(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
水の吸光係数がヘモグロビンのそれより低い波長帯域に属する波長のうち選択された少なくとも２つの波長を有する入射光を身体の血管を含む所定部位に順次に照射する光照射部と、
前記所定部位を透過した光を前記身体上の単一地点で受光し、受光された光を電気的な信号に変換し、変換された前記電気的な信号を出力する光検出部と、
前記選択された波長別光減衰度の変化量を前記電気的な信号から計算し、計算された前記光減衰度の変化量を出力する変化量計算部と、
前記変化量計算部から順次に入力した前記光減衰度の変化量間の比率を少なくとも１つ計算し、計算された前記少なくとも１つの比率を出力する比率計算部と、
前記少なくとも１つの比率から血液に含まれたヘモグロビン濃度を計算し、計算された前記ヘモグロビン濃度を出力する濃度計算部とを備え、
前記少なくとも２つの波長は少なくとも２つのイソベスティック波長を含むように外部より選択されることを特徴とする非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置。
【請求項２】
前記非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度モニタリング装置は、
前記濃度計算部から入力した前記ヘモグロビン濃度を用いて酸素飽和度を計算する酸素飽和度計算部をさらに備えることを特徴とする請求項１に記載の非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置。
【請求項３】
前記非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度モニタリング装置は、
前記ヘモグロビン濃度をディスプレーするディスプレー部をさらに備えることを特徴とする請求項１に記載の非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置。
【請求項４】
前記非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度モニタリング装置は、
前記ヘモグロビン濃度と前記酸素飽和度とをディスプレーするディスプレー部をさらに備えることを特徴とする請求項２に記載の非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置。
【請求項５】
前記光照射部は、
前記入射光を前記所定部位に順次に照射する発光ダイオードを備えることを特徴とする請求項１に記載の非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置。
【請求項６】
前記光照射部は、
前記入射光を前記所定部位に順次に照射するレーザーダイオードを備えることを特徴とする請求項１に記載の非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置。
【請求項７】
前記光照射部は、
前記入射光を前記所定部位に順次に照射するランプを備えることを特徴とする請求項１に記載の非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置。
【請求項８】
前記光照射部は、
Ｓｉ、ＧｅまたはＩｎＧａＡｓより製造され、前記入射光を前記所定部位に順次に照射する光ダイオードを備えることを特徴とする請求項１に記載の非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置。
【請求項９】
前記非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置は、
前記身体の軟組織に相応する光透過特性及び光散乱特性を有し、前記所定部位の外部から前記入射光及び前記透過光が通る経路上に備えられる少なくとも１つの補正部材をさらに備え、
前記少なくとも１つの補正部材の前記経路上の厚さは可変であることを特徴とする請求項１に記載の非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置。
【請求項１０】
前記少なくとも１つの補正部材はポリスチレンビーズ、イントラ脂質または牛乳溶液よりなることを特徴とする請求項９に記載の非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置。
【請求項１１】
前記光照射部は、
所定の重さで前記所定部位を圧迫しつつ前記入射光を前記所定部位に順次に照射し、前記所定の重さは可変であることを特徴とする請求項１に記載の非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置。
【請求項１２】
前記非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度モニタリング装置は前記所定部位を可変できる圧力で圧迫する圧迫部をさらに備え、
前記光照射部は前記圧迫部から前記圧力が加えられる時、前記入射光を前記所定部位に順次に照射することを特徴とする請求項１に記載の非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置。
【請求項１３】
前記非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度モニタリング装置は、
前記光検出部から出力される前記電気的な信号を増幅し、増幅された電気的な信号を出力する増幅部と、
前記増幅された電気的な信号の低域成分をフィルタリングし、フィルタリングされた低域成分を出力する低域通過フィルターと、
アナログ形の前記低域成分をデジタル形に変換し、変換されたデジタル形の低域成分を前記変化量計算部へ出力するアナログ／デジタル変換部とをさらに備え、
前記変化量計算部は前記デジタル形の低域成分より前記選択された各波長に対する光減衰度の変化量を計算することを特徴とする請求項１に記載の非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置。
