JPH02203843A - 過渡状態を含むプレチスモグラフに基づき動脈酸素飽和を計算する方法および装置 - 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】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、非侵害性パルスオキシメトリに関し、特に患
者のプレチスモグラフの光電測定に基づき過渡状態にお
ける動脈飽和を計算する改良方法および装置に関するも
のである。

［従来の技術］ 非侵害性光電パルスオキシメ１〜りは米国特許第４．４
０７，２９０号、第４，２６６．５５４号、第４，０８
６，９１５号、ヨーロッパ特許出願箱１０４，７７２号
（１９８４年４月４日付は公開）、ヨーロッパ特許出願
箱１０４，７７１号（１９８４年４月４日付は公開）お
よびＰ、ＣＴ国際特許出願第ＷＯ３６／　０５６７４号
（１９８８年１０月９日付は公開）に従来記載されてい
る。パルス酸素濃度目は米国、カリホルニア州、ヘイワ
ード在、ネルコア・インコーホレーテッド社から市販さ
れており、たとえばパルスオキシメータＮ−１００型（
ここではｒＮ−１００オキシメータ」という）およびＮ
−２００型（ここではｒＮ−２００オキシメータ」とい
う）として知られている。

パルス酸素濃度計は、曲型的には限定はしないが動脈血
におけるヘモグロビンの血液酸素飽和と、肉体に供給す
る個々の血液脈動の容積と、患者の各心拍に対応する血
液脈動の速度とを含む各種の血流特性を測定しかつ表示
する。酸素濃度計は、血液がたとえば指、耳、鼻中隔ま
たは頭皮のような組織に潅流する人間もしくは動物の体
組織に光を通過させ、かつこの組織における光の吸収を
光電的に検知する。次いで、吸収された光の量を用いて
、測定されている血液成分の量を計算する。

組織を通過した光は、血液中に存在する血液成分の量を
代表する量にて血液により吸収される１つもしくはそれ
以上の波長となるよう選択される。

組織を通過した透過光の量は、組織中の血液成分の変化
量および関連する吸光に応じて変化する。

たとえばＮ−１００オキシメータはマイクロプロセッサ
制御される装置であって、一方が赤色光範囲における約
６６０ナノメータの個々の振動数を有しかつ他方が赤外
範囲における約９２５ナノメータの個々の振動数を有す
る２個の発光ダイオード−（ｒＬＥＤＪ　）からの光を
用いてヘモグロビンの酸素飽和を測定する。このＮ−１
００オキシメータのマイクロプロセッサは４状態のクロ
ックを用いて２個のＬＥＤに対し双極駆動電流を与え、
正電流パルスが赤外ＬＥＤを駆動させると共に負電流パ
ルスが赤外ＬＥＤを駆動させるようにし、これら２個の
ＬＥＤを交互に照射して入射光がたとえば指先端を通過
しかつ検出された或いは透過した光が単一の光検出器に
より検出されるＪ：うにづる。

クロックは高ス１〜ロボ速度（たとえば毎秒１５００１
ナイクル）を用いて、他の光源から容易に区別される。

光検出器の電流は、順次に透過する赤色光ａ３よび赤外
光に応答して変化しかつ電圧信号に変換され、増幅され
かつ２チャンネル同期検出器（−方のチャンネルは赤色
光波形を処理しかつ他方のチャンネルは赤外光波形を処
理する）によって分離される。分離された信号を濾過し
てストロボ振動数と電気ノイズと雰囲気ノイズとを除去
し、次いでアナログ／デジタル変換器（ｒＡＤｃｊ　）
によりデジタル化する。本明細書において「入射光およ
び透過光」という用語は、雰囲気もしくは環境の光から
区別されるようなＬＥＤもしくはその他の光源により発
生する光を意味する。

光源の強度は患者の皮膚の色、肉の厚さ、毛髪血液およ
びその他の要因における変動を吸収すべく調整すること
ができる。たとえば透過光はこれら要因（特に動脈血パ
ルスもしくは脈動成分〉における光の吸収により変調さ
れ、プレチスモグラフ波形または光信号と呼ばれる。光
信号のデジタル表示はデジタル光信号と呼ばれる。脈動
成分を示すデジタル光信号の部分は光パルスと呼ばれる
。

検出されたデジタル光信号はＮ−１００オキシメータの
マイクロプロセッサにより処理されて、動脈パルスに相
当する光パルスを分析しかつ同定すると共に、パルス周
期とパルス形状と測定された酸素飽和とに関する履歴を
発生する。Ｎ−１００オキシメータのマイクロプロセッ
サは、検出されたパルスを前記パルス履歴と比較して動
脈パルスに相当するものとして受は入れるかどうかを決
定する。受は入れられるためには、検出されたパルス（
このパルスが生ずると予想される場合）は、成る所定の
基準（たとえばパルスの予想寸法および検出光パルスの
赤外光に対する赤色光の予想比）を所望の信頼度にした
がって満たさねばならない。

処理すべく受は入れられた個々の同定された光パルスを
用いて、赤色波長により見られる最大おＪ、び最小パル
スレベルと赤外波長により見られる最大および最小パル
スレベルとの比から次式にしたがって酸素飽和を計算す
る： ［式中、ＢＯｌは酸素化されたヘモグロビンの光波長１
（赤外〉におりる吸光係数で必り、ＢＯ２は酸素化され
たヘモグロビンの光波長２（赤色）における吸光係数で
あり、 ＢＲｌは還元されたヘモグロビンの光波長１における吸
光係数であり、 ８Ｒ２は還元されたヘモグロビンの光波長２における吸
光係数であり、 光波長１は赤外光であり、 光波長２は赤色光であり、かつ Ｒは波長２と波長１との光密度の比であって次のように
計算される： ここで′ ■ｍａＸ２は光波長２におりる最大透過光であり、 １ｍ１ｎ２は光波長２における最小透過光であり、 工ｍａｘ１は光波長１における最大透過光であり、 １ｍ１ｎ１は光波長１における最小透過光であるＪｏ 各吸光係数は、当業者に周知されたような実験により決
定することができる。計算の便宜上、自然対数に対する
テーラ−展開系を用いて各比の自然対数を計算すること
ができる。

光信号データを処理しかつ翻訳する幾つかの代案方法が
、上記各特許および文献に開示されている。

一般に、患者の動脈パルスにおける相対的酸素含有量は
パルス毎にほぼ同レベルを保ち、かつパルス間の平均バ
ックグランド吸収もほぼ同レベルを保つ。その結果、パ
ルス流を透過する赤色光および赤外光は、比較しうる形
状および振幅の周期的光パルスを有する定常変調された
プレチスモグラフ波形と、定常状態のバックグランド透
過率とを発生する。この定常パルスは、赤色光および赤
外光の検出された相対的最大および最小透過率に基づき
血液の酸素飽和を正確に決定させる。

光検出部位における患者の局部的血液量の変化は、光の
吸収に影響を与える。これらの局部的変化はしばしば運
動アルデフアクトまたは呼吸アルデフアクトの結果であ
って、見掛パルスを血流中に導入する。たとえば、各吸
気に際し静脈復流が僅かに閉塞されて、光検出部位にお
ける比較的多量の血液のため透過率のバックグランド強
度成分の低下をもたらす。呼気は静脈復流を増大させる
ことにより、血液容積を減少させると共に透過率のバッ
クグランド強度成分を増大させる。その結果、周期的光
パルスは、血液容積変化と共に上下する透過率のバック
グランド強度成分に重なる。

この必ずしも飽和の変化に関連しないバックグランド強
度成分の変化は、パルス間の形状、振幅および最大対最
小の透過率の予想比の均一性に影響を及ぼし、さらに飽
和測定の信頼性および精度にも影響を及ぼしうる。

さらに患者における酸素飽和のバックグランドレベルが
過渡的変化を受けるような時点、たとえば患者がガス麻
酔薬の下で肺における酸素交換を喪失し或いは再開する
ような時点が存在する。その結果、検出される赤色光お
よび赤外光の透過率が変化し、かつ検出されるプレチス
モグラフ波形が患者の血液における平均酸素飽和レベル
の変化と共に経時的に上下する。過渡的波形はパルス形
状、振幅およびパルスの予想比を歪め、したがって飽和
測定の信頼性および精度に影響を及ぼす。

従来、動脈酸素飽和を計算するための前記公知技術の場
合、バックグランド強度吸収成分が患者の血液容積の変
化または過渡的飽和変化からのアルデフアクトによって
生ずると、測定された飽和値か正確でなくなり、さらに
平均吸収（または透過率）レベルがアルデフアクトまた
は過渡的飽和の終了日に安定化するまで正確にならない
ことか知られている。

さらに、過渡的光信号に基づく飽和の計尊か１〜レンド
に応じて実際の飽和値よりも過大評価もしくは過少評価
を与えることも知られている。、波長６６０ナノメータ
近くにおける赤色光の透過率は、酸素飽和が増大するに
つれて増加づる。その結果、より小さい脈動振幅（ずな
わちパルスの最大と最小との間の比較的小さい相対差）
を有する検出光信号値が生ずる。これに対し、波長９１
０ナノメータ近くの赤外光の透過率は飽和が増大するに
つれて低下する結果、赤外脈動振幅（最大と最小との相
対差）が増大する。同波長につき、飽和の変化に伴う透
過率の変化は臨床上の範囲にてほぼ直線的かつ連続的と
なり、すなわち酸素飽和は５０％〜ｉｏｏ％の範囲とな
る。

