JP2004148070A - Detector of a pluralty of components in blood - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To achieve the non-invasive calculation of the blood concentration of a hemoglobin, the degree of oxygen saturation in the artery, the degree of oxygen saturation in the vein, the effective diameter of the blood vessel of the vein, the effective diameter of the blood vessel of the artery, the change in a capacity of the artery, and the like. <P>SOLUTION: A pressure is applied to a living body from outside for the formation of at least two states to obtain a biomedical signal in a non-invasive fashion, and moreover, the necessary signal is obtained from at least four operations of biospectroscopy in the absorption spectroscopic area of the hemoglobin to carry out the computation. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

すると

ここで
Ｓ_λ：ヘモグロビンの散乱係数
Ｋ_λ：ヘモグロビンの吸収係数
この式はＳ_λ、Ｋ_λの大小の関係を考慮したクベルカ．ムンクの方程式を解いた結果である。
ここで（１）の対数をとると

（２）のＡＣ成分をとる
ａ_λ＝（ｌｎ（Ｉ_λ））_ａｃとして
ａ_λ＝−（２Ｓ_λ．Ｋ_λ）・ｆ（ｔ）−−−−−−−−−−−−−−−−（３）
ここでＫ_λを吟味すると酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの割合によって変る。
Ｋ_λ＝δ・Ｃ_ｔＨｂ・｛（ＳｐＯ_２／１００）（ε_ＨｂＯ２ ^λ−ε_Ｈｂ ^λ）＋ε_Ｈｂ ^λ｝−−−−−（４）
ここで
δ：吸収係数の単位を合わせるための定数（観血により決める、一度でよい）
Ｃ_ｔＨｂ：Ｃ_{ｔＨｂＯ２}＋Ｃ_ｔＨｂのトータルヘモグロビン濃度
Ｃ_ＨｂＯ２：酸化ヘモグロビン濃度
Ｃ_Ｈｂ：還元ヘモグロビン濃度
ＳｐＯ_２：酸化飽和度、％表示
ε_ＨｂＯ２ ^λ：酸化ヘモグロビンの波長λにおける吸収係数
ε_Ｈｂ ^λ：還元ヘモグロビンの波長λにおける吸収係数
又Ｓ_λ（δと同様観血により決める）は酸化、還元ともヘモグロビンにおいては同じ係数をもつと考えられる。
ここで（３）、（４）の未知数、既知数に注意して整理すると

ここで ａ_λ：測定値
Ａ_λ：２Ｓ_λ．Ｋ_λ （ε_ＨｂＯ２ ^λ−ε_Ｈｂ ^λ）：λパラメーターの既知数
Ｂ_λ：２Ｓ_λ．ε_Ｈｂ ^λ ：λパラメーターの既知数
δ：定数であるがここでは未知数としてあつかう。
Ｃ_ｔＨｂ：未知数
ｆ（ｔ）：未知数
（５）は４個の未知数をもった式となっているが、掛け算の形を応用して

とおく。すると

すると（７）は未知数Ｓｐ、Ｘの二つであり、少なくとも独立した２式があれば解ける。
計測波長をλ_１、λ_２とすると次式を得る。

（８）÷（９）をとれば

（１０）から

（１１）よりＳｐ、即ち酸素飽和度が解る。
これがパルスオキシメーターの測定原理である。
又別の解法を示す。
（２）の微分型をとる

即ち

これは（３）と同型であり次のように解くことが出来る。

次に血中ヘモグロビン濃度、静脈中の酸素飽和度、等を計測する測定原理を説明する。
静脈は脈動していなく今までの方法では求められない。そこで静脈に対し外から圧力を加えあたかも脈動しているかのようにして計測する。
図２はそれら計測の説明図である。外圧 Ｈ（ｔ）を加えて静脈がｈ（ｔ）の脈動している図である。その影響を受けて動脈も又 ｋ１・ｈ（ｔ）の脈動が加わっているとしている。又動脈ｆ（ｔ）の静脈への影響は少ないとされているが、ここではｋ２・ｆ（ｔ）を加えている。ここでｋ１、ｋ２とも時間的に変化してもよい変数としている。ｋ１は後述するように動脈の実効径に相当しており、またｋ２は時間的に任意変化してもよく、動脈と靜脈の固有の脈波変化の比であり、ｋ２が求まるということは静脈の固有脈波の変化量がわかるということである。
又固定の吸収部分の外圧による変化する部分を

