JPH06169902A - パルス式非侵入型オキシメータとその測定技術 - Google Patents
パルス式非侵入型オキシメータとその測定技術Info
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Abstract
(57)【要約】
電子出願以前の出願であるので
要約・選択図及び出願人の識別番号は存在しない。
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は患者の動脈血の一容積に照射された光 を検知して該患者の血の酸素飽和を決定するパル ス型の無侵入型酸素計に関する。患者に触れた光 は、その検出前に、スペクトル分布に依存して患 者の血液及び他の組織によって吸収、反射、散乱、 及び透過される。反射、散乱、もしくは透過され た光の強度及びその変化は患者の血の酸素飽和の 決定に用いられる。このような変化は主に動脈パ ルスによるものであり、これにより、照射された 血液の容積は動脈パルスに従って変化する。
1974年11月12日に発行された米国特許第3847483 号(Shaw et al)による無侵入型酸素計測方法及び 装置によれば、血液の光学的濃度を血液から反射 された及び血液へ透過された赤色光及び赤外線の 強度測定から決定する。赤外線強度から赤色光の 強度を分離するのに時間多重化及び周波数多重化 の両方を用いる。
1978年５月２日に発行された米国特許第4,086,915 号(Kofsky et al)による無侵入型酸素計方法及び 装置によれば、動脈パルスによる血液の光学的密 度変化を生きている患者の耳もしくは血液が散逸 している組織上で反射もしくは透過された赤色光 及び赤外線強度の変化を測定することにより決定 する。赤色光の強度変化と赤外線の強度変化との 分離には時間多重化が用いられる。
静脈に対する無侵入型酸素計については、1981 年５月12日発行の米国特許第4,266,554号(Hamaguri)、 1983年10月４日発行の米国特許4,407,290号(Wilber)、 1987年３月31日発行の米国特許第4,653,498号 (New et al)、1987年12月22日発行の米国特許第 4,714,080号(Edgar et al)、特開昭50−128387 号公報(Aoyagi et al)がある。これらは上述の 米国特許第4,086,915号が適用した無侵入型パル ス酸素計のとは詳細が異なる種々の回路を実現し、 また、酸素計測の数学的方法を開示している。
酸素計における周波数多重化については、侵入 型酸素計プローブ及び無入型酸素計プローブを記 載したYee et al,"A Proposed Miniature Red/ Infrared Oximeter Suitable for Mounting on a Catheter Tip",IEEE Trans,Biomed.Eng.Vol. 24,pp.195-197,March,1977があり、また、ガ ラス酸素計においてLee et alのプローブを用い て肉体の血液から反射もしくは該血液を透過した 赤色光及び赤外線の強度を測定することにより血 液の光学的密度を決定することがSchibli et al, "An Electronic Circuit for Red/Infrared Oximeters",IEEE Trans.Biomed Eng.,Vol. BME-25,No.1,pp.94-96,January,1978に開示 されている。また、Washington Universityの Electrical Engineeringの科学修士論文（1973年 ６月６日、V.M.Krishnan）は周波数多重化に関す る回路の詳細を記載しており、Yee et alはこれ を参考にしている。
最後に、Huch et al"LIMITATIONS OF PULSE OXIMETRY",The Lancet,February 13,1988,pp. 357,358は電流パルス酸素計測方法及び装置によ って得られる特許結果を示している。
本発明の主目的は、無侵入型で得られ、血液が 散逸した組織から赤色光及び赤外線に含まれる周 波数多重化され、動脈パルス変調された情報を基 礎に酸素飽和測定を行う酸素計を提供することに ある。