【請求項１４】
前記濃度計算部は、
浸湿的に測定されて外部から入力したヘモグロビン実際濃度と前記比率計算部から入力した前記比率との関係からアドレスを生成し、生成されたアドレスを出力するアドレス生成部と、
あらかじめ記憶された前記ヘモグロビン実際濃度のうち１つを前記アドレス生成部から入力したアドレスに応答して、予測されたヘモグロビン濃度として出力するルックアップテーブルとを備えることを特徴とする請求項１に記載の非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は身体のヘモグロビンに係り、特に非侵襲的にヘモグロビン濃度と酸素飽和度とをモニタリングする方法及び装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
人間の血液は血しょうと血球（赤血球、白血球及び血小板）よりなっており、その主な役割の１つが酸素の運搬である。酸素は人間の体にある各細胞の機能が正常に保たれるために必須的に要求される。もし、酸素量が減少すれば組織の細胞内エネルギー代謝が制限され、長時間酸素が供給されない場合に人体の活動が停止されることもある。このように重要な酸素の供給を担当するのが赤血球内に含まれたヘモグロビンである。ここで、赤血球内に含まれたヘモグロビンの総量は臨床医学的に重要な数値であり、今までは採血して化学的にこれを分析してきた。すなわち、臨床病理実験室においてヘモグロビン濃度はシアン化ヘモグロビン（ｈｅｍｏｇｌｏｂｉｎｃｙａｎｉｄｅ）方法を用いて測定されてきた。しかし、手術室や応急室においてヘモグロビンの濃度はリアルタイムでモニタリングされる必要があり、特に女性、子供、妊産婦、青少年などは家庭でよく濃度を測定してみる必要がある。したがって、血液を採取せずに非浸湿的にヘモグロビン濃度を測定する必要性が要求される。
【０００３】
非浸湿的にヘモグロビンの濃度を測定する従来の方法のうち１つが特開平４−４０９４０（Ｍｉｎｏｌｔａ  Ｃａｍｅｒａ）に開示されている。開示された従来の方法はヘモグロビン（Ｈｂ）と酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ2）との吸収係数が同一である第１波長８０５ｎｍを有する光とＨｂ及びＨｂＯ2に対する吸収係数が水のそれより小さな第２波長１．２、１．４５、２、２．５または６ｎｍを有する光を血液に照射し、血液を透過した光の波長別減衰度の比率からヘモグロビン濃度を予測する。しかし、このような従来の方法は、赤血球の散乱効果を考慮せず、かつ動脈以外の生体組織内に入っている水量の変化に応じる光の吸収変化も考慮しなかったために、ヘモグロビンの濃度を正確に予測できないという問題点を有する。
【０００４】
非侵襲的にヘモグロビンの濃度を測定する従来の他の方法が、”Ｎｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ  ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ  ｏｆ  ｈｅｍａｔｏｃｒｉｔ  ａｎｄ  ｈｅｍｏｇｌｏｂｉｎ  ｃｏｎｔｅｎｔ  ｂｙ  ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ  ｏｐｔｉｃａｌ  ａｎａｌｙｓｉｓ”という題目でＵＳ５，２７７，１８１号に開示されている。開示された従来の方法は、２つの波長（Ｌ１＝８１５ｎｍ及びＬ２＝９５０ｎｍ）を交互に血液に照射し、相異なる位置に備えられた光検出器Ｄ１及びＤ２で２波長経路Ａ及びＢに沿って透過された光を各々感知する。この際、Ａ及びＢチャンネルで得られた４つのフォトプレシモグラフィック（ＰＰＧ：ＰｈｏｔｏＰｌｅｔｈｙｓｍｏＧｒａｐｈｉｃ）信号の時可変（ｔｉｍｅｖａｒｉａｎｔ）成分（ＡＣ）と時不変（ｔｉｍｅｉｎｖａｒｉａｎｔ）成分（ＤＣ）との比率（ＡＣ／ＤＣ）を求め、同じ波長同士に正規化を行って実験的に係数を求めることによってヘモグロビン濃度とヘマトクリットとを測定する。しかし、生体組織の非均質性が非常に高いためにこのような従来の方法で他の経路を経た光で正規化すれば、むしろヘモグロビン濃度の正確度をさらに低下させる問題点がある。また、このような従来の方法は、人によって生体組織の構造が異なるために２つの波長経路に対する比率から一定の物理量を求められず、赤血球の散乱効果を全く考慮しないためにヘモグロビン濃度の正確な予測ができないという問題点もある。
【０００５】
非侵襲的にヘモグロビンの濃度を測定する従来のさらに他の方法が、”Ｓｙｓｔｅｍ  ｆｏｒ  ｎｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ  ｈｅｍａｔｏｃｒｉｔ  ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ”という題目でＵＳ５，４９９，６２７号に開示されている。ここに開示された従来の方法は少なくとも２つの波長を用いて、生体組織及び体液の影響により生じるヘモグロビンの測定誤差を補償するために数学的なモデルを提示する。
【０００６】
非侵襲的にヘモグロビンの濃度を測定する従来のさらに他の方法が”Ａｐｐａｒａｔｕｓ  ｆｏｒ  ｍｅａｓｕｒｉｎｇ  ｈｅｍｏｇｌｏｂｉｎ”という題目でＵＳ５，７２０，２８４号に開示されている。ここに開示された従来の方法は、水により吸収される基準波長、ヘモグロビンにより吸収される波長及び生体内の組織に吸収される波長を用いて水に対するヘモグロビンの相対的な濃度を測定する。
【０００７】
しかし、前述したＵＳ５，４９９，６２７号及びＵＳ５，７２０，２８４号に開示された従来の方法は赤血球自体による散乱効果や入射光の波長の変化による散乱量の変化を考慮しないためにヘモグロビン濃度の正確な予測ができないという問題点を有する。
【０００８】