とする。
すると▲１▼に相当する透過光Ｉ_λは

ｈ（ｔ）は外圧による変化Ｈ（ｔ）とは次のように関係しているとする。

ここでＤは計測部位の外径、ＰＹは静脈の実効的な管の直径、Ｈ（ｔ）は外径部の変化を表している。重要なことは（２２）のように式で表されることである。（２２）はその一例を示している。
動脈への静脈の影響ｋ１・ｈ（ｔ）は上述と同じように考えて

と考える。ここでＰＸは動脈の実効的な管の直径とし、他の定義は静脈と同様とする。
ここで（２１）を再び式で表す。

ここで

Ｈ（ｔ）：外圧の変化部分
ｆ（ｔ）＋（ＰＸ／Ｄ）・Ｈ（ｔ）：動脈の合成波
（ＰＹ／Ｄ）・Ｈ（ｔ）＋ｋ２・ｆ（ｔ）：静脈の合成波
Ｋ１λ：静脈中の酸素飽和度とヘモグロビン濃度により決まる吸収係数
Ｓλ：ヘモグロビンの散乱係数
ｋ２：動脈と静脈の脈波の比
又、動脈中と静脈中のヘモグロビンの濃度は同じとしている。
（２４）の対数をとり、そのＡＣ成分をとると

ここで

（２６）のＳｐＯ_２は先の動脈中の計測で解っているとする。又Ｃはトータルのヘモグロビン濃度を表し、ＳｐＯ_２ ^１は静脈中の酸素飽和度を表す。
（２５）を更に変形する。

ここで
Ａ_λ＝Ｓ_λ（ε_ＨｂＯ２ ^λ−ε_Ｈｂ ^λ）
Ｓ＝ＳｐＯ_２／１００
Ｂ_λ＝２Ｓ_λ・ε_Ｈｂ ^λ
Ｓ^１＝ＳｐＯ_２ ^１／１００
δ：総合した吸収係数Ｋと、ＨｂＯ_２、Ｈｂの吸収係数と、Ｃとを合わせるための定数
ここで求めたいものは第１にＣである。
未知数はＫ_０λ、Ｃ、ｆ、ＰＸ、ｋ２ 、ＰＹ、Ｓ^１の７個である。少なくとも７個の独立方程式があれば解くことができる可能性がある。しかしＣについては

く合わせた値からＣの値を算出できる。後述する。
又Ｋ_０λはλによる変化がないところを選ぶことにより、λとは独立の未知数となる。
これらの未知数を求める１例を以下示す。
（２８）を更に変形する。

夫々の変形部分は

（２９）は次のように変形される。

ここでＨがＨ^１に変化した時の（３１）を考える。

ここでＦ^１はＨがＨ^１に変位した時のＦの変位を表し、ａ^１ _λも同様である。
（３１）×Ｈ^１−（３２）×Ｈを行うと

を得る。
（３３）においてλをλ_１、λ_２、λ_３と三つの領域で考える。

ここで

（３４）、（３５）、（３６）は未知数Ｆ_０、Ｓ^１、ｋ２の３ヶであるから代数的に解ける。
（３４）、（３５）、（３６）を変形して次式を得る。

（４１）と（４２）からｋ２を消去してＦ_０について整理すれば次式を得る。

これはＦ_０についての２次方程式であって係数は一般的に０ではないから解くことができる。２個の解を吟味して答えを得る。
Ｆ_０がもとまれば（４１）、あるいは（４２）よりｋ２が求められる。
更に（３８）、（３９）あるいは（４０）によりＳ^１をもとめることが出来る。
これらの解法は３個の分光信号と外圧の二つの状態の組み合わせの計６個の独立方程式から代数的に解けるということを示している。
（３１）に戻って他の未知数の一つの解き方を示す。
Ｓ^１とｋ２は既知となったので（３１）はＫ、Ｆ、Ｐｘ、Ｐｙの４個の未知数を解くことになる。これらは一次式で結ばれているのでここでは４個の分光による独立式を考える。すると