特に、本発明の目的は、上述の酸素計において、 血液が散逸した組織において反射され及び透過し た赤色光及び赤外線から赤色光情報及び赤外線情 報を得るようにすることである。
本発明においては、赤色光源及び赤外線源から の光を患者の指、耳ぶた、あるいは血液が散逸し た組織に照射し、光センサがこれらから戻され光 を検知して対応する電気信号を発生する。これら の光源は異なる固定周波数且つ同一の振幅のパル ス列で駆動され、この結果、発生する光の成分も ２つであり、それぞれが異なる周波数で変化する。
赤色光のスペクトル分布は酸素結合した血液によ る吸収点と酸素結合していない血液による吸収点 とが異なるように選択される。赤外線のスペクト ル分布は、酸素結合した血液による吸収点と酸素 結合していない血液による吸収点とがほぼ同一と なるように選択する。しかしながら、患者の動脈 パルスは照射された組織部の血液容積を変化させ、 したがって、動脈パルスによる組織の血液容積の 変化に従って各光成分を振幅変調する。したがっ て、光センサによって発生する電気信号も２成分 である。一成分の振幅は赤色光源の駆動周波数で 変化し、組織による赤色光吸収に比例する。また、 他の成分の振幅は赤外線源の駆動周波数で変化し、 組織による赤外線吸収に比例する。
光センサの電気信号は電子回路によって処理さ れる。すなわち、当該光源の駆動周波数に従って 上記電気信号の交流成分を分離し、光センサ電気 信号に現われる帯域成分からある成分を除去する。
言い換えると、血液が散逸した組織からの照射 に含まれる注目の情報のすべては周波数多重化さ れ、この結果、信号が単一周波数、正確には狭帯 域周波数で信号から情報を引く抜こうとする点に 到達するまで情報は単一信号によって保持される。
本発明においては、そのような点が光センサから の周波数多重化された信号によって到達したとき に、上述の２つの成分が同時に得られる、すなわ ち、フィルタ素子によって分離される。
さらに、上述の処理は交流成分を検出し、測定 し、また、この測定結果を照射された組織におけ る血液の酸素飽和度の計算に用いる。
第１図のおいて、スイッチ１，２は間欠的に赤 色ＬＥＤ３、赤外線ＬＥＤ４をそれぞれ電源（図 示せず）に接続する。スイッチ１は周波数４ｆで オン、オフし、スイッチ２は周波数ｆでオン、オ フする。ここで、周波数ｆは６０Hzと同程度もし くはより大きい値である。ＬＥＤ３，４は生きた 患者の指５を照射し、フォトダイオード６は当該 部分から折り返された光を検知する。増幅器７は 該ダイオード６を流れる電流に比例した出力電圧 を発生し、また、該電流は指５からダイオード６ を受けた光に比例する。
増幅器７の出力電圧はキャパシタ８を介して電 圧増幅器９に接続され、電圧増幅器９は自動利得 制御回路１０を介して電圧増幅器１１に接続され ている。増幅器１１の出力はキャパシタ12，13を 介して14，15に接続されている。
フィルタ１４は周波数ｆを含む狭帯域周波数を 通過させ、フィルタ１５は周波数４ｆを含む挾帯 域周波数を通過させる。各フィルタ14，15は搬送 波を除去するＡＭ検波器16，17に接続されている。
検波器１６はゆっくり変化する電圧を発生する。
この電圧は指５の被照射部分の赤色光による影響 に関する情報を含み、検波器１７もゆっくり変化 する電圧を発生する。この電圧は指５の被照射部 分の赤外線による影響に関する情報を含む。増幅 器７の出力電圧にもともと含まれている他のすべ ての情報は実質的にキャパシタ８を介して増幅器 ７に接続された回路によって処理される。したが って、キャパシタ８はＤＣ成分すなわちゆっくり 変化する成分を除去し、フィルタ14，15は周波数 ｆ，４ｆ以外の成分を除去する。
従来知られているように、フォトダイオード６ によって検知された光は組織を照射する赤色光及 び赤外線光のスペクトル分布に関する組織の光学 的密度を示す。したがって、ＡＭ検波器16，17の 出力電圧は、それぞれ、赤色光の光学的密度、赤 外線の光学的密度を示す。これらの電圧は電圧増 幅器18，19によって増幅された後にキャパシタ20， 21を介して帯域フィルタ22，23に結合され、この 出力は電圧増幅器28，29によって増幅される。増 幅器28，29の各出力電圧は端子30，31に現われる。
ＡＭ検波器出力はまた低域フィルタ24，25を介し て出力端子32，33を有するオフセット回路26，27 に接続されている。
