつ光に対して組織内で変動する血液量の影響を表わして
いる0組織等の固定成分による減衰は脈拍数及び動脈の酸素飽和値に関する情報
を含んでいないから、脈動信号の方が重要である。
そこで、公知の透過式酸素濃度測定法の多くは分析した信号からいわゆる”DC
”ベースライン成分を除去する。
例えば、米国特許第2,706,927号(Wood)では、“無血”状態及び
“正常”状態の下で、2つの波長に対して光吸収測定を行う。無血状態では、分
析される組織からできるだけ多くの血液を絞り取る。次いで2つの波長を持つ光
を4fliに透過させ、それぞれ吸収を測定する。
これらの測定値は血液以外のすべての組織成分が光に及ぼず影響を示している4
組織への正常な血流が回復したら、第2回目の測定を実施し、これによって血液
及び血液以外の成分に対する両方の影響がめられる。両条件下での光吸収の差を
利用することにより、動脈血及び静脈血の両方の影響を含めた組織の平均酸素飽
和値をめる。以上の説明からも明らかなように、この方法は基本的には、酸素飽
和値を表わす信号からDCで表わされる非血液成分を除去している。
しかし、多くの理由からW ood特許の方法は必要な精度を提供できない9例
えは、厳密な意味での無血状態を得ることは現実的に不可能である。また、MJ
織を絞るなどの方法で無血状態を得ようとすれば、両状態における光路が一致し
なくなるおそれがある。精度の問題を別にしてもW ood特許のアプローチは
不便でもあり、測定に多大の時間を要する。
パルス透過式酸素濃度測定に対するさらに改良されたアプローチが米国特許第4
,086,915号(K ofsky等)に開示されている。Kofsky等の
特許は2つの理由で注目に値する。第1の特徴として、この特許に採用されてい
る方法は組織中の固定成分が透過光に及ぼす影響を自動的に排除し、!flit
%を人為的に無血状態にする必要を回避する。 KOfSky等の特許が吸収に
関するベール・ランバートの法則から開発した方法として、2つの異なる波長で
組織を透過する光の強さを微分したものに所定の擬似係数を乗算した値を利用す
ることによって、酸素飽和値をめることができる。微分すると、光の強さのDC
成分にほとんど影響されないことは初歩的な数字によって立証することができる
。前記擬似係数は患者が先ず酸素含有量が正常な空気を吸い、次いで酸素含有量
を減少させた空気を吸う校正手順中に行われる測定によって算出される。しかし
この校正プロセスはいかにも煩雑である。
注目すべきK ofsky等特許の第2の特徴は以後の処理に備えて増幅する前
に信号のDC成分を除去することにある。具体的には、信号をその勾配(即ち導
関数)をより正確にめることができるように増幅する。増幅器の飽和を回避する
ため、増幅する前に信号の比較的大きいDC成分の一部を除去する。この除去を
達成するため、光検知器からの信号を以下に述べるように差動ji!!幅器の2
つの入力に供給する。即ち、信号を増幅器の正端子に直接入力すると共に、低分
解能A/Dコンバータをも通過させ、次いでD/Aコンバータを通過させたのち
、増幅器の負端子に入力する。A/Dコンバータの分解能は入力信号の分解能の
約1/10である0例えば、もし信号が6.3ボルトなら、A/Dコンバータの
出力は6ボルトとなる。従って、コンバータの出力は信号の主要部分を表わし、
多くの場合、これを利用することによってDC信号レベルの近似値をめることが
できる。DC信号と、増幅器に直接供給される検知器の信号との組合わせから得
られる出力を利用することによってAC信号の近似値をめることがて゛きる。た
だし、A、 / Dコンバータの出力はDC信号を示すインジケータとしては正
確さを欠くことが多いから、この方法は比較的率JE確な結果となる可能性があ
る。
米国特許第4,167.331号(N 1elson)は他のパルス透過式酸素
濃度測定装置を開示している。ここに開示されている酸素濃度測定装置は物質に
よる光の吸収がベール・ランバートの法則から得られるように、吸収媒体によっ
て減衰させられた後の光の強さの対数に正比例するという原理に基づいている。
この測定装置はMJ織を透過する赤及び赤外波長の光を発生させるのに発光ダイ
オード<LED)を使用する。LEDから発生し、組織によって減衰させられた
光に光電装置が応答し、出力電流を発生させる。この出力電流は対数増幅器によ
り増幅される。
この増幅された信号は、AC及びDC成分を有し、かつ2つの波長の透過光の強
さに関する情報を含んでいる。
サンプリング/保持回路が赤及び赤外波長の両信号を復調する。次いで各信号の
DC成分を直列に接続されている帯域増幅器及びコンデンサによって阻止し、固
定吸収成分による影響を信号から除去する。こうして得られるAC信号成分は例
えば毛髪、骨、組織、皮膚等の固定吸収成分に無関係となる9次いで各AC信号
の平均値をめる。2つの平均値の比を利用することにより、この比と関連する経
験値から酸素飽和値をめる。A、 C成分は脈拍数の算出にも利用される。
パルス透過式酸素濃度測定の他の公知例が米国特許第4.407,290号(W
ilber )に開示されている。この公知例では、2つの異なる波長をもつL
EDから発生する光パルスを例えば耳たぶに当てる。耳たぶを透過した光にセン
サが応答し、各波長ごとに、耳たぶ中の固定吸収成分及び脈動吸収成分にそれぞ
れ起因するDC及びAC成分を有する信号が生じる。正規化回路ではフィードバ
ラ 、りを利用することにより、各信号の非脈動成分が等しくなり、オフセット
電圧が除去されるように両信号をスケーリングする。このように制御された2つ
の信号をデコーダかチャンネルA及びBに分離し、これらのチャンネルにおいて
各信号からDC成分か除かれる。各信号の残りのAC成分は増幅され、マルチプ
レクサにおいて結合されたのちアナログ/デジタル(A/D>変換される。
酸素飽和値は下記式に従ってデジタルプロセッサによってめられる。
ただし定数xi l x2+ X3及びX4に関する経験的データはプロセッサ
に記憶されている。
ヨーロッパ特許出願第83304939.8号(New、Jr等)もパルス透過
式酸素濃度測定装置を開示1.ている、2個のL E Dが身体の部位、例えば
、指を赤及び赤外波長を有する光に露出させ、各i、 E Dのデユーティサイ
クルを1/4に設定する。検出PaWがこれに呼応して信号を出力し、該信号が
2つのチャンネルに分割される。1/4デユーテイサイクルであるから、負増幅
されたノイズ信号を、検出装置の応答及びノイズを含む正増幅された信号と一体
化して、出力信号に対するノイズの影響をM1除することができる。こうして形
成された信号はほぼ定常的なりC成分とAC成分を含む0次いで行われるアナロ
グ/デジタル(A/D>変換の精度を高めるため、変換処理に先立って信号から
固定したDCレベルを減算する。
このDCレベルはA、 / D変換後、マイクロプロセッサによって再び加算さ
れる。対数分析は下記のようにマイクロプロセッサによって回避される。指を透
過する光の波長ごとに定常成分に対するAC成分の係数がめられる。
次いで2つの係数の比をめ、これを独自に得られた酸素飽和値の曲線に嵌め込む
、患者の個々の指に応じて異なる透過特性差を補償するため、各L E Dに対
して調節可能な駆動源を設ける。上記出願はまた、測定装置を自動的に校正する
装置をも開示している。
しかし、公知の酸素濃度測定技術ではユーザが装置を信頼するのに必要な精度が
高く、応答が迅速な情報を得ることができなかった。この条件は酸素飽和値に関
する迅速かつ信頼できる情報が得られるかどうかで手?4jの成功失敗が決定さ
れる手術室などでは特に重要である。本発明はこの問題と取組み、酸素濃度測定
装置によって従来得られなかった精度を達成するものである。
l肌五里上
本発明は2通りの波長の光で照射された組織中を流れる動脈血の酸素飽和値測定
方法を開示するものであり、組織からの射出光を受光した検知器が各波長の受光
量に比例する信号を出力する。この方法は1パルス周期よりも大きいインターバ
ルに亘る複数のサンプル時間における信号の振幅を記憶させ、サンプル時間と各
サンプル時間に記憶された信号の振幅から単一の動脈血の酸素飽和値表示値を形
成する段階を含む。
本発明ではサンプル時間及び各サンプル時間に記憶された信号の振幅を下記の関
係に従って処理することができる。
ただし:R,03−単一の酸素飽和値表示値λ1=透過光の2つの波長のうちの
第1波長λ2−透過光の2つの波長のうちの第2波長1゛o−該当波長に対応す
る、動脈血第1パルスの拡張期における信号振幅
T、=該当波長に対応する、第1パルスの収縮期における信号振幅
T3−該当波長に対応する、第2パルスの収縮期における信号振幅
m−隣接する拡張期及び収縮期の間の時間と隣接する拡張期間の時との比
ただし:Ro8=単一の酸素飽和値表示値λ1=透過光の2つの波長のうちの第
1波長λ2=透過光の2つの波長のうちの第2波長V H−該当の波長に対応す
る、動脈血の第2パルスの拡張期における信号の振幅
vL−該当の波長に対応する、第2パルスの収縮期における信号の振幅
Δ■=該当の波長に対応する、第2パルスの収縮期と第1パルスの収縮期との間
の信号振幅差Δts−該当の波長に対応する信号から測定される第1−及び第2
パルスの1つの収縮期及び拡張期との間の時間差
Δtp−該当の波長に対応する信号から測定されるパルス周期。
本発明の方法は酸素飽和値表示値R88を、これとは別にめられた酸素飽和値曲
線と比較して組織中の動脈血の酸素飽和値を算出する段階をも含む。算出された
酸素飽和値を表わす出力を形成する段階も含むことができる。