ここで

マトリックス表示をすると

これらは代数的に解くことができる。
以上が一つの理論的解法である。
次にヘモグロビン濃度に注目する。例えばＰｙは（３０）より

即ち
Ｃ＝｛Ｄ^２／（δＰＹ^２）｝・Ｐｙ−−−−−（４８）
（４８）において
δは定数であり
Ｄは被計測部位の例えば指の外径で既知であり
Ｐｙは一連の未知数の解である。
ここで一度採血してＣの値が決まればＰＹは決まる。ＰＹは実効的な静脈の血管径であるからＣの変化に比較して変化するものではない。従ってＰｙの値が計測できればＣは求まる。これがＣを求める測定原理である。Ｐｘに注目しても同様の結論となる。ただしＦについては時間的変化が大きく安定したものを得るためにはＰｙ、Ｐｘにくらべ劣るので採用は適当ではないと思われる。
これら展開の中で外圧が内部に対しどう影響するかは最も重要な問題である。（２２）に示したものは一つの近似であって、要は（２２）のように、解析的に数式に表される、或いは実験的に式で表されることが最も重要なことである。式は、ここに示したように代数的な解をもとめる方法とか、あるいは近接法とかにより求めることが出来る。従ってここで示した方法は一つの例であるということである。
まとめると
動脈中の酸素飽和度はヘモグロビンの吸収分光域の２波長の生体信号があれば求めることが出来る。静脈中の酸素飽和度はヘモグロビンの吸収分光域の３波長と外圧の２つの変化の生体信号があれば求めることができる。ヘモグロビンの濃度はヘモグロビンの吸収分光域の４波長と外圧の２つの変化の生体信号があれば求めることができる。これらの分光域は可視光から近赤外光まで広がるもので、現在の受光素子、発光素子で十分なＳ／Ｎがあり動脈中の酸素飽和度では実用化されている。
【発明の実施の形態】
図３以下本発明装置の説明をする。
３図３は本発明装置の信号検出部を指につけた模式図である。
ＡＬには発光素子群を、ＢＤには受光素子群を配置する。図４はその中身を示したものでＡＬにはλ_１、λ_２、λ_３、λ_４の各波長を主成分にした発光素子を配し、ＢＤにはλ_１、λ_２、λ_３、λ_４の感度を有する受光素子を配する。この場合はそれぞれ同時に発光させ、同時に受光して信号をとり出すのが理想であるが生体の変化に比べて問題のない速さでデータのとりこみができれば時系列的にデータを取込む方法で問題ない。
図５はλ_１、λ_２、λ_３、λ_４を同時に発光させ、かつ同一の光路で生体を照射し、受光では同一の受光路からλ_１、λ_２、λ_３、λ_４を分離した後それぞれに受光素子を配し（受光素子は省く）、同時データ取込みの例である。或いは時系列的に取り組む場合はＡＬと分光選択性のないＢＤか、逆の分光選択性のないＡＬとＢＤの組み合わせでもよい。
図６は外部からＨ（ｔ）を与えるための原理説明図である。あらかじめＡＬとＢＤの間に指先を挿入し、調整機構ＡＤＪでＡＬ−ＢＤ間の距離を指先の厚さに調整する。図示してはいないが、もちろんＡＤＪは自動調整であってもよい。その時カムＫＭの回転中心はその調整機構ＡＤＪとともに調整され、カム回転中心ＫＭＯの周りで回転する。ＫＭにはカム溝ＫＭＭが設けられており、その溝にカムピンＫＭＰが滑らかに入っていいる。ＫＭＰはＡＬを保持しているアームに固定され、そのアームはＢＤを保持しているアームと支点中心ＣＴ１で回転できるよに固定されている。またＡＤＪを保持しているアームは一方はＫＭＯで回転出来るようにＫＭに固定され、他方で回転できないようにＦＩＸ１で固定されている。この構成で、ＫＭが回転するとＫＭＰを介してＡＬ保持アームとＢＤ保持アームが相対的往復運動を始め、指にＨ（ｔ）の外圧をあたえることになる。これがＨ（ｔ）の動作のメカニズムである。Ｈ（ｔ）の変位についてはここでは省いているがＡＬとＢＤの距離の計測で（３１）、（３２）等で示されるＨ、Ｈ^１は分かる。
図１０は図６の変形型である。ＫＭの代わりに回転板ＫＢがＣＴ４の回転中心の周りで回転できるように構成され、ＣＴ４は厚さ調整機構ＡＤＪ保持アームに固定され、この厚さ調整機構ＡＤＪ保持アームはＦＩＸ１でＢＤ保持アームに固定され、又ＫＭＭ−ＫＭＰの代わりにバーＢＡＲを用いて、ＢＡＲの両端がＣＴ３，ＣＴ５の各支点で回転できるように固定されている。ＣＴ３はＡＬ保持アームに固定され、そのアームはＢＤを保持しているアームと支点中心ＣＴ１で回転できるよに固定されている。この構成でＫＢがＣＴ４のまわりを回転するとＢＡＲによってＡＬ保持アームが動き、ＡＬとＢＤが相対的往復運動をはじめる。これによりＨ（ｔ）が計測部位にかかり、図６と同様Ｈ、Ｈ^１は計測することで分かる。
図１１は他の変形型である。回転運動を用いないで電磁石を用いる。電磁石保持箱ＳＹは電磁石ＥＭＳＮを保持固定し、一方図のようにバネを介して永久磁石ＰＭを保持し、ＰＭはシリンダー内を滑らかに動くように構成されている。図はＥＭＳＮは下部がＳ極とし、ＰＭは上部がＳ極とし、バネは反撥する方向にかけられているものとする。またＰＭはＣＴ３においてＡＬ保持アームに回転できる形で固定され、そのアームはＣＴ１において回転できるようにＢＤ保持アームに固定されている。
ＳＹはＣＴ４において回転できる形で調整ＡＤＪ保持アームに固定され、そのアームはＦＩＸにおいてＢＤアームに固定されている。この構成でＥＭＳＮの極性が交互に変わるようにする。それにつれてＰＭが往復運動を始め、続いてＣＴ３を介してＡＬ保持アームが動きＡＬとＢＤが相対的往復運動をはじめる。これによりＨ（ｔ）が計測部位にかかり、図６と同様Ｈ、Ｈ^１は計測することで分かる。
図７は本発明の機能ブロックを示したものである。ＡＬＬは発光系及び振動系の一部を示し、ＢＤＤは受光系と信号処理系の一部を示している。ＢＤＤからの各信号をアナログからデジタルに変換し、上述した演算をＣＰＵ等（図示してない）でおこなってＳｐＯ_２、ＳｐＯ_２ ^１、Ｃ、ｆ（ｔ）、Ｐｘ、Ｐｙ、Ｋ、ｋ２等を求める。必ずしも全てを出力する必要はない。又駆動系にはＢＤＤの出力をみてフィードバックをかけ適当な発光になるようにコントロールする。それは演算の結果をみて行ってもよいし、Ａ／Ｄ変換の結果であってもよい。
図８、図９は発光素子への印加の仕方を示している。これ以外にも図示していないが組み合わせのなかで考えられる。ここでは代表例をしめした。
図８はＬα_１、Ｌα_２を交互に、或いは同時に印加し、更にＬａ_１、Ｌα_２の極性を交互に入れ替える。その結果各発光素子は順次、或いは同時に点灯する。
図９はＬα_１、Ｌα_２、Ｌα_３、Ｌα_４に同時に印加してもよいし、順次に印加してもよい結線図である。
又図示していないが別途ドップラー効果等を応用した血流計により血流速度を測ることによりヘモグロビンの流量を算出できる。
単位時間の流量をＶＬとすれば
ＶＬ＝π（Ｐｘ／２）^２・Ｃ・Ｖ−−−−（４９）
Ｖは速度である
以上のようにこの計測は他の計測の因子として役立つ。
【発明の効果】
以上のごとく、主に可視光、赤外光を用いて非侵襲的に生体信号を得るようにした装置において、生体に外部から圧力を加えて少なくとも２つの状態をつくり、その上にヘモグロビンの吸収分光域の複数の非侵襲的なＳ／Ｎのよい生体分光信号を得て、未知なる生体因子の数より少なくとも同数の独立方程式を得て、今まで算出できなかった血中のヘモグロビン濃度、動脈中の酸素飽和度、、静脈中の酸素飽和度、静脈の実効的血管径、動脈の実効的血管径 、動脈の容積変化、等が算出することが出来、別途ドップラー効果等を応用した血流計により血流速度を測ることによりヘモグロビンの流量を算出できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明にかかるパルスオキシメーターの説明図
【図２】本発明にかかる測定原理の説明図
【図３】本発明にかかる検出部の説明図
【図４】本発明にかかる検出部の発光受光の説明図
