JPH09103425A - 医療用モニタ方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 臨床環境下における電磁波ノイズの影響下に
おいても優れた性能及び測定精度を得る医療用モニタ方
法を実現すること。 【解決手段】 周波数が同じで、ほぼ９０゜の第１の位
相差を有する第１と第２の変調信号を発生し、前記第１
の変調信号の制御下において、前記サンプル（４０）内
に第１の波長を有する第１の電磁波を照射し、前記第２
の変調信号の制御下において、前記サンプル（４０）内
に第１の波長とは異なる第２の波長を有する第２の電磁
波を照射し、前記サンプル（４０）を通った両方の波長
の電磁波（Ａ（ｔ））を受信し、受信した電磁波（Ａ
（ｔ））を表す信号に、前記第１と第２の変調信号と同
じ周波数で、前記第１と第２の変調信号に対する位相差
（σ）がシステム移相（ψ）に相当する、第１の正弦波
復調信号と前記第１の正弦波復調信号に対して第１の位
相差を有する第２の正弦波復調信号をかけることによっ
て、前記電磁波を表す信号を復調し、第１と第２の復調
信号（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ_IR（ｔ））を発生し、前記復調信
号を分析する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、サンプルまたは材
料内に電磁波を照射することによって患者の医療パラメ
ータを測定し、前記サンプルまたは材料を通った電磁波
の測定及び後続の分析を行うための装置、及び、関連方
法に関するものである。とりわけ特定の実施例の１つに
おいて、本発明は、パルス酸素飽和度測定の分野に関す
るものである。

【０００２】

【従来の技術】患者の医療パラメータを測定するための
光学的方法は、当該技術において周知のところである。
これらには、例えば、血流測定、灌流測定、血液ガス分
析、赤外ガス分析器等、及び、とりわけ、パルス酸素飽
和度測定が含まれる。これらの方法の全てに共通するの
は、患者の組織、患者から採取されたサンプル（血液サ
ンプルのような）、または、患者の吸気または呼気に対
して、可視スペクトルまたは隣接スペクトル（赤外のよ
うな）の光、または、他の電磁波を照射することであ
る。こうしたサンプルまたは材料を透過した、または、
これらによって反射された光は、次に、問題となる医療
パラメータを計測するため、吸光度、波長等のような特
性の変化に関して分析を受ける。言うまでもないことで
はあるが、こうした方法は、光学特性を備えた（すなわ
ち、可視スペクトルの）電磁波の利用に限定されるもの
ではなく 他の電磁スペクトルの波を利用することも可
能である。さらに、こうした方法は、生体内並びに生体
外アプローチを利用することが可能である、すなわち、
患者（例えば、その組織）または患者から採取したサン
プルの分析に焦点を絞ることが可能である。

【０００３】次に、この解説の明瞭性及び理解のしやす
さを高めるため、特定の例の１つ、すなわち、パルス酸
素飽和度測定によって、基本となる問題点について説明
を加えることにする。言うまでもなく、これは、決して
本発明の範囲を制限するものではなく、実際のところ、
本発明は、他の医療パラメータの測定にも適用可能であ
る。

【０００４】パルス酸素飽和度測定は、患者の状態を評
価するための非侵入的技法である。通常、センサまたは
プローブは、発光ダイオード（「ＬＥＤ」）のような発
光手段から構成される。波長の異なるこれらＬＥＤを２
つ以上用いることが可能である（例えば、赤色と赤
外）。放射される光は、患者の組織に向けられ、フォト
ダイオードまたはフォトトランジスタのような受光手段
が、透過光または反射光の量を測定する。透過測定の場
合、送光ダイオード及び受光ダイオードが、人体組織に
対して、互いに反対側に配置され、反射測定の場合、組
織の同じ側に配置される。

【０００５】少なくとも２つの波長で測定される場合、
測定される強度を利用して、患者の動脈血の酸素飽和度
が計算される。ランベルト・ベールの法則を利用したそ
の数学的背景については、これまで多くの出版物におい
て十分に詳述されている。例えば、この理論のかなり優
れた分析を収めた欧州特許第２６２７７８号明細書を参
照されたい。

【０００６】通常、パルス・オキシメータに取り外し可
能に接続されたセンサは、例えば、６６０ｎｍ（ナノメ
ートル）の波長、すなわち、赤色の光と、９００ｎｍの
波長、すなわち、赤外の光を放射する少なくとも２つの
ＬＥＤを備えている。放射光の強度は、ＬＥＤの励起電
流が変動するので、オキシメータによって変調すること
が可能である。受光素子によって受け止められる光電流
は、オキシメータによって測定され、動脈血の酸素飽和
度を計算するために利用される。

【０００７】今日のオキシメータの場合、適合するモニ
タのフロント・エンド部分に含まれるハードウェア回路
には、ＬＥＤが次々にオン・オフされる時間多重化アプ
ローチが利用されている（米国特許第４、４０７、２９
０号、同第４、５２３、２７９号、同第３、８４７、４
８３号公報）。パルス列は、通常、最低限３つの位相、
すなわち、活性赤色相、活性赤外相、及び、暗相から構
成され、周囲光は、この最後の相の間に測定される。実
際には、１つの多重化時間フレームまたは追加暗相にお
いてより多くのＬＥＤに電力供給できるように、４つ以
上の相を設けることも可能である。位相は、同様の持続
時間である場合が多い。変調周波数（全フレームの繰り
返し率）は、例えば、２００Ｈｚ〜２ｋＨｚの範囲であ
る。この周波数とＬＥＤによって放射される光の周波数
を混同してはならない。実際、一般的な変調方法では、
矩形のパルスによるパルス列を利用して、ＬＥＤを励起
するが、この場合、第１のパルスによって赤色ＬＥＤを
励起し、第２のパルスによって赤外ＬＥＤを励起し、励
起の行われない時間間隔を利用して、周囲光（これに関
しては「暗相」と呼ばれる）の測定が行われる。

【０００８】しかし、こうした既知のオキシメータは、
今日、臨床の実践において広く用いられているが（非侵
入的テクノロジであると言うだけの理由で）、制限され
た性能しか得られないということ、とりわけ、測定精度
が制限されるということが分かった。これは、主とし
て、ネオン・ランプ、ＵＶランプ、及び、他の発光体と
いった干渉源が、ＬＥＤと受光器との間の光路に影響を
及ぼす場合に生じる。先行技術のオキシメータのこうし
た干渉源に対する妨害感受性は、当該技術の熟練者にと
って既知のところであったが、これまで、その理由を評
価しようとする試みはなされていない。実際、下記の考
察（酸素飽和度測定信号の歪みのメカニズムを明らかに
する）は、既に、この問題に関する発明者の考えを反映
しており、さらに、発明者を本発明へと導くことになっ
たものであるが、その限りにおいて、既に、本発明の一
部、または、ある程度は、本発明の基礎をなすものとみ
なすことが可能である。

【０００９】受光フォトダイオードにおける時間多重化
信号（既述）の周波数スペクトルは、１対の要素から構
成される。第１の要素は、もちろん、ＬＥＤ変調周波数
のスペクトル線である。パルス・シーケンスのスペクト
ルには、パルス繰り返し周波数の倍数にあたるスペクト
ル線が含まれているため、振幅を小さい他のスペクトル
線が、基本変調周波数の高調波に生じることになる。有
効振幅のこうした高調波は、数十次まで生じることにな
る。

【００１０】さらに、全てのスペクトル線が鮮鋭なライ
ンというわけではなく、ある程度幅広のため、狭い帯域
のスペクトルを占有する。これは、信号が、脈動の変動
（約１０ヘルツまでの成分が含まれている）によって、
さらに変調されるという事実によるものである。この脈
動の変動は、実際に医療モニタにとって重要である。そ
の周波数は、患者の心拍数を導き出すために利用するこ
とが可能であり、その振幅は、実際に、酸素飽和度の計
算に必要とされる。

【００１１】脈動は、従って、変調周波数及びその約±
１０ヘルツの高調波のスペクトル線の幅を広げることに
なる。これは、その原因が生理的信号によるものである
ため、「生理的帯域幅」とも呼ばれる。

【００１２】次に、図面に関連して、先行技術によるテ
クノロジの詳細及び欠点について述べることにする。

【００１３】図９には、先行技術によるオキシメータの
基本的な機能ブロックが示されている。マイクロプロセ
ッサ１は、酸素飽和度パラメータの作用を制御する。該
マイクロプロセッサは、ＬＥＤの励起に関するデジタル
表現のパルスを発生する。これらは、ライン２を介して
デジタル・アナログ変換器３に送られ、該変換器によっ
て、矩形のアナログ信号が出力され、ライン４を介して
増幅器５に送られる。

【００１４】点線６は、モニタとセンサの間のインター
フェイスを略示している。すなわち、ライン７は、セン
サとモニタを接続する物理的にはケーブルであり、点線
６の左側の全ての構成要素は、実際にはセンサに組み込
まれている。る。センサには、患者の組織、この場合
は、指１０に光を送り込む少なくとも２つのＬＥＤ８及
び９が含まれている。指１０を透過する光は、フォトダ
イオード１１に達し、ライン１２を介しても１つの増幅
器１３に送られる。増幅器１３によって生じる増幅され
たアナログ信号は、復調及びフィルタ・セクション１４
に送られる（ライン１４）。この復調セクションは、そ
のタイム・スロットに応じて、それぞれ、低域通過／サ
ンプル及びホールド機能を実施する３つの異なる経路１
４ｂ〜１４ｄに増幅された信号を送るデマルチプレクサ
１４ａから構成される。デマルチプレクサ１４ａは、制
御を受けて、ＬＥＤ８の動作中に受信する信号が経路１
４ｂに送られ、ＬＥＤ９の動作中に受信する信号が経路
１４ｃに送られ、暗または周囲相（ＬＥＤ８及び９がオ
フ状態）の間に受信する信号が経路１４ｄに送られるよ
うにする。