本発明は以上に概説した方法を実施するための装置をも提供する。基本的な形態
として、本発明の装置は1パルス周期よりも大きいインターバルに亘って間隔を
保つ複数のサンプル時間における信号の振幅を測定するサンプリング回路を含む
、サンプル時間と各サンプル時間におけ信号振幅からプロセッサが単一の酸素飽
和値表示値を出力する。本発明装置はほかに酸素飽和値情報を含む信号を出力す
る検知器及び2通りの波長の光を発する光源をも含む。赤色フィルタを利用して
検知器が受光する光をフィルタし、信号を、サンプリングに先立って差動電流・
電圧増幅器によって増幅する。
圀1α11会説朋
本発明の内容は添付図面に沿った以下の説明から明らかになるであろう。
第1図はセンサ、入出力(Ilo)回路、マイクロコンピュータ、アラーム、表
示装置、電源及びキーボードを含む酸素濃度測定装置のブロックダイヤグラム、
第2図は吸収媒体中の光透過を示すブロックダイヤグラム、
第3図は吸収媒体が単位成分に分割されている第2図の吸収媒中の光透過を示す
ブロックダイヤグラム、第4図は第2図に示した入射光の強さと射出光の強さと
の関係を示すグラフ、
第5図は透過光の波長に応じた酸素添加ヘモグロビンと脱酸素化ヘモグロビンの
吸収係数を比較するグラフ、第6図はブロックで表わした指の成分に対する光透
過を示すブロックダイヤグラム、
第7図は経験的に得られた酸素飽和値測定値と酸素濃度測定装置によって得られ
た測定値との比較を示すグラフ、
第8図は動脈血を供給される組織中の光透過を2つの拡張期及び収縮期を含むイ
ンターバルに亘って経時的に示すグラフ、
第9図は本発明に基づく2波長を有する光の指の透過を示す説明図、
第10図は赤色波長光の指の透過を時間の関数として示すグラフ、
第11図は赤外波長光の指の透過を時間の関数として示すグラフ、
第12図は第1図のシステムにおけるI10回路14の詳細図、
第13図は従来の電流・電圧増幅回路の簡略図、第14図は第1図のI10回路
に含まれる差動電流・電圧前置増幅回路の簡略図、
第15図はI10回路の種々の可能レンジと、各レンジにおけるI10回路及び
マイクロコンピュータの所期の応答を示すグラフ、
第16図は第1図に示したマイクロコンピュータの詳細図、
第17図は、吸収度に呼応して発生する信号パルスを、時間の関数として示すグ
ラフである。
1乱を署刊
第1図に示すシステム全体のブロックダイヤグラムから明らかなように、本発明
を利用するパルス透過式酸素濃度測定装置10はセンサ12、入出力<l10)
回路14、マイクロコンピュータ16、電源18、表示装置20、キーボード2
2及びアラーム24を含む、ただし、これらの素子を詳細に説明する前に、第1
図の酸素濃度測定装置によって行われるパルス透過式酸素濃度測定の基本原理を
概説する。
この原理を説明するため、先ずベール・ランバートの法則を考察する。この法則
は均質な吸収媒体による光吸収に関するものであり、第2図及び第3図を参照し
て以下に説明する。
第2図に示すように、強さIOの入射光が吸収媒体26に入射する。吸収媒体2
6は入射光に対する吸収媒体26の減衰効果を示す固有吸収率Aを有する。同様
に、吸収媒体に対する透過率Tは吸収率Aの逆数I/Aで表わされる。吸収媒体
26から射出される光の強さrtは入射光の強さIOよりも小さく、積TIOの
形で関数的に表現できる。吸収媒体26を(光透過方向に)それぞれか単位厚さ
を有しかつ同じ透過率Tを有する多数の同じ成分に分割した場合、入射光の強さ
1.に対する吸収媒体26の影響は第3図に示す通りである。
第3図では吸収媒体26が3つの成分28.30.32から成る。成分28から
の射出光の強さ11は入射光の強さIO×透過率Tに等しい、成分30も透過光
に対して同様の影響を及ぼす。即ち、成分30への入射光は積TIoに等しいか
ら、射出光の強さ工2は積′r11またはT21oに等しい。成分32も光に対
して同じ影響を及ぼし、第3図に示すように、このように分割される吸収媒体2
6全体からの射出光の強さ■3は積TI2またはT31oに等しい。吸収媒体2
6の厚さdがn単位長なら、単位長を有するn個の全く同じ成分を含むというよ
うに図式化することができ、その場合、吸収媒体26からの射出光の強さを■
で表わすことができ、積T Ioに等しくなる。吸収率Aの関数として表現すれ
ば、I を積<I/A、>IOで表わすことができる。
以上の説明から明らかなように、入射光の強さIOに対する吸収媒体26の吸収
作用は指数関数的に減衰する。
Aは基数として不便な面もあるから、単位長当りの吸収媒体26の吸収度をαと
すれば、A n == b anであることに着目してInをもっと便利な基数
すの関数として表現し直すことができる6項αはしばしば消滅係数と呼ばれ、l
ogbAに等しい。
従って、吸収媒体26からの射出光の強さInは10を基数としてIolo−α
1nまたはeを基数として工oe−a2 nで表わすことができる。ただし、α
1及びα2は基数10及び基数eに対するそれぞれ該当の相対的な消滅係数であ
る。吸収媒体26の厚さが射出光の強さ1.1に及ぼず影響を第4図にグラフで
示しな、吸収媒体26への入射光が単位強さを持つとすれは、第4図は全吸収媒
体の透過率Tと厚さとの関係をも示すことに唸る。
以上の説明を第2図に示す吸収媒体26に適用すると、1、 = loe ”
(1)
ただし、11は射出光の強さ、10は入射光の強さ、αは単位長当りの吸収媒体
の吸収度、dは単位長当りの吸収媒体の厚さであり、関係式は基数eの指数関数
として表現されている。式(1+は一般に均質な吸収媒体中での指数関数的な光
派衰に関するべ・−ル・ランバートの法則と呼ばれる。
ベール・ランバートの法則の基本的内容を以上に述べたが、ここで脈拍数及びヘ
モグロビン酸素飽和測定の問題に対するこの法則の応用を考察する。第5図に示
すように、酸素添加ヘモグロビンと朋1酸素化ヘモグロビンとに関する吸収係数
は等吸収波長を除くすべての波長において異なる。即ち、人の指を入射光に露出
させ、射出光の強さを測定する場合、入射光と射出光の強さの差、即ち、吸収さ
れた光量は指の血液の酸素添加ヘモグロビン旦に関する情報を含んでいる。ベー
ル・ランバートの法則からこの情報を抽出する方法は以下の通りである。個人の
指に含まれる血液量はその人の動脈の脈拍に応じて変化する。指のJgさも脈拍
ごとに僅がながら変化し、指の透過光の光路長を変化させる。光路が長ければ光
の吸収量が増えるから、入射光と射出光の強さの差に関する時間に対する情報を
利用することによって脈拍をめることができる。ベール・ランバートの法則から
この情報を抽出する方法も後述する。
上のパラグラフで述べたように、指を透過する入射光と射出光の強さに間する情
報を利用することによって酸素飽和値及び脈拍数をめることができる。しかし、
必要な情報を抽出するための理論的根拠はいくっがの点で複雑である。例えば、
指に当てられる入射光の正確な強さを測定するのは容易ではない、従って、入射
光の強さに関係なく必要な情報を抽出しなければならない場合らある。さらにま
た、指の血液量、従って指を通る光路長の変化は必ずしも個人の脈拍だけに起因
するものではないから、変化する光路長を可変値として計算がら排除しなければ
ならない。
入射光の強さ及び光路長が可変碩として除外されるようにベール・ランバートの
法則をより好都合な形にする方法を以下に説明する。第6図では、第3図と同様
に人の指を2つの成分34.36で表わした。固定成分くベースライン成分)3
4は指を構成する非変動性の吸収因子に相当し、この成分は例えば骨、vA織、
皮膚、毛髪及び固定的な静脈血及び動脈血などであり、厚さd及び吸収係数βを
有する。
脈動成分36は指の変動的な吸収部分、即ち、動脈血液量を表わす。図示のよう
に、この成分の厚さΔ1は厚さの変化量を表わし、この成分の動脈吸収度αは動
脈血の吸収係数を表わす。
第3図に関連して上述し7た分析がら明らがなように、固定成分34からの射出
光の強さI、は下記のように入射光の強さ1.の関数として表現できる。
1l−1(、e−β1(2)
同様に、脈動成分36からの射出光の強さI2は脈動成分36への入射光の強さ
11の関数であり、12=11e”Δ1(3)
式(2)におけるI1の値を式(3)中の11に代入して簡略化すると、指から
の射出光の強さI2を指への入射光の強さ1oの関数として次のように表現でき
る。
12=1(+e’ β l +aAl コ (4)ここでは光に対する動脈の血
液量の影響が問題であるから、I2とI+の関係が特に重要である。動脈成分(
脈動成分)36による透過変化量をFAAとすれば、式(2)及び(3)におい
てそれぞれ得られた11及び12の値を代入すると、式(5)は次のようになる
。
式(6)の分子及び分母から項10を除くことにより、式中の変数としての入射
光の強さを排除できる0式(6)を完全に簡略化ずれば、動脈血による透過変化
量は下記のように表わされる。
この動作原理を採用する装置は自己校正可能であり、入射光の強さ10とは無関
係である。
ここで式(7)を考察すると、変化する動脈血液量に伴なう指の厚さ変化量Δ1
がいぜんとして変数として残ることか判る。この変数である変化量Δ1は次のよ
うにして消去する。表現の便宜上、式(1)において採用したのと同じ基数に関
して式(7)の対数をとると、式(7)は下記のよう変数である変化量Δ1を排
除する好ましい方法では、2つの波長で現われた動脈の透過変化量から得られる
情報が利用される。
特定波長を選択する際の基準の1つとして、動脈吸収係数αがより完全に表現さ
れるように考慮する。