【図５】本発明にかかる検出部の光学系の説明図
【図６】本発明にかかる検出部の駆動系の説明図
【図７】本発明にかかる機能ブロックの説明図
【図８】本発明にかかる検出部の発光部の説明図
【図９】本発明にかかる検出部の発光部の説明図
【図１０】本発明にかかる検出部の駆動系の説明図
【図１１】本発明にかかる検出部の駆動系の説明図
【図１２】本発明にかかる検出部の駆動系の説明図
【符号の説明】
ＡＬ 発光部
ＢＤ 受光部
ＡＬＬ 発光部と駆動メカの一部
ＢＤＤ 受光部と信号処理の一部
λ_１、λ_２、λ_３、λ_４ 各分光波長
ＫＭ カム
ＫＭＭ カム溝
ＡＤＪ 厚さ調整機構
ＫＭＰ カムピン
ＫＭＯ カム回転中心
ＣＴ１ 支点中心
ＣＴ３ 支点中心
ＣＴ４ 回転中心
ＣＴ５ 支点中心
ＦＩＸ１ 固定部
ＦＩＸ２ 固定部
ＦＩＸ 固定部
ＳＹ 電磁石保持箱
ＥＭＳＮ 電磁石
ＰＭ 永久磁石
Ｎ Ｎ極
Ｓ Ｓ極TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a device for detecting multi-components in blood.
[Prior art]
Devices that non-invasively measure oxygen saturation in arteries have already been commercialized as pulse oximeters, but others have had little success. A method for non-invasively measuring blood hemoglobin concentration has been attempted but has not been successful. Japanese Patent Application Laid-Open (B2) Hei 3 □ 71135 has theoretically been prepared in this regard. The measurement principle is to apply the arterial pulse pulse wave, take out the two transmitted light signals of the absorption spectral wavelength of hemoglobin and the absorption spectral wavelength of water, eliminate the pulsation component, calculate the hemoglobin concentration with the water concentration constant. Is what it is. Although it is thought that there is no problem theoretically, in an actual apparatus, the accuracy is determined by the magnitude of the S / N of each spectral transmission light signal, and this is a problem. In this patent, the absorption spectroscopy of water may be, for example, 1.45 μm or 2.7 μm, but the S / N for the living body is poor and the final accuracy cannot be sufficiently guaranteed. There is a problem with the light receiving element and light source. On the other hand, it is understood from the example of the pulse oximeter that a transmitted light signal having a good S / N is obtained in the visible and near infrared of the absorption spectroscopy of hemoglobin.
[Problems to be solved by the invention]
Conventional hemoglobin concentration measurement uses a wide range of water absorption, and the S / N for living organisms is poor, so that final accuracy is not guaranteed. On the other hand, the present invention is based on the application of a biological signal having good S / N in the visible and near-infrared spectral regions of hemoglobin, and calculates the hemoglobin concentration without using the water absorption spectral region. The arterial oxygen saturation, venous oxygen saturation, arterial effective blood diameter, and vein effective blood vessel diameter are calculated, and the blood flow rate can be measured by adding the arterial blood flow velocity measurement separately. This is to detect multiple components.
[Means for Solving the Problems]
First, a measurement principle for non-invasively measuring the oxygen saturation in an artery will be described. This will help later. The measurement principle is as follows. When the movement of hemoglobin in an artery is viewed in terms of the intensity of transmitted light, for example, the following description is given for a finger.
In FIG. 1, the incident light: I _{0λ, λ} is a certain wavelength incident light: I _{λ, λ} is a certain wavelength fixed absorption part: C _{0λ, and the} arterial thickness variation part including the artery thickness invariable part: f (t ), F (t), which is a periodic function, is a periodic function.