この測定の精度は、平均酸素飽和が急速に低下にしかつ
検出光信号に基づく飽和の測定が実際に生ずるよりも大
きい低下を示す急速な脱飽和の際に特に興味が持たれる
。たとえば、測定された飽和が酸素濃度計における下限
飽和警報器を作動させて、危険状態にない患者を救助す
るような不必要かつ無駄な努力をもたらずことかおる。

本出願人は、最大透過率時点と最小透過率時点との間に
生ずる透過率変化が、同じ酸素飽和を有するパルスの動
脈脈動長さにおける差に基づいていると確信する。脈動
振幅は極めて小さく、典型的には全強度変化の５％未満
であるため、たとえば平均血液飽和における僅かな変化
のような全体的もしくしバックグランドの透過率におけ
る小さい変化でも光レベルの最大および最小強度におけ
る差に対し比較的大きい作用を与える。酸素飽和の変化
に伴う透過率の効果は９１０ナノメータにおける赤外光
に関するよりも６６０ナノメータにおける赤色光に関し
反対方向となり、これは飽和が減少する期間中の脈動比
の過大評価をもたらすと共に、飽和が増加する期間中の
過少評価をももたらしうる。

［発明が解決しようとする課題］ したがって本発明の課題は、実際の光検出信号にａ３け
る過渡的状態の作用を補償して、実際の酸素飽和値の一
層正確な測定を可能にする方法および装置を提供するこ
とにある。

他の本発明の課題は、局部的血液容量変化に基づくアル
デファク１〜によって生ずる検出酸素飽和信号における
歪みの作用を補償することにおる。

本発明の他の課題は、パルス間の決定変化率を用い、た
とえば内挿技術を用いて、過渡的飽和もしくは血液容量
のアルデファク１−によって生じた検出酸素飽和信号に
おける歪みの作用を補償することにある。

さらに本発明の他の課題は、検出信号値の低振動数特性
を用いて、過渡的飽和もしくは血液容量のアルチファク
トによって生じた検出酸素飽和信号における歪みの作用
を補償することにある。

［課題を解決するための手段］ 本発明は、血液容積変化または過渡的飽和変化（以下、
総称して「過渡的状態」と言う）の際の光透過率のアル
デフ７クト誤差を補償して、過渡的状態における酸素飽
和の計算に関する向上した精度を与える方法および装置
を提供する。

さらに本発明は、過渡的状態における検出光信号を処理
して、この過渡的状態によって生じた透過率の歪みを補
償しうる装置を提供する。１具体例においては、この補
償は、過渡的プレチスモグラフ波形を定常状態の波形に
変換して、この変換された波形に基づき最大と最小との
透過率の比を決定すると共に、これを用いて飽和を測定
することにより行なわれる。他の具体例においては、こ
の補償は、検出光信号をその低振動数成分（すなわちバ
ックグランドおよび心拍数未満の過渡的振動数）で分割
して、その信号の比から補償された最大および最小透過
率値を検出すると共に、これを用いて飽和を測定するこ
とにより行なわれる。

本明細書において、「補償」、「補正」および「調整」
という用語は、検出された実測値を患者における実酸素
飽和の一層正確な推定値となしうる人為的数値に変換す
る点において同じ意味を有する。

好適具体例において、検出光信号は一般に、赤色光およ
び赤外光を患者の血液潅流組織に通過させ、向流により
変調された透過光を検出しかつ検出された赤色光および
赤外光信号を発生ざＶて、これらを好ましくは別々に処
理すると共に必要に応じアナログ信号からデジタル信号
に変換することにより得られる。次いで、対応の赤色お
よび赤外デジタル光信号を本発明により処理して、得ら
れた補正透過率パルスに基づき光変調比を決定しかつこ
れを用いて酸素飽和を計算する。

１具体例において、過渡的誤差は直線的内挿によって補
正され、これにより第１および第２光パルスかにつき決
定された最大および最小が得られ、ここで第２パルスは
第１パルスに続いて、好ましくは第１パルスの直後に得
られ、さらにその波長における透過率の各変化率を第１
検出パルスの最大透過率点から第２検出パルスのそれま
で決定する。次いで、決定された変化率を用いて過渡的
状態により生じた第１検出パルスの検出透過率における
歪みを次のアルゴリズム： Ｖｍａｘ（ｎ）　　　＝Ｖｍａｘ（ｎ）−いｒｍａｘ（
ｎ）−［式中、ｔｍａｘ　（ｎ）はｎ最大における検出
最大透過率の出現時点であり、１ｍ１ｎ（ｎ）はｎ最小
における波長の検出最小透過率の出現時点であり、Ｖｍ
ａｘ　（ｎ＞はｎｉ大における波長の最大透過率にて検
出された光信号最大値であり、ＶｍａＸ（ｎ）＊は補正
値であり、ｎは第１光パルスでありかつｎ＋１はその波
長における第２光パルスである］ にしたがって補償する。

上記の直線的内挿手順を用いることにより、を−ｎにお
ける検出最大透過率値を補正することができ、その際続
いて到来するパルスｔ＝ｎ＋１における検出値を用いて
、定常状態でパルスが検出される場合のような透過率値
に対応させる。かくして、補正された最大値および検出
（未補正）最小値は、過渡的状態にも拘らずその時点で
患者の血液における実酸素飽和に一層近い最大および最
小の調整光パルスを与える。かくして、検出パルス値の
代りに調整パルス値を変調比に使用して酸素飽和を１綽
Ｊることにより、従来の過渡的操作の際に得られるより
もずっと正確な酸素飽和の測定値を得ることができる。

好適具体例において、過渡的誤差は直線的内挿によって
補正され、これにより第１および第２光パルスの測定最
大値および最小値が得られ、第２パルスは第１パルスに
続いて、好ましくは第１パルスの直後に生じ、さらにこ
の波長における透過率の各変化率を第１検出パルスの最
小透過率点から第２検出パルスの最小点まで決定する。

次いで、この決定された変化率を用いて、過渡的状態に
より生じた第２検出パルスの検出最小透過率における歪
みを次のアルゴリズムによって補償する：Ｖｍ＋ｎ（ｎ
）＊＝　　＼ｆｍｉｎ（ｎ−１）十いｌｍ１ｎ（ｎ）［
式中、ｔｍａｘ　（ｎ）はｎ最大における検出最大透過
率の出現時点であり、ｔｍｉｎ（ｎ）はｎ最小の波長に
おける検出最小透過率の出現時点であり、Ｖｍｉｎ（ｎ
）はｎ最小の波長における最小透過率の検出光信号最小
値であり、Ｖｍｉｎ（ｎ）＊は補正値であり、ｎは第２
光パルスでありかつｎ−１はこの波長における第１光パ
ルスである］。

上記直線的内挿手順を用いることによりｔ＝ｎにおける
検出最小透過率値が補償され、その際事前のパルスｔ＝
ｎ−１における検出値を用いて定常状態でパルスが検出
される場合のような透過率値に対応させる。補償最小値
と検出（未補償）最大値とは、かくして過渡的状態にも
拘らず、その時点で患者の血液における実酸素飽和に一
層近い調整された光パルス最大値および最小値を与える
。

かくして、検出パルス値の代りに調整パルス値を変調比
に用いて酸素飽和を計算することにより、従来の過渡的
操作によって得られたよりも正確な酸素飽和の測定値を
与える。

アルゴリズムから判るように、定常状態に際し補償値は
検出値に等しい。したがって、直線的内挿手順を、過渡
的状態が検出される時点だ（プでなく全ゆる時点で検出
信号に適用することができる。

さらに、このアルゴリズムを用いて、アルゴリズムの適
切な調整により他の検出最小もしくは最大透過率値を補
償することができる。

次いで、各波長につぎ補償された相対的最大および最小
を決定しかつこの情報を公知のランバート・ベール式の
変調比を決定する際に使用することにより、上記調整光
パルス信号から酸素飽和の量を決定することができる。

実際上、本発明は、個々のパルスまたは平均的パルスの
出現に基づき過渡的変化もしくは過渡的状態を有する流
れに一致する吸光もしくは透過率により検出される任意
の脈動流に適用することができる。

さらに検出光信号の振動数特性を用いて本発明により検
出光信号を処理しかつ補正しうろことが判明した。脈動
する動脈血流に相当する所定の波長における光信号は、
バックグランド透過率強度レベルにおけるゼロ振動数と
、心拍の振動数における基礎振動数と、基礎振動数の複
数倍にあ（プる追加調和振動数とを含むスペクトル成分
を有する。

検出光信号に出現するノイズとスプリアス信号とモーシ
ョンアルデフアク１〜は、スペクトルにわたって存在す
る振動数を有する。バックグランド透過率強度に対する
過渡的変化は、心拍振動数より低い低振動数信号として
坦ねれる。

本発明の他の具体例によれば、透過光の各波長につき、
検出光信号を２つの部分に分割する。

方の部分については、バックグランドおよび過渡的振動
数成分を含む測定心拍数の範囲未満の振動数成分に相当
する振動数ドメインが高振動数成分から分離される。未
濾過検出信号の他方の部分に対し位相ずれが生じないよ
う前記第１ドメインを分離すれば、この第１ドメインの
信号を未濾過信号【分割して、未濾過信号部分における
脈動振幅の変化を連続的に補正しうると共に、定常状態
の際のアルチファクト血液容積変化および過渡的飽和透
過率変化の際のバックグランド透過率を補正することが
できる。分離もしくは濾過信号、未濾過信号または得ら
れた信号比を増幅して、飽和測定を行なうための適当な
振幅および解像力を有する調整信号を得るのが好適であ
る。