【００１５】経路１４ｂ〜１４ｄのそれぞれが、独立し
た低域フィルタの働きをし（例えば、経路１４ｂにおけ
る抵抗器１４ｅ及びコンデンサ１４ｆ参照）、その限り
において、コンデンサは、サンプル及びホールド装置の
働きもする。３つの経路１４ｂ〜１４ｄは、次に、マル
チプレクサ１４ｇ（デマルチプレクサ１４ａと同期。点
線１４ｈ参照）によって再び組み合わせられ、その信号
はアナログ・デジタル変換器（ＡＤＣ）１５に送られ
る。このＡＤＣは、普通、チャネル毎に１回入力信号の
サンプリングを行うが、サンプリング・レートを高める
ことも可能である。換言すれば、パルスが赤色ＬＥＤ８
に送られると、ＡＤＣ１５が、それを１回検知して、そ
の振幅を判定し、後続パルス列における振幅の変動は、
動脈血の脈動変化を反映する。

【００１６】デジタル化信号は、ライン１６を介してマ
イクロプロセッサ１に到達し、マイクロプロセッサは酸
素飽和度を求めるのに必要な計算を実施する。その結果
は、次に、ディスプレイ１７に表示される。

【００１７】図１０は、ＬＥＤ８及び９の励起に用いら
れるパルス列のタイミング図である。第１のパルス１８
は、赤色ＬＥＤ８（図９）を制御し、第２のパルス１９
は、赤外ＬＥＤ９を制御する。両方のＬＥＤが順次励起
されると、受信側において周囲光量の測定に用いられる
暗相２０が生じる。ｔ＝Ｔ_LEDにおいて、全パターン
が、再び初めから開始される。従って、変調周波数は、
次のように定義される。 ｆ_LED＝１／Ｔ_LED …（１）

【００１８】図１１（ａ）〜（ｃ）は、経路１４ｂ〜１
４ｄ（図９）に従って分離された、すなわち、パルスが
人体組織を通った場合の、受信側における同じパターン
が示されている。図１１（ａ）には、赤色ＬＥＤ８（経
路１４）のパルスが示され、図１１（ｂ）には、赤外Ｌ
ＥＤ９（経路１４ｃ）のパルスが示され、図１１（ｃ）
には、経路１４ｄにおいて検出される信号（周囲光）が
示されている。赤色及び赤外パルス（図１１（ａ）及び
（ｂ））について、下記の点が注目される。 １．非脈動組織によってほぼ固定量の減衰を被り（ＤＣ
減衰）、 ２．赤色パルス２１及び赤外パルス２２の異なる振幅に
よって示されるように、赤色チャネル及び赤外チャネル
において異なる減衰を生じるいう点、 ３．その振幅が、点線２３ａ及び２３ｂによって示され
た低周波数で変調される（この周波数は、実のところ、
例示のため、図１１（ａ）及び（ｂ）において誇張され
ている）、すなわち、その振幅は時間の経過につれてゆ
っくりと変動する。この低周波数（１〜１０ヘルツの範
囲）は、ＬＥＤ８及び９が放射した光が当たる血管にお
ける脈動を反映しており、酸素飽和度の計算に必要な生
理的情報を伝える。従って、それは、「生理的信号」と
呼ばれ、関連する周波数帯域は、「生理的帯域幅」と呼
ばれる。重畳される生理的信号の振幅が、受信パルスの
振幅全体と比べて極めて小さいというも注目される。

【００１９】これに対し、周囲光を表した図１１（ｃ）
のパルスは、脈動組織（参照番号２３ｃ）によって変調
されることはない。

【００２０】図１１（ａ）〜（ｃ）に示すパルス列は、
マルチプレクサ１４ｇ（図９）を介してＡＤＣ１５の入
力に送られる。先行技術のアプローチによれば、ＡＤＣ
１５は、ｔ＝Ｔ₁、ｔ＝Ｔ₂、及び、ｔ＝Ｔ₃において受
信パルスのサンプルの少なくとも１つを受け取る。これ
らのサンプルは、それぞれ、赤色パルス、赤外パルス、
及び、周囲光の振幅を表している。ここに述べる技法
は、矩形波または方形波に関する復調に相当する。

【００２１】次に、周波数領域において何が起こるかに
ついて考察する。図１２には、患者の組織を透過し、増
幅された、ただし、復調及びサンプリング前の、すなわ
ち、ライン１４に生じる（図９）信号のスペクトルが示
されている。基本ＬＥＤ変調周波数ｆ_LEDが、スペクト
ル線２４として示されている。これは、「鮮鋭な」スペ
クトル線ではない。代わりに、さらにＬＥＤ信号を変調
することになる生理的信号（上述の）のため、わずかに
幅広である。この影響によって、ＬＥＤ変調スペクトル
線は、実際のところ、その基本周波数の中心付近におい
て約±１０ヘルツの帯域幅を備えた狭帯域のスペクトル
の様相を呈することになる。

【００２２】参照番号２４ａ及び２４ｂは、基本ＬＥＤ
変調周波数の高調波、すなわち、２ ^*ｆ_LED及び３^*ｆ_LED
を表している。これらの高調波は、やはり、生理的帯域
幅によって幅広の様相を呈する、すなわち、対応する高
調波周波数付近の±１０ヘルツに集中する。

【００２３】これに対し、参照番号２５は、一般に、５
０ヘルツ（欧州）または６０ヘルツ（米国）の、主たる
干渉源である商用電源（電力線）のスペクトル線ｆ_Line
を表している。もちろん、電力線は、常に特定の周波数
を備えているが、この周波数は、商用電源の周波数変動
（ただし、小さく、緩やかな）を被ることになる。この
変動性または許容帯域が点線で描いた矩形領域２５´で
示されている。

【００２４】このスペクトルには、商用電源の基本周波
数ｆ_Lineも含まれている。これらは、図１２において２
５ａ〜２５ｇで表示されており、２^* ｆ_Line〜８^* ｆ
_Lineの周波数を表している（もちろん、偶数次の高調波
も存在するが、図１２には描かれていない）。商用電源
の基本周波数と同様に、その高調波も拡散している（矩
形領域２５´ａ〜２５ｇ´参照）。この図から明らかな
ように、高調波の次数が増すにつれて、可能性のある周
波数の変動も大きくなる。

【００２５】図１２には、もう１つの効果も明らかにさ
れている。すなわち、ＬＥＤ変調周波数ｆ_LED及び商用
電源周波数ｆ_Lineの高調波の一部は、互いに極めて接近
している。典型的な例が、参照番号２６で示されてい
る。ＬＥＤ変調周波数の３次高調波２４ｂ、及び、商用
電源周波数の７次高調波２５ｆは、互いに極めて接近し
ている（３^*ｆ_LED＝７^*ｆ_Line）。これは、とりわけ、
商用電源周波数の７次高調波２５ｆに関連した広い許容
帯域２５ｆ´を考慮すると、関連帯域に頻繁に干渉が生
じることを表している。しかし、点線の円２７によって
示すように、他の疑わしいケースも存在する。実際、Ｌ
ＥＤ変調周波数の２次高調波２４ａと商用電源周波数の
５次高調波２５ｄの間にはある程度の距離があるが、５
^*ｆ_Lineに関連した許容帯域全体２５ｄ´を検討する
と、重なる部分も存在する。換言すれば、電力線の周波
数がその公称値からわずかに偏差を生じる場合、その５
次高調波は、ＬＥＤ変調周波数の２次高調波に接近する
ので、少なくとも、散発的な干渉を生じる可能性があ
る。より高次の高調波について言えば、商用電源周波数
の高調波に関連した許容帯域がますます広くなるため、
関連スペクトルが重なることになるので、干渉の恐れが
常に存在することになる。これが、スペクトル２５ｅ
´、２５ｆ´、及び、２５ｇ´によって示されている。
こうした高周波数の場合、ＬＥＤ変調周波数の高調波
は、必然的に、商用電源周波数の高調波の少なくとも１
つの帯域幅内に含まれることになるのは明らかである。

【００２６】ところで、高調波のこうした干渉がベース
・バンドに対してどのように影響を及ぼすかについて、
従って、酸素飽和度測定の結果について質問があるかも
しれない。この基本的なメカニズムについては、図１３
に明らかにされている。

【００２７】先行技術のアプローチによれば、受信信号
は、デマルチプレクサ１４ａによって復調される。（こ
の種の復調は、例えば米国特許第４、８９７、６３０号
明細書に解説があり、正弦波に関する同期ＡＭ復調に相
当する）。方形波に関する復調には、あらゆる種類の差
周波数と和周波数（とりわけ、高調波の）が、問題とな
る信号に近いベース・バンドに生じる、すなわち、高調
波がベース・バンドに折り返されるという効果がある。
この効果については、図１３に例示されている。この図
は、ＬＥＤサンプリング周波数が、ＬＥＤ周波数に等し
いという了承に基づくものである。（全てのチャネル
（赤色、赤外、暗）は、別個にサンプリングを受け、復
調される）。しかし、商用電源周波数の高調波は、酸素
飽和度を求めるのに有効な信号に歪みを生じさせる可能
性のある干渉源の１つにすぎない。臨床環境において、
パルス酸素飽和度測定センサは、周囲光及び各種電磁ノ
イズを捕捉する。主たる周囲光源は、一般に、５０ヘル
ツまたは６０ヘルツの電力線周波数の高調波にあたる高
調波を伴う、広いスペクトル・バンドを生じる天井蛍光
灯による室内照明である。しかし、電気的ノイズは、電
力線から侵入する場合も極めて多く、商用電源周波数の
高調波として現れる。かなりの干渉を生じる電気ノイズ
の他の周知の発生源に、手術室で用いられる電気手術装
置がある。これらは、帯域幅が極めて広く、あらゆる周
波数の可能性がある。

【００２８】上述のように、ＬＥＤ変調周波数の倍数に
あたる信号のスペクトルは、光学的または電気的ノイズ
成分のスペクトルに重なる可能性が極めて高い。ＬＥＤ
変調帯域の１つにおけるノイズ線は、復調されて、本質
的にベース・バンドに折り返されることになり、信号対
雑音比（Ｓ／Ｎ）を悪くする。新生児をモニタする場合
には、患者にとって極めて危険な状況が生じる可能性が
ある。これらの処理は、ビリルビン光線療法用の非常に
明るい紫外線ランプを用いて実施される場合が多い。不
完全な注入固定法のため、それらの発する信号は弱いの
で、周囲光量によって、Ｓ／Ｎ比＜１の状況さえ生じる
ことになる。こうした状況では、パルス・オキシメータ
に誤りを生じさせる可能性が極めて高い。患者の信号の
代わりに、ノイズが入力信号の主体になっているので、
パルス・オキシメータは、脈拍数、酸素飽和度、及び、
灌流指数に関して間違った値を導き出す可能性がある。