非侵襲的にヘモグロビンの濃度を測定する従来のさらに他の方法及び装置が、”Ｍｅｔｈｏｄ  ａｎｄ  ａｐｐａｒａｔｕｓ  ｆｏｒ  ｎｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ  ｐｒｅｄｉｃｔｉｏｎ  ｏｆ  ｈｅｍａｔｏｃｒｉｔ”という題目でＵＳ５，７５５，２２６に開示されている。ここに開示された従来の方法は赤色から近赤外線領域まで（６００〜１５００ｎｍ）に存在する８種の波長を有する光を使用して統計的な処理を経てヘモグロビンの濃度を予測する。しかし、この装置は分光器の水準であって体積があまり大きく、コスト高となり、かつ携帯型システムには適用できないという問題点を有する。
【０００９】
一方、脈動を用いた従来の酸素飽和度測定方法は、ビアランバート法則（Ｂｅｅｒ−ＬａｍｂｅｒｔＬａｗ）に基づき、酸素飽和度測定のために使われる係数は臨床実験を通じて得ている。ここで、ビアランバート法則は”Ｔｉｓｓｕｅ  Ｏｐｔｉｃｓ”という題目でＶａｌｅｒｙ  Ｔｕｃｈｉｎに２０００年に出刊された本の６頁に開示されている。しかし、赤血球の濃度が変わる場合に散乱の影響により光の透過率（または、反射率）が変わるために、従来の酸素飽和度測定方法は酸素飽和度測定に誤差を誘発させうる問題点を有する。
【００１０】
結局、前述した従来のヘモグロビン濃度と酸素飽和度の測定方法は、ヘモグロビンが赤血球という散乱子内に存在するために生じる散乱効果を考慮しなかったために、ヘモグロビンの濃度及び酸素飽和度の正確な測定ができないという問題点を有する。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
本発明が解決しようとする技術的課題は、赤血球の散乱を考慮しつつ非侵襲的にヘモグロビン濃度及び酸素飽和度を正確にモニタリングする非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング方法を提供するところにある。
【００１２】
本発明が解決しようとする他の技術的課題は、前記非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング方法を行う非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置を提供するところにある。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
前記課題を達成するための本発明に係る非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング方法は、少なくとも２つのイソベスティック波長を含む少なくとも２つの波長を水の吸光係数がヘモグロビンのそれより低い波長帯域に属する波長のうちから選択する段階と、  前記選択された波長を有する入射光を身体の血管を含む所定部位に順次に照射する段階と、前記所定部位を順次に透過した光を前記身体上の単一地点で受光し、受光された光を電気的な信号に変換する段階と、波長別脈動による光減衰度の変化量を前記電気的な信号より求める段階と、前記波長の変化量間の比率を少なくとも１つ求める段階と、前記少なくとも１つの比率を用いて血液に含まれたヘモグロビン濃度を計算する段階とよりなることが望ましい。
【００１４】
前記他の課題を達成するための本発明に係る非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置は、水の吸光係数がヘモグロビンのそれより低い波長帯域に属する波長のうち選択された少なくとも２つの波長を有する入射光を身体の血管を含む所定部位に順次に照射する光照射部と、前記所定部位を透過した光を前記身体上の単一地点で受光し、受光された光を電気的な信号に変換し、変換された前記電気的な信号を出力する光検出部と、前記選択された波長別光減衰度の変化量を前記電気的な信号から計算し、計算された前記光減衰度の変化量を出力する変化量計算部と、前記変化量計算部から順次に入力した前記光減衰度の変化量間の比率を少なくとも１つ計算し、計算された前記少なくとも１つの比率を出力する比率計算部と、前記少なくとも１つの比率から血液に含まれたヘモグロビン濃度を計算し、計算された前記ヘモグロビン濃度を出力する濃度計算部とを備え、前記少なくとも２つの波長は少なくとも２つのイソベスティック波長を含むように外部より選択されることが望ましい。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング方法とその方法を行う本発明に係る非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置の構成及び動作を添付した図面を参照して次のように説明する。
【００１６】
図１は本発明に係る非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング方法を説明するためのフローチャートであって、適切に選択した波長を有する入射光を身体の所定部位に順次に照射する段階（第１０及び第１２段階）、所定部位を順次に透過した光を受光して波長別光減衰度の変化量を求める段階（第１４〜第１８段階）及び波長に対する光減衰度の変化量間の比率を用いてヘモグロビン濃度及び酸素飽和度を予測する段階（第２０〜第２４段階）よりなる。
【００１７】
図２は図１に示された方法を行うための本発明による非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置の一実施例のブロック図であって、光照射部４０、光検出部４２、変化量計算部６８、比率計算部７０及び濃度計算部７２で構成され、補正部材４４及び４６、圧迫部６０、増幅部６２、低域通過フィルター（ＬＰＦ：Ｌｏｗ  Ｐａｓｓ  Ｆｉｌｔｅｒ）６４、アナログ／デジタル変換部（ＡＤＣ：Ａｎａｌｏｇ  ｔｏ  Ｄｉｇｉｔａｌ  Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）６６、酸素飽和度計算部７４及びディスプレー部７６をさらに備えられる。
【００１８】
まず、本発明に係るヘモグロビン濃度のモニタリング方法は次のように行われる。
【００１９】
少なくとも２つの波長を水の吸光係数がヘモグロビンの吸光係数より低い波長帯域、すなわち、１３００ｎｍ以下の波長のうち選択する（第１０段階）。
【００２０】
図３は酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの吸光係数スペクトルを示すグラフであって、縦軸は吸光係数を、横軸は波長を各々示す。