a−(α0 )(O3) ((20)(10S) β9)ただし、α0は酸素添
加された動脈血吸収係数、αDは脱酸素化された動脈吸収係数、O8は動脈血液
量のヘモグロビン酸素飽和値である。第5図がら明らがなように、α0及びαD
は約805ナノメータに現われる等吸収波長を除く可視赤波長及び近赤外波長領
域内のあらゆる光波長において著しく異なる動脈酸素飽和値O8が約90%なら
、式(9)から明らかなように、動脈の吸収係数αはその90%が酸素添加され
た動脈血吸収係数α0に、10%が脱酸素化された動脈吸収係数αDに起因する
1等吸収波長においては、動脈の吸収係数αに対するこの2つの係数の関係はα
Q=αDであるから取るに足らない、従って、第5図に示す曲線の等吸収波長に
近い波長は動脈血流に起因する指の厚さ変化量Δ1を消去するために好都合な波
長である。
第2波長は等吸収波長付近から、2つの信号を容易に区別するのに充分な距離に
選択される。また、この第2波長における酸素添加された動脈血吸収係数と脱酸
素化された動脈血吸収係数の相対的な差は比較的明確である。
従って、以上の考察に照らして、選択された2つの波長は電磁スペクトルの赤波
長及び赤外波長領域内に位置することが好ましい。
上記の値を式(8)に代入して比をとる。
ただし、TAARは赤波長λRにおける動脈血による光の透過度変化量、TAA
IRは赤外波長λ1Rにおける動脈血による透過変化量である。もし2つの光源
を指のほぼ同じ位置に配置すると、各光源から指を通る光路の長さがほぼ等しく
なることはいうまでもない、従って、動脈血流に起因する光路長の変化量Δ1は
、赤波長光源についても赤外波長光源についてもほとんど同様である。従って、
′式(10)の右辺の分子及び分母中の61項が省かれ、下記式が得られる。
式(11)は入射光の強さIoとも動脈血流に起因する指の厚さ変化量ΔIとも
無関係である。以上に展開した理論がパルス透過式酸素濃度測定の基本原理であ
る。ただし、生理的プロセスは複雑であるから、式(11)に示す比から酸素飽
和値測定値が直接間られるわけではない。そこで、弐(11)の比と動脈血の酸
素実測値との相関関係に基づいて酸素飽和値表示値を形成する。即ち、もし赤及
び赤外波長における動脈吸収係数の比をめることができるなら、独自にめられた
経験的な校正曲線から、IO及びΔ1と無関係な方法で動脈血流の酸素飽和値を
抽出することができる。
測定比R68を簡単な形で表わすと、式圓から、第7図に示しかつ詳しくは後述
するように、独自に得られた酸素飽和値曲線のy軸は、RoSに関する測定値を
示し、y軸はヘモグロビン酸素飽和値を示す。
以上の説明では、指の非変動性及び変動性吸収成分の吸収係数β及びαを経時的
に一定であると想定しているが、高精度の酸素飽和値の情報を得るには吸収係数
β及びαの時間依存性を考慮しな(゛すればならないことは経験に照らして明白
である。そこでR8,の測定態様を説明するに当って先ず時間の開数β(1)及
びα(1)の概要を述べる。測定し易いR6S表現の合成には、これらの関数の
影響が加味される。
吸収係数の経時変化にはいくつかの理由がある0例えば、動脈の血流特性以外の
患者の生理的変化は“固定”成分の吸収係数β(1)に著しく影響する可能性が
ある。
同様に、血液組成の比較的小さい変化が動脈の吸収係数α(1)に著しく影響す
ることも考えられる。
第8図は指の光透過を経時的に示し、固定及び動脈吸収係数β(1)、αft)
に現われる経時変化を示している。
第8図に示す透過度には指の中を流れる動脈血の隣接する拡張期及び収縮期に対
応する2つの最大値及び最小値を含んでいる。第1拡張期は時間toに現われ、
この時間toにおける透過度をToとする。拡張期中、動脈血液量は最小となる
から、透過度Toは最大となる。この拡張期に続いて時間11に収縮期が現われ
、この時間11 における透過度を′r1 とする。動脈血液量は収縮期に最大
となるから、透過度T1は最小となる。時間11の次に、時間12に透過度がI
2の第2拡張期が現われ、これに続く時間t3に透過度がI3の収縮期が現われ
る。
測定し易いRO8を表現する手順として、ベール・ランバートの法則に関する上
述の説明から明らかなように、指からの射出光の強さI2は入射光の強さ1.
Qの関数として下記のように表現できる。
12 =Ioe’ β (1) + α [1) コ (6)時間を識別するの
に下付き文字を使用している第8図に倣って特定時間nにおける式(13)の関
係を表現すれば次の入射光の強さIOに下付き文字nがないのはIOが一定であ
って経時的に変化しないと仮定することを示している。
R1゜3を測定し易く表現するためには、2つの吸収係数を時間関数としてもっ
と完全に表現しなければならない。
そのためにはいくつかの仮定を設定しなければならない。
第8図から明らかなように、隣接する拡張期と拡張期とで透過度の変化があると
、はとんど固定吸収成分からの射出光の強さI2の減衰変化だけでこの変化が測
定される。即ち、隣接する拡張期と拡張期の間の透過度の変化量は吸収係数変化
β(1)に比例し、隣接する拡張期がら拡張期までの比較的短いインターバルで
はほぼ線形を呈する。βの表現を時間関数として展開すると、β(t)=βo
(J [) (5ま
ただし、R0は時間toにおける吸収係数であり、g(t)は時間to以後にお
けるβの経時変化である。上述のように、この変化はほぼ線形であるから、下記
のように表わすことができる。
g(t) −1+b(t −to ) (IQただし、bは時間toにおける拡
張期から時間t2における拡張期までに現われる線形の透過度変化の勾配である
0時間toをゼロ値の基準点として、式(51に式(IQを代入すると、
β(t)=βo(1+bt) (r71動脈吸収係数αも同様に時間関数として
展開することができる。第8図から明らかなように、時間t1 における収縮期
から時間t3におりる収縮期までに現われる透過度変化は指の固定吸収成分及び
動脈吸収成分の変化に比例する。β(1)をこのインターバル中の線形関数とし
て表わせば、動脈吸収係数α(1)に起因する透過度変化もほぼ線形関数として
表わすことができる。従って、α(1)はもっと完全な形で表わされる。即ち、
α(t)=α(IKΔIf(t) +8ただし、α0は時間toにおける動脈吸
収係数の大きさ、Kは定数、Δ1は血液量に応じて変化する光FI’?r長、f
(t)は時間1o以後のαの経時変化を表わす。時間toに続く短いインター
バルに亘ってf (t)がほぼ線形であるとすれば、もっと完全な形で表現でき
る。即ち、f(t)= 1+ a(t −to) (t9iただし、aはβ(1
)よりはむしろα(1)の変化に寄与する時開11及び13間の透過度勾配の部
分である9時間toはゼロ値基準点として設定されているがら、式((9)を式
(廟に代入すると、
α(t)=α(IK Δl (1−’−,at) f20i式(I2)において
定義されているように、酸素飽和値をめるため、経験的に得られた校正曲線と比
較される比Ro8はR(赤)及びIR(赤外)波長にお(Jる動脈吸収係数の関
数である0式(20)から明らかなように、計測によって容易に測定できるパラ
メータの形でRo、を表現するにはさらに展開する必要がある。具体的には、α
0゜R0,に、Δl、a及びbとは独立の”’−as表現が必要である。隣接す
る収縮期及び拡張期における透過度は電圧として表わすことができるから、透過
度のみに依存するRo8表現がめられる。そこで、下記式を展開して、消去すべ
き変数(例えばα0)を透過度の関数として表現する。
このプロセスの第1段階として、ベール・ランバートの法則を利用して第8図に
示した隣接する拡張期及び収縮期における透過度を展開する。任意の時点t。に
おける透過度Tnは次のように表わすことができる。
式(囮を式(21)に代入すると、
既に述べたように、拡張期においては血液量は最少となる。その場合、式(20
)に示す動脈吸収係数表現中のΔ1項はゼロ値に近くなる。従って、時間to及
び+2においては、式(12)の指数項に含まれる動脈吸収係数の経時表現はゼ
ロに近づき、無視することかできる。即ち、時間toにおける透過度は下記のよ
うに表現される。
To =e ’βfto ) +o1...e−β(io ) (21式(R7
)を式(2瀞に代入すると、
■。 −8−Ro (1+btQ ) −Ro (1+b(0)):e
−e−β0(Ml
ただし、toをゼロ値基準点とする。
収縮期においては、どちらの吸収係数も式(22)の指数項に残る。従って、式
(R7)及び(20)を式(22)に代入すると、時間t+ における透過度は
次のように表わされる。
7、=9−[β (tl )十α (1+ )]−8−[Ro (1啼bt+
)+α0にΔl(1+at+ )] (2c)第2拡領期にΔ値は再びゼロに近
づくから、式(22)中の動脈吸収係数は再びゼロに近くなり、式(R7)を式
(22)に代入すると、時間t2における透過度が得られる。即ち、72 =(
i c β ft2 )十α (b )]−8−[βo (1+bt2 ) →
O]−8−βo (1+bt2) (2!9式071及び(20)を式(22)
に代入すると、時間13に現われる第2収縮期の透過度を次のように表わすこと
ができる。
T3=e−[β(t3戸α(h )]
−8−[βo (IJi3 )+(20KΔlfl+ai3)] (2,)こう
して、消去すべき変数の関数とし、て表わされた隣接する収縮期または拡張期に
おける透過度表現が得られる。
式(24) 、 (251、!2e 、及び(2ハの表現を簡略化するため、収
縮期及び拡張期に関するいくつかの表現を展開する。例えば、隣接する収縮期ま