【００２９】欧州特許第０５０２７１７号明細書には、
２つの波長の光の透過を測定することによって、物体に
おける構成要素の濃度を評価するための手段及び方法が
開示されている。第１と第２の発光体が、それぞれ、第
１と第２の異なる波長の光を放射する。変調器／ドライ
バが、時間の関数として変化する、それぞれの第１と第
２の搬送波で発光体を駆動する。該搬送波は、位相差が
０以外で、かつ、１８０゜の整数倍以外の同じ搬送周波
数を有している。検出器は、第１と第２の発光体からの
光が物体を通過すると、前記光を受け、結果得られる、
両方の波長における物体の透過に関する情報を備えた検
出器信号を発生する。第１の波長における物体の透過に
比例した成分と１つ以上の搬送波変調成分との和である
第１の復調信号が、第１のチャネルにおける検出器信号
から復調器によって発生し、第２の波長における物体の
透過に比例した成分と１つ以上の搬送波変調成分との和
である第２の復調信号が、第２のチャネルにおける検出
器信号から復調器によって発生する。信号の搬送波変調
成分は、復調信号フィルタによって、第１と第２のチャ
ネルから除去される。

【００３０】復調器は、第１のチャネルの検出器信号に
第１の搬送波と同相の正弦波信号をかけて、第１の復調
信号を発生し、第２のチャネルの検出器信号に第２の搬
送波と同相の正弦波信号をかけて、第２の復調信号を発
生する。従って、欧州特許第０５０２７１７号明細書の
開示によれば、第１と第２のチャネルにおける検出器信
号を復調するための正弦波信号は、それぞれ、第１の搬
送波及び第２の搬送波と同相である。この復調方法に
は、あいにく、第１と第２のチャネル間にクロス・トー
クを生じる効果があり、従って、物体の構成要素の濃度
を正確に評価することができない。

【００３１】

【発明が解決しようとする課題】先行技術を端緒とする
本発明の目的は、波長の異なる受信電磁波の分析が行わ
れるチャネル間のクロス・トークが低減される、異なる
波長を備えた少なくとも２つの異なる電磁波を用いて、
医療パラメータを正確に測定し、分析するための方法及
び装置を提供することにある。

【００３２】

【課題を解決するための手段】この目的は、本明細書の
１、３及び１８に記載の医療パラメータを測定するため
の方法、及び、１９、２１、及び、２６に記載の医療パ
ラメータを測定するための装置によって実現される。

【００３３】本発明は、例えば、欧州特許第０５０２７
１７号明細書に開示のシステムのような、医療パラメー
タを測定するための先行技術による分析システムでは、
サンプルの照射に用いられる電磁波と分析に用いられる
電磁波との間に該システムによって導入される移相のた
め、医療パラメータの正確な測定及び後続のその正確な
分析が不可能であるという認識に基づくものである。従
って、本発明によれば、システム移相の補償が受信電磁
波の分析中に行われる、サンプルに電磁波を照射するこ
とによって患者の医療パラメータを測定し、前記サンプ
ルを通った電磁波の測定及び後続の分析を行うための方
法及び装置が得られる。

【００３４】本発明の第１の態様によれば、サンプル内
に電磁波を照射することによって患者の医療パラメータ
を測定し、前記サンプルを通った電磁波の測定及び後続
の分析を行うための方法において、周波数が同じで、ほ
ぼ９０゜の第１の位相差を有する第１と第２の変調信号
を発生するステップと、前記第１の変調信号の制御下に
おいて、前記サンプル内に第１の波長を有する第１の電
磁波を照射するステップと、前記第２の変調信号の制御
下において、前記サンプル内に第１の波長とは異なる第
２の波長を有する第２の電磁波を照射するステップと、
前記サンプルを通った両方の波長の電磁波を受信するス
テップと、受信した電磁波を表す信号に、前記第１と第
２の変調信号と同じ周波数で、前記第１と第２の変調信
号に対する位相差がシステム移相に相当する、第１の正
弦波復調信号と前記第１の正弦波復調信号に対して第１
の位相差を有する第２の正弦波復調信号をかけることに
よって、前記電磁波を表す信号を復調し、第１と第２の
復調信号を発生するステップと、前記復調信号を分析す
るステップと、から成る。

【００３５】本発明の第１の態様によれば、第１と第２
の正弦波復調信号は、システム移相に対応する第１と第
２の変調信号に対する位相差を有しており、このため、
分析結果に対するシステム移相の影響が排除され、従っ
て、チャネル間のクロス・トークが軽減される。

【００３６】本発明の第２の態様によれば、サンプル内
に電磁波を照射することによって患者の医療パラメータ
を測定し、前記サンプルを通った電磁波の測定及び接続
の分析を行うための方法において、周波数が同じで、ほ
ぼ９０゜の第１の位相差を有する第１と第２の変調信号
を発生するステップと、前記第１の変調信号の制御下に
おいて、前記サンプル内に第１の波長を有する第１の電
磁波を照射するステップと、前記第２の変調信号の制御
下において、前記サンプル内に第１の波長とは異なる第
２の波長を有する第２の電磁波を照射するステップと、
前記サンプルを通った両方の波長の電磁波を受信するス
テップと、受信した電磁波を表す信号に、前記第１と第
２の変調信号と同じ周波数を備えた、第１の正弦波復調
信号と前記第１の正弦波復調信号に対して第１の位相差
を有する第２の正弦波復調信号をかけることによって、
前記電磁波を表す信号を復調し、第１と第２の復調信号
を発生するステップと、システム移相（ψ）を考慮し
て、前記復調信号を分析するステップと、から成る。

【００３７】本発明の第２の態様によれば、正弦波復調
信号によって受信した電磁波信号の復調を行うと、第１
と第２の復調信号が発生する。これら第１と第２の復調
信号は、システム移相を考慮し、例えば、マイクロプロ
セッサによって分析される。このシステム移相に基づ
き、分析結果に対するシステム移相の影響を排除するた
め、復調信号の補正に用いられる補正行列の計算が実施
される。本発明の第２の態様によれば、分析結果に対す
るシステム移相の影響は、例えば、システムの中央演算
処理装置において、ソフトウェアで排除することが可能
である。

【００３８】本発明の第３の態様によれば、サンプル内
に電磁波を照射することによって患者の医療パラメータ
を測定し、前記サンプルを通った電磁波の測定及び後続
の分析を行うための方法において、周波数が同じで、ほ
ぼ９０゜の第１の位相差を有する第１と第２の変調信号
を発生するステップと、前記第１の変調信号の制御下に
おいて、前記サンプル内に第１の波長を有する第１の電
磁波を照射するステップと、前記第２の変調信号の制御
下において、前記サンプル内に第１の波長とは異なる第
２の波長を有する第２の電磁波を照射するステップと、
前記サンプルを通った両方の波長の電磁波を受信するス
テップと、受信した電磁波に、システム移相と共に、ほ
ぼ３６０゜の整数倍にあたる、第１と第２の電磁波に対
する受信電磁波の全移相を生じることになる移相を加え
ることによって、遅延受信電磁波を発生するステップ
と、遅延受信電磁波を表す信号に、前記第１と第２の変
調信号と同じ周波数を備えた、第１の正弦波復調信号と
前記第１の正弦波復調信号に対して第１の位相差を有す
る第２の正弦波復調信号をかけることによって、前記遅
延受信電磁波を表す信号を復調し、第１と第２の復調信
号を発生するステップと、前記復調信号を分析するステ
ップと、から成る。

【００３９】本発明の第３の態様によれば、分析結果に
対するシステム移相の影響が、受信した電磁波に移相を
加えて、送信電磁波に対する受信電磁波の全移相が、ほ
ぼ３６０゜の整数倍になるようにすることによって排除
される。この３６０゜の整数倍の全移相によって、受信
電磁波のチャネル間におけるクロス・トークの軽減が確
実なものになる。

【００４０】本発明の第４の態様によれば、サンプル内
に電磁波を照射することによって患者の医療パラメータ
を測定し、前記サンプルを通った電磁波の測定及び後続
の分析を行うための装置において、周波数が同じで、ほ
ぼ９０゜の第１の位相差を有する第１と第２の変調信号
を発生するための手段と、前記第１の変調信号の制御下
において、前記サンプル内に第１の波長を有する第１の
電磁波を照射するための手段と、前記第２の変調信号の
制御下において、前記サンプル内に第１の波長とは異な
る第２の波長を有する第２の電磁波を照射するための手
段と、前記サンプルを通った両方の波長の電磁波を受信
するための手段と、受信した電磁波を表す信号に、前記
第１と第２の変調信号と同じ周波数で、前記第１と第２
の変調信号に対する位相差がシステム移相に相当する、
第１の正弦波復調信号と前記第１の正弦波復調信号に対
して第１の位相差を有する第２の正弦波復調信号をかけ
ることによって、前記電磁波を表す信号を復調し、第１
と第２の復調信号を発生するための手段と、前記復調信
号を分析するための手段と、を備える。

【００４１】本発明の第５の態様によれば、サンプル内
に電磁波を照射することによって患者の医療パラメータ
を測定し、前記サンプルを通った電磁波の測定及び後続
の分析を行うための装置において、周波数が同じで、ほ
ぼ９０゜の第１の位相差を有する第１と第２の変調信号
を発生するための手段と、前記第１の変調信号の制御下
において、前記サンプル内に第１の波長を有する第１の
電磁波を照射するための手段と、前記第２の変調信号の
制御下において、前記サンプル内に第１の波長とは異な
る第２の波長を有する第２の電磁波を照射するための手
段と、前記サンプルを通った両方の波長の電磁波を受信
するための手段と、受信した電磁波を表す信号に、前記
第１と第２の変調信号と同じ周波数を備えた、第１の正
弦波復調信号と前記第１の正弦波復調信号に対して第１
の位相差を有する第２の正弦波復調信号をかけることに
よって、前記電磁波を表す信号を復調し、第１と第２の
復調信号を発生するための手段と、システム移相を考慮
して、前記復調信号を分析するための手段と、を備え
る。