【００２１】
本発明によれば、第１０段階で選択される少なくとも２つの波長は少なくとも２つのイソベスティック（ｉｓｏｂｅｓｔｉｃ）波長λ1及びλ2を含む。したがって、第１０段階で２つの波長が選択されたとすれば、選択された２つの波長は全てイソベスティック波長である。ここで、イソベスティック波長とは、図３に示されたようにヘモグロビンの形に関係なく、すなわち、ヘモグロビンの還元、あるいは酸化に無関係に同一な吸光係数を有する波長を意味する。すなわち、イソベスティック波長は図３に示されたように４２２、４５３、４９９、５２９、５４６、５６９、５８４、８０５または１３００ｎｍになりうる。
【００２２】
第１０段階後に、光照射部４０は選択された波長を有する入射光を身体の軟組織５４と血管５２とを含む所定部位５０に順次に照射する（第１２段階）。ここで、光照射部４０は第１０段階で選択された波長に対する情報を入力端子ＩＮを通じて入力し、入力した情報を分析し、分析された結果によって該当する波長を有する入射光を所定部位５０に照射する。このために、図２に示された光照射部４０は、発光ダイオード（ＬＥＤ：Ｌｉｇｈｔ  Ｅｍｉｔｔｅｄ  Ｄｉｏｄｅ）、レーザーダイオード（ＬＤ：Ｌａｓｅｒ  Ｄｉｏｄｅ）またはランプとして具現されうる。ここで、所定部位５０は人体の様々な部分に該当し、例えば指や足の指を挙げられる。
【００２３】
第１２段階後に、所定部位５０を順次に透過した光を身体上の単一地点で受光する（第１４段階）。第１４段階後に、受光された光を電気的な信号に変換する（第１６段階）。第１４及び第１６段階を行うために、光検出部４２は所定部位５０を透過した光を身体上の単一地点で受光し、受光された光を電気的な信号に変換し、変換された電気的な信号を出力する。この際、本発明によれば、光照射部４０はＳｉ、ＧｅまたはＩｎＧａＡｓより製造され、入射光を所定部位５０に順次に照射する光ダイオードで具現されうる。
【００２４】
第１６段階後に、変化量計算部６８は波長別光減衰度変化量を光検出部４２から入力した電気的な信号から計算し、計算された波長別光減衰度の変化量を比率計算部７０に出力する（第１８段階）。ここで、本発明によれば、変化量計算部６８は波長別光減衰度の変化量を光検出部４２から入力した電気的な信号の時可変成分ＡＣと時不変成分ＤＣの比率ＡＣ／ＤＣとして求められる。
【００２５】
この際、図２に示された装置は光検出部４２と変化量計算部６８との間に増幅部６２、ＬＰＦ６４及びＡＤＣ６６をさらに備えうる。ここで、増幅部６２は光検出部４２から出力される電気的な信号を増幅し、増幅された電気的な信号をＬＰＦ６４に出力する。この際、低域通過フィルター６４は増幅部６２で増幅された電気的な信号の低域成分をフィルタリングし、フィルタリングされた低域成分をＡＤＣ６６に出力する。ＡＤＣ６６はＬＰＦ６４から出力されるアナログ形の低域成分をデジタル形に変換し、変換されたデジタル形の低域成分を変化量計算部６８に出力する。したがって、変化量計算部６８はＡＤＣ６６から入力したデジタル形の低域成分から波長別光減衰度の変化量を計算する。
【００２６】
一方、第１８段階後に、比率計算部７０は変化量計算部６８から順次に入力した波長λ1、λ2、…別光減衰度の変化量Ｒ1、Ｒ2、…間の比率Ｒ12、Ｒ21、．．．を少なくとも１つ計算し、計算された少なくとも１つの比率を濃度計算部７２に出力する（第２０段階）。
【００２７】
以下、第１８及び第２０段階の理解のために、第１０段階で２つの波長λ1及びλ2が選択され、所定部分５０は指に該当し、指に照射された入射光は血管５２を経る経路ａ及び血管５２を経ない経路ｂに沿って透過されると仮定すれば、波長λ1を有する入射光が所定部位５０に照射された時に変化量計算部６８で計算される光減衰度の変化量Ｒ1と、波長λ2を有する入射光が所定部位５０に照射された時に変化量計算部６８で計算された光減衰度の変化量Ｒ2、及び比率計算部７０で計算される変化量の比率（Ｒ12＝Ｒ1／Ｒ2について次の添付図面に基づいて説明する。
【００２８】
図４は図１に示された第１８及び第２０段階を説明するための模型化された指５０Ａの正面図であって、指に含まれる血管５２Ａと軟組織５４Ａ、光照射部４０Ａ及び光検出部４２Ａを示す。
【００２９】
図５は図４に示された模型化された指５０Ａの平面図であって、血管５２Ａ、軟組織５４Ａ、光照射部４０Ａ及び光検出部４２Ａで構成される。
【００３０】
図４及び図５を参照すれば、光照射部４０Ａが指５０Ａの指先のような動脈に非干渉性入射光を照射すれば、入射光は軟組織５４Ａと骨のある部分を透過しつつ激しく散乱され、動脈血管５２Ａに至った時は、ほぼ等方性となる。脈動によって厚さが変わる血管５２Ａを進行しつつ光度は脈動による血液量の変化によってモジュレーションされ、再び軟組織５４Ａを通過しつつ多重散乱を経験する。
【００３１】
この際、前述したように、光照射部４０Ａから指５０Ａに照射される入射光は経路ａ  ８０を経る間に動脈血管５２Ａと会って脈動によるモジュレーションを経験し、経路Ｂ  ８２を経る間に脈動を経験しない。もし、動脈血管５２Ａの半径をｒaとし、指５０Ａの半径をｒbとする時、光検出部４２Ａで測定される透過した光の総時不変成分ＤＣは、次の数式（１）のように経路ａ  ８０を通じて透過した光の時不変成分ＤＣaと経路Ｂ  ８２を通じて透過した光の時不変成分ＤＣbよりなる。
【数４】
0003817493.tif 000002
ここで、ＤＣaは次の数式（２）のように表現されうる。
【数５】
0003817493.tif 000003
ここで、ｆ（ｒa、ｒb、λ）は血管５２Ａを含む指５０Ａの構造によって変わる因子として定数であり、λは入射光の波長を示す。この際、動脈血管５２Ａの脈動による血液量の変化によって指５０Ａを透過する光度は光減衰度の変化量ΔＯＤtotだけモジュレーションされ、ここで、ΔＯＤtotは経路ａ  ８０を通る光に関するものであり、次の数式（３）のように表現されうる。
【数６】
0003817493.tif 000004