たは拡張期間のパルス・インターバルを1.とすれば、第8図から明らかなよう
に、t = 12 − t(1= t2 0= t2 = 1 (2υただし、
ここでは時間toをゼロ値の基準点とし、単位パルス長を仮定した。従って、
to = O,b = 1 (291
第8図から明らかなように、隣接する拡張期と収縮期の間の時間と、隣接する拡
張期と拡張期の間の時間との比mは次のように表わされる。
−1Δ t t2−t6
1拡張期2 拡張期o p
関係式(2(至)を利用して式G3を簡略化すると、隣接する収縮期と拡張期の
間のインターバルは隣接パルス間で著しく変化しないから、比mは下記のように
も表現できる。
−1Δt t2 T。
1拡張期2 拡張期o p
式(291に表現されている関係を弐02)に代入して簡略化すると、
まな、
t3=11+1 よ)
要約すれば、隣接する収縮期及び拡張期のタイミングは下記のような簡単な形で
表現できる。
to=o、tl=n、t2=1. t3=l+1 (3u式Oりに表現されてい
る透過度測定値を式(24+ 、 (24J 、 +26) 。
及び(2υに代入すると、下記のような透過度表現が得られる。
T(1=e−β0(39
T1=e−[β0 (1+bTB)+αOkΔ1(1÷aro ) ] (37
1T2=e−[βo (1tb)] (JT3 =e −[β o (1+b(
1÷In))+αOk Δ I (1+a(1+II))]臼9
透過度方程式鏝〜O(至)の展開で測定し易いRos表現に近づいたものの、さ
らに簡略化する必要がある。そのため、隣接する収縮期と拡張期における透過度
の比及び隣接する収縮期と収縮期及び隣接する拡張期と拡張期における透過度の
比を以下に計算する。このプロセスで指数関数から項を消去して扱い易い形にし
、これを利用して以下に示すように測定し易いR68表現を形成する。
隣接する収縮期と拡張期の間の透過度比は次のような簡単な形で表わすことがで
きる。
11 e−[β0 (1+bT1)+α(1kΔl(1→an)]−e−[βO
bn÷αokΔ田÷ar1) ] f<まただし、T、及びToの値はそれぞれ
式(9)及び国から得た。
同様に、隣接する拡張期透過度の比は弐Gel及び(ミ(至)から次のように表
わされる。
最後に、隣接する収縮期透過度の比は大国及び0乃から下記のように表わされる
。
T3 e−’βo (i+bH→1))÷αOk Δ 1(1+a(1+1m)
)]T 、″e −H″79”g71−’ b r > ” G O−に−五]
工i”a 1’7丁’−””−’ −’−”−’””−””−一 e−(β□b
+czokΔl a ) f42+指数関数はやや扱い珪いから、式の各辺の自
然対数を取って式(4罰、 +4++及び(42)を簡略化すると、In−=−
[βobl+czok Δl(1+a、n)] (41■0
■θ
既に述べたように、測定し易いR8S表現を展開するには、αO=に+及びΔ1
を透過度の関数として表現しなければならず、そのためには、式(4(至)及び
(4ωを次のように書き直せばよい。
41n(T3/T+ I4bβ0]
αOkΔl=−□、、、、−
−[1n(Tt /To )+b11β 0 ]しかし、式(4(至)はいぜん
として直接測定できない項をいくつも含んでいる。そこで項a、b、β0とは独
立の式が必要となる。もしマイナス符号を省き、式(慢の両右辺のそれぞれに項
a(1+an)を乗算すれば、この式(機を次のように展開することができる。
(1+ all)fin(T3 /丁+)→l)β Q コ= a [In(T
t /To )+b r■β0 コ (47)式(47)を簡略化すると下記式
t48i−(51)が得られる。
In(T3 /Tl )+ bβ0 +ata[n(T3 /TI )+ an
bβ〇−a[In(T1 /T、) )+bnβo ] (4FAIn(T3
/Tt )十 bβ(4+a[1ln(T3 /T1 )+nbβ0 コ= a
[In(TI /T0 )+bnβ o ] (<911n(T3/Tl、 )
+ bβ0
=a[In(Tl /To )+bmβo −1n(1’3 /T+ )−nb
β0](至)
In(T3 /Tl )+ l)β0
=a[In(T[/To )−111n(T3 /TI ) E (57)式(
51)から“a”の解をめると、
1nfT3/T+ )→bβ0
式(イ4を式(52)に代入すると、
In(T3/T+ )−1n(T2/To )In(T1 /丁<1 )−In
1n(T3 /TI ) T53)式(4鵠から
in(TI /To )−bnβ0
であり、式(4Q及び(53)を式(54)に代入すると、基本原理の説明で検
討した式<+oH、++++及びに)から明らかなように、酸素飽和値測定に利
用される比R88は次のように表わされる。
動脈吸収係数αの内容をさらに敷延するど、ゴtl; (56)は下記のように
なる。
式(55)を式(57)の分子及び分母に代入すると、こうしてα、β、k及び
Δ1とは独立の酸素飽和値の比の表現が形成される。しかし、こうして得られた
表現はやや扱い難い。従って、もつと簡潔な表現が望まれる。
即ち、それぞれに波長における解を除いては全く同じ分子及び分母を簡略化しな
ければならない。この共通項は式(55)の右辺であり、便宜上これをR3で表
わすと、R8は下記のように簡略化できる。
In(TL /To )−11n(T3/T、 )+ fln(T3 /′T、
)−111n[T2 /To )[In(T1/To )−111n(T2
/To )]−1n(Tl /To )−111n(73f■1) (59)た
だし、In(Tt /To )はR1の未修正値と考えることができ、−11n
(T3 /Tt )は修正項である。R1をこのように表現すれば、Ro、は
下記のように表わされる。
In< y/x ) =−In(X/Y )という知見に基づき、式(59〕か
ら別のR1゜8表現を形成することができる。即ち、R8は下記のように表わさ
れる。
Rλ=−[1n(To /T+ )+ +1ln(T3/1’+ )] (61
)また、(z)In (X/Y)= In (X/V)2であるから、式(61
)を下記のように表現できる。
R=−(In(T O/T+ )+1n(T3 /T1 ン 1 (62>λ
これを近似式で表わせば、
R,=−[In(Tq /Ti )+1n(1+n(T3 /’rl −1))
] (63)八
lnx+ lny = 1nxyであるから、式(63)をさらに次のように変
形できる。
Rλ=−In[(To /T+ 01+n(T3 /’II −1))] (6
4)式(64)で簡略化された)(えを再び式(58)の分子及び分母に代入す
ると、
第9図に示すように、指の赤及び赤外波長の光源40゜42とは反対の側に配置
された検知器38が指を透過する両波長の光を受光する。受光された赤波長光の
強さを経時的に示したのが第10図である。第10図は本質的には特定の波長に
関して第8図の透過度を、利用される入力強さと共に、もっと広い範囲に亘って
示すグラフである。入力の強さは特に動脈パルスと共に変化し、最大値及び最小
値の2つの値RH,R+−を取る。R,はほぼ収縮期に、即ち、動脈血液量が数
人となる時点に現われる。これに対してR,はほぼ拡張期に、即ち、動脈血液量
が最少となる時点に現われる。第11図から明らかなように、検知器38で受光
される赤外波長光の強さも同様に変化し、最大値IRH及び最小値I RLを取
る。詳しくは後述するように、検知器38はRH,RL、IRH及びIRLに関
する情報を含む信号を出力することにより、To 、 ’ri 。
T2及び′F3値の測定を可能にする0表現の便宜上、TOを(R)」またはI
R,におC−)る電圧レベルを示す)VHで表わし、1゛1 を(RL :Aた
はIRLにおける電圧レベルを示す)VLで表わすことができ、同様に、1パル
スに亘る収縮期透過度変化T3−’I”、をΔVで表わずことができる。
即ち、次の形式が誘導される。
T3 T3− T、 Δシ
ーーーi=−一二一−
TI TI、 VL (66)
また、mは次のように表現することかできる。
Δts
式(66)及び(67)を式(64)に代入すると、式(65)と等価の下記表
現が誘導される。
In[(VH/VL )(14(Δts/Δtp)(ΔV/V L ))] @
λ1in[(VH/VL )(1+(Δts/ A tp)(Δv、’v L
))] @ λ2ただし、λ1及びλ2は指を透過する光の波長の広い表現であ
る9式(68)は次のように簡略化することかできる。
RO8=
In((VH/VL )((VL + AV A ts/ A tl))/ V
L )]@λ11n[f VH/VL )((VL + ΔV Ats/ Δt
l))/ VL )] @ A 2しかし、式(69)に示したR68表現は多
重パルス測定方式酸素濃度測定の実施に有用な唯一の表現である。即ち、第8図
と対応の式(59)から明らかなように、式(69)を展開すると、Ro8の計
算に利用される第1情報の出現とRosの実際の計算との間に1パルスのタイム
ラグが生ずる。この1パルスのタイムラグを避けるため別の”os表現を形成イ
ーる。本発明は先ず、吸収係数の時間依存性がパルス間に限定される比較的小さ
いインターバルに亘って線形であることに立脚している。従って、T2及びT3
によって限定されるパルスについても、To及びTLによって限定されるパルス
についてもRosの計算に式(5つ)の修正項n1n(T3/T+ )を組込む
ことができる。
先行パルスに適用される修正係数を現時点の被検出パルスに使用することで、式
(59)を下記のように書き直す式(66)及び(67)から明らかなように、