Then

Here, S _{λ is} the scattering coefficient of hemoglobin K _λ is the absorption coefficient of hemoglobin This equation is based on Kubelka's method considering the relationship between S _{λ and} K _λ . This is the result of solving Munch's equation.
Here, taking the logarithm of (1)

A _lambda = the take AC component of _{(2) a λ = (ln} (I λ)) ac - (2S λ .K λ) · f (t) -------------- --- (3)
Here examining the K _lambda and vary with the percentage of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin.
_{K λ = δ · C tHb ·} {(SpO 2/100) (ε HbO2 λ -ε Hb λ) + ε Hb λ} ----- (4)
Here, δ: a constant for adjusting the unit of the absorption coefficient (determined by invasion, only once)
_{C tHb:} C tHbO2 ₊ C _tHb total hemoglobin concentration _{C HbO2:} oxidized hemoglobin concentration _{C Hb:} deoxyhemoglobin concentration SpO _2: saturation oxide, percentages epsilon _HbO2 ^lambda: the absorption coefficient at the wavelength of oxyhemoglobin ^λ ε _Hb λ: reduced hemoglobin It is considered that the absorption coefficient or S _λ (determined by invasion similarly to δ) at the wavelength λ has the same coefficient in hemoglobin for both oxidation and reduction.
Here, if we pay attention to unknowns and knowns in (3) and (4),

Here _a λ: measured values A _λ: 2S _{λ. ^{K λ (ε HbO2 λ -ε Hb}} λ): known number B _λ of λ parameter: 2S _λ. ε _Hb ^λ : known number of λ parameters δ: constant, but here treated as unknown.
C _tHb : unknown f (t): unknown (5) is an expression having four unknowns, but by applying the form of multiplication

far. Then

Then, (7) is the two unknowns Sp and X, and can be solved if there are at least two independent equations.
Assuming that the measurement wavelengths are λ ₁ and λ ₂ , the following equation is obtained.

(8) If we take (9)

From (10)

From (11), Sp, that is, the oxygen saturation is found.
This is the measurement principle of a pulse oximeter.
Here is another solution.
Take the differential type of (2)

That is

This is the same type as (3) and can be solved as follows.