フィルタ２２から２５、オフセット回路26，27、 増幅器28，29の存在にかかわらず、第 １図にお いては、端子30，31，32，33の電圧dVred,dVir, Vred,Virは、それぞれ、照射された組織の血液 の赤色の光学的密度の変化、同上の赤外線の光学 的密度の変化、同上の赤色の光学的密度、同上の 赤外線の光学的密度を示す。
端子30，31，32，33はアナログ／ディジタル変 換器(ADC)34に接続されており、これにより、各 端子のアナログ電圧はディジタル信号に変換され てマイクロプロセッサ３５に供給される。これら のディジタル信号はマイクロプロセッサ３５の処 理に適する。マイクロプロセッサ３は接続線36， 37，38を有し、自動利得制御回路１０及びオフセ ット回路26，27を制御する。マイクロプロセッサ ３５はADC34からの各信号の大きさを検出し、必 要に応じて自動利得制御回路１０を調整し、自動 利得制御回路１０の有効な範囲内で端子30〜33の アナログ電圧を調整する。同様に、オフセット回 路26，27はマイクロプロセッサ３５によって動作 され、端子30，33の直流電圧レベルを測定する。
究極的には、マイクロプロセッサ３５によって処 理された信号は酸素飽和度を示す数字を発生する。
この数字は表示され、記録され、もしくは医学的 な者等に受容できる形で与えられる。
第２Ａ〜２Ｇ図は、第１図の各点における信号 波形図であってＬＥＤ３及び４の一方から始まる 波形図である。縦軸は増幅度若しくは強度であり、 横軸は時間である。第２Ａ図はＬＥＤの出力であ り、ＬＥＤを流れるパルス電流による一定振幅の 光パルスである。
第２Ｂ図において、増幅器７の出力、即ち、対 象物の組織及び血液により変調されたＬＥＤ光パ ルスは直流（ＤＣ）電圧パルスに変換される。こ のＤＣパルスではそのエンベロープはＤＣ成分を 重畳した交流（ＡＣ）動脈血流パルスを示し、こ のＤＣ成分は血液、組織その他のものに基づく。
第２Ｂ図のパルス列はＤＣ成分を除去するための 容量８に入力され、これによりパルス列は第２Ｃ 図に示すようにＡＣのみのキャリヤによる変調を示す両 側信号となる。
第２Ｂ，２Ｃ図に示すパルス列は実際にはより 複雑であり、これは、指に照射するための２つの ＬＥＤがありフォトダイオード出力のスペクトル 成分は周波数ｆ及び４ｆキャリヤのパルス成分を 含むからである。しかしながら、これら成分の混 合したものはフィルタ14，15を通り、周波数ｆと ４ｆを含む情報は各々が第２Ｄ図に類似の２つの パルス列に分離される。
次に、第２Ｄ図に示すパルス列はＡＭ検波器16， 17に入力され、周波数ｆ及び４ｆキャリヤを除去 し、第２Ｅ図のような信号となる。この波形の振 幅は赤光及び赤外線パルスを照射した指部分にお ける血液、組織及び動脈パルスの合成したものを 示している。
第２Ｅ図の信号は容量20，21及び帯域フィルタ （ＢＰ）22，23を通過すると第２Ｆ図のようにな る。そして、低域フィルタ（ＬＰ）24，25を通過 すると第２Ｇ図に示すような信号となる。
第２Ｇ図の信号は図示のように振幅の変化は僅 かである。これは、動脈流パルス成分がより減衰 し（第２Ｇ図は誇張して描いてある）、赤光及び 赤外線を血液及び組織の固定部分に照射したとき の影響を示しているからである。従って、第２Ｇ 図は上述の赤光及び赤外線を照射した部分の動脈 流パルスの影響の様子を示している。
第２Ｆ，２Ｇ図の信号は各２組あり、赤光に対 応する信号２Ｆ，２Ｇの第１の組と、赤外線に対 応する信号２Ｆ，２Ｇの第２の組である。これら の信号は、例えば、Kofsky et alによるパーセン ト酸素飽和を決定するため各種の係数と共に近似 導関数を得るために使用される（おそらくしかし必ずし
もKofsky et alの擬似係数である必要はない）。
もKofsky et alの擬似係数である必要はない）。
第３図（第３Ａ，３Ｂ図）において、第１図の ダイオード６に対応するフォトダイオード４６は、 ＬＥＤにより照射された耳たぶ、指その他の部分 の組織からの赤光及び赤外線により照射される。
第２Ｂ図に示す２つのパルスの組であり周波数ｆ 及び４ｆの混合であるフォトダイオード電流は増 幅器４７により増幅され、その出力は容量４８を 経て増幅器４９に入力され、増幅器４９の出力は 自動利得制御器(AGC)１０に対応する抵抗性電圧 分圧器５０に入力される。既に明らなかように、 第１図の増幅器１１、容量12，13、フィルタ14， 15、ＡＭ検波器16．17、増幅器23〜25、オフセ ット回路26，27、増幅器28，29、端子30〜33は第 ３Ａ図の構成素子52〜67に対応する。