ここで、ｆ（ｒa、ｒb、λ）を正確に測定することは非常に難しいために、２つの波長λ1及びλ2に対する光減衰度の変化量Ｒ1及びＲ2を測定した後、その変化量の比率（Ｒ12＝Ｒ1／Ｒ2）を次の数式（４）のように得る。したがって、ｆ（ｒa、ｒb、λ）を正確に測定する必要性がなくなる。
【数７】
0003817493.tif 000005
ここで、ＡＣλ1及びＡＣλ2は波長λ1及びλ2に対する時可変成分であり、ＤＣλ1及びＤＣλ2は波長λ1及びλ2に対する時不変成分を各々示す。数式（４）は、例えばパルス酸素濃度計で用いる方式によって求められる。パルス酸素濃度計で用いる方式は”Ｄｅｓｉｇｎ  ｏｆ  Ｐｕｌｓｅ  Ｏｘｉｍｅｔｅｒｓ”という題目でＪ．Ｇ．ＷｅｂｓｔｅｒによりＩｎｓｔｉｔｕｔｅ  ｏｆ  Ｐｈｙｓｉｃｓ  Ｐｕｌｂｌｉｓｈｉｎｇ出版社により１９９７年に出刊された本のｃｈａｐｔｅｒ  ４に開示されている。
【００３２】
結局、数式（４）に示されたように、変化量計算部６８は光検出部４２から入力した電気的な信号の時可変成分ＡＣλ1及びＡＣλ2を時不変成分ＤＣλ1及びＤＣλ2で除算して波長別光減衰度の変化量ΔＯＤtot、λ1及びΔＯＤtot、λ1を求め（第１８段階）、比率計算部７０は光減衰度の変化量ΔＯＤtot、λ1を光減衰度の変化量ΔＯＤtot、λ2で除算して比率を求める（第２０段階）。
【００３３】
以下、本発明に係る最適の少なくとも２つの波長を選択する第１０段階の実施例を次のように説明する。
【００３４】
図６Ａ及び図６Ｂは２種の波長セットでＨに対する変化量Ｒ12を血管５２厚さの変化量Δｄによってシミュレーションした結果を示すグラフであって、図６Ａは波長セット６６０ｎｍ、８０５ｎｍでの変化率Ｒ660/805を示すグラフであり、図６Ｂは波長セット９４０ｎｍ、８０５ｎｍでの変化率Ｒ940/805を示すグラフである。
【００３５】
ＪＭ  Ｓｔｅｉｎｋｅらの実験から得たパラメータを用いて２つの波長セット（９４０、８０５）及び（６６０、８０５）に対するＲ12を血管厚さの変化量Δｄによって説明すれば、図６Ａ及びず６Ｂに示された通りである。ここで、ＪＭＳｔｅｉｎｋｅの実験はＪＯＨＮＭ．ＳＴＥＩＮＫＥ及びＡ．Ｐ．ＳＨＥＰＨＥＲＤにより”Ｒｏｌｅ  ｏｆ  Ｌｉｇｈｔ  Ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ  ｉｎ  Ｗｈｏｌｅ  Ｂｌｏｏｄ  Ｏｘｉｍｅｔｒｙ”という題目でＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ  Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ  ＶＯＬ．ＢＭＥ−３３，ＮＯ．３に１９８６年３月に載せられた論文に開示されている。この際、図６Ａ及び図６ＢからＲ12はＨに依存性があり、Ｒ12はΔｄの値によって変わることが分かる。したがって、人によってΔｄの値が異なり、Ｒ12とＨの依存性が異なる。
【００３６】
一方、第２０段階後に、濃度計算部７２は比率計算部７０から入力した少なくとも１つの比率Ｒ12、．．．を用いて血液に含まれたヘモグロビン濃度ＣHbを計算し、計算されたヘモグロビン濃度ＣHbを出力する（第２２段階）。
【００３７】
第２２段階に関する本発明による一実施例によれば、第１０段階で２つの波長λ1及びλ2が選択された時、第２０段階で求められた比率Ｒ12からヘモグロビン濃度ＣHbを次の数式（５）のように求める。
【数８】
0003817493.tif 000006
ここで、ε1は波長λ1に対する吸光係数を、ε2は波長λ2に対する吸光係数を示す。ｋ1及びｋ2は所定部位５０で入射光を散乱／吸収させる特性及び波長λ1及びλ2により決定される定数を、ａ1及びａ2は散乱粒子の大きさ、ヘモグロビン屈折率、血しょうの屈折率及び波長λ1及びλ2により決定される定数を示す。
【００３８】
以下、本発明に係る数式５の生成過程を次のように説明する。
【００３９】
まず、散乱を考慮しない時、脈動により変調された光検出部４２で測定される光度Ｉvと脈動により変調されていない光検出部４２で測定される光度Ｉpとの比率に対するｌｏｇ値は脈動による血管厚さの変化Δｄにより誘発された光減衰度ＯＤabsの変化量ΔＯＤabsである。しかし、同じヘモグロビン濃度を有する全血（ｗｈｏｌｅ  ｂｌｏｏｄ）とヘモグロビン水溶液との光減衰度［または、光密度（ｏｐｔｉｃａｌ  ｄｅｎｓｉｔｙ）］の差は光散乱により誘発される。光散乱は血しょうと赤血球との屈折率差により２媒質、すなわち、血しょうと血球との接触面で生じる。また、一度散乱された光は隣接した他の赤血球により散乱し続ける。したがって、全血の光学的特性はヘモグロビン水溶液よりはるかに複雑で、使用しにくい。
【００４０】
このような全血の散乱効果を説明するために２種の接近が試みられる。第１の接近で用いられるＴｗｅｒｓｋｙの理論は、照射する光の波長に比べて散乱粒子が大きく、低い相対屈折率を有し、光の吸収が大きな粒子による光の散乱を説明する。ここで、Ｔｗｅｒｓｋｙ理論は”Ｍｕｌｔｉｐｌｅ  Ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ  ｏｆ  Ｗａｖｅｓ  ａｎｄ  Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｐｈｅｎｏｍｅｎａ”という題目でＶｉｃｔｏｒ  Ｔｗｅｒｓｋｙにより’Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  ｔｈｅ  Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｓｏｃｉｅｔｙ  ｏｆ  Ａｍｅｒｉｃａ’という雑誌のｖｏｌｕｍｅ５２、Ｎｕｍｂｅｒ２に１９６２年２月に載せられた論文に開示されている。第２の接近で用いられる光量子拡散理論（ｐｈｏｔｏｎ  ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ  ｔｈｅｏｒｙ）は完全に拡散された光線束（ｆｌｕｘ）の強度が粒子の吸収と散乱により変わる時、媒質内で光度の分布を説明する。ここで、光量子拡散理論は”Ｗａｖｅ  Ｐｒｏｐａｇａｔｉｏｎ  ａｎｄ  Ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ  ｉｎ  Ｒａｎｄｏｍ  Ｍｅｄｉａ”という題目でＡ．Ｉｓｈｉｍａｒｕにより著述されてＡｃａｄｅｍｉｃ  Ｐｒｅｓｓ出版社によりｖｏｌ．１として１９７８年に出版された本のｃｈａｐｔｅｒ９に開示されている。