【００４２】本発明の第６の態様によれば、サンプル内
に電磁波を照射することによって患者の医療パラメータ
を測定し、前記サンプルを通った電磁波の測定及び後続
の分析を行うための装置において、周波数が同じで、ほ
ぼ９０゜の第１の位相差を有する第１と第２の変調信号
を発生するための手段と、前記第１の変調信号の制御下
において、前記サンプル内に第１の波長を有する第１の
電磁波を照射するための手段と、前記第２の変調信号の
制御下において、前記サンプル内に第１の波長とは異な
る第２の波長を有する第２の電磁波を照射するための手
段と、前記サンプルを通った両方の波長の電磁波を受信
するための手段と、受信した電磁波に、システム移相と
共に、ほぼ３６０゜の整数倍にあたる、第１と第２の電
磁波に対する受信電磁波の全移相を生じることになる移
相を加えることによって、遅延受信電磁波を発生するた
めの手段と、遅延受信電磁波を表す信号に、前記第１と
第２の変調信号と同じ周波数を備えた、第１の正弦波復
調信号と前記第１の正弦波復調信号に対して第１の位相
差を有する第２の正弦波復調信号をかけることによっ
て、前記遅延受信電磁波を表す信号を復調し、第１と第
２の復調信号を発生するための手段と、前記復調信号を
分析するための手段と、を備える。

【００４３】本発明の望ましい実施例によれば、変調信
号の周波数は、約ｆ＝２７５ヘルツに決定される。この
選択によって、商用電源周波数に変動が生じても、ある
いは、それが不安定であったとしても、変調周波数の主
たるスペクトル線は、５０ヘルツ及び６０ヘルツの商用
電源周波数に関するノイズ帯域の高調波間に位置するの
が最適であるという保証が得られる。（詳細な説明を参
照されたい）。従って、変調周波数の選択は、ノイズの
ない信頼できる測定に寄与することになる。

【００４４】変調信号自体は、正弦波とすることが可能
であり、この場合、数学理論は特に容易になる。一方、
方形波または矩形波を用いることも可能である。方形波
は、発生しやすく、もう１つの関連利点を備えている。
すなわち、個々のチャネルにおける信号強度に対処する
ために、基本周波数を変更しなくても、デューティ・サ
イクルを簡単に変更することが可能である。（変調信号
の形状と復調に用いられる信号の形状を混同してはなら
ない。本発明によれば、後者は常に正弦波信号でなけれ
ばならない）。

【００４５】本発明の望ましい実施例の場合、乗算器の
出力信号がそれに通して送られる、低域フィルタが設け
られる。同様に、電磁波の受信器と復調器の間に接続さ
れた帯域フィルタを利用するのが有効である。この帯域
フィルタは、高調波、及び、ノイズの基本周波数さえブ
ロックし、さらに、後続のアナログ・デジタル変換のた
めに折り返しノイズ除去フィルタとして機能する。

【００４６】前述のように、本発明の主たる用途は、パ
ルス酸素飽和度測定である。この場合、生体内で検査さ
れる生体材料は、患者の組織である。電磁波は、光の可
視スペクトル及びその隣接スペクトル、とりわけ、赤色
光及び／または赤外光から選択された波が望ましい。発
光体は、小サイズで、センサに組み込みやすい発光ダイ
オードが有効である。

【００４７】

【発明の実施の形態】次に、添付の図面を参照し、非制
限例によって、本発明の望ましい実施例の説明を行うこ
とにする。

【００４８】図１には、本発明による２波長パルス・オ
キシメータのブロック図が示されている。マイクロコン
トローラまたはＣＰＵ（中央演算処理装置）２８は、オ
キシメータの動作全体を制御する。すなわち、ＣＰＵ
は、測定を開始させ、利得を調整し、ＬＥＤ励起のタイ
ミングを制御する。さらに、信号処理の大部分、すなわ
ち、パルス酸素飽和度測定値、脈拍数、潅流指標、及
び、プレチスモグラフ波形の計算が、ＣＰＵ２８によっ
て実施される。こうした算法については、例えば、米国
特許第５、２９９、１２０号明細書に記載がある。ＣＰ
Ｕ２８は、さらに、デジタル・リンク３０を介して、ホ
スト・モニタ２９のような他の装置との通信も可能であ
る。ホスト・モニタ２９には、データ及び波形表示能力
が備わっており、警報限界等の制御を行う。ただし、言
うまでもないことではあるが、データ表示、手動入力等
を局所的に実施することも可能である。さらに、ＣＰＵ
２８は、病院情報システムまたは中央ステーションのよ
うな大規模システムとの通信さえ可能である。

【００４９】ＬＥＤを駆動、すなわち、スイッチするた
めの制御信号が、ライン３１を介してＣＰＵ２８からＬ
ＥＤ駆動回路３２に送られる（デジタル・アナログ変換
器は、ここには示されていないが、ＣＰＵ２８に組み込
むことが可能である）。ＬＥＤ駆動回路３２には、スイ
ッチ・モードで発光ダイオード（ＬＥＤ）３３及び３４
を作動させる電流源が含まれている。

【００５０】図１において、赤色ＬＥＤは３３で表示さ
れ、赤外ＬＥＤは３４で表示されている。両方のＬＥＤ
並びにフォトダイオード３５は、適合するセンサに組み
込まれている。こうしたセンサは、当該技術において周
知のところであり、ここで詳述する必要はない。例え
ば、独国特許第３７０３４５８号明細書を参照された
い。図１に示す構成要素の残りは、センサには組み込ま
れず、適合するモニタ、信号ピック・アップ・ボックス
等に組み込まれる。

【００５１】ＬＥＤ駆動回路３２は、逆並行モードでＬ
ＥＤ３３及び３４を作動させる。すなわち、赤色ＬＥＤ
３３は、ある極性のパルスによって作動し、赤外ＬＥＤ
３４は、逆の極性のパルスによって作動する。この設計
には、センサと関連モニタとの間の接続を少なくするこ
とが必要になるが、本発明の実施に必要な前提条件では
ない。

【００５２】次に、図２を参照して、ＬＥＤ駆動回路３
２によって発生するパルスのタイミングについて解説す
ることにする。図示例の場合、これらのパルスは、矩形
であるが、正弦波の形状にすることもできるし、あるい
は、適合する他の任意の形状を取り入れることも可能で
ある。

【００５３】赤色ＬＥＤ３３の駆動パルスが３６で表示
されている。もう１つのパルス３７（図２には示されて
いない、逆極性の）が、赤外ＬＥＤ３４を駆動する。パ
ターン全体がｔ＝Ｔ_LEDから再開され、Ｔ_LEDの時間間隔
によって、３６０゜の完全なサイクルが決まる。本発明
によるパルス・オキシメータにおいて選択されたタイミ
ングに関する重要な設計上の特徴は、赤色ＬＥＤ及び赤
外ＬＥＤのパルスが、それぞれ、９０゜オフセットして
いるという点である。参照番号３８参照。（タイミング
に関して、この移相はＴ_LED／４に対応する。）９０゜
の移相に関する基準線は、それぞれ、赤色パルスと赤外
パルスの中心である。赤色信号と赤外信号のバランスを
とるのに、デューティ・サイクルの調整が必要または望
ましい場合、これが重要になる。こうしたデューティ・
サイクルの調整は、矢印３９ａ〜３９ｄによって示すパ
ルスの一方または両方のパルス長を適合させることを意
味している。

【００５４】次に図１に戻ると、ＬＥＤ３３及び３４に
よって発生する光パルスが、指４０で表示のような人体
組織を通り、フォトダイオード３５に受信される。フォ
トダイオードの出力信号は、光増幅器４１に送られる。
この光増幅器は、フォトダイオードの光電流を電圧に変
換する。先行技術による多重化システムとは対照的に、
本発明の場合、その帯域幅はｆ_LEDに制限することが可
能である。その利得は、できるだけ高くなるように、た
だし、予測される最大光電流の限界内において選択され
る。

【００５５】参照番号４２は、帯域フィルタを表してい
る。該ステージの主たる目的は、帯域外ノイズをブロッ
クし、アナログ／デジタル変換のための折り返しノイズ
除去フィルタとして機能することにある。通過帯域は、
中心周波数ｆ_LED付近においてできるだけ狭くなるよう
に指定される。その帯域幅は、生理的脈拍信号の帯域幅
よりわずかに広いだけである。復調信号に影響がないの
で、ＬＥＤサンプリング周波数の任意の高調波をブロッ
クすることが可能である。

【００５６】プログラマブル利得増幅器４３（ＣＰＵ２
８によってライン４４を通じて制御される）によって、
フィルタリングを施された信号がアナログ・デジタル変
換器（ＡＤＣ）４５の入力範囲内に納まるという保証が
得られる。従って、それは、光電信号の大きい動的変動
性に適合するために用いられる。パルス酸素飽和度測定
センサは、身体の全く異なる位置に用いられるので、発
光体と受光体との間におけるさまざまな組織のタイプ及
び厚さによって、光の強度が大幅に異なることになる。
増幅器の利得は、ＣＰＵの制御を受け、その出力振幅
が、良好な量子化のため、アナログ・デジタル変換器の
フル・スケールの入力範囲に相応するように適合させら
れる。

【００５７】デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）４６
は、ある程度、本発明の「核心」をなすものである。該
ＤＳＰは、受信した、フィルタリングを施され、デジタ
ル化されたパルスを正弦波関数によって復調する。図示
実施例の場合、この復調は、デジタル領域において、す
なわち、デジタル・プロセッサによって実施されるが、
実際のところ、ＤＳＰ４６の機能性は、ＣＰＵ２８によ
って得ることも可能である。しかし、これは必要な要件
ではなく、ＤＳＰ４６は、デジタル・テクノロジまたは
アナログ・テクノロジによる独立した信号プロセッサと
することも可能である。ＤＳＰ４６の主たる機能は、復
調、低域フィルタリング、及び、ダウン・サンプリング
である。