増幅器４７は電圧増幅器であり、フォトダイオ ード電流をより高い信号レベルの電圧に変換する ものである。他の増幅器49，51，66，67，71，76 も電圧増幅器である。これらの増幅器は適切な信 号レベルを維持するかバッファとして使用する。
第１図において、帯域フィルタ14，15では、フィ ルタ１４は周波数ｆを除き全ての周波数を阻止し、 フィルタ１５は周波数４ｆを除き全ての周波数を 阻止する。しかしながら、第３Ａ図に示すように、 増幅器５１への入力電圧は増幅器７１にも入力さ れる。増幅器５１及び７１の出力電圧は受動ノッ チフィルタ７４及び７５に供給され、その出力は、 周波数４ｆを含む狭帯域及び周波数ｆを含む狭帯 域にノッチする。理想的には周波数４ｆを除く全 ての周波数及び周波数ｆを除く全ての周波数はフ ィルタ５５で捕獲される。フィルタ74，75は電圧 増幅器76，77を介して容量52，53に接続され、電 圧増幅器76，77はフィルタ74，75（例えば、受動 ＲＣフィルタ）による電圧の減衰に対処する。
容量52，53は第１図の容量12，13に対応し、帯 域フィルタ54，55及び第１図にＬＰフィルタ24， 25をオンする信号の赤光及び赤外線成分を提供す る。後者のフィルタはチップ68，69の内部回路 （図示せず）であり、検波器出力電圧は、第１図 の容量20，21に対応する容量60，61を経てチップ 68，69に供給される。直列抵抗を有するこれらの 容量は非常に低い周波数を阻止し、従って、これ らの容量は２つのチップにより、帯域フィルタ62， 63を構成する。オフセット増幅器66，67は差動増 幅器であり、その接続はＬＦＣ端子とフィルタチ ップ５５のピン10，11の間である。
クロック信号(CLK)はプロセッサ３５から発せ られ、チップ68，69のピン９に入力されてフィル タを中心周波数に設定する。
第３図回路において、周波数ｆは1.1KHzであり、 周波数４ｆは4.4KHzである。周辺光等のスペクト ル内容はこれらの周波数以下であり、増幅器４９ による高域フィルタ効果により著しくろ波される。
しかる後、増幅器５１及び７１に供給された複合 信号は本質的に周波数ｆ及び４ｆを含む周波数の 帯域からなり、各帯域は実質的に所望しないスペ クトル成分を必要としなくなる。しかしながら、 周波数ｆ及び４ｆの帯域は充分にオーバラップし ており、これは帯域フィルタ54，55においてオー バラップするスペクトル成分の除去は設計上の見 地から望ましいものより以上にフィルタ54，55の 選択性について厳しい周波数を必要とするからで ある。ノッチフィルタ74，75は、周波数４ｆ及び ｆ信号がフィルタ55，54に供給される以前に除去 されるようにして簡素化した過度な帯域フィルタ の必要性を最小限に抑えるのもである。
内部低域フィルタ、例えば、MF6CN100及び外部 容量60，61による帯域フィルタは、検波器ノイズ を除去することによりＡＭ検波出力、即ち、Vred， VirのＤＣ成分を除去するばかりかdVred,dVir に対応する残留ＡＣ成分を安定化するように機能 する。この場合、帯域は（0.1−10)Hzである。こ のろ波はジッタを阻止するためになされる。従っ て、仮にＡＣ成分がプロセッサによる端子３０及 び３１における電圧スイングのピーク検出のため なら、ジッタはマイクロプロセッサへのピークと 見なせる。
ＤＣ成分が関係する限り、オフセット増幅器66， 67はＡＭ検波器出力の動脈流パルス成分を減衰さ せる低域通過素子として使用される。フォトセン サ６又は４６により検出された照射はフォトセン サの表面に接触する皮膚の領域から戻される。こ の戻りによる照射はＬＥＤからの照射が角膜や表 皮、皮膚と相互作用した後の残りであり、赤血球 から散乱された結果としての「戻り」若しくは組 織を経て送出された結果としての「戻り」とは無 関係に、通常、入射の照射量のある量がヘモグロ ビンにより吸収されたかの測定であると考えられ る。他言すれは、どの位の量の照射がヘモグロビ ンにより吸収されたかは、いかなる量が血液によ り散乱されそして血液により吸収されたかを測定 することにより得られ、これは実質的に反射と放 出のSaO2の測定に使用される。