Next, the measurement principle for measuring blood hemoglobin concentration, venous oxygen saturation, and the like will be described.
The veins are not pulsed and cannot be sought by conventional methods. Then, pressure is applied to the vein from outside to measure as if it were pulsating.
FIG. 2 is an explanatory diagram of these measurements. It is a figure that the vein is pulsating with h (t) by applying the external pressure H (t). Under the influence, the artery is also said to have a pulsation of k1 · h (t). Although the influence of the artery f (t) on the vein is considered to be small, k2 · f (t) is added here. Here, both k1 and k2 are variables that may change over time. k1 corresponds to the effective diameter of the artery, as will be described later, and k2 may vary arbitrarily with time, and is the ratio of the specific pulse wave change between the artery and the venous vein. Means that the amount of change in the characteristic pulse wave is known.
Also, the part that changes due to the external pressure of the fixed absorption part

And
Then ▲ 1 ▼ transmitted light _I λ, which corresponds to the

It is assumed that h (t) is related to the change H (t) due to the external pressure as follows.

Here, D is the outer diameter of the measurement site, PY is the effective tube diameter of the vein, and H (t) is the change in the outer diameter. The important thing is that it is expressed by an equation as in (22). (22) shows an example.
The effect of vein on artery k1 · h (t) is considered in the same way as above.

Think. Where PX is the effective vessel diameter of the artery and the other definitions are similar to vein.
Here, (21) is represented again by an equation.

here

H (t): External pressure change portion f (t) + (PX / D) · H (t): Synthetic wave of artery (PY / D) · H (t) + k2 · f (t): Synthetic wave of vein K1λ: absorption coefficient determined by oxygen saturation in the vein and hemoglobin concentration Sλ: scattering coefficient of hemoglobin k2: ratio of pulse wave between artery and vein Also, the concentrations of hemoglobin in the artery and vein are assumed to be the same.
Taking the logarithm of (24) and taking its AC component

here

It is assumed that SpO _{2 in} (26) is known by measurement in the artery. The C represents the concentration of hemoglobin total, it SpO ₂ ¹ represents an oxygen saturation in the vein.
(25) is further modified.

Here _{A λ = S λ (ε HbO2} λ -ε Hb λ)
S ₌ SpO 2/100
B _λ = 2S _λ · ε _Hb ^λ
S ¹ = _SpO ^{2 1/100}
δ: a constant for matching the total absorption coefficient K, the absorption coefficients of HbO _{2 and} Hb, and C. First, C is desired to be obtained.
Unknowns _{K 0λ, C, f, PX} , k2, PY, a seven ^{S 1.} There is a possibility that it can be solved if there are at least seven independent equations. But for C

The value of C can be calculated from the combined value. It will be described later.
K _0λ becomes an unknown independent of λ by selecting a place where there is no change due to λ.
An example of obtaining these unknowns will be described below.
(28) is further modified.

Each deformed part is

(29) is modified as follows.

Where H is considered (31) when the change in ^{H 1.}

Here, F ¹ represents the displacement of F when H is displaced to H ¹ , and the same applies to a ¹ _λ .
(31) × H ¹ − (32) × H

Get.
Lambda ₁ to lambda in _(33), λ _2, considered in lambda ₃ and three regions.

here

(34), (35), and (36) can be solved algebraically because they are the three unknowns F ₀ , S ¹ , and k2.
By transforming (34), (35) and (36), the following equation is obtained.

The following expression is obtained In summary for _{F 0} to erase k2 from (41) and (42).

This is a quadratic equation for F ₀ and the coefficients are generally not zero and can be solved. Examine the two solutions and get the answer.
If F ₀ is found, k2 is obtained from (41) or (42).
Further (38), (39) or (40) makes it possible to determine a ^{S 1.}
These solutions show that they can be algebraically solved from a total of six independent equations, which are combinations of two states of three spectral signals and external pressure.
Returning to (31), one of the other unknowns is solved.
Since it was S ¹ and k2 known (31) will be solved K, F, Px, four unknowns Py. Since these are connected by a linear expression, an independent expression based on four spectral components is considered here. Then

here

When the matrix display

These can be solved algebraically.
The above is one theoretical solution.
Next, focus on the hemoglobin concentration. For example, Py is from (30)