式(70)と等価の関係を下記のような導関数で表わすことができる。
関係i+X = 1 /(1−x)を利用すれば式(71)を次のように表わす
ことができる。
従って、Po8は下記のように表現できる。
これが好ましいR8Sの計算態様である。
多重パルス式酸素濃度測定に有用な第2表現は1パルスのタイムラグはそのまま
であるが経験的に有用な高低ピーク平均化を含んでいる。この方法では、式(5
9)の第2項を次のように変形する。
Rλ=In(To /T1)”(II/2)[1n(T2/To )+!n(T
3 /T、 )]二lnl、(To /T+ )(1+(n/2)((T2 /
To )−1)÷(n/2) ((T3 A )−1))](T7)
従って、RoSを次のように表わすことができる。
追加項を含むように式(70)を展開することにより、計算は複雑になるか精度
を高めることができる。即ち、式(7o)を次のように書き直すことができる。
ただし、i、j及びkは正及び負の整数である。この場合、Po8は下記のよう
に表現することができる。
上記のように1パルスタイムラグを含まず、経験的に有用な高低ピーク平均を含
むR68表現も可能である。−Lに述べた説明から明らかなように、この方法で
は式(70)を次のように展開できる。
Rλ:=ln(T2山Mm/2)(In(T2 /To )in(T3 /T1
月以上に概説した式展開は2つのパルスの線形補間に基づき、比較的ゆるやかな
経時的吸収係数変化に好適である。吸収係数の変化が急激な場合に精度を高める
には、もっと高次の補間方法を利用すればよい。具体的には、経時的に非線形変
化を呈示する吸収係数に呼応して発生する複数の信号パルスを第17図に示した
0図示のように、インターバルに亘る変化β(1)を補間関数Po(t)で表わ
し、β(1)及びα(1)の時間依存・Iに起因する複合変化を補間関数P+
(1)で表わすことかできる。
以上の説明、特に式(59)から明らかなように、これらの非線形変化を補間す
る下記のようなR3表現を形成することができる。
Rλ =ln(]o /TI )+ln[P+ (t+ )/ P+ (to
)] (791まただし、P+ (t+ )は1゛1 に等しく、P+ (to
)は吸収係数の非線形変化から補間しなければならない項である。従って、R
O5は次のように表わすことができる。
式(74)は平均高低ピークを加味して下記のように表わすこともできる。
R1−in(丁c) /l+、) +1/2[111(P+ (↑r )/ P
+ fio ))+In(Po ff+ )/ Po fto ))] (81
)ただし、P+ (it )はT1に等しく、Po (io )は1゛0に等し
く、P+ (to )もPo (t+ )も非線形関数から補間しなければなら
ない、これにより次のようにRosを計算することができる。
上記測定方法の利点はいがなる形を取るにしても、修正されたR9値が初期の未
修正項及び修正項を含むことである。β(↑)及びα(1)が経時的にほぼ一定
なら、修正項はゼロに等しく、R1の計算値に影響しない。しが八
し、βft)及びα(1)が変化する場合には修正項は常に未修正R8値を改善
する。さらに、もし修正が不完全であっても、はとんどタイムラグを伴なわずに
平均化のような効果が得られる。従って、タイムラグなしにβ(1,)及びα(
1)の変化を正確に追跡する測定が行われ、リアルタイム情報の形成を可能にす
る。
なお、この方法は必ずしも正確なm測定値を必要としない。たとえt値が近似値
であっても、未修正計算に比較すれば著しい改善が得られる。ただし、最大修正
には、mを測定すればよい0例えは、mを初期設定し、時々更新するか、連続的
に更新すればよい。
Δ■は隣接する収縮期と収縮期の間のvL差であるから、このような態様でR6
8をめるには、公知の方法と異なり、1パルスからではなく多数のパルスから情
報を抽出しなければならない。即ち、マイクロプロセッサのソフトウェアは隣接
する拡頭期及び収縮期に検出される透過度に呼応して発生する電圧の振幅をめる
だけでなく、第2パルス収縮期と対応する電圧ibをもめねばならない。さらに
また、パルスの長さ及び隣接する拡張期と収縮期の間のインターバルを示すタイ
ミング情報をめ、すべての情報を総合することによってi%o8をめねばならな
い。このような酸素飽和値測定法は信号のDC及びA、 C成分を双方共に利用
するWilberの方法などのような公知方法とも異なる。
2パルス測定式酸索漂反測定の利点を概説すiLは次の通りである。経験に照ら
して、単一パルス測定式酸素濃度測定で動的データから得られる測定値は10乃
至15パルスを処理するまでは4.5%以上の誤差を含むおそれがある。この誤
差は初期において8%を超える可能性さえある。これに対して上述した2パルス
測定式酸素濃度測定法では、れ大誤差が初期でも3%強、2パルス測定後は1/
2%以下まで縮小されることが判明した。
この2パルス測定法の実施は以下にt!A説する酸素濃度測定回路の作用から当
業者なら容易に理解できるであろう。酸素濃度測定装置10のうち、最初に考察
ずべき成分はセンサ12である。
センサ12の機能は本質的には患者の身体の適当な部分に対して、例えば発光ダ
イオード(LED)のような光源40.42及び光検知器38を正しく対向配置
することにある9例えば、センサ12は各光源(LED)40.42から検知器
38への光路がほぼ等距離となるようにLED40.42と検知器38とを整列
させねばならない。また、光路は例えば指、爪先、耳たぶまたは鼻中隔のような
患者の身体部分を有効量の光が通過するような光路でなければならない。光路変
化は既に指摘した通り測定値に著しく影響するから、センサ12け患者の皮膚を
透過する光路上にLED40,42及び検知器38の位置を常時維持しなければ
ならない。さもないとずれに伴なう信号変動が現われる。
さらにまた、センサ12は患者の皮膚に強い圧力を加えてはならない、さもない
と、パルス式透過式酸素濃度測定装置が正確に動作するための必須条件である正
常な動脈血液が混乱するおそれがある。最後に、センサ12は患者にすばやく装
着でき、不快感を与えないものでなければならない。
LED40,42は、第12図に示すように、I10回路14に組込んだトラン
ジスタドライバ44によって電流を供給され、ドライバ44はマイクロコンピュ
ータ16の制御の下に、繰返し周波数960H2”C″電流パルスを発生させる
。
各パルスの長さは70マイクロセコンドであり、電流パルスは先ず赤波長LEi
)40に供給されてから、赤外波長[。
ED42に供給される。ドライバ44に糾込んだスケーリング抵抗器における電
圧降下が、詳しくは後述するように2電流パルスの大きさを決定し、維持するこ
とを可能にする。LED40,42は電流パル、スに応答して光パルスを発生し
、この光パルスは、指を透過して検知器38に入力する。検知器38は960)
(ZのI−E Dのパルス繰返し周波数で赤及び赤外波長の混合光に対する指の
脈動応答に間する情報を含む信号を出力する。
本発明の好ましい実施例では、赤色光学フィルタ45がLED40,42と検知
器38とを結ぶ光路中に、第9図に示すように挿入される。赤色フィルタ45と
してはK odakNo、29ラツテン・ゲル・フィルタが好ましい。その機能
は酸素飽和値の測定に対する蛍光フリッカ−の影響を解消することにある。セン
サ12の本体は周囲の光の大部分を阻止する不透明材料で形成することができる
ものの、それでもある程度の周囲の光が検知器38に入射する可能性がある。太
陽や白熱電灯からの光は本質的に連続的である。これに対して蛍光灯による照明
は発光期と非発光期とを交互に含み、これが肉眼では知覚できないフリッカ−と
なっている。蛍光フリッカ−の周波数はLED40からの赤波長の光を受光して
検知器38が出力する信号に影響しかねない。従って、赤色光学フィルタ45を
検知器38に重ねて配置することにより蛍光を除外し、酸素飽和値の測定に対す
る蛍光フリッカ−の影響を排除する。
I10回路14において、検知器38からの信号が前置増幅器46に入力する。
好ましい実施例では、前置増幅器46は差動電流・電圧増幅器48及びシングル
エンド出力増幅器50を含む、差動増幅器48を利用することの利点を明らかに
するため、第13図に示す公知の電流・電圧増幅器の動作を考察する6図示のよ
うに、電流・電圧増幅器52は主として演算増幅器54及びゲイン決定用抵抗器
RFから成る。検知器38は図示のように増幅器入力端に接続されている。検知
器38が適当な波長の光を検出すると、増幅器52に電流IDが入力する。増幅
器52の出力■0は、検知器38からの電流IDとゲイン決定用抵抗器RFの値
との積に等しい、この構成に伴なう重大な問題点として、発生する外部干渉ノイ
ズをも増幅するから、抽出される信号の精度が劣化する。
しかし、第14図に示すシングルエンド出力増幅器50と差動電流・電圧増幅器
48を組合わせることによってこの問題は解消される。図示のように、差動増幅
器48は正及び負の出力を発生させ、各出力の絶対値はゲイン決定用抵抗器RF
の値と検知器38からの電流IDとの積に等しい、これらの出力が、さらにシン
グルエンド出力増幅器50に供給されると、この増幅器50は1ゲインを堤供し
て入力の2倍の大きさを有する信号を出力する。この構成の利点として、2つの
差動トランスインピーダンス増幅器出力は互いに反対の符号であるから、外部干
渉ノイズはシングルエンド出力増幅器50において消去されることにある。また
、信号が2回出力されるごとに電流ノイズは1.414Lか増大せず、従ってS
/N比が改善される。