【００５８】ＤＳＰ４６によって得られる機能性を説明
するため、次に図３を参照する。ＡＤＣ４５の出力信号
Ａ（ｔ）が、２つの乗算器４７及び４８に送られ、それ
ぞれ、正弦波関数ｓｉｎ（ω_LEDｔ）及びｃｏｓ（ω_LED
ｔ）との乗算が実施される。熟練者にはすぐ分かるよう
に、ｓｉｎ（９０゜＋α）＝ｃｏｓ（α）のため、サイ
ン関数及びコサイン関数の利用は、９０゜の移相に相当
する。復調信号は、次に、ライン４９及び５０を介し
て、それぞれのデジタル低域フィルタ５１及び５２に送
られる。その機能性については、さらに詳細に後述す
る。

【００５９】数学理論に関する以下の論考について、Ｌ
ＥＤは、その発光が、例えば、サイン関数に関する赤色
ＬＥＤとコサイン関数に関する赤外ＬＥＤといったよう
に、９０゜だけ位相のずれた純粋な正弦波になるように
駆動されるものと仮定する。実際の実施例の場合、上述
のように、これはあてはまらないが、正弦波駆動を仮定
することによって、数学的背景の説明をより容易に行う
ことが可能になる。

【００６０】ＡＤＣ４５の出力、すなわち、ＤＳＰ４６
に対する入力は、 Ａ（ｔ）＝Ａ_R（ｔ）＋Ａ_IR（ｔ） …（２） であり、 Ａ_R（ｔ）＝Ａ_R ^*ｓｉｎ（２π^*ｆ_LED ^*ｔ＋ψ） …（３ａ） Ａ_IR（ｔ）＝Ａ_IR ^*ｃｏｓ（２π^*ｆ_LED ^*ｔ＋ψ） …（３ｂ） ここで、ψは、本書においてシステム移相とも呼ばれ
る、ＬＥＤ光信号とＡＤＣ出力におけるデジタル化受光
器信号との間の移相であり、ω_LED＝２π^*ｆ_LEDであ
る。

【００６１】Ａ_R及びＡ_IR自体は、患者の脈拍にによっ
て変調される。 Ａ_R＝Ｓ_R（ｔ） …（４ａ） Ａ_IR＝Ｓ_IR（ｔ） …（４ｂ） ここで、Ｓ_R及びＳ_IRは、直流成分と交流成分から構成
される。（直流成分は、定組織吸光度をあらわし、交流
成分は、脈動性血量変化による可変吸光度に関するもの
である）。

【００６２】正弦波に関する乗算としての復調は、乗算
器４７及び４８の出力において、 Ｄ_R（ｔ）＝Ａ（ｔ）^*Ｍ_R（ｔ） …（５ａ） Ｄ_IR（ｔ）＝Ａ（ｔ）^*Ｍ_IR（ｔ） …（５ｂ） となり、 Ｍ_R（ｔ）＝ｓｉｎ（ω_LED ^*ｔ＋σ） …（５ｃ） Ｄ_IR（ｔ）＝ｃｏｓ（ω_LED ^*ｔ＋σ） …（５ｄ）

【００６３】さらに詳細に後述するように、ＣＰＵは、
復調器移相σがシステム移相ψに等しくなるように、シ
ステム移相ψを決定するプログラミングが施されてい
る。

【００６４】復調器移相σがシステム移相ψに等しい
（σ＝ψ）ものと仮定し、方程式を解くと下記の方程式
が得られる。 Ｄ_R（ｔ）＝1/2 Ａ_R−1/2 Ａ_R ^*ｃｏｓ（２ω_LED ^*ｔ＋２ψ） ＋1/2Ａ_IR ^*ｓｉｎ（２ω_LED ^*ｔ＋２ψ） …（６ａ） Ｄ_IR（ｔ）＝1/2Ａ_IR−1/2Ａ_IR ^*ｃｏｓ（２ω_LED ^*ｔ＋２ψ） ＋1/2Ａ_R ^*ｓｉｎ（２ω_LED ^*ｔ＋２ψ） …（６ｂ）

【００６５】これまで、復調信号には、和周波数と差周
波数の両方が含まれている。これらの信号は、次に、カ
ット・オフ周波数が脈拍の生理的帯域幅をちょうど超え
るデジタル低域フィルタ５１及び５２を介して送られ
る。理想の低域フィルタの場合、この働きによって、変
調周波数ｆ_LEDの全高調波が遮断される。

【００６６】この場合、低域フィルタ５１及び５２の出
力は、 Ｌ_R（ｔ）＝1/2Ａ_R …（７ａ） Ｌ_IR（ｔ）＝1/2Ａ_IR …（７ｂ）

【００６７】これらの信号は、フォトダイオードにおけ
る赤色及び赤外信号の吸光度に対応するのが理想であ
る。信号Ａ_R及びＡ_IRは一定ではなく、脈拍それ自体に
よって変調されるという点に留意されたい。

【００６８】この場合、信号Ｌ_R（ｔ）及びＬ_IR（ｔ）
は狭帯域信号であるが、これは、データ転送速度が標準
的なダウン・サンプリング技法にとって望ましいレベル
まで低下することを表している。さらに言うまでもない
ことではあるが、電気的干渉または光学的干渉のよう
に、受信信号における他の全ての周波数が、本発明によ
る方法によって完全にブロックされる。この結果、極め
て純粋な、ノイズのない信号が再構成されることにな
る。従って、最低周波数であっても、干渉のない変調帯
域を選択することが可能になる。本発明の望ましい実施
例の場合、ＬＥＤ変調周波数は、ｆ_LED＝２７５ヘルツ
となるように選択される。

【００６９】先行技術による時間多重化アプローチと比
較した本発明の利点、とりわけ、できれば位相を９０゜
オフセットさせた、正弦波に関する復調の利点について
説明するため、次に、図４を参照する。この図には、図
１２と同様の表現によって典型的なスペクトルが示され
ている。ただし、図４には、ＬＥＤ変調周波数の高調波
の一部、及び、商用電源周波数の高調波の一部が一致す
るため、いっそう微妙なケースが示されている。参照番
号５３及び５４がこうしたケースに関連する。 ２^*ｆ_LED＝３^* _Line（参照番号５３） …（８ａ） ４^*ｆ_LED＝６^* _Line（参照番号５４） …（８ｂ）

【００７０】一方、本発明による復調技法は、次に図５
によって明らかにするように、商用電源周波数の高調波
をフィルタリングによって除去することも可能である。

【００７１】本発明による直交復調技法とサンプリング
を組み合わせることによって、和周波数及び差周波数が
発生すると共に、関連スペクトルのシフトが生じること
になる。周波数のシフト量は、ｆ_demod、すなわち、こ
の場合、ＬＥＤ変調周波数ｆ_{L ED}と同じである、復調に
用いられるサイン関数の周波数である。図５には、シフ
トしたスペクトル（全部で２つ）、すなわち、＋ｆ
_demodだけシフトしたスペクトル（上方のグラフ）、及
び、−ｆ_demodだけシフトしたスペクトル（上から２番
目のグラフ）が示されている。（周波数の表示は、シフ
トを除けば、両グラフとも同じであるため、上方のグラ
フにだけにしか示されていない）。

【００７２】結果得られるスペクトルが、下方のグラフ
に示されている。低域フィルタが、ベース・バンドをフ
ィルタリングによって除去し、それより高い全ての周波
数をブロックする（その減衰特性が参照番号５５によっ
て示されている）。すぐに分かるように、ベース・バン
ド信号には、電力線または他の干渉源の高調波から結果
として生じるノイズが含まれていないので、先行技術の
アプローチに対して本発明を大いに有利にしている。

【００７３】以下は、分析結果からシステム移相ψの影
響を排除するのに有効な、本発明の望ましい実施例に関
する詳細な説明である。

【００７４】第１の実施例によれば、例えば図１に示す
システムのシステム移相ψが求められ、求められたシス
テム移相ψに基づいて、第１と第２の変調信号に対する
正弦波復調信号の移相σが調整される。

【００７５】重要な機能は、システムの移相ψを測定す
る能力である。この移相ψは、各ＬＥＤを駆動する励起
信号とＡ／Ｄ変換器によってサンプリングされる受信信
号との間の位相差と定義される。

【００７６】ＣＰＵにおけるソフトウェア・ルーチン
は、パワー・アップ時に決まってその測定を実施し、通
常動作中、選択された事象を実施する。事象は、プログ
ラムされた時間間隔、接続されるセンサの変更、プログ
ラマブル利得増幅器の利得、従って、そのフィルタ特性
の変更等とすることが可能である。

【００７７】引き続き、システム移相ψを求める手順に
関する特定の実施例について説明を行うことにする。

【００７８】まず、通常の動作モードが中断される。赤
色ＬＥＤが使用禁止になり、赤外ＬＥＤはその通常モー
ドで駆動される。次に、望ましい実施例の場合、省略時
位相σ＝σ_DEFが、復調器に加えられる。低域フィルタ
が整定するまでの数ミリ秒の待機時間が経過すると、赤
色チャネルＬ_R´及び赤外チャネルＬ_IR´における実時
間値が記憶される。この記憶された実時間値に基づい
て、復調器に加えられる正確な移相σが計算される（下
記の方程式を参照されたい）。後で、正確な移相σが復
調器に加えられる。

【００７９】引き続き、赤色ＬＥＤが再び使用可能にな
る。低域フィルタが整定するまで待った後、通常の動作
モードが再開される。

【００８０】正確な移相σの計算は、下記の方程式によ
って実施される。 σ＝σ_DEF ＋ε …（１３） なお、ε＝ａｒｃｔａｎ（Ｌ´_R／Ｌ´_IR）

【００８１】図６に示すベクトル図によって、位相測定
中の状況が明らかにされている。Ｌ´_Rによって表示の
矢印は、赤色復調ベクトルを表している。Ｌ´_IRによっ
て表示の矢印は、赤外復調ベクトルを表している。これ
らの矢印の間に配置された矢印は、受信電磁波Ａ（ｔ）
を表している。すなわち、位相測定中はＡ_R（ｔ）＝０
のため、Ａ（ｔ）＝Ａ_IR（ｔ）。この位相調整ベクトル
図は、調整前の状況を表している。