低振動数成分の分離は、時間ドメインまたは振動数ドメ
インのいずれかで行なうことができる。

時間ドメインにおいて、分離は検出されたアナログ光信
号の１部をたとえば任意の位相ずれを防止するよう形成
した低パスフィルタのような慣用の電子回路に通過させ
て、バックグランドおよび低振動数成分だけを有する濾
過信号を得、次いでこの濾過信号と未濾過のアナログ検
出信号の１部とを分割増幅器に入力して、低パス信号を
位相内の未濾過信号に分割することにより行なうことが
できる。この工程は補償光信号をもたらし、これを実検
出光信号となるよう処理して、飽和計算に関する検出パ
ルスの相対的最大および最小を決定することかできる。

或いは、検出光信号をデジタル信号処理技術によりデジ
タル化しかつ処理して、検出信号を濾過すると共にこの
濾過信号を未濾過検出信号に分割することができる。

さらにデジタル処理技術を用いて、周知のホリ工−ル変
換の適用により振動数ドメインにて検出光信号を処理す
ることもできる。この具体例おいては、所定回数の心拍
に関する検出光信号の時間測定値を集め、かつこれをそ
のスペクトル成分に変換する。次いで、振動数成分を２
つのドメインに分離し、第１ドメインはバックグランド
強度のゼロ振動数スペクトル成分と過渡状態に相当する
バックグランド強度の全ゆる緩徐な変化とを含む測定心
拍数未満のスペクトル成分を含む一方、第２ドメインは
第１ドメインの上方に位置して検体における心拍数に関
する基礎スペクトル成分とより高次元の基礎調和成分と
を含む。この分離は、第１ドメインにて位相ずれが生じ
ないよう行なわねばならない。次いで、濾過された第１
ドメインスベク］〜ル成分を時間ドメインに逆変換し、
バックグランド強度と変化するバックグランド強度とに
逆変換し、さらに位相内の未濾過検出脈動波形に分割し
て未濾過波形における過渡状態を補償することができる
。時間測定値を患者の現状を含むよう更新する際、低振
動数成分による未濾過波形の分割は、かくして脈動振幅
をバックグランド透過率の変化につき連続的に補正する
。その後、補償比波形に基づいて酸素飽和の訓粋を行な
うことができる。

好適具体例と同様に、この振動数補償は全ての時点で使
用することができる。

本発明による好適具体例の装置は、］時間ドメインまた
は振動数ドメインの過渡的補正のいずれについても用い
ることができ、検出光信号のための入力部と、アナログ
プレチスモグラフ信号をデジタル光信号に変換するアナ
ログ／デジタル変換器（プレチスモグラフ信号がデジタ
ル型で供給されない場合）と、デジタル信号を受信して
このデジタル検出光信号を本発明の上記分析技術にした
がって処理するデジタル信号処理部とを備え、この処理
部はマイクロプロセッサとメモリー装置とバッファーと
マイクロプロセッサを制御するソフトウェア−と表示装
置とを備える。

この意味で、本発明の装置は赤色光および赤外光の吸収
を検出する能力を備えた酸素濃度計装置の１部である。

好適具体例において、本発明の装置はネルコールＮ−２
００型オキシメータの１部であって、インテル・］−ポ
レーション社により製作されるモデルＮｏ、８０８８型
の１６ビツ１〜マイクロプロセツザと、本発明の時間ド
メイン分析技術の好適具体例の操作を慣用のオキシメー
タ機能の仙に行なうべくマイクロプロセッサを制御する
ラフ１〜ウエアーとを備え、さらに本発明に関連しない
構造および処理法をも含み、したがってこれについては
説明しない。このソフトウェア−を改変して、本発明の
振動数ドメイン分析技術を行なうこともできる。

［実施例］ 以下、実施例を参照して、本発明を実施例につき詳細に
説明する。

第１図を参照して、本発明の好適実施例は検出アナログ
光プレチスモグラフ信号を処理する装置に関し、この装
置はアナログ−デジタル変換部（ｒＡＤｃ変換器ｊ　）
　１０００とマイクロプロセッサ２０４０を駆動させる
ためのソフトウェア−を備えたデジタル信号処理部（ｒ
　ＤＳ　ＰＪ　）　２０００とからなり、本発明により
デジタル化された光信号を処理して動脈血におけるヘモ
グロビンの酸素飽和を決定する。本発明の１部を構成す
るものでないが本発明に関連して、検出アナログ光信号
を患者から得るための装置が存在し、これは市販されて
いるネルコールＮ−２００型パルスオキシメータの１部
であるか或いはこれに関連する。この種の装置は、周期
的光パルスを含む光信号を検出するためのプレチスモグ
ラフセンザ１００と、プレチスモグラフセンサ１００を
飽和アナログ先端回路１００にインターフェースするた
めの患者モジュール２００と、検出光信号を別々の赤色
チャンネルおよび赤外チャンネルまで処理してデジタル
化させうる飽和アナログ回路３００とを備える。さらに
、Ｎ−２００型オキシメータはＬＥＤ駆動回路６００を
備えて、赤色および赤外ＬＥＤをプレチスモグラフセン
サ１００にて適切な強度でストロボして処理するのに適
した検出光信号を得ると共に、各種の調整された電源（
図示せず）を備えて、関連回路並びにＡＤＣｌｏｏＯお
よびＤ　Ｓ　Ｐ　２０００を駆動させ或いはライン電流
もしくは蓄電池からバイヤスさせる。

関連素子は簡明な回路であって、設計および製作に関し
当業者の知識内の特定機能を与える。ここでは関連素子
につき簡単に説明し、本発明による装置の好適実施例に
おける作用を示すべく添付図面（対応する詳細な説明図
）および添付の各表（回路素子表を示す）を参照する。

好適実施例において、本発明は２種の入力信号、すなわ
ち第１お゛よび第２波長（たとえば赤色および赤外）に
おける２種のプレチスモグラフ信号もしくは検出光信号
を必要とする。３種以上の波長−を使用することもでき
る。アナログ信号が供給される場合は、これらをたとえ
ばオフセット増幅器の内部でまたはこれにより調整して
ＡＤＣ用の電圧入力範囲にせねばならない。信号が既に
デジタル化されている場合は、デジタル信号処理装置（
ＤＳＰ＞に適合するピッｉ−でなければならない。

プレチスモグラフ信号は、抑型的にはたとえばＮ−１０
０型オキシメータにつき上記したように赤色光および赤
外光で交互に患者の組織を照射することにより、非侵害
型酸素ｈ」の常法で得られる。

第１図を参照して、センザ回路１００はアノード対カソ
ードにて並列接続した赤色ＬＥＤ１１０と赤外ＬＥＤ１
２０とを備え、ＬＥＤ駆動電流は交互に一方のＬＥＤお
よび次いで伯方のしＥＤを照射する。さらに回路１００
は光検出器１３０（好ましくは光ダイオード）を備えて
、患者の組織（たとえば指１４０）を透過した光の量を
単一のアナログ光信号として検出し、この光信号は赤色
光および赤外光のプレチスモグラフ検出光信号波形を有
する。

第１図および第２図を参照して、患者モジュール２００
は、光検出器１３０のアナログ検出光信号を予備増幅す
るための前置増幅器２１０を備える。この前置増幅器２
１０は電流−電圧変換器として形成された作動増幅器と
することができ、正電圧によりこのシステムの動的範囲
に達するまでバイヤスされ、これにより光ダイオード１
３０の光電流を可使電圧信号に変換する。さらに、患者
モジュール２００はＬＥＤ駆動電圧をＬＥＤｌｌｏおよ
び１２０まで送信するためのリードを備える。

第１．３Ａおよび３Ｂ図を参照して、飽和アナログ先端
回路３００は患者モジュール２００からアナログ光信号
を受信すると共に、検出信号を濾過しかつ処理して検出
された赤色および赤外光パルスに対応した別々の赤色お
よび赤外アナログ電圧信号を生ぜしめる。この電圧信号
は、低バスフィルタ３１０を通過して望ましくない高い
（たとえば１００Ｋ　ｈ　ｚ以上）の高振動数成分を除
去し、コンデンサ３２５に連結したＡＣを通過してＤＣ
成分を除去し、高バスフィルタ３２０を通過して全ての
望ましくない低振動数（たとえば２０ヘルツ未満）を除
去し、さらにバッファ３２０を通過すると共にプログラ
ミング可能なゲインステージ３３０を通過して信号レベ
ルを増幅しかつ最適化した後、同期検出器３４０に供給
する。

同期検出器３４０は存在する共通モード信号を除去する
と共に、時多重化光信号を一方が赤色電圧信号を示しか
つ他方が赤外電圧信号を示す２つのチャンネルに分割す
る。次いで各信号はそれぞれ２個の２−ポール２０ヘル
ツ低パスフイルタ３５０．３６０とオフセット増幅器３
７０．３８０とを備えた各フィルタ連鎖を通過する。か
くして、濾過された電圧信号は赤色および赤外検出光信
号に対応する信号情報を有する。さらに、飽和回路３０
０における増幅器の過励撮を防止するのに使用する回路
、たとえば許容しえないＬＥＤ駆動電流を示すためのレ
ベル検知回路３１２および３１４（それぞれ低バスフィ
ルタ３１０の前後に位置する）並びに許容しえない入力
増幅器のゲイン設定を示すレベル検知回路３１５（プロ
グラミング可能なゲイン増幅器３３０の後に位置する）
を用いることもできる。