理想的には赤光及び赤外線は全ての組織の成分 について同等であり、ヘモグロビンの酸化を除き これらは相互作用する。しかしながら、端子３１ 及び３３における４つの電圧に対する酸化の程度 に関係する経験的な表現は、下式、 SaO2＝(A+R)/(B+CR)…（１） で示されるＱ 式（１）において、Ａ，Ｂ，Ｃは定数であり、 Ｒは近似的に、 （Ｉ′red/Ired)/（Ｉ′ir/Iir)で示され、 Ｉは元の強度、Ｉ′は元の強度の時間導関数であ り、Vred,Vir,dVred,dVirは強度及び強度時間 導関数の実測値であり、dVred,dVirはＩ′red 及びＩ′irの測定に利用される。
上述はKofsky et alの示唆に従っており、所定 の波長のための媒体の光学的密度Ｄの時間導関数 は媒体における光学的経路長、媒体の各種成分の 濃度、この成分の減衰係数の時間導関数の一部分 であるとしている。従って、下式 Ｄ′＝Ｉ′／Ｉ…（２） 従って、端子30〜33における電圧の測定は、 SaO2の既知の値に対し、式（１）のＡ，Ｂ，Ｃに 対する適切な値又はSaO2の経験的に求められた定 数を決定するための基礎として使用される。
理想的なisobestic条件を得るため、式（１） は（Ａ′＋Ｂ′Ｒ）に簡略化することができ、Ｃが省 略されたこと以外は本質的に同じであり、ＡはＡ ／Ｂ、Ｂ′は１／Ｂである。
Kofsky et alはVred,Vir,dVred,dVirを含む 式のシステムの４つの減衰係数の評価を示唆して いる。本発明において、式（１）はKofsky et al への直線を示す。実施例として赤外線波長として 880ナノメータ(nm)のＬＥＤを使用した。この波 長は、式（１）のisobestic形の使用において充 分な精度をもたらす。
ＬＥＤ３，４は660及び880nmであり前者は ４０maピーク電流で動作し、デューティサイクル は３３％、電力は７６mwピークである。ＬＥＤ４ は６maピーク電流で動作し、デューティサイクル は５０％、電力は7.2mwピークである。フォトセ ンサ６又は４６はピンフォトダイオードであり、 増幅器７又は４７への配線はノイズを除去するた めツイストペア線により外部のシールドケースに 接地される。指からフォトセンサ６又は４６へ光 を導くため光ファイバを使用することもできる。
第３Ａ，３Ｂ図の回路は指からの照射を示す 「戻り」を検出するため反射モードを使用する。
しかし、送信形のピックアップを使用することも でき、この場合、センサ６又は４６は指、耳たぶ、 等のＬＥＤ側でない側に配置される。
光と組織の相互作用のモードは非常に複雑であ り、Kofsky et alの示唆では反射及び放射する ＬＥＤ／フォトセンサピックアップに適用するこ とができる。
第３Ａ，３Ｂ図の回路素子の値、公差、電圧レ ベル等は図中に示される。
第１図の指とＬＥＤの関係は概略を示すもので あり、実際にはＬＥＤは出来るだけ近づけた方が よく、その結果、ＬＥＤからの照射と指からの 「戻り」はオーバラップすることになる。しかし、 フォトセンサは10.08mm2の有効面積を有する。
ＬＥＤのプローブの先端は指の表面組織を変形し ないように指にフィットするように曲線を描き、 角度は指に対して約５６°が適切である。
第１図は本発明に係るパルス酸素計の一実施例 を示すブロック回路図、 第２Ａ図〜第２Ｇ図は第１図の回路内に現われ る信号の波形図、 第３図は第３Ａ図、第３Ｂ図の結合を示すブロ ック図、 第３Ａ図、第３Ｂ図は本発明の実施例を示す詳 細な回路図である。 １，２…スイッチ、 ３…赤色ＬＥＤ． ４…赤外線ＬＥＤ、 ５…指、 14，15…フィルタ、 ３５…マイクロプロセッサ。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ジェームズ クレーグ スティーブンス アメリカ合衆国，インディアナ 46158, ムーアスビル，ノース インディアナ ロ ード 1252
Claims (17)
- 【請求項１】 生体組織の動脈血含有の血管の容積にお