【００８２】省略時位相（σ_DEF）が既に正確であれ
ば、赤色チャネルにおける復調信号の値は、０に近くな
る。一般に、省略時位相（または先行調整による位相）
が正確な値に近いだけであるため、すなわち、補正角度
ε≠０のため、赤外励起によるクロス・トークＬ_R´が
存在する。

【００８３】図７に示すベクトル図は、位相調整を施し
た後の状況を明らかにしている。左側の矢印Ｌ_Rは、調
整済みの赤色復調ベクトルを表している。右側の矢印Ｌ
_IRは、調整済みの赤外復調ベクトルを表している。中間
の矢印は、電磁波Ａ_R（ｔ）（赤色励起）と電磁波Ａ_IR
（ｔ）（赤外励起）を結合した受信電磁波Ａ（ｔ）を表
している。図７から分かるように、復調器に加えるべき
正確な移相σは、システム移相ψに一致する。

【００８４】この自動位相調整の利点は、それによっ
て、温度、劣化、及び、コンポーネントの許容のために
生じる可能性のある移相及びドリフトが補償されるとい
うことである。それは、また、センサ特性の変化にも適
応する。自動調整のこの実施例のもう１つの利点は、プ
レチスモグラフ信号が赤外ＬＥＤから導き出される場
合、連続プレチスモグラフ波形を中断することなく、該
調整を施すことができるということである。

【００８５】もちろん、基本概念を変えることなく、赤
色及び赤外の役割を交換することが可能である。

【００８６】復調移相を調整して、システム移相と一致
させる（σ＝ψ）もう１つの利点は、復調され、フィル
タリングを施された信号Ｌ_R及びＬ_IRが正だけであると
いうことである。これによって、符号付き整数値を見込
んで、数値範囲が２の係数によって制限されるのが回避
される。

【００８７】以下は、本発明に基づいてシステム移相ψ
を補償するもう１つの方法の望ましい実施例である。下
記の方法は、やはり、上述のようにシステム移相を求め
るが、後で補償を加えるものではない。それどころか、
補正計算において、求められたまたは測定された移相ψ
を利用する。

【００８８】最初に、復調器は任意の固定位相で働いて
いる。下記例の場合、方程式を単純化するため、σ＝σ
_DEF＝０に設定されている。

【００８９】方程式（１）を（５ｄ）に用いると、 Ｄ_R（ｔ）＝1/2 Ａ_R［ｃｏｓ（ψ）−ｃｏｓ（２ω_LED ^*ｔ＋σ）］ ＋1/2 Ａ_IR［ｓｉｎ（−ψ）^*ｓｉｎ（２ω_LED ^*ｔ＋σ）］ …（１４ａ） Ｄ_IR（ｔ）＝1/2 Ａ_R［ｓｉｎ（ψ）＋ｓｉｎ（２ω_LED ^*ｔ＋σ）］ ＋1/2 Ａ_IR［ｃｏｓ（ψ）^*ｃｏｓ（２ω_LED ^*ｔ＋σ）］ …（１５ａ） σ＝０に設定すると、 Ｄ_R（ｔ）＝1/2 Ａ_R［ｃｏｓ（ψ）−ｃｏｓ（２ωＬＥＤ^*ｔ）］ ＋1/2 Ａ_IR［ｓｉｎ（−ψ）^*ｓｉｎ（２ωＬＥＤ^*ｔ）］ …（１４ｂ） Ｄ_IR（ｔ）＝1/2 Ａ_R［ｓｉｎ（ψ）＋ｓｉｎ（２ωＬＥＤ^*ｔ）］ ＋1/2 Ａ_IR［ｃｏｓ（ψ）^*ｃｏｓ（２ωＬＥＤ^*ｔ）］ …（１５ｂ） 低域フィルタリングを施すと、出力信号は、 Ｌ_R（ｔ）＝1/2 Ａ_R ^*ｃｏｓ（ψ）＋1/2 Ａ_R ^*ｓｉｎ（−ψ） …（１６） Ｌ_IR（ｔ）＝1/2 Ａ_R ^*ｓｉｎ（ψ）＋1/2 Ａ_IR ^*ｃｏｓ（ψ） …（１７） 方程式（１６）及び方程式（１７）に基づき、行列は次
のように定義することができる。

【００９０】

【数１】

【００９１】フォトダイオード３５が受信する電磁波
は、入力ベクトルとして次のように書くことができる。

【００９２】

【数２】

【００９３】ＤＳＰ４６による復調後、出力ベクトルは
次のように定義することができる。

【００９４】

【数３】

【００９５】行列［Ｃ］、入力ベクトル［Ａ］、及び、
出力ベクトル［Ｌ］に基づき、下記の行列補正の計算を
行うことによって、もとの信号（Ａ_R 及びＡ_IR）を絶え
ず回復することが可能である。 ［Ａ］＝［Ｃ］^-1・［Ｌ］ …（２１） ［Ｃ］^-1は、［Ｃ］の逆行列である。

【００９６】位相測定手順は、下記の通りである。

【００９７】まず、通常動作モードが中断され、赤色Ｌ
ＥＤが使用禁止になり、赤外ＬＥＤが通常モードで連続
駆動される。低域フィルタが整定するまで数ミリ秒待っ
た後、「赤色」チャネルＬ_R´及び「赤外」チャネルＬ
_IRにおける実時間値が記憶される。引き続き、方程式
（１３）に基づいて、システム移相ψの計算が行われ
る。赤色ＬＥＤが再び使用可能になり、低域フィルタが
整定するまでの待機時間が経過すると、通常動作モード
が再開される。

【００９８】この場合の通常動作モードは、あらかじめ
求められた移相ψに関して方程式（２１）を適用するこ
とである。上述の補正計算は、例えば、ＣＰＵ２８によ
って実施可能である。

【００９９】本発明に従って「赤色」チャネルと「赤
外」チャネルとの間における信号の相互結合を克服する
ためのもう１つの方法は、受光器と復調器との間の信号
経路における任意の場所に全通過フィルタを利用するこ
とである。全通過フィルタは、移相器の機能を備えてい
る。この全通過フィルタは、励起基本周波数ｆ_LEDにお
ける移相がδであることが望ましく、これによって、次
のようになる。 δ＋ψ＝ｎ^*３６０゜ …（２２） （ｎ＝１、２、．．．）

【０１００】こうしたフィルタは、プログラマブル・フ
ィルタ定数によってデジタル領域で実現されるのが理想
である。こうしたデジタル領域における全域通過フィル
タの位相特性は、測定されたまたは求められたシステム
移相に基づいて調整することが可能である。この場合、
位相測定手順は、下記の通りである。

【０１０１】最初に、通常動作モードが中断され、赤色
ＬＥＤが使用禁止になり、赤外ＬＥＤが連続駆動され、
全通過機能がオフになる（バイパスされる等）。次に、
低域フィルタが整定するまで、数ミリ秒にわたって待機
する。この待機時間が経過すると、「赤色」チャネルＬ
_Rと「赤外」チャネルＬ_IRにおける実時間値が記憶され
る。これら記憶された値と方程式（１３）に基づいて、
システム移相ψが計算される。

【０１０２】引き続き、全域通過フィルタによって生じ
るのが望ましい移相δが、方程式（２２）に基づいて求
められる。この求められた移相フィルタに基づいて、こ
のタイプの全域通過フィルタに適合するフィルタ定数が
選択される。赤色ＬＥＤを再び使用可能にし、低域フィ
ルタが整定するまで待機させた後、通常動作モードが再
開される。この場合の通常動作モードは、受光器と変調
器の間の信号経路において受光電磁波の移相δが生じる
ように、求められた特性によって信号流における全域通
過機能を起動することである。

【０１０３】上述のようにして透過電磁波に対する入力
信号の位相を測定する方法以外に、この位相を測定する
別の方法も存在する。共通するステップは、必ず、ＬＥ
Ｄの強度の少なくとも一方をある既知の量だけ変化させ
ることである。上述の手順は、赤色ＬＥＤの強度が０に
設定される特殊なケースである。これによって、最良の
測定分解能が得られ、計算が容易になる。

【０１０４】しかし、言うまでもないことではあるが、
２つのＬＥＤの強度の一方または組み合わせの既知の変
化を用いることによって、位相を求めることが可能にな
る。強度を０．５といった低下レベルにスイッチするだ
けの利点は、中断を伴わずに、通常のＳｐＯ₂測定を続
行することができるということである。

【０１０５】図８を参照すると、移相ψを求めるもう１
つの方法が示されている。この測定の場合、低域フィル
タ側における入力信号の振幅を測定するのではなく、復
調前に、入力信号Ａ（ｔ）とＬＥＤ駆動信号Ｊ_R（ｔ）
の間における零交叉の差が測定される。図８には、入力
信号が正弦波の形態で示されている。「赤外」励起波
は、方形波の形態Ｊ_IR（ｔ）で示されている。図８から
明らかなように、システム移相ψに一致するこの２つの
波形の位相差ψは、これら両方の信号の負の零交叉に基
づいて求められる。この方法によって求められた移相
は、方程式（１３）に基づいて求められた移相と同じよ
うに利用することが可能である。

【０１０６】当該技術の熟練者には明らかなように、本
書に開示の正弦波復調の原理は、多波長酸素飽和度測定
にも適用可能である。第３及び第４のＬＥＤが用いられ
る場合、もう１つのＬＥＤ周波数を選択しなければなら
ない。一般に、ｎ個のＬＥＤの場合、ｎ／２の変調周波
数を利用しなければならないが、これは、ただ単に、直
交位相モードにおいては、各周波数チャネル毎に２つの
独立した情報データを納めることが可能であるという理
由によるものである。これらの異なる変調周波数に関す
る唯一の条件は、それらが脈拍の生理的帯域幅よりも大
きくオフセットしているということである。

【０１０７】もちろん、直交位相の概念は用いず、正弦
波復調だけを用いる２つのＬＥＤパルス・オキシメータ
に、正弦波復調を適用することも可能である。

【０１０８】このシステムの干渉イミュニティの多大の
利点は、医療計測だけでなく、周囲ノイズが問題となる
他のセンサ測定にも適用可能である。励起が刺激に用い
られる場合には常に可能である。例えば、チョップ電源
を備えた圧力歪み計または分光装置のようなブリッジに
おけるインピーダンス測定がある。