That is, C = {D ² / (δPY ² )} · Py --- (48)
In (48), δ is a constant, D is known as the outer diameter of the finger to be measured, for example, and Py is a solution of a series of unknowns.
Here, once blood is collected and the value of C is determined, PY is determined. Since PY is an effective vein diameter, it does not change as compared with the change in C. Therefore, C can be obtained if the value of Py can be measured. This is the measurement principle for obtaining C. Focusing on Px leads to the same conclusion. However, it is considered that the use of F is not appropriate because it is inferior to Py and Px in order to obtain a stable one with a large temporal change.
In these developments, how external pressure affects the inside is the most important issue. What is shown in (22) is one approximation. In short, as in (22), it is most important that it be analytically represented by a mathematical expression or experimentally represented by a mathematical expression. . The equation can be obtained by a method for finding an algebraic solution as shown here or a proximity method. Thus, the method presented here is one example.
In summary, the oxygen saturation in the artery can be determined if there are biological signals of two wavelengths in the hemoglobin absorption spectral range. The oxygen saturation in the vein can be determined if there are biological signals of two changes in the three wavelengths in the absorption spectral region of hemoglobin and the external pressure. The concentration of hemoglobin can be determined if there are two changes in the biological signal of the four wavelengths in the absorption spectral region of hemoglobin and the external pressure. These spectral ranges extend from visible light to near-infrared light, and there are sufficient S / N ratios with current light-receiving elements and light-emitting elements, and these are practically used for oxygen saturation in arteries.
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
The apparatus of the present invention will be described with reference to FIG.
3 FIG. 3 is a schematic view showing the signal detection unit of the device of the present invention attached to a finger.
A light emitting element group is arranged in AL, and a light receiving element group is arranged in BD. FIG. 4 shows the contents thereof. A light-emitting element having wavelengths of λ ₁ , λ ₂ , λ ₃ , and λ ₄ as main components is arranged in AL, and λ ₁ , λ ₂ , λ ₃ , to distribution to the light receiving element having sensitivity for lambda _4. In this case, it is ideal to emit light at the same time, receive light at the same time, and take out a signal.However, if data can be taken in at a speed that is no problem compared to changes in the living body, there is a problem with the method of taking in data in chronological order Absent.
FIG. 5 shows that λ ₁ , λ ₂ , λ ₃ , and λ ₄ are emitted at the same time, and the living body is irradiated with the same light path. In light reception, λ ₁ , λ ₂ , λ ₃ , and λ ₄ are separated from the same light reception path. In this example, light receiving elements are arranged after each (light receiving elements are omitted), and simultaneous data is fetched. Alternatively, when working in a time-series manner, a BD having no spectral selectivity with AL or a combination of AL and BD without spectral selectivity may be used.
FIG. 6 is a view for explaining the principle for giving H (t) from the outside. A fingertip is inserted between AL and BD in advance, and the distance between AL and BD is adjusted to the thickness of the fingertip by the adjustment mechanism ADJ. Although not shown, the ADJ may of course be automatic adjustment. At that time, the rotation center of the cam KM is adjusted together with the adjustment mechanism ADJ, and rotates around the cam rotation center KMO. The KM is provided with a cam groove KMM, and a cam pin KMP is smoothly inserted into the groove. KMP is fixed to an arm holding AL, and the arm is fixed to the arm holding BD so as to be rotatable around a fulcrum center CT1. One arm holding the ADJ is fixed to KM so that it can rotate with KMO, and FIX1 so that it cannot rotate with the other. With this configuration, when the KM rotates, the AL holding arm and the BD holding arm start a relative reciprocating movement via the KMP, and apply an external pressure of H (t) to the finger. This is the mechanism of the operation of H (t). H measured in (31) the distance but are omitted here for the displacement AL and BD of (t), is seen H, ^{H 1} represented by the formula (32) or the like.
FIG. 10 is a modification of FIG. The rotating plate KB is configured to be rotatable around the rotation center of the CT 4 instead of the KM, and the CT 4 is fixed to a thickness adjusting mechanism ADJ holding arm. The thickness adjusting mechanism ADJ holding arm is fixed to the BD holding arm by FIX1. The BAR is fixed so that both ends of the BAR can be rotated at fulcrums CT3 and CT5 by using a bar BAR instead of the KMM-KMP. CT3 is fixed to the AL holding arm, and the arm is fixed so as to be rotatable about the fulcrum center CT1 with the arm holding BD. In this configuration, when the KB rotates around the CT4, the BAR moves the AL holding arm, and the AL and the BD start relative reciprocating motion. Thus it takes the H (t) is measurement portion, seen by the same manner as FIG. 6 H, where H ¹ is measured.