け る血液成分を測定するものであって、該容積は該 生体の動脈パルスに対応して変化することを特徴 とする方法であり、該方法は以下の段階を具備す ることを特徴とする測定方法： ａ）強度が周期的に揺動し、スペクトル特性が、 該血液成分が存在する程度に比例する該血液によ り相対的に強烈に吸収されるようになっている放 射源を得る段階； ｂ）強度が周期的に揺動し、かつスペクトル特性 が、血液によりまた吸収され、しかし該成分が存 在する程度に独立する程度にまで吸収されるよう になっている放射線を同時に得る段階； ｃ）上記両方の放射線源からの該放射線を該容積 中の血液に同時に印加し、かつ該容積から到来す る放射線を検知する段階； ｄ）段階（ｃ）において検知された放射線を使用 して以下のものを導き出す段階： （ｉ）振幅が該容積の測度であり、第１の該スペ クトル特性を有する放射線から導出される第１の 信号、 （ii）振幅が、該動脈パルスによる該容積の変動 の測度であり、かつ第１の該スペクトル特性を有 する放射線から導出される第２の信号、 （iii）振幅が該容積の測度であり、その他の該ス ペクトル特性を有する放射線から導出される第３ の信号、 （iv）振幅が該動脈パルスによる該容積の変動の 測度であり、また該その他の該スペクトル特性を 有する放射線から導出される第４の信号、および ｅ）該容積内の該血液内に該成分が存在する程度 を測定するように該信号を処理する段階、 而して一方の該放射線源からの放射線の強度の揺 らぎの周期は他の該放射線源の放射線強度の揺ら ぎの周期に比較して大であるもの。 - 【請求項２】 該成分がヘモグロビンであることを特徴
と する、請求項５記載の方法。 - 【請求項３】 該スペクトル特性はそれぞれ赤色および
赤 外線であることを特徴とする、請求項５記載の方 法。 - 【請求項４】 該成分はヘモグロビンであって、該スペ
ク トル特性はそれぞれ赤色と赤外線であることを特 徴とする、請求項５記載の方法。 - 【請求項５】 生体組織の動脈血含有の血管の容積にお
い て血液の成分を測定し、該容積の光学的密度は該 生体の動脈パルスに対応して変化することを特徴 とする測定方法であって、 該測定法は、以下の段階を具備することを特徴と する測定方法。 ａ）強度が周期的に揺動し、かつスペクトル特性 が、光放射線源が、該成分が存在する程度に比例 して、該血液により比較的に強く吸収されるよう になっている、光放射線源を得る段階； （ｂ）強度が周期的に揺動し、スペクトル特性が 血液によりまた吸収され、しかも該成分が存在す る程度にまで独立である度合にまで吸収されるよ うになっている光放射性源を同時に得る段階； （ｃ）両方の放射線源からの該光学的放射線を一 しょに該容積内の血液に同時に印加し、該容積か ら出る光学的放射線を検知する段階； （ｄ）段階（ｃ）において検知された光学的放射 線を用いて、以下のものを導出する段階： （ｉ）振幅が該容積の光学的密度の測度であり、 第１の該スペクトル特性を有する光放射から導出 される第１の信号、 （ii）振幅が、該動脈パルスによる該容積の光 学的密度の変動の測度であり、第１の該スペクト ル特性を有する光放射から導出される第２の信号、 （iii）振幅が該容積の光学的密度の測定であり、 その他の該スペクトル特性を有する光放射から導 出される第３の信号、 （iv）振幅が該動脈パルスに帰因する該容積の 該光学的密度の変動の測度であり、かつ該その他 の該スペクトル特性を有する光放射から導出され る第４の信号、および （ｅ）該成分が該容積の該血液内に存在する程度 を測定するように該複数の信号を処理する段階、 を具備し、一方の該放射源からの光放射の強度の 揺動の周期が他方の該放射源のそれに比較して大 であるもの。 - 【請求項６】 該成分がヘモグロビンであることを特徴
と する、請求項５記載の方法。 - 【請求項７】 該スペクトル特性がそれぞれ赤色および
赤 外線であることを特徴とする、請求項５記載の方 法。 - 【請求項８】 該成分がヘモグロビンであって、該スペ
ク トル特性がそれぞれ赤色と赤外線であることを特 徴とする、請求項５記載の方法。 - 【請求項９】 生体組織の動脈血含有の血管の容積にお
け る血液内の血液酸素化を測定するものであって、 該容積は該生体の動脈血パルスに対応して変化す ることを特徴とする方法であって、該方法は、 ａ）強度が周期的に揺動し、波長が、このような 血液が酸素化されている程度に比例して相対的に 強く血液によって吸収されるようになっている光 源を得る段階； ｂ）強度が周期的に揺動し、波長がまた血液によ り吸収されるが、このような血液が酸素化される 程度には独立している程度にまで吸収されるよう な光源を同時に得る段階； ｃ）両方の該光源からの該光を一しょに該容積内 の血液に同時に印加し、かつ該容積から出る光を 検知する段階； ｄ）段階（ｃ）において検知された光を用いて、 （ｉ）振幅が、該容積の測度である第１の信号、 （ii）振幅が、該動脈パルスに帰因する該容積の 変動のみの測度である第２の信号、 （iii）振幅が、該容積の測度である第３の信号、 （iv）振幅が、該動脈パルスに帰因する該容積の 変動のみの測度である第４の信号、 を導出する段階；および ｅ）該容積内の血液の酸素化の程度を測定できる ように該信号を処理する段階； とを具備し、一方の該光源からの光の強度の揺動 の周期が他方の該光源のそれに比較して大である ようになっている血液酸素化の測定方法。 - 【請求項１０】 周波数多重変換された第１および第２