第１．５Ａおよび５Ｂ図を参照して、ＡＤＣｌｏｏｏは
、Ｎ−２００型オキシメータにより要求されるアナログ
−デジタル変換を行なう。患者モジュ一ル２００からの
上記２種の電圧信号（すなわち赤色検出光信号および赤
外検出光信号）をＡＤＣｌｏｏに入力する。これらの信
号は常法により多重化されかつ拡大範囲１２−ピッＩ・
アナログ−デジタル変換技術によりデジタル化して１６
ビツトの解像を与える。入力信号はマルチプレキザ１０
１０およびバッファ増幅器１０２０を通過する。変換器
ステージはオフセット増幅器１０３０を備えると共に、
信号の１部を除去しかつ残部をさらに増幅して解像力を
高めるプログラミング可能なゲイン回路１０４０を備え
、さらに試料保持回路１０５０と比較器１０６０と１２
ビットデジタル−アナログ変換器１０８０とを備える。

緩衝された信号はオフセット増幅器１０３０を通過して
ＤＣバイヤスを信号に加算し、ここで信号の１部を除去
すると共に残部をプログラミング可能なゲイン回路１０
４０に通過させて増幅することにより解像力を高める。

次いで、増幅された信号は試料保持回路１０５０を通過
し、その出力を比較器１０６０の一方の入力に供給する
。比較器１０６０の他方の入力はデジタル−アナログ（
ｒＤＡｃＪ　）変換器１０８０の出力となって、比較器
１０６０に苅するこれらの入力が同一である場合、試料
保持回路におけるアナログ電圧がＤＡＣ変換器１０８０
における対応のデジタルワードに変換され、次いで適当
な記憶装置に試料のデジタルデータとして記憶し、かつ
次の試料用を試料保持回路１０５０に移動させてデジタ
ル化する。

第１．４．５Ａ、５Ｂ、６Ａ、６Ｂおよび６部図を参照
して、ＤＡ０１０８０はさらにマイクロプロセッサ２０
４０の制御下でセンサＬＲＤ駆動電圧を発生し、これは
アナログマルチプレキサロ”１０を用いてそれぞれ試料
保持回路６２０および６３０を備えたそれぞれ赤色およ
び赤外ＬＥＤを駆動するための２つのチャンネルの一方
に到来するアナログ信号を分離し、さらにＬＥＤ駆動回
路６４０を備えて各アナログ電圧信号をそれぞれ正およ
び負の双極性電流信号に変換することによりＬＥＤｌｌ
ｏおよび１２０を駆動させる。

アナログ信号をデジタル信号に変換するための他の技術
、たとえば１６ビツトアナログーデジタル変換器も使用
することができる。

第１．６Ａ、６Ｂおよび６ｅ図を参照して、ＤＳＰ２０
００は信号入力および出力並びに中間的処理を含む全て
の信号処理操作を制御する。この装置は１６ビツトのマ
イクロプロセッサ２０４０とその関連支持回路とを備え
、この支持回路はデータバス１０とランダムアクセスメ
モリー（ＲＡＭ＞２０２０と読取り専用メモリー（ＲＯ
Ｍ＞２０３０と慣用のＬＥＤ表示デバイス２０１０（詳
細には説明せず）と必要なりロック同期信号を与えるシ
ステム調時回路２０５０とを備える。好適実施例におい
て、マイクロプロセッサ２０４０はカリホルニア州、サ
ンタクララ在、インテル・コーポレーション社により製
作されるモデル８０８８型のマイクロプロセッサである
。たとえば、同様にインテル・コーポレーション社によ
り製作されるモデル８０８６．８０１８６および８０２
８６型のような伯のマイクロプロセッサも使用すること
ができる。

本発明におけるＮ−２００型オキシメータは２つのモー
ドの一方にて酸素飽和を決定するよう設計され、一方の
モードは酸素飽和測定を慣用のパルス検出技術により光
パルスとして決定される光パルス信号で検出されたパル
スに基づいて行なう非総合モードであり、かつ他方のモ
ードは測定を検出光信号と患者のＥＣＧ波形との処理に
より得られる増進周期データに基づいて行なうＥＣＧ同
期モード（これは本発明の１部を構成しない）である。

本発明は２種もしくはそれ以上の波長の最大および最小
透過率を検出することに基づく飽和の計算に適用され、
この測定はパルス毎（非総合モード）で行なわれるか或
いは患者の実際の状態を反映すべく追加パルスの発生に
より更新された平均もしくは複合パルスに基づくもので
ある（ＥＣＧ同期モード）。

割込プログラムは、到来する光信号データの収集および
デジタル化を制御する。特定の事象が発生した際、各ソ
フトウェア−フラッグが上昇して操作を主ループ処理作
業から導出される各作業に移行させる。

検出光信号波形を、毎秒５７試斜の速度でサンプリング
する。検出光信号の所定部分に関するデジタル化された
赤色および赤外信号が得られた場合、これらをＤＡＴＢ
ＵＦと呼ばれるバッファに記憶し、かつデータの存在を
示すソフＩ−ウェアーフラッグを設定する。この設定フ
ラッグはＭＵＮＣＨと呼ばれる作業を行なって、それぞ
れ新たなデジタル化された光信号波形の試料を処理し、
パルスに対応する最大および最小振幅の対を確認する。

ＭＵＮＣＨ作業は先ず最初に、ＥＣＧ同期が存在するか
どうかを質問する。ＥＣＧ同期が存在すれば、ＭＵＮＣ
Ｈ作業は次いでＥＣＧ同期モードにて増進複合パルスデ
ータを得る。或いは、ＭＵＮＣＨはＤＡＴＢＵＦに記憶
された赤色および赤外光信号を非総合モードで得る。決
定された最大および最小の対を次いで処理作業にかけて
、これらの対を処理する。好ましくは慣用の技術を用い
て、検出パルス対が動脈パルスとして処理しかつ飽和計
算を行なうのに適するかどうか、或いはパルス対がＤＡ
ＴＢｔＪＦから得られた二１：）のか或いは増進複合パ
ルスデータから得られたものかどうかを評価する。

ＭＵＮＣＨ作業は最初に到来するパルスデータを受信し
かつ赤色および赤外検出光信号にそれぞれにつき最大お
にび最小透過率を決定し、第２の到来するパルスデータ
を受信しかつ相対的な最大および最小透過率を決定する
。これらの対を処理する作業は各波長の第１および第２
パルスデータにつき上記アルゴリズムを適用して各波長
の第２パルスにつき補正された最小透過率を決定する。

次いで、赤色および赤外光信号の第２パルスにつき補正
された最小透過率および検出された最大透過率を用いて
、酸素飽和を決定することができる。

以下、第７ａ、７ｂ、７Ｃ１７ｄ、７ｅおよび７部図並
びに添付するソフトウェア−の表を参照して、本発明お
よびその処理作業につき実施例および比較例によって説
明する。

実施例　工 第７ａ図および第７ｂ図は、患者の定常状態に関する赤
色および赤外検出光信号の代表的プレチスモグラフ波形
を示している。ｎ＝’１個、２個および３個のパルスに
つきＶｍａｘｒ（ｎ）は１．０１ボルトに等しくかつＶ
ｍｉｎｒ（ｎ）は１．００ボルトに等しい。Ｖｍｒｎ（
ｎ＞は、最小ｎ個のパルスにおける最小透過率の検出光
信号最小値である。最大および最小赤色信号の変調比は
下式で示される： 赤外波長については、Ｖｍａｘ　ｉ　（ｎ＞　＝　１．
０１Ｖでありかつ決定変調比も同様に１．０１である。

これらの決定変調比を比Ｒを計算する式に用いて次式を
得る： Ｒ＝１の決定値は、上記飽和式に代入すると約８１％の
実飽和値に相当する。８１％の飽和は、成る程度の補正
作業を行うための低酸素程度を有する健康患者に相当す
る。

実施例　■ 第７０および７ａ図は、ｎ＝１．２Ｊ５よび３の光パル
スを有する赤色および赤外検出光信号に関する脱飽和も
しくは飽和低下過渡状態の際の患者の代表的プレチスモ
グラフ波形に相当する。しかしながら、この過渡状態に
おいてはｎ−１にて患者の実飽和が実施例■における定
常状態の飽和に極めて近いことが判る。この過渡状態に
おいて、検出値は次の通りである： 赤色および赤外信号の両者につき： ｔｍａｘ　　１）＝１．０ｓｅｃ。

ｔｍ＋ｎ　　１）＝１．２ｓｅｃ。

ｔｍａｘ　　２）＝２．０ｓｅｃ。

ｔｍｉｎ　　２＞＝２．２ｓｅｃ。

ｔｍａｘ　　３）＝３，０ｓｅｃ。

ｔｍｉｎ　　３）−３，２ｓｅｃ。

赤色光信号につき： ｖｍａｘｒ（１） Ｖｍｉｎｒ（１） ｙｍａｘｒ（２＞ Ｖｍｉｎｒ（２） Ｖｍａｘｒ　（３） Ｖｍｉｎｒ（３） 赤外光信号につき Ｖｍａｘｉ（１） ｖｍｉｎｉ（１） Ｖｍａｘ　ｉ　（２） Ｖｍｉｎｉ（２） Ｖｍａｘ　ｉ　（３） Ｖｍｉｎｉ（３） 検出光信号を用いてｎ＝ ＝１゜ −１゜ ＝１゜ ＝０゜ ＝０゜ ＝Ｏ１ １２Ｖ ｏｏｖ ０２Ｖ ９０Ｖ ９９２■ ９８０Ｖ。