この時点で検知器38の赤及び赤外波長に応答を示す混合信号は既に増幅済みで
あり、これを復調回路56に入力すれば、それぞれ第10図及び第11図に示す
赤波長に対する脈動波形及び赤外波長に対する脈動波形が出力される。
好ましい構成では、復調回i56は検知器38からの赤波長光に対応する検知信
号に応答するサンプリング/保持(S/H)回路60と、赤外波長に対応する検
知信号に応答するサンプリング/保持(S/N )回路58とを含む。
S/N回路58及び60のタイミングは各信号の応答波長に対応する部分に亘っ
てそれぞれS/N回路58,130が復調回路56への入力信号をサンプリング
するように制御される。このようにすれば、復調回路56への単一の入力信号か
ら2つの信号が可成される。上述したように、これらの信号は第10図及び第1
1図に示す赤波長に対応する脈動信号及び赤外波長に対応する脈動信号に対応す
る。
S/N回路58及び6Ωの出力から高周波ノイズを除くため、前記出力をそれぞ
れ低域フィルタ64及び62に入力する。好ましい実施例では、“赤波長に対応
する”低域フィルタ62及び“赤外波長に対応する”低域フィルタ64はそれぞ
れ2つの段階を含む。各フィルタの第1段階は低コストであり、物理的サイズが
比較的小さく、精度が高いことに着目して5次のモノリシック集積回路によって
スイッチされるコンデンサフィルタを利用する。“赤波長”及び“赤外波長”信
号に対していずれも、モノリシック集積回路が整合関係にあるため、各信号はほ
ぼ等しく第1段階のフィルタを通過するから、そのゲイン及び位相周波数レスポ
ンスとは一致する。各フィルタの第2段階は第1段階よりもやや高い上向き転移
周波数を有する2次ベッセルフィルタである。従って、第1段階のフィルタは2
段階組合わせのうちの基本フィルタとして作用し、所要のフィルタリング精度が
得られる。第2段階は第1段階の出力からスイッチングノイズをフィルタする。
フィルタされた赤波長及び赤外波長に対応する脈動信号は次にそれぞれ変換され
、マイクロコンピュータ16に転送される。詳しくは後述するが、このプロセス
において、プログラマブルDC減算回路またはオフセット66が、これに続いて
、ゲインが約1乃至256のプログラマブルゲイン増幅器68が利用される。適
当に処理された信号がマルチプレクサ70において組合わされ、次いでS/N回
F#171においてサンプリングされかつ保持され、マイクロコンピュータ16
に転送するためA/Dコンバータ72ニヨってデジタル信号に変換される。
プログラマブル減算回路66、プログラマブルゲイン増幅器68、マルチプレク
サ70、S/H回#I71、及びA/Dコンバータ72の動作について詳述する
前に、マイクロコンピュータ16に転送される信号についていくつかの問題を考
察しなければならない0例えば、第10図及び第11図に示すように、各波長の
光に応答して検知器38から出力される信号は便宜上、ベースライン成分及び脈
動成分と呼ばれる成分を含む。ベースライン成分は指に“固定”非脈動吸収成分
だけが存在する時に検知器38が受光する光の強さに近似である。このベースラ
イン成分に基づく信号は短いインターバルに亘って比較的定常であるが、非脈動
的な生理変化または例えば指に装着しであるセンサ12のずれなどのようなシス
テム変動があると、これに伴なって変動する。比較的長いインターバルに亘って
このベースライン成分が著しく変動することがある。所与の時点におけるベース
ライン成分の大きさは第10図に示すレベルR,にほぼ等しい、ただし、便宜上
、ベースライン成分をレベルRLと考え、脈動成分が所与のパルス幅に亘ってレ
ベルRHとレベルRLの間で変動すると考えることができる。前記脈動成分は各
心拍において指の中の血液量が変化することから起こる指に対する光透過の変化
量に起因する。典型的には脈動成分はベースライン成分よりら小さく、第10図
及び第11図に示す通りである。
ベースライン成分に基づく信号は酸素飽和値またはパルスに関する情報を直接搬
送しないから、脈動成分に基づく信号の方が重要である。AC及びDC成分を含
6第10図及び第11図に示す信号全体を増幅し、マイクロコンピュータ16に
よって使用されるようにデジタル信号に変換すると、A/Dコンバータ72の分
解能の大部分がベースライン成分の分析に使用されるから変換精度の大部分が浪
費される結果となる。例えば、入力範囲が+10乃至=10ボルトのA/Dコン
バータを使用した場合、脈動成分の4倍のベースライン成分を有する信号を、ベ
ースライン成分が16ボルト差で表わされ、脈動成分が4ボルト差で表わされる
まで増幅することができる。12ビツトのA/Dコンバータ72の場合、信号全
体は4096成分に分解できる。従って、脈動成分に基づく信号を表わす増分レ
ベル数は約820となる。ところが、変換前にベースライン成分を除去すれば、
脈動成分に基づく信号を4096インターバルに分解でき、精度が著しく高めら
れる。
本発明はこの方法を、マイクロコンピュータ16によって制御される構成・再構
成プロセスの前半段階として採用する。従って、各フィルタ62.64から受信
される入力信号は伝送信号全体を含む。プログラマブル減算器66は各波長の全
信号のオフセット部分をほぼ完全に除き、プログラマブルゲイン増幅器68はA
/Dコンバータ72によって変換される残りの信号をゲインアップする9次いで
マイクロコンピュータ16はデジタルフィードバック情報を利用することによっ
てゲインを除き、オフセラ1〜電圧を再び信号に加算して元のず言号をデジタル
再構成する。
最適のA/Dコンバータ72の分解能を得るのに好適なレベルに維持するにはオ
フセット電圧、ゲイン及びドライバ電流をマイクロコンピュータ16がらI10
回路14ヘフィードバックする必要がある。適正な制御を行うためには、マイク
ロコンピュータ16がオフセット電圧、ゲイン、ドライバ電流及びA/Dコンバ
ータ出力を次に述べるように連続的に分析し、これに応答しなければならない。
要約すれば、第15図に示すように、A/Dコンバータ72の入力として許容で
きる最大の正及び負の変動範囲L3、L4よりそれぞれやや低い閾値L1及びや
や高い閾値1,2をA、 / Dコンバータ72の入力においてマイクロコンピ
ュータ16によって設定し、かつ維持する。A/Dコンバータ72への入力及び
該コンバータがらの出力が閾値L1またはり、 2以上になると、ドライバ電流
IDが再調整されて検知器38への入射光の強さを増減させる。このようにすれ
ば、A、 / Dコンバータ72がオーバドライブされることもなく、急激に変
動する信号に対してもLl。
L3間及びL2.L4間のマージンか、このオーバドライブの回避を可能にして
いる。A/Dコンバータ72の使用可能電圧マージンは上記閾値の外側に存在す
るから、A/Dコンバータ72はゲインA及びオフセット電圧■osに対するフ
ィードバック調整が行われている間も動作をU:統できる。
A/Dコンバータ72からの信号が正及び負の閾値L5゜1、、、6を超えると
、マイクロコンピュータ16がこれに応答してプログラマブル減算器66に対し
て、減算されるオフセット電圧の増減を指令する。これはA /’ Dコンバー
タ72からの受信信号のレベルに応じた大きさを有するオフセットコードが形成
され、これをマイクロコンピュータ16に入力することによりなされる。
第15図にグラフで示す構成では3通りのゲイン調節が利用される1例えば、A
/Dコンバータ72の信号が正及び負の閾値L7.L8以上でないことをマイク
ロコンピュータ16が確認すると、ゲインコードの現時点の値が増大する。この
更新ゲインコードがプログラマブル増幅器68に伝送され、この増幅器68は適
正ゲ・インAに調節する。
A/Dコンバータ信号が正及び負の閾値L9.L10以上なら、ゲインコードは
信号振幅に応じて下方調節される。
同様に、上記閾値よりも低い別の閾値L11.L12を超えると、ゲインコード
は信号振幅の別の関数として下方調節される。
種々の閾値を設定する態様及びオフセットコードと受信信号との関係を変えるこ
とによってほとんどいかなる形の制御も可能である。従って、第15図の構成は
説明のための好ましい実施例に過ぎない。
第16図から明らかなように、上記信号構成/再構成を制御するマイクロコンピ
ュータ・プログラムに関する指令はマイクロコンピュータ16の消去可能、プロ
グラム可能な読取専用メモリ(EPROM>74に記憶されている。
同様に、波長λ1、及びλ2におけるvH、vL 、Δ■。
Δts及びΔtpの値はEPROM74に内蔵されたピーク検出ソフトウェアに
従ってめられる。これらの値はランダムアクセスメモリ(RAM>76に記憶さ
れ、EPROM74に記憶されている別の計算指令に従って中央処理装置(CP
U)78によって実行される。インターフェイス80はマイクロコンピュータ1
6の入出力バッファとして作用する。
EPROM74に内蔵されている計算ソフトウェアは先ずCPU78に指令して
、波長λ1及びλ2におけるVH。
■L、Δ■、ΔIS及びΔtpの測定値を式(73)に代入することによりR6
3の現在値をめさせる。
次いで、計算ソフトウェアは第7図に示すような校正曲線を利用してR88から
酸素飽和値をめるようにCPU78に指令する。校正曲線は上述した方法に従っ
て酸素濃度測定装置10によって得られたR88値と独自にめられた酸素飽和値
との関係を描いたものである。
EPROM74が充分に広いスペースを有するなら、校正曲線上の充分な数の点
を検索テーブルに記憶させることにより、CP U 78がEPROM74への
Ros入力値から正確な酸素飽和値表示値を抽出することを可能にする。