の信 号を得るために、放射をしてして、生体の組織に より吸収させる手段を有する光プレチスモグラフ ィック・オキシメータであって、該オキシメータ は、 該第１の信号は、該組織内の動脈血の容積の酸 素化の測度であり、 該第２の信号は該容積の測度であり、 該第２の信号は、該第１の信号に比較して、該 酸素化の測度ではなくして、 該オキシメータはまた該複数の信号を多重分離 するための多重分離手段を有し、それによって該 複数の信号を用いて該血液のパーセント酸素飽和 度の測定を計算する手段を得るものであり、 該オキシメータは該放射線を該組織に印加する 手段、および該組織から出るような該放射線を、 検知する手段とを備えている、光プレチスグラフ ィック・オキシメータ。 - 【請求項１１】 該多重分離手段は第１および第２のノ
ッチ フィルタ手段を具備し、そのそれぞれは該第１お よび第２信号をして同時に印加させるための第１ の該手段に有効に接続されており、該第１のノッ チフィルタ手段は、該第１の信号を含むが、該第 ２の信号を含まない第３の信号を発生するように、 該第１および第２の信号を濾波するフイルタに対 応しており、また該第２のノッチフィルタ手段は、 該第２の信号を含むが、該第１の信号を含まない 第４の信号を発生する如く、該第１および第２の 信号に対応していることを特徴とする、請求項 １０記載のオキシメータ。 - 【請求項１２】 該多重分離手段は、第１および第２の
帯域 通過フィルタ手段を具備し、該帯域通過フィルタ 手段は、該第３および第４の信号をそれぞれ同時 に受信するための該第１および第２のノッチフィ ルタ手段にそれぞれ接続されており、第１の帯域 通過フィルタ手段は、実質的に該第３の信号にの み応じる第５の信号を発生するための、該第３の 信号に応答するものであり、また該第２の帯域通 過フィルタ手段は、実質的に該第４の信号にのみ 応ずる第６の信号を発生するための該第４の信号 に応答していることを特徴とする、請求項１１記 載のオキシメータ。 - 【請求項１３】 該第５および第６の信号は周波数の異
なる 振幅変調搬送波信号であり、かつそれぞれおよび 同時に、該第５および第６の信号を受信するため の、該第１および第２の帯域通過フィルタ手段に それぞれ接続された第１および第２の検知器手段 が存在しており、 該第１の検知器手段は、該生体のパルス繰返数 に従ったレートで振幅が変化する第７の信号を発 生するための該第５の信号に応答するものであり、 該第２の検知器手段は、該パルス繰返数に従った レートで振幅が変化する第８の信号を発生するた めの該第６の信号に応答するものであり、しかも一 方の該振幅は該血液の酸素含有量により影響され 他方の該振幅は該酸素含有量により比較的影響を うけないものであることを特徴とする、請求項 １２記載のオキシメータ。 - 【請求項１４】 生体の血液の酸素飽和を測定する装置
であ って、該装置は、 （ａ）光源手段と光センサ手段とであって、該光 源手段からの光を、該生体の組織を介して該血液 の容積に結合させるため、および該光センサ手段 を、該組織を介して該血液の容積からの光に同時 に結合させるため設計および配置されたもの； （ｂ）該光は、周期的に強度が変化する第１およ び第２の成分を有し、該第１の成分の周期は該第 ２の成分のそれよりは異なっていて、該第１の成 分はまた該第２の成分のスペクトル組成とは異な っているスペクトル組成を同様に有するもの； （ｃ）該スペクトル組成は、該生体の組織、該組 織内の血液および該血液の容積の変化とが実質的 に同様にそれらの強度に影響を与えるものである が、一方の該成分のスペクトル組成の強度が、他 方の該成分のスペクトル組成の強度よりも以上に、 該容積における血液内の酸素により影響を受ける 