１．００８Ｖ ”１．０ＯＯＶ １．０１８Ｖ １．０１０Ｖ １．０２８Ｖ １．０２０Ｖ。

における酸素飽和比 Ｒ＝Ｉ　ｎ［Ｖｍａｘｒ（１）／Ｖｍｉ　ｎｒ（１）］
／Ｉ　ｎ［Ｖｍａｘ　ｉ　（１）／Ｖｍ　ｉ　ｎ　（１
）］＝Ｉｎ［１，０１２／１．０００１／１ｎ［１，０
０８１０，０００１＝Ｉｎ［１，０１２］／１ｎ［１，
００８］＝０．０１２１０．００８ １．５ かくして、″検出透過率に基づり１．５の決定飽和比Ｒ
は、他の面では健康でおるが重大な低酸素の患者に相当
する患者に関する約６５％の算出酸素飽和に相当づる。

これは約８１％の既知飽和と対照的であって、過渡状態
によりもたらされる赤色光および赤外光の透過率の歪み
に基づく酸素飽和の過少評価（脱飽和の過大評価）の程
度を示している。

本発明を用いて過渡状態における検出赤色光信号の歪ん
だ最大透過率点を補正することにより、次式を得る： Ｖｍａｘｒ（１）＊　＝Ｖｍａｘ（１）−［Ｖｍａｘ（
１）−Ｖｍａｘ（２）ｌｘ　［ｊｍａＸ　（１）−Ｌｍ
　ｊ　ｎ　（１）］［ｔｍａｘ（２）−ｔｍａｘ（１）
］ ＝１．０１２−　［１，０１２−１，００２］Ｘ［１，
０−１，２］／［１，０−２，０ｌ＝ｉ、ｏｉ。

したがって、検出赤外光信号の最大透過率については次
式が得られる： Ｖｍａｘｉ（１）本＝１．００８−［１，００８−１，
０１８１ｘ［１，０−１，２］／［１，０−２，０１１
，０１０ かくして、Ｖｍａｘｒ（ｎ）の代りにＶｍａｘｒ（ｎ）
”を用いかつＶｍａｘ　ｉ　　（ｎ）の代すニＶｍａｘ
　ｉ　　（ｎ）＊を計算に用いることにより、酸素飽和
比Ｒを決定して次式を得る： ＊　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　＊Ｒ＝１ｎいＩｍａｘｒ（１）／Ｖｍｉｎｒ（１
）／Ｉｎ［Ｖｍａｘｉ　（１）／Ｖｍｉｎｉ　（１）］
１ｎ［１，０１０／１．００１］／　１ｎ［１，０１０
／１．００１−〇、　０１１０．０１ ＝１．０ かくして、補正された最大透過率値と検出された最小透
過率値とに基づいて飽和を計算すれば、補正Ｒ値は患者
の定常状態および実酸素飽和につき同じＲに一致する。

実施例　■ 第７０および７ｆ図は、ｎ＝１．２および３の光パルス
を有する赤色ａ３よび赤外検出光信号につき増大する飽
和過渡状態の際の患者の代表的プレチスモグラフ波形に
相当する。しかしながら、この過渡状態においては、ｎ
−１にて患者の実飽和が実施例■における定常状態の飽
和に極めて近いことが判る。この過渡状態において、検
出値は次の通りである： 赤色および赤外信号の両者につぎ： ｔｍａｘ　（１）＝１．０ｓｅｃ。

ｔｍｉ　ｎ　（１）＝１．２ｓｅｃ。

ｔｍａｘ　（２＞＝２．０ｓｅｃ。

ｔｍｉ　ｎ　（２＞＝２．２ｓｅｃ。

ｔｍａｘ　（３）＝３．０ｓｅｃ。

ｔｒｒｚ　ｎ　（３）−３，２ｓｅｃ。

赤色光信号につき： Ｖｍａｘｒ　（１）−１，００８ｖ Ｖｍｉｎｒ　（１）＝１．ｏｏｏｖ Ｖｍａｘｒ　（２＞＝１．０１８ｖ 赤色光信号につぎ： Ｖｍｉ　ｎｒ　（２）−１，０１０ｖ Ｖｍａｘｒ　（３）−１，０２８ｖ Ｖｍｉ　ｎｒ　（３）−１，０２０ｖ。

赤外光信号につき Ｖｍａｘｉ　（１）＝１．０１２Ｖ Ｖｍｉ　ｎ　ｉ　　（１）＝１．ＯＯＯｖｖｍａｘ　ｉ
　（２＞＝１．００２Ｖ Ｖｍｉ　ｎ　ｉ　（２＞−〇、９９０ｖＶｍａｘ　ｉ　
　（３）＝０．９９２ｖＶｍｉ　ｎ　ｉ　（３）＝０．
９８０ｖ。

検出光信号を用いてｎ＝１における酸素飽和比Ｒを計算
すれば次の結果が得られる： Ｒ＝１ｎ［Ｖｍａｘｒ（１）／Ｖｍｉｎｒ（１）］／ｉ
ｎ［Ｖｍａｘｉ　（１）／Ｖｍｉｎｉ　（１）］＝１１
［１，００８／１．０００１／Ｉｎ［１，０１２１０，
０００１＝１ｎ［１，００８］／ｉｎ［１，０１２１＝
０．００８１０．０１２ ＝０．６６７ かくして、０．６６７の決定飽和比Ｒは、室内空気を呼
吸して充分に酸素化された患者に相当する患者につぎ約
９５％の算出酸素飽和に相当する。これは約８１％の既
知飽和と対照的であって、過渡状態によりもたらされる
赤色光および赤外光の透過率の歪みに基づく飽和の過少
評価の程度を示している。

本発明を用いて過渡状態にお（ブる検出赤色光信号の歪
んだ最大透過率点を補正することにより、次式を得る： Ｖｍａｘｒ（１）＊＝Ｖｍａｘ（１）−［Ｖｍａｘ（１
）−＝１．００８−［１，００８−１，０１８］Ｘ［１
，０−１，２］／［１，０−２，０１＝１．０１０ 同様に、検出赤外光信号については次式が得られる： Ｖｍａｘｉ（１）＊　＝１．０１２−［１，０１２−１
，００２］ｘ［１，０−２，２］／［１，０−２，０１
＝１．０１０ かくして、Ｖｍａｘｒ（ｎ）の代りにＶｍａｘｒ（ｎ）
＊を用いかつＶｍａｘ　ｉ　　（ｎ）の代りにＶｍａｘ
　ｉ　（ｎ）＊を用いることにより計算し、酸素飽和比
Ｒを決定して次式を得る： Ｒ＝１ｎ［Ｖｍａｘｒ（１）　”　／Ｖｍｉｎｒ（１）
］／Ｉｎ［Ｖｍａｘｉ（１）　　／Ｖｖｎｉ（１）］＝
ｉｎ［１，０１０／１．００１／Ｉｎ［１，０１０／１
．００］＝０．０１１０．０１ ＝１．０ かくして、補正された最大透過率値と検出された最小透
過率値とに基づいて飽和を計算ずれば、補正されたＲ値
は患者の定常状態および実酸素飽和につき同じＲに一致
する。

実施例　ＩＶ 第７０および７ｄ図は、ｎ＝１．２および３の光パルス
を有する赤色および赤外検出光信号に関し脱飽和または
減少飽和の過渡状態における患者の代表的プレチスモグ
ラフ波形を示している。しかしながら、この過渡状態に
おいてはｎ＝２にて患者の実飽和が実施例■における定
常状態の飽和に極めて近いことが判る。この過渡状態に
おいて、検出値は次の通りである： 赤色および赤外信号の両者につぎ： ｔｍａｘ　　１）＝１．０ｓｅｃ。

ｔｍｉｎ　　’１）＝１．２ｓｅｃ。

ｔｍａｘ　　２＞＝２．０ｓｅｃ。

ｔｍｉｎ　　２＞−２，２ｓｅｃ。

ｔｍａｘ　　３）−３，０ｓｅｃ。

ｊｍｉ　ｎ　（３）＝３．２ｓｅｃ。

赤色光信号につき： Ｖｍａｘｒ　（１）−’１．０２２ｖ Ｖｍｉ　ｎｒ　（１）＝１．ｏｏｓｖ Ｖｍａｘｒ　　（２＞＝１．　０１　２ｖＶｍｉ　ｎｒ
　（２＞＝０．９９８ｖ Ｖｍａｘｒ　（３）＝１．００２ｖ Ｖｍｉ　ｎｒ　（３）−０，９８８Ｖ。

赤外光信号につき Ｖｍａｘｉ　（１）＝１．００２ｖ Ｖｍｉ　ｎ　ｉ　（１）＝０．９９２ｖＶｍａｘ　ｉ　
（２＞＝１．０１２Ｖ Ｖｍｉｎｉ　（２）＝１．００２ｖ 赤外光信号につき： ＶｍａＸ　ｉ　（３）−１，０２２ｖ Ｖｍｉ　ｎ　ｉ　（３）＝１．０１２ｖ。

検出光信号を用いてｎ＝２における酸素飽和比Ｒを計算
すれば、次の結果が得られる：Ｒ＝１ｎ［Ｖｍａｘｒ（
２）／Ｖｍｉｎｒ（２）］／Ｉｎ［Ｖｍａｘｉ、（２）
／Ｖｍｉｎｉ　（２）］＝１ｎ［１，０１２／　０．９
９８］／Ｉｎ［１，０１２／１．００２］＝０．０１３
９３１０．００９９ ＝１．４ かくして、検出透過率に基づく１．４の決定飽和比Ｒは
、他の面では健康な患者における重大な低酸素状態に相
当する患者につき約５１％の算出酸素飽和に相当する。

これは約８１％の既知飽和と対照的であって、過渡状態
によりもたらされる赤色光および赤外光の透過率の歪み
に基づく酸素飽和の過少評価（脱飽和の過大評価）の程
度を示している。