【００４１】
血管５２の場合、厚さｄが平均散乱自由移動距離（ｍｅａｎ  ｆｒｅｅ  ｐａｔｈ  ｆｏｒ  ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ）に比べて非常に薄いために、光量子拡散理論は全血の散乱効果を説明するのに適しない。したがって、散乱された光が血管５２に入射される時、逆散乱を考慮した総光減衰度ＯＤtotはＴｗｅｒｓｋｙの方程式により次の数式（６）のように一般に表現されうる。
【数９】
0003817493.tif 000007
ここで、Ｉ及びＩ0は各々透過光の強度及び入射光の強度を、εは吸光係数を、Ｃは血中吸光成分の濃度を示す。ａは散乱粒子の大きさ、ヘモグロビン屈折率ｎHb、血しょうの屈折率ｎplasma、入射光の波長により決定される定数であって、次の数式（７）のように表現されうる。
【数１０】
0003817493.tif 000008
ここで、Ｌは赤血球の形成因子（ｓｈａｐｅ  ｆａｃｔｏｒ）であり、ｎ’＝ｎHb／ｎplasmaである。数式（６）でｑは散乱粒子の大きさ、ｎHb、ｎplasma、入射光の波長、光検出部４２を具現する光ダイオードの開口角により決定される定数を示し、Ｄは血液を入れるキュベット（ｃｕｖｅｔｔｅ）の光路長さを示し、ｑ’は光を照射して受光する部分の構造、血球と血しょうの散乱と吸収、特に入射光の波長と入射光の分光学的な特性によって決定される定数を示す。
【００４２】
数式（６）において最初の項は媒質の散乱がない時、Ｄを進行しつつ光の吸収量を示し、２番目の項は散乱によって増えたＤを進行しつつ光の吸収量を示す。また、２番目の項で１０-aDH(1-H)は赤血球間の散乱による光の減衰度を示し、ｑ１０-2q'εCDaDH(1-H)/(2εCD+aDH(1-H)及び−ｑ１０-aDH(1-H)は光検出部４２の幾何学的な構造により変わる散乱光の受光量を示す。
【００４３】
もし、Ｄが小さくなると、即ちＤがΔｄとなると逆散乱効果が小さくなり、ｑ’は０に近い値を有し、血管５２を透過した光が再び散乱媒質、すなわち軟組織５４を経つつ非等方性になる時、数式（６）は次の数式（８）のように近似されうる。
【数１１】
0003817493.tif 000009
ここで、ｋは光を照射して受光する部分４０、４４、４６及び４２の光学的な構造、所定部位５０の散乱と吸収特性、入射光の波長により決定される定数であり、ΔＯＤabsは吸収による光減衰度の変化量を、ΔＯＤscatは散乱による光減衰度の変化量を各々示す。血管の厚さｄが薄くなるほど数式８は数式６によく近似化される。したがって、２つの波長λ1、λ2で光減衰度の変化量間の比率Ｒ12は次の数式（９）のように表現される。
【数１２】
0003817493.tif 000010
もし、入射光が血管５２を通過する間にヘモグロビンによる吸収が支配的であり、ヘモグロビンの濃度ＣHbがｇ／ｄｌ（ｇｒａｍ／ｄｅｃｉｌｉｔｅｒ）の単位で表現されるならば、一般に次の数式（１０）が満たされる。
【数１３】
0003817493.tif 000011
ここで、ヘモグロビンの濃度とヘマトクリットＨとは次の数式（１１）のような関係にある。
【数１４】
0003817493.tif 000012
この際、数式（１０）と数式（１１）を数式（９）に代入すれば、次の数式（１２）が導出される。
【数１５】
0003817493.tif 000013
結局、数式（１２）をＣHbに対して再び整理すれば、数式（５）となることが分かる。
【００４４】
以下、第２２段階に対する本発明に係る他の実施例を次のように説明する。
【００４５】
図８は、図１に示された第２２段階に対する本発明による他の実施例を説明するためのフローチャートであって、あらかじめ生成したモデル方程式を用いて少なくとも１つの比率よりヘモグロビン濃度を求める段階（第１００及び第１０２段階ら）よりなる。
【００４６】
図８を参照すれば、濃度計算部７２は侵襲的に予め求められ、入力端子ＩＮ３（図２）を通じて入力されるヘモグロビンの濃度ＣHbと第２０段階で予め求めた比率間の関係から次の数式（１３）のように表現されるモデル方程式を生成する（第１００段階）。
【数１６】
0003817493.tif 000014
ここで、Ａijは比率係数を、Ｒijは第２０段階で予め求めた比率を各々示し、ｐは２以上である。この際、本発明によれば、比率係数Ａijは主成分回帰（ＰＣＲ：Ｐｒｉｃｉｐａｌ  Ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ  Ｒｅｇｒｅｓｓｉｏｎ）法または部分最小自乗回帰（ＰＬＳＲ：Ｐａｒｃｉａｌ  Ｌｅａｓｔ  Ｓｑｕａｒｅｓ  Ｒｅｇｒｅｓｓｉｏｎ）法により統計的に求められる。
【００４７】
例えば、非侵襲的に予め求めた比率Ｒ12と浸湿的に採血により予め求めたヘモグロビン濃度ＣHbが次の表１のようである時、表１に示される比率Ｒ12と濃度ＣHbとの関係から数式（１３）に表現されたモデル方程式を生成する。
【表１】
0003817493.tif 000015
もし、ｐ＝２の場合、ヘモグロビンの濃度ＣHbは数式（１３）に示されたモデル方程式は次の数式（１４）のように表現される。
【数１７】
0003817493.tif 000016
第１００段階後に、濃度計算部７２は数式（１３）のように生成されたモデル方程式に第２０段階で求めた比率Ｒ12、Ｒ21、．．．を代入してヘモグロビン濃度ＣHbを計算し、計算されたヘモグロビン濃度ＣHbを酸素飽和度計算部７４及びディスプレー部７６に出力する（第１０２段階）。
【００４８】
結局、本発明によるヘモグロビン濃度モニタリング方法及び装置は、数式（１３）に示された比率Ｒijをさらに多く考慮せねばならないので、生体組織によるヘモグロビン濃度ＣHbの誤差を補償してより正確なヘモグロビン濃度を測定できる。
【００４９】
