JPH01500493A - 多重パルス式の酸素濃度測定法及びその装置 - 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】 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)

【特許請求の範囲】
1. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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. 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。