本発明の好適実施例を用いて過渡状態における検出赤色
光信号の歪んだ最小透過率点を補正することにより、次
式が得られる： Ｖｍｉｎｒ（２）　　　−Ｖｍ団（２）＋［Ｖｍｉｎ（
２）−一１．００８＋［０，９９８−１，００８］ｘ［
２，０−１，２］［２，２−２，２］＝１．０ 同様に、検出赤外光信号の最小透過率については次式が
得られるニ ジｍ１ｎｉ（２）＊　＝０．９９２＋［１，００２−０
，９９２１ｘＯ，８＝１０ かくして、Ｖｍｉｎｒ（ｎ＞の代りＬ　Ｖ　ｍ　ｉ　ｎ
　ｒ（ｎ）＊を用いかつＶｍｉｎｉ（ｎ）の代りにＶｍ
ｉｎｉ（ｎ）＊を用いて計算することにより酸素飽和比
Ｒを決定すれば、次式が得られる：Ｒ＝１ｎ［Ｖｍａｘ
ｒ（２）／Ｖｍｉｎｒ（２）”　］／１ｎ［ｖｍａｘｉ
（２）／Ｖｍｉｎｉ（２）＊］＝１ｎ［１，０１２／１
．０１　／１ｎ［１，０１２／１．０］＝１．０ 補正された最小透過率値と検出された最大透過率値とに
基づいて飽和を計算すれば、補正されたＲ値は患者の定
常状態および実酸素飽和につき同じＲとなる。

実施例　Ｖ 第７０および７ｆ図は、ｎ＝１．２および３の光パルス
を有する赤色および赤外検出光信号につき増大する飽和
過渡状態における患者の代表的プレヂスモグラフ波形に
相当する。しかしながら、この過渡状態においてはｎ−
２にて患者の実飽和が実施例■における定常状態の飽和
と同一であることが判る。この過渡状態において、検出
値は次の通りである： 赤色および赤外信号の両者につき： ｔｍａｘ　（１）＝１．Ｑｓｅｃ。

ｔｍｉｎ　　１）＝１．２ｓｅｃ。

ｔｍａｘ　　２）＝２．０ｓｅｃ。

ｔｍ＋ｎ　　２＞＝２．２ｓｅｃ。

ｔｍａｘ　　３）＝３．０ｓｅｃ。

ｔｍ＋ｎ　　３）＝３．２ｓｅｃ。

赤色光信号につき： Ｖｍａｘｒ　（１＝１．００２ｖ Ｖｍｉｎｒ（１＝０．９９２ｖ Ｖｍａｘｒ（２＝１．０１２Ｖ Ｖｍｉｎｒ（２＝１．００２ｖ Ｖｍａｘｒ（３＝１．０２２ｖ Ｖｍｉ　ｎｒ　（３）＝１．０１２ｖ。

赤外光信号につき Ｖｍａｘｉ　（１）＝１．０２２ｖ Ｖｍｉ　ｎ　ｉ　（１）＝１．００８ｖＶｍａｘｉ　（
２）＝１．０１２ｖ Ｖｍｉ　ｎ　ｉ　（２＞＝０．９９８ｖＶｍａｘ　ｉ　
（３）＝１．００２ｖ Ｖｍｉ　ｎ　ｉ　（３）＝０．９８８ｖ。

検出光信号を用いてｎ＝２における酸素飽和比Ｒを計算
すれば次の通りとなる： Ｒ＝１ｎ［Ｖｍａｘｒ（２）／Ｖｍｉｎｒ（２）］／１
ｎ［Ｖｍａｘｉ　（２）／Ｖｍｉｎｉ　（２）］＝ｉｎ
［１，０１２／１．００２］／１ｎ［１，０１２１０，
９８８］＝０．７１３ かくして、０．７１３の決定飽和比Ｒは、室内空気を呼
吸した僅かに低酸素状態の患者に相当する患者につぎ約
９２％の算出酸素飽和に相当する。これは約８１％の既
知飽和と対照的であって、過渡状態により生じた赤色光
および赤外光の透過率の歪みに基づく飽和の過大評価の
程度を示している。

本発明の好適実施例を用いてこの過渡状態における検出
赤色光信号の歪んだ最小透過率点を補正することにより
、次式が得られる： Ｖｍｉｎｒ（２）＊　＝Ｖｍｉｎ（１）＋［Ｖｍｉｎ（
２）−酸素飽和比Ｒを決定すれば、次の通りとなる：Ｒ
＝１ｎ［Ｖｍａｘｒ（２）　／Ｖｍｉｎｒ（２）＊］／
１ｎ［Ｖｍａｘｉ（２）／Ｖｍｉｎｉ（２）＊］＝１ｎ
［１，０１２／１．００１／１ｎ［１，０１２／１．０
０］＝１．０ かくして、補正された最小透過率値と検出された最大透
過率値とに基づいて飽和を計算すれば、補正されたＲ値
は患者の定常状態および実酸素飽和につき同じＲとなる
。

＝０．９９２＋［１，００２−０，９９２］ｘ［２，０
−１，２１／［２，２−１，２］＝１゜０ 同様に、検出赤外光信号については次式が得られる　：
　　Ｖｍｉｎｉ（２）　　　＝１．００８＋［０，９９
８−１，００８］ｘ［０，８］＝１゜０１０ かくして、Ｖｍｉｎｒ（ｎ）の代りにｖｍｉｎｒ（ｎ）
＊を用いかつＶｍｉｎｉ（ｎ）の代りにＶｍｉｎｉ（ｎ
）＊を用いることにより計算して皿蔑塞土人 υ２０ ＬＰ３６５Ｎ ナショナル セミコンダクター クワッド電圧 コンバレータ υ３２ ＬＦ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ｏＰアンプ 第２図 ２１０　ｔｌ２ ＬＦ４４２ ナショナル セミコンダクター デュアル・ロー・ パワーＯＰアンプ ｌＪ１４ ＤＧ２４３ＣＪ シリコニクス インコーボレーテッド アナログスイッチ 第３図 ３１２　　Ｕ２７ ＬＦ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ ｕ７ ＬＦ４４４ ナショナル セミコンタクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ ＬＦ４４４ Ｕ２８ ［２７ ＬＰ３６５Ｎ ＬＦ４４４ ナショナル セミコンダクター ナショナル セミコンダクター クワッド電圧 コンパレータ クワッドＪＦＥＴ ＯＰアンプ Ｕ７ Ｌｌ１３ ＬＦ４４４ ＬＦ４４４ ナショナル セミコンダクター ナショナル セミコンダクター クワッドＪＦＥ，Ｔ ＯＰアンプ クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ ＬＦ４４４　　　ナショナル セミコンダクター クワッドＪＦＥＴ ＯＰアンブ ｕ７ ＬＦ４４４ ３３０　　Ｕ４４　　ＨＰ７５２４ＬＮマイクロパフー
３３０　　Ｕ３２　　ＬＦ４４４　　　ナショナルセミ
コンダクター ８ビットＤＡＣ クワッドＪＦＥＴ ＯＰアンブ １Ｆ４４４ ナショナル セミコンダクター ナショナル セミコンダクター ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ クワッドＪＰＢＴ ＯＰアンプ クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ ＬＦ４４４　　　ナショナル セミコンダクター クワッドＪＦＥＴ ＯＰアンプ ｔｌ１９ ＤＧ２１１ＣＪ シリコニクス インコーボレーテッド ＣＭＯＳアナログ スイッチ 第４図 ６４０　　Ｕ１９ ＤＧ２１１ＣＪ Ｌｌ３２ ＬＦ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ 第５図 １０１０　Ｕ２４ ＤＧ５２８ＣＫ シリコニクス インコーポレーテッド ＣＭＯＳアナログ スイッチ １０６０υ２９ ＬＨ２１ＩＰ テキサス インスツルメンツ ロー・オフセット 電圧コンバレータ １０８０　Ｕ４３ ＡＤ７５４８ＫＮアナログ・デバイセズＣＭＯＳ１２ビ
ット ＤＡＣ １０８０　Ｕ３１ ＬＦ４１１ＡＣＮナショナル セミコンタクター ロー・オフセッ１〜 ＯＰアンプ シリコニクス インコーポレーテッド オクタル・アナログ スイッチ １０８０　Ｕ２５ ＬＦ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ ＬＦ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ υ１８ ＤＧ５２８ＣＫ シリコニクス インコーボレーテッド オクタル・アナログ スイッチ １０３０　Ｕ２５ ＬＦ４４４　　　ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ Ｕ１１ ＬＦ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＰＥＴ ＯＰアンプ １０４０　１１３８　　ＡＤ７５２４ＬＮ　７ｆｏク・
デバイセズ　ＤＡＣ１０４０υ４２　　７４ＨＣ３７４
　　テキサス　　　　　　　高速ＣＭＯＳインスツルメ
ンツ ＬＦ４４４ ナショナル セミコンダクター クワッドＪＦＢＴ ＯＰアンプ ＬＦ４４２Ｎ　　ナショナル セミコンダクター 口−・バワー ＯＰアンプ 第６図 １０５０　ｕ３６ ＬＦ３９８Ｎ ナショナル セミコンダクター サンプル／ホールド ＯＰアンプ Ｕ２ ８２Ｃ８４Ａ−２ 日本電気 ＣＭＯＳ　　８ＭＨｚ クロツク発生器 ｕ１ ７４ＨＣ７４ テキサス インスツルメンツ 高速ＣＭＯＳ ７４８Ｃ７４テキサス インスツルメンツ Ｈ３Ｈ８０Ｃ８８Ｒ８−２沖電気工業 ７４ＨＣ７４テキサス インスツルメンツ ７４ＨＣ３７４テキサス インスツルメンツ ７４ＨＣＯ４テキサス インスツルメンツ ７４８Ｃ７４テキサス インスツルメンツ ７４８ＣＯ４テキサス インスツルメンツ ７４８ＣＯＯテキサス インスツルメンツ ７４８ＣＯ４テキサス インスツルメンツ ＨＢＮ２７Ｃ５１２−２５富士通 高速ＣＭＯ８ ＣＰＵ　　８ＭＨｚ ２５ｎｓ 高速ＣＭＯＳ 高速ＣＭＯＳ 高速ＣＭＯ３ 高速ＣＭＯＳ 高速ＣＭＯＳ 高速ＣＭＯ３ 高速ＣＭＯＳ ＣＭＯ３６４Ｋ Ｘ　　８　　ＲＯＭ ０１６　８２Ｃ５１＾ Ｕ２２　　Ｎ５８８２Ｃ５９Ａ−２Ｒ３２０５０Ｕ３４ ２０５０　Ｕ９ ７４ＨＣ１３８ ７４ＨＣ１３８ ４ＨＣＯ０ ４ＨＣＯＯ ダラス セミコンダクター テキサス インスツルメンツ テキサス インスツルメンツ テキサス インスツルメンツ テキサス インスツルメンツ 沖電気工業 沖電気工業 Ｈ３８８２Ｃ５３−２沖電気工業 Ｈ８Ｈ８２Ｃ５３−２沖電気工業 ７４８ＣＯ４テキサス インスツルメンツ ０ＭＯ８３２Ｋ Ｘ　　　８　　ＲＡＭ 高速ＣＭＯＳ 高速ＣＭＯ３ 高速ＣＭＯ３ 高速ＣＭＯ３ ＣＭＯ３ＵＡＲＴ ＣＭＯＳインタラブ ド・コントローラ ０ＭＯ８トリプル タイマ ０ＭＯ８トリプル タイマ 高速ＣＭＯ３ ２０５０Ｕ３９ ２０５０　Ｕ４０ ２０５０　Ｕ２８ ７４ＨＣ３９３ ０２７３２＾ ７４ＨＣ３７４ ７４ＨＣ３７４ テキサス インスツルメンツ インテル コーポレーション テキサス インスツルメンツ テキサス インスツルメンツ 高速ＣＭＯ３ ４０９６ｘＳＲＯＭ 高３１１ＣＭＯ８ 高遠ＣＭＯ３