FIG. 11 shows another modification. An electromagnet is used without rotating motion. The electromagnet holding box SY holds and fixes the electromagnet EMSN, while holding the permanent magnet PM via a spring as shown in the figure, and the PM is configured to move smoothly in the cylinder. In the figure, it is assumed that the EMSN has an S pole at the lower part, the PM has an S pole at the upper part, and the spring is applied in a repulsive direction. The PM is rotatably fixed to the AL holding arm at CT3, and the arm is fixed to the BD holding arm so as to be rotatable at CT1.
The SY is rotatably fixed to the adjustment ADJ holding arm in CT4, and the arm is fixed to the BD arm in FIX. With this configuration, the polarity of the EMSN is alternately changed. Accordingly, PM starts reciprocating motion, and subsequently, the AL holding arm moves via CT3, and AL and BD start relative reciprocating motion. Thus it takes the H (t) is measurement portion, seen by the same manner as FIG. 6 H, where H ¹ is measured.
FIG. 7 shows functional blocks of the present invention. ALL indicates a part of the light emitting system and the vibration system, and BDD indicates a part of the light receiving system and the signal processing system. Each signal from the BDD and converted from analog to digital, CPU or the like operation as described above _SpO 2 be done by (not ^{_{shown), SpO 2 1, C,}} f (t), Px, Py, K, k2 , etc. Ask for. It is not necessary to output all. In addition, the drive system is controlled so that appropriate light emission is obtained by applying feedback based on the output of the BDD. It may be performed by observing the result of the operation, or may be the result of A / D conversion.
8 and 9 show how to apply the light to the light emitting element. Although not shown, other combinations can be considered. Here is a typical example.
In FIG. 8, Lα ₁ and Lα ₂ are alternately or simultaneously applied, and the polarities of La ₁ and Lα ₂ are alternately switched. As a result, each light emitting element lights up sequentially or simultaneously.
FIG. 9 is a connection diagram that may be applied to Lα ₁ , Lα ₂ , Lα ₃ , and Lα ₄ simultaneously or sequentially.
Although not shown, the flow rate of hemoglobin can be calculated by measuring the blood flow velocity using a blood flow meter to which the Doppler effect or the like is separately applied.
Assuming that the flow rate per unit time is VL, VL = π (Px / 2) ² · C · V− (49)
As V is velocity, this measurement serves as a factor in other measurements.
【The invention's effect】
As described above, in a device in which a biological signal is obtained non-invasively using mainly visible light and infrared light, at least two states are created by externally applying pressure to a living body, and hemoglobin absorption is performed thereon. Obtain a plurality of noninvasive biospectroscopic signals with good S / N in the spectral range, obtain at least the same number of independent equations from the number of unknown biological factors, and obtain hemoglobin concentration in blood and artery Oxygen saturation in vein, oxygen saturation in vein, effective vein diameter of vein, effective vein diameter of artery, volume change of artery, etc. can be calculated, and blood flow separately applying Doppler effect etc. The flow rate of hemoglobin can be calculated by measuring the blood flow velocity with a meter.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an explanatory diagram of a pulse oximeter according to the present invention. FIG. 2 is an explanatory diagram of a measurement principle according to the present invention. FIG. 3 is an explanatory diagram of a detecting unit according to the present invention. FIG. 5 is an explanatory diagram of an optical system of a detecting unit according to the present invention. FIG. 6 is an explanatory diagram of a driving system of the detecting unit according to the present invention. FIG. 7 is a functional block diagram of the present invention. FIG. 8 is an explanatory diagram of a light emitting unit of the detecting unit according to the present invention. FIG. 9 is an explanatory diagram of a light emitting unit of the detecting unit according to the present invention. FIG. 10 is an explanatory diagram of a driving system of the detecting unit according to the present invention. FIG. 11 is an explanatory diagram of a driving system of a detecting unit according to the present invention. FIG. 12 is an explanatory diagram of a driving system of a detecting unit according to the present invention.
AL emitting portion BD light receiving portion part lambda ₁ part BDD light receiving unit and the signal processing and the driving mechanism ALL emitting _{portion, λ 2, λ 3, λ} 4 each spectral wavelength KM cam KMM cam groove ADJ thickness adjusting mechanism KMP cam pin KMO cam rotation center CT1 fulcrum center CT3 fulcrum center CT4 rotation center CT5 fulcrum center FIX1 fixed part FIX2 fixed part FIX fixed part SY Electromagnet holding box EMSN Electromagnet PM Permanent magnet N N pole S S pole

Claims (1)

In a device that obtains a biological signal non-invasively using mainly visible light and infrared light, pressure is applied to the living body from the outside to create at least two states, and a plurality of hemoglobin absorption spectral ranges Obtain non-invasive biospectroscopic signals, obtain at least more independent equations than the number of unknown biological factors, blood hemoglobin concentration, arterial oxygen saturation, venous oxygen saturation, venous oxygen saturation Blood multi-component detection device that calculates the effective blood vessel diameter of an artery, the effective blood vessel diameter of an artery, the volume change of an artery, the volume change of a vein, and the like.

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