以下、図７に示された第２２段階に対する他の実施例を行う濃度計算部７２の本発明による望ましい実施例７２Ａの構成及び動作を添付図面に基づいて次のように説明する。
【００５０】
図８は図２に示された濃度計算部７２の本発明に係る望ましい一実施例７２Ａのブロック図であって、アドレス生成部１１０及びルックアップテーブル１１２で構成される。
【００５１】
図８に示されたアドレス生成部１１０は浸湿的に測定されて外部から入力端子ＩＮ４を通じて入力したヘモグロビン実際濃度と比率計算部７０から入力端子ＩＮ５を通じて入力した比率との関係からアドレスを生成し、生成されたアドレスをルックアップテーブル１１２に出力する。
【００５２】
この際、ルックアップテーブル１１２は入力端子ＩＮ６を通じて外部から入力して予め貯蔵したヘモグロビンの実際濃度のうち１つをアドレス生成部１１０から入力したアドレスに応答して予測されたヘモグロビン濃度として出力端子ＯＵＴを通じて出力する。
【００５３】
以下、ヘモグロビンの濃度をより正確に測定するための本発明に係る実施例を次のように説明する。
【００５４】
第１実施例、所定部位５０を圧迫しつつ入射光を順次に照射させうる。ここで、所定部位５０に加えられる圧力は可変である。このために、所定の重さを有する光照射部４０が所定部位５０を密着したままその部位５０を圧迫しつつ入射光を順次に照射させうる。
【００５５】
第２実施例、図２に示された本発明に係る装置は所定部位５０に圧力を加える圧迫部６０をさらに備えられる。ここで、圧迫部６０は所定部位５０に加えられる可変の圧力に関する情報を入力端子ＩＮ２を通じて外部から入力し、入力した情報を分析し、情報を分析した結果に相応して決定した圧力で所定部位５０に圧力を加える。この際、光照射部４０は、圧迫部６０から圧力が所定部位５０に加えれる時、入射光を所定部位５０に順次に照射する。
【００５６】
第３実施例、身体において、所定値、例えば５００μｍ以下に厚さが変わる血管を含む部位を所定部位５０として選択する。
【００５７】
図９は、第１０段階で２つの波長５６９ｎｍ及び８０５ｎｍが選択された時、生体内（ｉｎ  ｖｉｖｏ）で侵襲的に測定された基準ヘモグロビン濃度ＣrHbと生体内で非侵襲的に測定された予測されたヘモグロビン濃度ＣpHb間の関係を示すグラフである。
【００５８】
図９から分かるように、本発明に係る装置及び方法により測定されたヘモグロビン濃度（図９においては、黒く塗りつぶした四角形■で示されている）は、概略的に基準値１２０に偏重されていることが分かる。
【００５９】
結局、２つの波長５６９、８０５が選択される時、Ｈの変化に対するＲ12のダイナミックレンジが非常に大きく現れるので、２波長の比Ｒ12を用いてＨを正確に予測できる。例えば、従来のヘモグロビン測定方法は、水の吸収度がヘモグロビンのそれよりはるかに大きな波長領域に存在する波長を使用してヘマトクリットＨを測定したので、実際にヘモグロビン測定装置を具現する時、ＳｉとＧｅ（またはＩｎＧａＡｓ）で具現される２つの光検出部を要求する問題点を有する。したがって、２つの光検出器を使用することによって２波長間に光路が変わるにも拘らず、従来の方法はその経路が同一であると仮定してＨを測定するので正確なＨを測定できなかった。しかし、本発明に係るヘモグロビン濃度のモニタリング方法は順次に入射光を一々血管５２に照射するためにＳｉ、ＧｅまたはＩｎＧａＡｓで具現される１つの光検出部４２だけを使用しても良いので、経路が同一であるという仮定に符合されて正確なＨを測定できる。
【００６０】
次いで、本発明に係る酸素飽和度のモニタリング方法は第２２段階後に、測定されたヘモグロビン濃度ＣHbを用いて酸素飽和度Ｓを計算することもできる（第２４段階）。このために備えられる酸素飽和度計算部７４は濃度計算部７２から入力したヘモグロビン濃度ＣHbを用いて酸素飽和度Ｓを計算し、計算された酸素飽和度Ｓをディスプレー部７６に出力する。
【００６１】
以下、酸素飽和度計算部７４で行われる図１に示された第２４段階に対する本発明に係る実施例を添付図面に基づいて次の通り説明する。
【００６２】
図１０は、図１に示された第２４段階に対する本発明に係る実施例を説明するためのフローチャートであって、適切に選択した２つの波長に対する光減衰度の変化量の比率及びヘモグロビン濃度を用いて酸素飽和度を求める段階（第１３０〜第１３６段階）よりなる。
【００６３】
図１０を参照すれば、第２４段階を行うために、まず、第１０段階で選択された少なくとも２つの波長のうち１つλxを選択し、ヘモグロビンの形によって吸光係数の差が最大の波長λOを選択する（第１３０段階）。例えば、λOは図３でヘモグロビンＨｂと二酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ2）との吸光係数差が最大の波長である６６０ｎｍになり、λxは近赤外線帯域（８００〜９５０ｎｍ）の８０５ｎｍに選択されうる。
【００６４】
第１３０段階後に、選択された波長λOに対する光減衰度の変化量ΔＯＤtot、λoを図１に示された第１２〜第１８段階を行って求める（第１３２段階）。第１３２段階後に、波長λOに対する光減衰度の変化量ΔＯＤtot、λoと、第１８段階で求めた波長λxに対する光減衰度の変化量ΔＯＤtot、λxとの比ＲOXを求める（第１３４段階）。
【００６５】
第１３４段階後に、ＲOXと第２２段階で計算されたヘモグロビン濃度ＣHbを用いて血液に含まれた酸素飽和度Ｓを計算する（第１３６段階）。
【００６６】
本発明によれば、酸素飽和度Ｓは次の数式（１５）のように求められる。
【数１８】
0003817493.tif 000017
ここで、εHbO2、Oは波長λOに対するＨｂＯ2の吸光係数を、εHb、Oは波長λOに対するＨｂの吸光係数を、εHb、xは波長λxに対するヘモグロビンの吸光係数を、ｋx及びｋOは所定部位５０で入射光を散乱／吸収させる特性及び波長λx及びλOにより決定される定数である。ａx及びａOは散乱粒子の大きさ、ヘモグロビン屈折率ｎHb、血清の屈折率ｎplasma及び波長λx及びλOにより決定される定数を示す。
【００６７】