【０１０９】以下、上記実施の形態を段階的に述べる。

【０１１０】１．サンプル（４０）内に電磁波を照射す
ることによって患者の医療パラメータを測定し、前記サ
ンプル（４０）を通った電磁波の測定及び後続の分析を
行うための医療用モニタ方法において、（１．１）周波
数が同じで、ほぼ９０゜の第１の位相差を有する第１と
第２の変調信号を発生するステップと、（１．２）前記
第１の変調信号の制御下において、前記サンプル（４
０）内に第１の波長を有する第１の電磁波を照射するス
テップと、（１．３）前記第２の変調信号の制御下にお
いて、前記サンプル（４０）内に第１の波長とは異なる
第２の波長を有する第２の電磁波を照射するステップ
と、（１．４）前記サンプル（４０）を通った両方の波
長の電磁波（Ａ（ｔ））を受信するステップと、（１．
５）受信した電磁波（Ａ（ｔ））を表す信号に、前記第
１と第２の変調信号と同じ周波数で、前記第１と第２の
変調信号に対する位相差（σ）がシステム移相（ψ）に
相当する、第１の正弦波復調信号と前記第１の正弦波復
調信号に対して第１の位相差を有する第２の正弦波復調
信号をかけることによって、前記電磁波を表す信号を復
調し、第１と第２の復調信号（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ
_IR（ｔ））を発生するステップと、（１．６）前記復調
信号を分析するステップと、から成る医療用モニタ方
法。

【０１１１】２．前記システム移相（ψ）を求めるステ
ップと、前記求められたシステム移相（ψ）に基づい
て、第１と第２の変調信号に対して第１と第２の正弦波
信号の前記移相（ψ）を調整するステップとが含まれる
ことを特徴とする上記１に記載の方法。

【０１１２】３．サンプル（４０）内に電磁波を照射す
ることによって患者の医療パラメータを測定し、前記サ
ンプル（４０）を通った電磁波の測定及び後続の分析を
行うための方法において、（３．１）周波数が同じで、
ほぼ９０゜の第１の位相差を有する第１と第２の変調信
号を発生するステップと、（３．２）前記第１の変調信
号の制御下において、前記サンプル（４０）内に第１の
波長を有する第１の電磁波を照射するステップと、
（３．３）前記第２の変調信号の制御下において、前記
サンプル（４０）内に第１の波長とは異なる第２の波長
を有する第２の電磁波を照射するステップと、（３．
４）前記サンプル（４０）を通った両方の波長の電磁波
（Ａ（ｔ））を受信するステップと、（３．５）受信し
た電磁波を表す信号に、前記第１と第２の変調信号と同
じ周波数を備えた、第１の正弦波復調信号と前記第１の
正弦波復調信号に対して第１の位相差を有する第２の正
弦波復調信号をかけることによって、前記電磁波を表す
信号を復調し、第１と第２の復調信号（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ
_IR（ｔ））を発生するステップと、（３．６）システム
移相（ψ）を考慮して、前記復調信号を分析するステッ
プと、から成る方法。

【０１１３】４．前記分析ステップが、前記システム移
相（ψ）を求めるステップと、前記求められたシステム
移相（ψ）に基づいて前記復調信号（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ_{I R}
（ｔ））を補正するステップと、から成ることを特徴と
する上記３に記載の方法。

【０１１４】５．前記分析ステップが、前記システム移
相（ψ）を求めるステップと、

【０１１５】

【数４】

【０１１６】に従ってシステム移相に基づく行列［Ｃ］
を計算するステップと、行列［Ｃ］に基づいて逆行列
［Ｃ］^-1を計算するステップと、復調信号の振幅Ｌ_R、
Ｌ_IRに基づいて、

【０１１７】

【数５】

【０１１８】を求めるステップと、補正出力ベクトル
［Ａ］＝［Ｃ］^-1・［Ｌ］を計算するステップと、から
成ることを特徴とする上記３または４に記載の方法。

【０１１９】６．前記システム移相（ψ）を求める前記
ステップに、第１と第２の電磁波の一方の振幅を縮小す
るステップと、第１と第２の復調信号（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ
_IR（ｔ））の振幅を測定するステップと、第１と第２の
復調信号（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ_IR（ｔ））の測定された振幅
に基づいてシステム移相（ψ）を求めるステップと、が
含まれることを特徴とする上記２、４または５に記載の
方法。

【０１２０】７．前記システム移相（ψ）を求める前記
ステップに、第１と第２の電磁波の一方の振幅を縮小す
るステップと、受信電磁波と第１と第２の電磁波のもう
一方との間の零交叉の差を求めるステップと、が含まれ
ることを特徴とする上記２、４または５に記載の方法。

【０１２１】８．サンプル（４０）内に電磁波を照射す
ることによって患者の医療パラメータを測定し、前記サ
ンプル（４０）を通った電磁波の測定及び後続の分析を
行うための方法において、（８．１）周波数が同じで、
ほぼ９０゜の第１の位相差を有する第１と第２の変調信
号を発生するステップと、（８．２）前記第１の変調信
号の制御下において、前記サンプル（４０）内に第１の
波長を有する第１の電磁波を照射するステップと、
（８．３）前記第２の変調信号の制御下において、前記
サンプル（４０）内に第１の波長とは異なる第２の波長
を有する第２の電磁波を照射するステップと、（８．
４）前記サンプル（４０）を通った両方の波長の電磁波
（Ａ（ｔ））を受信するステップと、（８．５）受信し
た電磁波に、システム移相（ψ）と共に、ほぼ３６０゜
の整数倍にあたる、第１と第２の電磁波に対する受信電
磁波の全移相を生じることになる移相（σ）を加えるこ
とによって、遅延受信電磁波を発生するステップと、
（８．６）遅延受信電磁波を表す信号に、前記第１と第
２の変調信号と同じ周波数を備えた、第１の正弦波復調
信号と前記第１の正弦波復調信号に対して第１の位相差
を有する第２の正弦波復調信号をかけることによって、
前記遅延受信電磁波を表す信号を復調し、第１と第２の
復調信号（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ_IR（ｔ））を発生するステッ
プと、（８．７）前記復調信号（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ
_IR（ｔ））を分析するステップと、から成る方法。

【０１２２】９．前記移相（σ）が、プログラマブル・
フィルタ定数を備えるデジタル全域通過フィルタによっ
て、受信電磁波に加えられることを特徴とする上記８に
記載の方法。

【０１２３】１０．前記移相（σ）が、第１と第２の電
磁波の一方の振幅を縮小するステップと、第１と第２の
復調信号（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ_IR（ｔ））の振幅を測定する
ステップと、第１と第２の復調信号の測定された振幅に
基づいて、システム移相（ψ）を求めるステップと、移
相（σ）を調整し、システム移相（ψ）と共に、３６０
゜の整数倍の移相を生じるようにするステップと、に従
って調整されることを特徴とする上記８または９に記載
の方法。

【０１２４】１１．第１と第２の電磁波の一方の振幅を
縮小するステップが、この電磁波の振幅をオフにするこ
とから成ることを特徴とする上記６、７または１０に記
載の方法。

【０１２５】１２．前記第１と第２の変調信号の周波数
が、基本的にｆ＝２７５ヘルツであることを特徴とする
上記１乃至１１の何れか１つに記載の方法。

【０１２６】１３．前記第１と第２の変調信号が正弦波
信号であることを特徴とする上記１乃至１２の何れか１
つに記載の方法。

【０１２７】１４．前記第１と第２の変調信号が正弦波
信号であることを特徴とする上記１乃至１１の何れか１
つに記載の方法。

【０１２８】１５．復調信号（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ
_IR（ｔ））に低域フィルタリングを施すステップが含ま
れることを特徴とする上記１乃至１４の何れか１つに記
載の方法。

【０１２９】１６．復調ステップの前に、受信した電磁
波に帯域フィルタリングを施すステップが含まれること
を特徴とする上記１乃至１５の何れか１つに記載の方
法。

【０１３０】１７．前記電磁波が、赤色光及び／または
赤外光が望ましい、光の可視スペクトル及び／または隣
接スペクトルから選択された波であることを特徴とする
上記１乃至１６の何れか１つに記載の方法。

【０１３１】１８．前記医療パラメータが、酸素飽和度
であることを特徴とする上記１乃至１７の何れか１つに
記載の方法。

【０１３２】１９．サンプル（４０）内に電磁波を照射
することによって患者の医療パラメータを測定し、前記
サンプル（４０）を通った電磁波の測定及び後続の分析
を行うための医療用モニタ装置において、周波数が同じ
で、ほぼ９０゜の第１の位相差を有する第１と第２の変
調信号を発生するための手段（３２）と、前記第１の変
調信号の制御下において、前記サンプル（４０）内に第
１の波長を有する第１の電磁波を照射するための手段
（３３）と、前記第２の変調信号の制御下において、前
記サンプル（４０）内に第１の波長とは異なる第２の波
長を有する第２の電磁波を照射するための手段（３４）
と、前記サンプル（４０）を通った両方の波長の電磁波
（Ａ（ｔ））を受信するための手段（３５）と、受信し
た電磁波（Ａ（ｔ））を表す信号に、前記第１と第２の
変調信号と同じ周波数で、前記第１と第２の変調信号に
対する位相差（σ）がシステム移相（ψ）に相当する、
第１の正弦波復調信号と前記第１の正弦波復調信号に対
して第１の位相差を有する第２の正弦波復調信号をかけ
ることによって、前記電磁波を表す信号を復調し、第１
と第２の復調信号（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ_IR（ｔ））を発生す
るための手段（４６）と、前記復調信号を分析するため
の手段（２８）と、を備える医療用モニタ装置。

【０１３３】２０．さらに、前記システム移相（ψ）を
求め、前記求められたシステム移相（ψ）に基づいて、
第１と第２の変調信号に対して第１と第２の正弦波信号
の前記移相（ψ）を調整するための手段（２８）を備え
ることを特徴とする上記１９に記載の装置。