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の装置および本発明に関連する装置のブ
ロック図であり、 第２図は第１図の患者モジュールにおける飽和前置増幅
器の詳細回路図であり、 第３Ａ図および第３Ｂ図は第１図の飽和アナログ先端回
路の詳細回路図で必り、 第４図は第１図のＬＥＤ駆動回路の詳細回路図であり、 第５Ａ図および第５Ｂ図は第１図におけるアナログ／デ
ジタル変換器部分の詳細回路図であり、第６Ａ図、６Ｂ
図および第６Ｃ図は第１図のデジタル信号処理部の詳細
回路図であり、第７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ、７ｅおよび
７「図は定常状態および過渡状態における検出光信号の
特性曲線図である。 ６６θ／７／７７ ９１０／７／７７ ５ＴＩＡθと 、５ｒｌｌ　７．！ Ｓ、４７２麻ｌ〃θ〃 ！、θ ２、θ Ｒθ乃 ３．６ ／、σ ２、σ ３．０ ｆ７θ７ｂ ｔ効ｊ 手 続 補 正 書 （方式） １、事件の表示 ２、発明の名称 平成 田 平成元年　８月２３日 文 毅 殿 １年 特許願第７７９４０号 ３、補正をする者 事件との関係

Claims (31)

【特許請求の範囲】
1. （１）第１光振動数を患者の組織に通過させかつ患者の
   心拍に関連する周期的透過率変化と、心拍に関連しない
   非周期的透過率変化と、バックグランド透過率と、心拍
   数未満の振動数における過渡的バックグランド透過率変
   化とを含む第１振動数の透過率変化に相当する第１光信
   号を検出し、さらに第２光振動数を患者の組織に通過さ
   せかつ患者の心拍に関連する周期的透過率変化と、心拍
   に関連しない非周期的透過率変化と、バックグランド透
   過率と、心拍数未満の振動数における過渡バックグラン
   ド透過率変化とを含む第２振動数の透過率変化に相当す
   る第２光信号を検出することからなる過渡状態における
   患者の動脈パルスを検出しかつ処理する方法において、
   検出された第１および第２光信号のそれぞれにつき 検出された光信号を処理して、心拍に関 連する周期的変化に相当する第１最大および最小透過率
   と、それに続く心拍に関連した周期的変化に相当する第
   ２最大および最小透過率を検出し、 一方のパルスの検出された１透過率点か ら他方のパルスの対応する透過率点に至る透過率の変化
   率を決定し、かつ この決定された変化率を用いて第１もし くは第２パルスの一方における検出された最大もしくは
   最小透過率値の一方を調整する ことを特徴とする動脈パルスを検出しかつ処理する方法
   。
2. （２）第１および第２の検出された光信号のそれぞれに
   つき、変化率を決定することにより最大もしくは最小透
   過率を調整することを特徴とし、さらに第１若しくは第
   ２パルスの一方の最大および最小透過率と他方のパルス
   の最大もしくは最小の出現とに基づく直線的内挿を用い
   ることを特徴とする請求項１記載の方法。
3. （３）第１もしくは第２パルスの一方における最大もし
   くは最小透過率値の一方を調整することを特徴とし、さ
   らに第１パルスの最大もしくは最小透過率値の一方を選
   択して調整することを特徴とする請求項２記載の方法。
4. （４）選択された最大もしくは最小透過率値を調整する
   ことを特徴とし、さらに次のアルゴリズム： ▲数式、化学式、表等があります▼ ［式中、Ｖ（ｎ）＾＊は調整された最大もしくは最小透
   過率であり、Ｖ（ｎ）は調整すべき決定された最大もし
   くし最小透過率であり、ｔｘ（ｎ）は調整すべき検出さ
   れた最大もしくは最小透過率の出現時点であり、ｔｎ（
   ｎ）は調整すべき検出された最大もしくは最小透過率の
   他方の出現時点であり、かつ（ｔｘ）（ｎ＋１）は調整
   すべき第１最大もしくは最小透過率に相当する第２最大
   もしくは最小透過率の出現時点である］ を用いることを特徴とする請求項３記載の方法。
5. （５）第１および第２光信号のそれぞれにつき調整され
   た第１最大もしくは最小透過率と検出された第１最大も
   しくは最小透過率の他方とを用いて患者の動脈血流の酸
   素飽和を計算することを特徴とする請求項４記載の方法
   。
6. （６）第１もしくは第２パルスの一方における最大もし
   くは最小透過率値の一方を調整することを特徴とし、さ
   らに調整すべき第２パルスの最大もしくは最小透過率値
   の一方を選択することを特徴とする請求項２記載の方法
   。
7. （７）選択された最大もしくは最小透過率値を調整する
   ことを特徴とし、さらに次のアルゴリズム： ▲数式、化学式、表等があります▼ ［式中、Ｖ（ｎ）＾＊は調整された最大もしくは最小透
   過率であり、Ｖ（ｎ）は調整すべき決定された最大もし
   くし最小透過率であり、ｔｘ（ｎ）は調整すべき検出さ
   れた最大もしくは最小透過率の出現時点であり、ｔｎ（
   ｎ）は調整すべき検出された最大もしくは最小透過率の
   他方の出現時点であり、かつｔｎ（ｎ−１）は調整すべ
   き第２最大もしくは最小透過率に相当する第１最大もし
   くは最小透過率の出現時点である］ を用いることを特徴とする請求項６記載の方法。
8. （８）第１および第２光信号のそれぞれにつき調整され
   た第２最大もしくは最小透過率と検出された第２最大も
   しくは最小透過率の他方とを用いて患者の動脈血流の酸
   素飽和を計算することを特徴とする請求項７記載の方法
   。
9. （９）第１光振動数を患者の組織に通過させかつ患者の
   心拍に関連する周期的透過率変化と、心拍に関連しない
   非周期的透過率変化と、バックグランド透過率と、心拍
   数未満の振動数における過渡的バックグランド透過率変
   化とを含む第１振動数の透過率変化に相当する第１光信
   号を検出し、さらに第２光振動数を患者の組織に通過さ
   せかつ患者の心拍に関連する周期的透過率変化と、心拍
   に関連しない非周期的透過率変化と、バックグランド透
   過率と、心拍数未満の振動数における過渡バックグラン
   ド透過率変化とを含む第２振動数の透過率変化に相当す
   る第２光信号を検出することからなる過渡状態における
   患者の動脈パルスを検出しかつ処理する方法において、
   第１および第２の検出された光信号のそれぞれにつき 検出された光信号を処理して実質的にバッ クグランド透過率と心拍振動数未満の検出された光信号
   の過渡的バックグランド透過率成分とからなる濾過信号
   を得、かつ 検出された光信号を位相内の濾過信号で分 割することにより検出光信号を調整して補償光信号を与
   える ことを特徴とする動脈パルスを検出しかつ処理する方法
   。
10. （１０）補償された第１光信号と補償された第２光信号
    とを処理して、飽和を計算する際に使用するための補修
    信号における最大もしくは最小透過率を検出することに
    より、患者の動脈血流の酸素飽和を計算することを特徴
    とする請求項９記載の方法。
11. （１１）第１および第２光信号のそれぞれの処理は、さ
    らに光信号を低パスフィルタに通過させてバックグラン
    ド透過率より高い振動数成分と過渡的バックグランド透
    過率振動数成分との実質的に全部を除去し、濾過された
    光信号を未濾過検出光信号と共に位相内に残存させるこ
    とを特徴とする請求項１０記載の方法。
12. （１２）第１および第２光信号のそれぞれの処理は、さ
    らに検出された第１および第２光信号を振動数ドメイン
    に変換し、変換された振動数スペクトルからバックグラ
    ンド透過率と過渡的バックグランド透過率との変化に相
    当する第１および第２光振動数の心拍数未満の低振動数
    スペクトル成分を分離し、かつ低振動数スペクトルを濾
    過信号として時間ドメインに逆変換することを特徴とす
    る請求項１０記載の方法。
13. （１３）動脈の脈動血流を含む患者の組織を通過する第
    １および第２光振動数の透過率に相当した第１および第
    ２光信号を有する患者のプレチスモグラフの波形におけ
    る過渡的状態によつて生じた透過率の歪みを補償するた
    めの酸素濃度計に使用する装置において、 第１最大および最小透過率とこの第１最大 および最小に続く第２最大および最小透過率とを含む第