結局、本発明に係る非侵襲的な酸素飽和度測定方法及び装置は従来とは違って正確に測定されたヘモグロビン濃度を考慮して酸素飽和度を予測するために、酸素飽和度Ｓの測定誤差が補償されうる。
【００６８】
一方、図２に示された本発明に係る非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置はディスプレー部７６をさらに備えられる。この際、ディスプレー部７６は濃度計算部７２から入力したヘモグロビン濃度及び酸素飽和度計算部７４から入力した酸素飽和度をディスプレーし、使用者が身体のヘモグロビン濃度及び酸素飽和度を視覚的にモニタリング可能にする。
【００６９】
また、図２に示された本発明に係る非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置は補正部材４４及び４６のうち少なくとも１つをさらに備えても良い。この際、補正部材４４または４６は身体の軟組織５４に相応する光透過特性及び光散乱特性を有し、所定部位５０の外部で入射光が通る経路上に備えられる。補正部材４４及び４６それぞれの経路上の厚さｗ1またはｗ2は可変である。本発明によれば、補正部材４４または４６は可視光線と近赤外線帯域で生体と類似した散乱特性を有するポリスチレンビーズ、イントラ脂質または牛乳溶液で具現されうる。この際、液体状態の補正部材４４または４６はゲル状態にして用いられる。
【００７０】
本発明に係るヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置は少なくとも１つの補正部材４４及び４６を備えることにより、波長を可変させて補償できないヘモグロビンＣHbの誤差をも物理的に補償できる。
【００７１】
結局、本発明に係る非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング方法及び装置は、動脈波を用いて動脈波に含まれたヘモグロビンの濃度を非浸湿的に測定でき、かつ酸素飽和度を正確なヘモグロビンの濃度により測定することもできる。
【００７２】
【発明の効果】
前述したように本発明に係る非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング方法及び装置は採血せず、非侵襲的に時間及び空間上の制約なしにヘモグロビンの濃度及び酸素飽和度を測定でき、すなわち、ヘモグロビンの濃度と酸素飽和度に対するリアルタイムモニタリングが可能で手術室や応急室で有用に活用でき、従来とは違って水に対する吸収度を考慮せずにヘモグロビンの濃度及び酸素飽和度を測定するので、生体内の水量の変化による影響を受けず、ヘモグロビンの濃度及び酸素飽和度を正確に測定でき、正確なヘモグロビン濃度を用いて酸素飽和度を補正することによって酸素飽和度をより正確に測定でき、フォトダイオードで具現可能な光検出部４２を１つだけ使用しても良いので、２つの光ダイオードを要求する従来に比べてコストダウンができ、使用する波長が全て安価のＳｉ光ダイオードで測定可能な波長帯なので、さらなるコスダウンができ、１つの光検出部４２のみを使用することによってヘモグロビン濃度及び酸素飽和度の測定の正確度をより高められ、かつｆ（ｒa、ｒb、λ）を測定する必要性を無くすので、生体内の血管５２以外の他の組織の影響をほとんど受けずにヘモグロビンの濃度及び酸素飽和度を測定できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明に係る非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング方法を説明するためのフローチャートである。
【図２】  本発明に係る非侵襲的なヘモグロビン濃度及び酸素飽和度のモニタリング装置の一実施例のブロック図である。
【図３】  酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの吸光係数スペクトルを示すグラフである。
【図４】  図１に示された第１８及び第２０段階を説明するための模型化された指の正面図である。
【図５】  図４に示された模型化された指の平面図である。
【図６】  図６Ａ及び図６Ｂは、２種の波長セットでＨに対する変化量を血管厚さの変化量によってシミュレーションした結果を示すグラフである。
【図７】  図１に示された第２２段階に対する本発明に係る他の実施例を説明するためのフローチャートである。
【図８】  図２に示された濃度計算部の本発明に係る望ましい一実施例のブロック図である。
【図９】  第１０段階で２つの波長５６９ｎｍ及び８０５ｎｍが選択された時、生体内で基準ヘモグロビン濃度と予測されたヘモグロビン濃度との関係を示すグラフである。
【図１０】  図１に示された第２４段階に対する本発明に係る実施例を説明するためのフローチャートである。
【符号の説明】
１０、１２、１４、１６、１８、２０、２２、２４、１００、１０２、１３０、１３２、１３４、１３６  段階
４０  光照射部
４２  光検出部
６８  変化量計算部
７０  比率計算部
７２  濃度計算部
４４、４６  補正部材
６０  圧迫部
６２  増幅部
６４  低域通フィルター（ＬＰＦ：Ｌｏｗ  Ｐａｓｓ  Ｆｉｌｔｅｒ）
６６  アナログ／デジタル変換部（ＡＤＣ：Ａｎａｌｏｇ  ｔｏ  Ｄｉｇｉｔａｌ  Ｃｏｎｖｅｒｔｅｒ）
７４  酸素飽和度計算部
７６  ディスプレー部
５０Ａ  指
５２Ａ  血管
５４Ａ  軟組織
４０Ａ  光照射部
４２Ａ  光検出部
７２Ａ  濃度計算部
１１０  アドレス生成部
１１２  ルックアップテーブル
ＩＮ４、ＩＮ５、ＩＮ６  入力端子
ＯＵＴ  出力端子
【図１】
0003817493.tif 000018
【図２】
0003817493.tif 000019
【図３】
0003817493.tif 000020
【図４】
0003817493.tif 000021
【図５】
0003817493.tif 000022
【図６】
0003817493.tif 000023
【図７】
0003817493.tif 000024
【図８】
0003817493.tif 000025
【図９】
0003817493.tif 000026
【図１０】
0003817493.tif 000027