しかし、校正曲線上の充分な数のデータポイントを記憶させるには大容旦のEP
ROM74を使用しなければならず、好ましくない。従って、第2の校正曲線情
報記憶方法が好ましい。
この方法では、Ro8を酸素飽和値と関連させるデータを独自にめ、これに基づ
いて作成した曲線から両者の関係を数学的に表現することができる。基本式及び
式中の変数である係数をEPROM74に記憶さぜる。Ro8が測定されると、
CPU78がE P ROM 74から係数を抽出し、酸素飽和値を計算する。
この方法によれは、個々の校正曲線または1群の校正曲線を完全に識別する情報
を比較的狭いEPR,0M74のスペース内に記憶させることができる。
EPROM34に内蔵されている計算ソフトウェアはまた、信号周期tpからパ
ルス繰返し周波数をめるようCPU78に指令する。次いで表示装置20は酸素
濃度測定装置10の2ベレータが利用し易い態様で酸素飽和値の可視及び可聴表
示を出力する。
以上、好ましい実施例について説明したが、当業者には明らかなように、本発明
はこの好ましい実施例に制限されるものではなく、本発明の範囲は後記する請求
の範囲に基づいて解釈されるべきである。
メ
N
国際調査報告
国際調査報告
Claims (27)
- 1.2通りの波長光で組織を照射し、組織からの射出光を検知手段が受光し、受 光した各波長の光の強さに比例する信号を前記検知手段が出力するように構成し て前記組織中を流れる動脈血の酸素飽和値を測定する装置であって、 1パルスの周期よりも長いインターバルに亘る間隔を置いた複数のサンプル時間 において前記信号の振幅を測定するサンプリング手段と、 前記サンプル時間及び前記サンプル時間における前記信号の振幅から単一の前記 酸素飽和値表示値を出力する処理手段 とから成ることを特徴とする装置。
- 2.前記処理手段が下記関係式に従って前記単一の酸素飽和値表示値を出力する ことを特徴とする請求の範囲第1項に記載の装置。 ROS=In(T1/T0)−mln(T3/T1)@λ1/In(T1/T0 )−mln(T3/T1)@λ2ただしROS=前記単一の酸素飽和値表示値、 λ1=前記透過光の前記2つの波長のうちの第1波長、 λ2=前記透過光の前記2つの波長のうちの第2波長、 T0=所与の波長に対し、前記組織中を流れる前記動脈血が示す第1パルスの拡 張期における信号振幅、T1=所与の波長に対する、第1パルスの収縮期におけ る信号振幅、 T3=所与の波長に対する、第2パルスの収縮期における信号振幅、 m=隣接する拡張期と収縮期の間の時間と、隣接する拡張期と拡張期の間の時間 との比。
- 3.前記処理手段が下記関係式に従って前記単一の酸素飽和値表示値を出力する ことを特徴とする請求の範囲第1項に記載の装置。 ROS=In[VH/VL−(ΔtsΔV/Δtp)]@λ1/In[VH/V L−(ΔtsΔV/Δtp)]@λ2ただしROS=前記単一の酸素飽和値表示 値、λ1=前記透過光の前記2つの波長のうちの第1波長、 λ2=前記透過光の前記2つの波長のうちの第2波長、 VH=所与の波長に対し、前記組織中を流れる前記動脈血が示す第2パルスの拡 張期における前記信号の振幅、 VL=所与の波長に対する、前記第2パルスの収縮期における前記信号の振幅、 ΔV=所与の波長に対する、前記第2パルスの前記収縮期と第1パルスの前記収 縮期との前記信号振幅の差、 Δts=所与の波長に対応する前記信号から測定される前記第1及び第2パルス のいずれか一方の収縮期と拡張期の時間差、 Δtp=所与の波長に対応する前記信号から測定される前記パルスの周期。
- 4.前記処理手段が下記関係式に従って前記単一の酸素飽和値表示値を出力する ことを特徴とする請求の範囲第1項に記載の装置。 ROS=In[VH/VL(VL+ΔV(Δts/Δtp)/VL)]@λ1/ In[VH/VL(VL+ΔV(Δts/Δtp)/VL)]@λ2ただしRO S=前記単一の酸素飽和値表示値、λ1=前記透過光の前記2つの波長のうちの 第1波長、 λ2=前記透過光の前記2つの波長のうちの第2波長、 VH=所与の波長に対し、前記組織中を流れる前記動脈血が示す第2パルスの拡 張期における前記信号の振幅、 VL=所与の波長に対する、前記第2パルスの収縮期における前記信号の振幅、 ΔV=所与の波長に対する、前記第2パルスの前記収縮期と第1パルスの前記収 縮期との前記信号振幅の差、 Δts=所与の波長に対応する前記信号から測定される前記第1及び第2パルス のいずれか一方の収縮期と拡張期の時間差、 Δtp=所与の波長に対応する前記信号から測定される前記パルスの周期。
- 5.前記処理手段が下記関係式に従って前記単一の酸素飽和値表示値を出力する ことを特徴とする請求の範囲第1項に記載の装置。 ▲数式、化学式、表等があります▼ ただしROS=前記単一の酸素飽和値表示値、λ1=前記透過光の前記2つの波 長のうちの第1波長、 λ2=前記透過光の前記2つの波長のうちの第2波長、 VH=所与の波長に対し、前記組織中を流れる前記動脈血が示す第2パルスの拡 張期における前記信号の振幅、 VL=所与の波長に対する、前記第2パルスの収縮期における前記信号の振幅、 ΔV=所与の波長に対する、前記第2パルスの前記収縮期と第1パルスの前記収 縮期との前記信号振幅の差、 Δts=所与の波長に対応する前記信号から測定される前記第1及び第2パルス のいずれか一方の収縮期と拡張期の時間差、 Δtp=所与の波長に対応する前記信号から測定される前記パルスの周期。
- 6.前記処理手段が下記関係式に従って前記単一の酸素飽和値表示値を出力する ことを特徴とする請求の範囲第1項に記載の装置。 ROS=In[T0/T1(1+(m/2)((T2/T0)−1)+(m/2 )((T3/T1)−1))]@λ1/In[T0/T1(1+(m/2)(( T2/T0)−1)+(m/2)((T3/T1)−1))]@λ2ただしRO S=前記単一の酸素飽和値表示値、λ1=前記透過光の前記2つの波長のうちの 第1波長、 λ2に前記透過光の前記2つの波長のうちの第2波長、 T0=所与の波長に対し、前記組織中を流れる前記動脈血が示す第1パルスの拡 張期における信号振幅、T1=所与の波長に対する、第1パルスの収縮期におけ る信号振幅、 T3=所与の波長に対する、第2パルスの収縮期における信号振幅、 m=隣接する拡張期と収縮期の間の時間と、隣接する拡張期と拡張期の間の時間 との比。
- 7.前記処理手段が下記関係式に沿って前記単一の酸素飽和値表示値を出力する ことを特徴とする請求の範囲第1項に記載の装置。 ▲数式、化学式、表等があります▼ ただしROS=前記単一の酸素飽和値表示値、λ1=前記透過光の前記2つの波 長のうちの第1波長、 λ2=前記透過光の前記2つの波長のうちの第2波長、 T2=所与の波長に対し、前記組織中を流れる前記動脈血によって示される第2 パルスの拡張期における信号の振幅、 T3=所与の波長に対する、第2パルスの収縮期における信号振幅、 Ti=所与の波長に対する、時間tiにおける信号振幅、 Tj=所与の波長に対する、時間jにおける信号振幅、 mk=隣接する拡張期と収縮期の間の時間と隣接する拡張期と拡張期の間の時間 との比、i,j及びk=正及び負の整数。
- 8.前記処理手段が下記関係式に従って前記単一の酸素飽和値表示値を出力する ことを特徴とする請求の範囲第1項に記載の装置。 ROS=In(T0/T1)+1/2[In(p1(t1)/P1(to))+ In(P0(t1)/P0(t0))]@λ1/In(T0/T1)+1/2[ In(p1(t1)/P1(to))+In(P0(t1)/P0(t0))] @λ2ただしROS=前記単一の酸素飽和値表示値、λ1=前記透過光の前記2 つの波長のうちの第1波長、 λ2=前記透過光の前記2つの波長のうちの第2波長、 T0=所与の波長に対し、前記組織中を流れる前記動脈血が示す第1パルスの拡 張期における信号振幅、T1=所与の波長に対する、第1パルスの収縮期におけ る信号振幅、 P0(t)=前記組織の経時変化特性を表わす第1補間関数、 P1(t)=前記組織及び前記動脈血の経時変化特性を表わす第2補間関数、 t0=前記信号における対応点を識別するのに利用される第1時間、 t1=前記信号における対応点を識別するのに利用される第2時間。
- 9.前記処理手段から出力された表示値を、独自に得られた酸素飽和曲線と比較 することによって前記組織中の前記動脈血の前記酸素飽和値をあらためて表示す る手段をも含むことを特徴とする請求の範囲第1項に記載の装置。
- 10.前記酸素飽和値表示値を表わす出力を発生する手段をも含むことを特徴と する請求の範囲第9項に記載装置。
- 11.前記検出手段から出力される前記信号を、前記サンプリング手段によって その振幅が測定される前に増幅する差動電流・電圧増幅器をも含むことを特徴と する請求の範囲第1項に記載の装置。
- 12.動脈血が流れている組織に2通りの波長の光を照射するための光源と、 前記組織に前記光が照射されると、これに呼応して、受光された前記それぞれの 波長光の強さに比例し、前記動脈血の酸素飽和値に関する情報を含む信号を出力 する検知手段と、 前記組織中を流れる前記動脈血によって示される1パルスの周期よりも長いイン ターバルに亘って間隔を置いた複数のサンプル時間における前記信号の振幅を測 定するサンプリング手段と、 前記サンプル時間及び前記サンプル時間における前記信号の振幅から単一の酸素 飽和値表示値を出力する処理手段 とから成ることを特徴とする酸素濃度測定装置。