    １光信号から脈動血流に相当する第１振動数の周期的透
    過率変化を検出する第１手段と、 第１最大および最小透過率とこの第１最大 および最小に続く第２最大および最小透過率とを含む第
    ２光信号から脈動血流に相当する第２振動数の周期的透
    過率変化を検出する第２手段と、 第１および第２光信号のそれぞれにつき 一方のパルスの検出された１透過率点から 他方のパルスの対応する透過率点に至る透過率の変化率
    を決定する手段と、 決定された変化率を用いて第１もしくは第 ２パルスの一方における検出された最大もしくは最小透
    過率値の一方を調整する処理手段と を備えたことを特徴とする透過率の歪みを補償する装置
    。
14. （１４）変化率を決定する手段はさらに、第１もしくは
    第２パルスの一方の最大もしくは最小透過率と他方のパ
    ルスにおける最大もしくは最小透過率値の出現とに基づ
    き直線的内挿を使用することを特徴とする請求項１３記
    載の装置。
15. （１５）第１および第２検出光信号をデジタル化する第
    １および第２デジタル化手段を特徴とし、さらに周期的
    最大および最小値を検出する第１および第２手段と第１
    および第２比率決定手段と処理手段とがさらにデジタル
    マイクロプロセッサを備えることを特徴とする請求項１
    ４記載の装置。
16. （１６）第１もしくは第２パルスの一方における検出さ
    れた最大もしくは最小透過率値の一方を調整する手段が
    、調整すべき第１パルスの最大もしくは最小透過率値の
    一方を選択する手段をさらに備えることを特徴とする請
    求項１５記載の装置。
17. （１７）デジタルマイクロプロセッサが、次のアルゴリ
    ズム： ▲数式、化学式、表等があります▼ ［式中、Ｖ（ｎ）＾＊は調整された最大もしくは最小透
    過率であり、Ｖ（ｎ）は調整すべき決定された最大もし
    くし最小透過率であり、ｔｘ（ｎ）は調整すべき検出さ
    れた最大もしくは最小透過率の出現時点であり、ｔｎ（
    ｎ）は調整すべき検出された最大もしくは最小透過率の
    他方の出現時点であり、かつｔｘ（ｎ＋１）は調整すべ
    き第１最大もしくは最小透過率に相当する第２最大もし
    くは最小透過率の出現時点である］ を用いて第１最大もしくは最小透過率値の一方を調整す
    る手段をさらに備えることを特徴とする請求項１６記載
    の装置。
18. （１８）第１および第２光信号のそれぞれにつき第１お
    よび第２の補正された最大もしくは最小透過率と第１パ
    ルスの検出された最大もしくは最小透過率の他方とを用
    いて酸素飽和を計算する手段を備えたことをさらに特徴
    とする請求項１７記載の装置。
19. （１９）第１もしくは第２パルスの一方における検出さ
    れた最大もしくは最小透過率値の一方を調整する手段が
    、調整すべき第２パルスの最大もしくは最小透過率値の
    一方を選択する手段を備えたことをさらに特徴とする請
    求項１５記載の装置。
20. （２０）デジタルマイクロプロセッサが次のアルゴリズ
    ム： ▲数式、化学式、表等があります▼ ［式中、Ｖ（ｎ）＾＊は調整された最大もしくは最小透
    過率であり、Ｖ（ｎ）は調整すべき決定された最大もし
    くし最小透過率であり、ｔｘ（ｎ）は調整すべき検出さ
    れた最大もしくは最小透過率の出現時点であり、ｔｎ（
    ｎ）は調整すべき検出された最大もしくは最小透過率の
    他方の出現時点であり、かつｔｎ（ｎ−１）は調整すべ
    き第２最大もしくは最小透過率に相当する第１最大もし
    くは最小透過率の出現時点である］ を用いて第１最大もしくは最小透過率値の一方を調整す
    る手段をさらに備えたことを特徴とする請求項１５記載
    の装置。
21. （２１）第１および第２光信号のそれぞれにつき第１お
    よび第２の補正された最大もしくは最小透過率と第２パ
    ルスの検出された最大もしくは最小透過率の他方とを用
    いて酸素飽和を計算する手段を備えたことを特徴とする
    請求項１９記載の装置。
22. （２２）患者の心拍に関連する周期的変化と、心拍に関
    連しない非周期的変化と、バックグランド透過率と、心
    拍数未満の振動数における過渡的バックグランド透過率
    変化とを有する患者のプレチスモグラフ波形における過
    渡的状態によつて生じた透過率の歪みを補償するための
    酸素濃度計に使用する装置において、 患者の組織を通過する第１および第２光振 動数の透過率に相当する検出光信号を受信する手段と、 基礎心拍数未満の振動数成分を分離して濾 過信号を与えるフィルタ手段と、 検出された光信号を位相内の濾過信号によ り分割して補償された光信号を与える分割手段と を備えることを特徴とする透過率の歪みを補償する装置
    。
23. （２３）補償された光信号を用いて酸素飽和を計算する
    手段を備えたことをさらに特徴とする請求項２２記載の
    装置。
24. （２４）フィルタ手段が、基礎心拍数未満の全振動数を
    未濾過信号と共に位相内で通過させるべく形成した低パ
    スフィルタ回路を備えることをさらに特徴とする請求項
    ２２記載の装置。
25. （２５）フィルタ手段が 第１光信号を振動数ドメインに変換する手 段と、 基礎心拍数未満のスペクトル成分を濾過ス ペクトルに分離するスペクトルフィルタ手段と、 濾過スペクトルを時間ドメインに逆変換し て第１濾過信号を形成する手段と を備えたことを特徴とする請求項２２記載の装置。
26. （２６）フィルタ手段と分割手段とがデジタルマイクロ
    プロセッサ装置を備えることを特徴とし、さらに検出さ
    れた光信号を前記マイクロプロセッサ装置により処理し
    うるデータにデジタル化する手段を備えたことをさらに
    特徴とする請求項２２記載の装置。
27. （２７）患者の心拍に関連する周期的変化と、心拍に関
    連しない非周期的変化と、バックグランド透過率と、心
    拍数未満の振動数における過渡的バックグランド透過率
    変化とを有する患者のプレチスモグラフ波形における過
    渡的状態によつて生じた透過率の歪みを補償するための
    酸素濃度計に使用する装置において、 患者の組織を通過する第１および第２光振 動数の透過率に相当した第１および第２光信号を受信す
    る手段と、 基礎心拍数未満である第１光信号の振動数 成分を分離して第１濾過信号を形成する第１フィルタ手
    段と、 基礎心拍数未満である第２光信号の振動数 成分を分離して第２濾過信号を形成する第２フィルタ手
    段と、 第１光信号を相内の第１濾過信号で分割し て補償された第１光信号を形成する第１分割手段と、 第２光信号を相内の第２濾過信号で分割し て補償された第２光信号を形成する第２分割手段と を備えたことを特徴とする透過率の歪みを補償する装置
    。
28. （２８）第１および第２の補正された補償信号を用いて
    酸素飽和を計算する手段を備えたことを特徴とする請求
    項２７記載の装置。
29. （２９）第１および第２フィルタ手段が、未濾過信号と
    共に位相内で基礎心拍数未満の全振動数を通過させるべ
    く形成した第１および第２低パスフィルタ回路を備えた
    ことを特徴とする請求項２７記載の装置。
30. （３０）第１および第２フィルタ手段が 第１光信号を振動数ドメインに変換する第 １手段と、 基礎心拍数未満のスペクトル成分を第１濾 過スペクトルに分離する第１スペクトルフィルタ手段と
    、 濾過スペクトルを時間ドメインに逆変換し て第１濾過信号を形成する手段と、 第２光信号を振動数ドメインに変換する第 ２手段と、 基礎心拍数未満のスペクトル成分を第２濾 過スペクトルに分離する第２スペクトルフィルタ手段と
    、 第２濾過スペクトルを時間ドメインに逆変 換して第２濾過信号を形成する手段と を備えたことを特徴とする請求項２７記載の装置。
31. （３１）第１および第２フィルタ手段と分割手段とがデ
    ジタルマイクロプロセッサ装置を備えることを特徴とし
    、さらに第１および第２光信号を前記マイクロプロセッ
    サ装置により処理しうるデータにデジタル化する手段を
    備えたことをさらに特徴とする請求項２７記載の装置。