如きものであり； （ｄ）該光センサ手段は、結合された該光の強度 に応じた量の第１の信号を発生するための、結合 した光に応答しているものであり； （ｅ）該第１の信号を受信し、第２および第３の 信号を発生するための、該光センタ手段に接続さ れた信号処理手段であって、該第２の信号と該第 ３の信号とは同時に発生され、該第２の信号は、 該第２の成分のスペクトル組成から実質的に遊離 しており、該第３の信号は該第１の成分のスペク トル成分から遊離しており、該第２および第３の 信号はおのおの、該生体の動脈パルスの周波数と、 該容積内の血液の酸素含有量にそれぞれ応じた周 波数と振幅とを有するものであり； （ｆ）第１および第２の振幅変調検知手段は、該 第２および第３の信号の振幅をそれぞれ同時に検 知するための該信号処理手段に接続されたもので あり； （ｇ）該第３と第４の信号の各々から、付加的な 一対の信号を発生させる手段であって、その一方 は最後の該振幅の対応するものを表わし、その他 方は博動性成分を表わすもの； を具備する生体血液の酸素飽和度を測定する装置。 - 【請求項１５】 前記（ｅ）項の信号処理手段は一対の
ノッ チフィルタと一対の帯域通過フィルタとを具備す ることを特徴とし、 一方の該ノッチフィルタは、一方の該成分のス ペクトル成分から遊離したノッチフィルタで濾波 された信号を発生するための該第１の信号を受信 する如く接続され、かつ他方の該ノッチフィルタ は、他方の該成分のスペクトル組成から遊離した ノッチフィルタで濾波された信号を発生するため の該第１の信号に接続されており、 該信号処理手段はまた一対の帯域通過フィルタ を具備し、一方の該帯域通過フィルタは、該他の 該成分のスペクトル組成のみを含む帯域通過フィ ルタで濾波の信号を発生させるため、第１の該ノ ッチフィルタの信号を受信する如く接続され、他 方の該帯域通過フィルタは、該一方の該成分のス ペクトル組成のみを含む帯域通過されたフィルタ 信号を発生するための、第２の該ノッチフィルタ で濾波された信号を受信する如く接続されたもの であり、 それにより該帯域通過された濾波信号により該 第２および第３の信号が得られることを特徴とす る、請求項１４記載の装置。 - 【請求項１６】 オキシメータ装置であって、該装置
は、 （ａ）赤色光源およびそれを第１の周波数で付勢 する手段と、赤外線光源とそれを第２の固定周波 数で付勢するための手段であって、該第２の周波 数は該第１の周波数と異なっているもの； （ｂ）該光源の光を生体の組織の一部分に結合さ せるための手段が存在し、該生体の動脈パルスに 従って、容積内で変化する動脈血液を潅流（カン リュウ）させ、それにより該光の強度は、該組織 の一部分とその内部の血液の光学的特性の関数と して変化されるようになっており； （ｃ）該赤色光と該赤外線光とは、酸素化ヘモグ ロビンにより均一でなく吸収され、該赤色光と該 赤外線光とは実質的に均一に、脱酸素化ヘモグロ ビンにより吸収されるものであり； （ｄ）光センサ手段と、上記の如く、組織の該部 分からの赤外線と赤色の光とを、該第１の周波数 の成分と、該第２の周波数の第２の成分とを有す る電気信号を発生するための該光センサ手段に結 合する手段； （ｅ）その振幅が組織の該部分における血液のパ ーセンテージ酸素飽和度を表わす信号を発生する ための、該電気信号の成分にのみ応答する処理手 段； とを具備するオキシメータ。 - 【請求項１７】 該処理手段は、第１のノッチフィルタ
と第 １の帯域通過フィルタとを具備し、該第１のノッ チフィルタは該第２の周波数成分から遊離して第 １のノッチフィルタで濾波された信号を付与する ために該電気信号を受信し、該第１の帯域フィル タは該第１の周波数成分のみを表わす第１の信号 を発生させるための、該第１のノッチフィルタで 濾波された手段を受信するものであり 該処理手段はまた第２のノッチフィルタと第２ の帯域通過フィルタとを具備し、該第２のノッチ フィルタは該第１の周波数成分から遊離して第２ のノッチフィルタで濾波した信号を供給するため に付与するため該電気信号を受信し、該第２の帯 域通過フィルタは、該第２の周波数成分のみを表 わす第２の信号を発生するために、該第２のノッ チフィルタで濾波した信号を受信するものである ことを特徴とする、請求項１６記載のオキシメー タ。
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