- 13.前記処理手段が下記関係式に従って前記単一表示値を出力することを特徴 とする請求の範囲第12項に記載の酸素濃度測定装置。 ROS=In(T1/T0)−mln(T3/T1)@λ1/In(T1/T0 )−mln(T3/T1)@λ2ただしROS=前記単一の酸素飽和値表示値、 λ1=前記透過光の前記2つの波長のうちの第1波長、 λ2=前記透過光の前記2つの波長のうちの第2波長、 T0=所与の波長に対し、前記組織中を流れる前記動脈血が示す第1パルスの拡 張期における信号振幅、T1=所与の波長に対する、第1パルスの収縮期におけ る信号振幅、 T3=所与の波長に対する、第2パルスの収縮期における信号振幅、 m=隣接する拡張期と収縮期の間の時間と、隣接する拡張期と拡張期の間の時間 との比。
- 14.前記処理手段が下記関係式に従って前記単一の酸素飽和値表示値を出力す ることを特徴とする請求の範囲第12項に記載の酸素濃度測定装置。 ROS=In[VH/VL−(ΔtsΔV/Δtp)]@λ1/In[VH/V L−(ΔtsΔV/Δtp)]@λ2ただしROS=前記単一の酸素飽和値表示 値、λ1=前記透過光の前記2つの波長のうちの第1波長、 λ2=前記透過光の前記2つの波長のうちの第2波長、 VH=所与の波長に対し、前記組織中を流れる前記動脈血が示す第2パルスの拡 張期における前記信号の振幅、 VL=所与の波長に対する、前記第2パルスの収縮期における前記信号の振幅、 ΔV=所与の波長に対する、前記第2パルスの前記収縮期と第1パルスの前記収 縮期との前記信号振幅の差、 Δts=所与の波長に対応する前記信号から測定される前記第1及び第2パルス のいずれか一方の収縮期と拡張期の時間差、 Δtp=所与の波長に対応する前記信号から測定される前記パルスの周期。
- 15.前記2つの波長が赤及び赤外波長であることを特徴とする請求の範囲第1 2項に記載の酸素濃度測定装置。
- 16.前記検知手段が受光する前記光をフィルタするための赤色光学フィルタを も含むことを特徴とする請求の範囲第15項に記載の酸素濃度測定装置。
- 17.前記検知手段から出力される前記信号をその振幅が前記サンプリング手段 によって測定される前に増幅する差動電流・電圧増幅器をも含むことを特徴とす る請求の範囲第12項に記載の酸素濃度測定装置。
- 18.2通りの波長光で組織を照射し、組織からの射出光を検知手段が受光し、 受光した各波長の光の強さに比例する信号を前記検知手段が出力するように構成 して前記組織中を流れる動脈血の酸素飽和値を測定する方法であって、 前記組織中を流れる前記動脈血によって示される1パルスの周期よりも長いイン ターバルに亘って間隔を置いた複数のサンプル時間における前記信号の振幅を記 憶させ、 前記サンプル時間及び前記サンプル時間における前記信号の振幅から前記動脈血 の単一の酸素飽和値表示値を形成する 段階から成ることを特徴とする方法。
- 19.前記単一の酸素飽和値表示値を下記関係式から形成することを特徴とする 請求の範囲第18項に記載の方法。 ROS=In(T1/T0)−mln(T3/T1)@λ1/In(T1/T0 )−mln(T3/T1)@λ2ただしROS=前記単一の酸素飽和値表示値、 λ1=前記透過光の前記2つの波長のうちの第1波長、 λ2=前記透過光の前記2つの波長のうちの第2波長、 T0=所与の波長に対し、前記組織中を流れる前記動脈血が示す第1パルスの拡 張期における信号の振幅、T1=所与の波長に対する、第1パルスの収縮期にお ける信号の振幅、 T3=所与の波長に対する、第2パルスの収縮期における信号の振幅、 m=隣接する拡張期と収縮期の間の時間と、隣接する拡張期と拡張期の間の時間 との比。
- 20.前記単一の酸素飽和値表示値を下記関係式に従って形成することを特徴と する請求の範囲第18項に記載の方法。 ROS=In[VH/VL−(ΔtsΔV/Δtp)]@λ1/In[VH/V L−(ΔtsΔV/Δtp)]@λ2ただしROS=前記単一の酸素飽和値表示 値、λt=前記透過光の前記2つの波長のうちの第1波長、 λ2=前記透過光の前記2つの波長のうちの第2波長、 VH=所与の波長に対し、前記組織中を流れる前記動脈血が示す第2パルスの拡 張期における前記信号の振幅、 VL=所与の波長に対する、前記第2パルスの収縮期における前記信号の振幅、 ΔV=所与の波長に対する、前記第2パルスの前記収縮期と第1パルスの前記収 縮期との前記信号振幅の差、 Δts=所与の波長に対応する前記信号から測定される前記第1及び第2パルス のいずれか一方の収縮期と拡張期の時間差、 Δtp=所与の波長に対応する前記信号から測定される前記パルスの周期。
- 21.前記単一の酸素飽和値表示値を下記関係式に従って形成することを特徴と する請求の範囲第18項に記載の方法。 ROS=In[VH/VL(VL+ΔV(Δts/Δtp)/VL)]@λ1/ In[VH/VL(VL+ΔV(Δts/Δtp)/VL)]@λ2ただしRO S=前記単一の酸素飽和値表示値、λ1=前記透過光の前記2つの波長のうちの 第1波長、 λ2=前記透過光の前記2つの波長のうちの第2波長、 VH=所与の波長に対し、前記組織中を流れる前記動脈血が示す第2パルスの拡 張期における前記信号の振幅、 VL=所与の波長に対する、前記第2パルスの収縮期における前記信号の振幅、 ΔV=所与の波長に対する、前記第2パルスの前記収縮期と第1パルスの前記収 縮期との前記信号振幅の差、 Δts=所与の波長に対応する前記信号から測定される前記第1及び第2パルス のいずれか一方の収縮期と拡張期の時間差、 Δtp=所与の波長に対応する前記信号から測定される前記パルスの周期。
- 22.前記単一の酸素飽和値表示値を下記関係式に従って形成することを特徴と する請求の範囲第18項に記載の方法。 ROS=In[(VH/VL)(1+(Δts/Δtp)(ΔV/VL))]@ λ1/In[(VH/VL)(1+(Δts/Δtp)(ΔV/VL))]@λ 2ただしROSに前記単一の酸素飽和値表示値、λ1=前記透過光の前記2つの 波長のうちの第1波長、 λ2=前記透過光の前記2つの波長のうちの第2波長、 VH=所与の波長に対し、前記組織中を流れる前記動脈血が示す第2パルスの拡 張期における前記信号の振幅、 VL=所与の波長に対する、前記第2パルスの収縮期における前記信号の振幅、 ΔV=所与の波長に対する、前記第2パルスの前記収縮期と第1パルスの前記収 縮期との前記信号振幅の差、 Δts=所与の波長に対応する前記信号から測定される前記第1及び第2パルス のいずれか一方の収縮期と拡張期の時間差、 Δtp=所与の波長に対応する前記信号から測定される前記パルスの周期。
- 23.前記単一の酸素飽和値表示値を下記関係式に従って形成することを特徴と する請求の範囲第18項に記載の方法。 ROS=In[T0/T1(1+(m/2)((T2/T0)−1)+(m/2 )((T3/T1)−1))]@λ1/In[T0/T1(1+(m/2)(( T2/T0)−1)+(m/2)((T3/T1)−1))]@λ2ただしRO S=前記単一の酸素飽和値表示値、λ1=前記透過光の前記2つの波長のうちの 第1波長、 λ2=前記透過光の前記2つの波長のうちの第2波長、 T0=所与の波長に対し、前記組織中を流れる前記動脈血が示す第1パルスの拡 張期における信号振幅、T1=所与の波長に対する、第1パルスの収縮期におけ る信号振幅、 T3=所与の波長に対する、第2パルスの収縮期における信号振幅、 m=隣接する拡張期と収縮期の間の時間と、隣接する拡張期と拡張期の間の時間 との比。
- 24.前記単一の酸素飽和値表示値を下記関係式に従って形成することを特徴と する請求の範囲第18項に記載の方法。 ▲数式、化学式、表等があります▼ ただしROS=前記単一の酸素飽和値表示値、λ1=前記透過光の前記2つの波 長のうちの第1波長、 λ2=前記透過光の前記2つの波長のうちの第2波長、 T2=所与の波長に対し、前記組織中を流れる前記動脈血によって示される第2 パルスの拡張期における信号の振幅、 T3=所与の波長に対する、第2パルスの収縮期における信号振幅、 Ti=所与の波長に対する、時間tiにおける信号振幅、 mk=隣接する拡張期と収縮期の間の時間と隣接する拡張期と拡張期の間の時間 との比、i,j及びk=正及び負の整数。
- 25.前記単一の酸素飽和値表示値を下記関係式に従って形成することを特徴と する請求の範囲第18項に記載の方法。 ROS=In(T0/T1)+1/2[In(P1)(t1)/P1(t0)) +In(P0(t0))]@λ1/In(T0/T1)+1/2[In(P1) (t1)/P1(t0))+In(P0(t0))]@λ2ただしROS=前記 単一の酸素飽和値表示値、λ1=前記透過光の前記2つの波長のうちの第1波長 、 λ2=前記透過光の前記2つの波長のうちの第2波長、 T0=所与の波長に対し、前記組織中を流れる前記動脈血が示す第1パルスの拡 張期における信号振幅、T1=所与の波長に対する、第1パルスの収縮期におけ る信号振幅、 P0(t)=前記組織の経時変化特性を表わす第1補間関数、 P1(t)=前記組織及び前記動脈血の経時変化特性を表わす第2補間関数、 t0=前記信号における対応点を識別するのに利用される第2時点。
- 26.前記サンプル時間及び前記振幅の処理から得られた表示値を、独自に求め た酸素飽和曲線と比較してあらためて前記組織中の前記動脈血の前記酸素飽和値 を表示する段階をも含むことを特徴とする請求の範囲第18項に記載の方法。
- 27.前記酸素飽和値測定値を表わす出力を形成する段階をも含むことを特徴と する請求の範囲第26項に記載の方法。
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