【０１３４】２１．サンプル（４０）内に電磁波を照射
することによって患者の医療パラメータを測定し、前記
サンプル（４０）を通った電磁波の測定及び後続の分析
を行うための装置において、周波数が同じで、ほぼ９０
゜の第１の位相差を有する第１と第２の変調信号を発生
するための手段（３２）と、前記第１の変調信号の制御
下において、前記サンプル（４０）内に第１の波長を有
する第１の電磁波を照射するための手段（３３）と、前
記第２の変調信号の制御下において、前記サンプル（４
０）内に第１の波長とは異なる第２の波長を有する第２
の電磁波を照射するための手段（３４）と、前記サンプ
ル（４０）を通った両方の波長の電磁波（Ａ（ｔ））を
受信するための手段（３５）と、受信した電磁波を表す
信号に、前記第１と第２の変調信号と同じ周波数を備え
た、第１の正弦波復調信号と前記第１の正弦波復調信号
に対して第１の位相差を有する第２の正弦波復調信号を
かけることによって、前記電磁波を表す信号を復調し、
第１と第２の復調信号（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ_IR（ｔ））を発
生するための手段（４６）と、システム移相（ψ）を考
慮して、前記復調信号を分析するための手段（２８）
と、を備える装置。

【０１３５】２２．前記分析手段（２８）が、前記シス
テム移相（ψ）を求めるための手段と、前記求められた
システム移相（ψ）に基づいて前記復調信号（Ｄ
_R（ｔ）、Ｄ_{I R}（ｔ））を補正するための手段と、を備
えることを特徴とする上記２１に記載の装置。

【０１３６】２３．前記分析手段（２８）が、前記シス
テム移相（ψ）を求めるための手段と、

【０１３７】

【数６】

【０１３８】に従ってシステム移相に基づく行列［Ｃ］
を計算するための手段と、行列［Ｃ］に基づいて逆行列
［Ｃ］^-1を計算するための手段と、復調信号の振幅
Ｌ_R、Ｌ_IRに基づいて、

【０１３９】

【数７】

【０１４０】を求めるための手段と、補正出力ベクトル
［Ａ］＝［Ｃ］^-1・［Ｌ］を計算するための手段と、を
備えることを特徴とする上記２１または２２に記載の装
置。

【０１４１】２４．前記システム移相（ψ）を求めるた
めの前記手段が、第１と第２の電磁波の一方の振幅を縮
小するための手段と、第１と第２の復調信号（Ｄ
_R（ｔ）、Ｄ_IR（ｔ））の振幅を測定するための手段
と、第１と第２の復調信号（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ_IR（ｔ））
の測定された振幅に基づいてシステム移相（ψ）を求め
るための手段と、を備えることを特徴とする上記２１、
２２、または、２３に記載の方法。

【０１４２】２４．前記システム移相（ψ）を求めるた
めの前記手段が、第１と第２の電磁波の一方の振幅を縮
小するための手段と、受信電磁波と第１と第２の電磁波
のもう一方との間の零交叉の差を求めるための手段と、
を備えることを特徴とする上記２１、２２、または、２
３に記載の方法。

【０１４３】２６．サンプル（４０）内に電磁波を照射
することによって患者の医療パラメータを測定し、前記
サンプル（４０）を通った電磁波の測定及び後続の分析
を行うための装置において、周波数が同じで、ほぼ９０
゜の第１の位相差を有する第１と第２の変調信号を発生
するための手段（３２）と、前記第１の変調信号の制御
下において、前記サンプル（４０）内に第１の波長を有
する第１の電磁波を照射するための手段（３３）と、前
記第２の変調信号の制御下において、前記サンプル（４
０）内に第１の波長とは異なる第２の波長を有する第２
の電磁波を照射するための手段（３４）と、前記サンプ
ル（４０）を通った両方の波長の電磁波（Ａ（ｔ））を
受信するための手段（３５）と、受信した電磁波に、シ
ステム移相（ψ）と共に、ほぼ３６０゜の整数倍にあた
る、第１と第２の電磁波に対する受信電磁波の全移相を
生じることになる移相（σ）を加えることによって、遅
延受信電磁波を発生するための手段と、遅延受信電磁波
を表す信号に、前記第１と第２の変調信号と同じ周波数
を備えた、第１の正弦波復調信号と前記第１の正弦波復
調信号に対して第１の位相差を有する第２の正弦波復調
信号をかけることによって、前記遅延受信電磁波を表す
信号を復調し、第１と第２の復調信号（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ
_IR（ｔ））を発生するための手段（４６）と、前記復調
信号（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ_IR（ｔ））を分析するための手段
（２８）と、を備える装置。

【０１４４】２７．前記移相（σ）を受信電磁波に加え
るための、プログラマブル・フィルタ定数を有するデジ
タル全域通過フィルタを備えることを特徴とする上記２
６に記載の装置。

【０１４５】２８．さらに、第１と第２の電磁波の一方
の振幅を縮小するための手段と、第１と第２の復調信号
（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ_IR（ｔ））の振幅を測定するための手
段と、第１と第２の復調信号の測定された振幅に基づい
て、システム移相（ψ）を求めるための手段と、移相
（σ）を調整し、システム移相（ψ）と共に、３６０゜
の整数倍の移相を生じるようにするための手段と、を備
えることを特徴とする上記２６または２７に記載の装
置。

【０１４６】２９．第１と第２の電磁波の一方の振幅を
縮小するための手段が、この電磁波の振幅をオフにする
ための手段から成ることを特徴とする上記２４、２５ま
たは２８に記載の装置。

【０１４７】３０．前記第１と第２の変調信号の周波数
が、基本的にｆ＝２７５ヘルツであることを特徴とする
上記１９乃至２９の何れか１つに記載の装置。

【０１４８】３１．前記第１と第２の変調信号が、方形
波信号であることを特徴とする上記１９乃至３０の何れ
か１つに記載の装置。

【０１４９】３２．前記第１と第２の変調信号が、正弦
波信号であることを特徴とする上記１９乃至３０の何れ
か１つに記載の装置。

【０１５０】３３．変調信号がそれに通して送られるこ
とになる低域フィルタを備えることを特徴とする上記１
９乃至３２の何れか１つに記載の装置。

【０１５１】３４．前記電磁波を受ける手段と前記復調
手段との間に接続された帯域フィルタを備えることを特
徴とする上記１９乃至３３の何れか１つに記載の装置。

【０１５２】３５．前記電磁波が、赤色光及び／または
赤外光が望ましい、光の可視スペクトル及び／または隣
接スペクトルから選択された波であることを特徴とする
上記１９乃至３４の何れか１つに記載の装置。

【０１５３】３６．前記装置が、パルス・オキシメータ
であることと、前記医療パラメータが、酸素飽和度であ
ることを特徴とする上記１９乃至３５の何れか１つに記
載の装置。

【０１５４】３７．前記照射手段（３３、３４）が発光
ダイオードであることを特徴とする上記１９乃至３６の
何れか１つに記載の装置。

【０１５５】

【発明の効果】以上述べたように本発明によれば、電磁
波の干渉の影響を受け難く、雑音環境下、例えば、臨床
環境における多くの電磁波発生源の影響下においても、
優れた測定精度をもたらす医療用モニタ方法を実現する
ことができる。

【０１５６】

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明によるパルス・オキシメータのブロック
図である。

【図２】発光ダイオードの制御に用いられるパルスの形
状及びタイミングを示す図である。

【図３】デジタル信号プロセッサのブロック図である。

【図４】本発明による装置によって処理されるスペクト
ルの一例を示す図である。

【図５】Ｓ／Ｎ比の向上に対する本発明による直交変調
技法の効果を示す図である。

【図６】移相測定を例示するためのベクトル図である。

【図７】移相測定を例示するためのベクトル図である。

【図８】フィルタリングを施していない信号に対する直
接位相測定を例示するための略図である。

【図９】先行技術によるオキシメータのブロック図であ
る。

【図１０】先行技術によるオキシメータによって放射さ
れるパルス列のタイミング図である。

【図１１】先行技術によるオキシメータによって受信さ
れるパルス列のタイミング図である。

【図１２】復調前の先行技術による時間多重化オキシメ
ータのスペクトルを示す図である。

【図１３】先行技術によるオキシメータにおけるスペク
トルに対する復調の効果を示す図である。

【符号の説明】

２８ ＣＰＵ ２９ ホスト・モニタ ３０ デジタル・リンク ３２ ＬＥＤ駆動回路 ３３ 赤色ＬＥＤ ３４ 赤外ＬＥＤ ３５ フォトダイオード ４０ 指 ４１ 光増幅器 ４２ 帯域フィルタ ４３ プログラマブル利得増幅器 ４５ アナログ・デジタル変換器 ４６ デジタル信号プロセッサ ４７、４８ 乗算器 ５１、５２ デジタル低域フィルタ

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 サンプル（４０）内に電磁波を照射する
   ことによって患者の医療パラメータを測定し、前記サン
   プル（４０）を通った電磁波の測定及び後続の分析を行
   うための医療用モニタ方法において、 （１．１）周波数が同じで、ほぼ９０゜の第１の位相差
   を有する第１と第２の変調信号を発生するステップと、 （１．２）前記第１の変調信号の制御下において、前記
   サンプル（４０）内に第１の波長を有する第１の電磁波
   を照射するステップと、 （１．３）前記第２の変調信号の制御下において、前記
   サンプル（４０）内に第１の波長とは異なる第２の波長
   を有する第２の電磁波を照射するステップと、 （１．４）前記サンプル（４０）を通った両方の波長の
   電磁波（Ａ（ｔ））を受信するステップと、 （１．５）受信した電磁波（Ａ（ｔ））を表す信号に、
   前記第１と第２の変調信号と同じ周波数で、前記第１と
   第２の変調信号に対する位相差（σ）がシステム移相
   （ψ）に相当する、第１の正弦波復調信号と前記第１の
   正弦波復調信号に対して第１の位相差を有する第２の正
   弦波復調信号をかけることによって、前記電磁波を表す
   信号を復調し、第１と第２の復調信号（Ｄ_R（ｔ）、Ｄ
   _IR（ｔ））を発生するステップと、 （１．６）前記復調信号を分析するステップと、から成
   る医療用モニタ方法。