JP2002369814A - 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並びに装置 - Google Patents

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並びに装置

Info

Publication number
JP2002369814A
JP2002369814A JP2002116772A JP2002116772A JP2002369814A JP 2002369814 A JP2002369814 A JP 2002369814A JP 2002116772 A JP2002116772 A JP 2002116772A JP 2002116772 A JP2002116772 A JP 2002116772A JP 2002369814 A JP2002369814 A JP 2002369814A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
oxygen saturation
hemoglobin concentration
light
invasive
hemoglobin
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP2002116772A
Other languages
English (en)
Other versions
JP3817493B2 (ja
Inventor
Kye-Jin Jeon
桂珍 全
Gil-Won Yoon
吉源 尹
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Samsung Electronics Co Ltd
Original Assignee
Samsung Electronics Co Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Samsung Electronics Co Ltd filed Critical Samsung Electronics Co Ltd
Publication of JP2002369814A publication Critical patent/JP2002369814A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP3817493B2 publication Critical patent/JP3817493B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/02—Detecting, measuring or recording pulse, heart rate, blood pressure or blood flow; Combined pulse/heart-rate/blood pressure determination; Evaluating a cardiovascular condition not otherwise provided for, e.g. using combinations of techniques provided for in this group with electrocardiography or electroauscultation; Heart catheters for measuring blood pressure
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/14535—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue for measuring haematocrit
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/145—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue
    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
    • A61B5/14551—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters for measuring blood gases

Abstract

(57)【要約】 【課題】 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を提供する。 【解決手段】 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
ロビンの吸光係数より低い波長帯域に属する波長のうち
選択する段階１０と、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１２
と、所定部位を順次に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する段階１
４、１６と、波長別動脈波による光減衰度変化量を電気
的な信号から求める段階１８と、変化量間の比率を少な
くとも１つ求める段階２０及び少なくとも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
２２とを備えることを特徴とする。また、ヘモグロビン
の濃度を考慮して従来より酸素飽和度をさらに正確に測
定する段階２４を含む。

Description

【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（ｈｅ
ｍｏｇｌｏｂｉｎｃｙａｎｉｄｅ）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（Ｍｉｎ
ｏｌｔａ 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８０
５ｎｍ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 ｍｅａ
ｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ ｈｅｍａｔｏｃｒｉｔ ａｎ
ｄｈｅｍｏｇｌｏｂｉｎ ｃｏｎｔｅｎｔ ｂｙ ｄｉ
ｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ ｏｐｔｉｃａｌ ａｎａｌｙｓ
ｉｓ”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：ＰｈｏｔｏＰｌｅ
ｔｈｙｓｍｏＧｒａｐｈｉｃ）信号の時可変（ｔｉｍｅ
ｖａｒｉａｎｔ）成分（ＡＣ）と時不変（ｔｉｍｅｉｎ
ｖａｒｉａｎｔ）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 ｎ
ｏｎｉｎｖａｓｉｖｅ ｈｅｍａｔｏｃｒｉｔ ｍｏｎ
ｉｔｏｒｉｎｇ”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 ａ
ｎｄ ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ ｎｏｎｉｎｖａｓ
ｉｖｅ ｐｒｅｄｉｃｔｉｏｎ ｏｆ ｈｅｍａｔｏｃ
ｒｉｔ”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−Ｌａｍｂｅｒ
ｔＬａｗ）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”ＴｉｓｓｕｅＯｐｔｉｃｓ”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４
４及び４６、圧迫部６０、増幅部６２、低域通過フィル
ター（ＬＰＦ：Ｌｏｗ Ｐａｓｓ Ｆｉｌｔｅｒ）６
４、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、１
３００ｎｍ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、４
９９、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（ＬＥ
Ｄ：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４
２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。ＡＤＣ
６６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５０
Ａ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４０
Ａ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５２
Ａ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】 ここで、ＤＣaは次の数式（２）のように表現されう
る。
【数５】 ここで、ｆ（ｒa、ｒb、λ）は血管５２Ａを含む指５０
Ａ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】 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】 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 ｏ
ｆ 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ΔＯＤ
tot、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Ｒ
660/805を示すグラフであり、図６Ｂは波長セット９４
０ｎｍ、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Ｊ
ＯＨＮＭ．ＳＴＥＩＮＫＥ及びＡ．Ｐ．ＳＨＥＰＨＥＲ
Ｄにより”Ｒｏｌｅ ｏｆ Ｌｉｇｈｔ Ｓｃａｔｔｅ
ｒｉｎｇ ｉｎ Ｗｈｏｌｅ Ｂｌｏｏｄ Ｏｘｉｍｅ
ｔｒｙ”という題目でＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏ
ｎｓ ｏｎ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｅｎｇｉｎｅｅｒ
ｉｎｇ 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６
Ａ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】 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５
０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λ
1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ΔＯＤ
abs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 ｄｅｎ
ｓｉｔｙ）］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Ｔ
ｗｅｒｓｋｙ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、Ｔｗｅｒｓ
ｋｙ理論は”Ｍｕｌｔｉｐｌｅ Ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ
ｏｆ Ｗａｖｅｓ ａｎｄ Ｏｐｔｉｃａｌ Ｐｈｅ
ｎｏｍｅｎａ”という題目でＶｉｃｔｏｒ Ｔｗｅｒｓ
ｋｙにより’Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ ｔｈｅＯｐｔｉｃ
ａｌ 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 ｄｉｆｆｕ
ｓｉｏｎ 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 Ｍｅｄ
ｉａ”という題目でＡ．Ｉｓｈｉｍａｒｕにより著述さ
れてＡｃａｄｅｍｉｃ Ｐｒｅｓｓ出版社によりｖｏ
ｌ．１として１９７８年に出版された本のｃｈａｐｔｅ
ｒ９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 ｓｃ
ａｔｔｅｒｉｎｇ）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】 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】 ここで、Ｌは赤血球の形成因子（ｓｈａｐｅ ｆａｃｔ
ｏｒ）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】 ここで、ｋは光を照射して受光する部分４０、４４、４
６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、ΔＯ
Ｄabs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】 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】 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】 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】 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】 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：Ｐｒ
ｉｃｉｐａｌ Ｃｏｍｐｏｎｅｎｔ Ｒｅｇｒｅｓｓｉ
ｏｎ）法または部分最小自乗回帰（ＰＬＳＲ：Ｐａｒｃ
ｉａｌ Ｌｅａｓｔ ＳｑｕａｒｅｓＲｅｇｒｅｓｓｉ
ｏｎ）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Ｃ Hb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】 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】 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１０
２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１
１２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１
１２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１１
０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５６９ｎ
ｍ及び８０５ｎｍが選択された時、生体内（ｉｎ ｖｉ
ｖｏ）で侵襲的に測定された基準ヘモグロビン濃度Ｃ
rHb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（８０
０〜９５０ｎｍ）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】 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λ Oに対するＨｂの吸光係数を、ε
Hb、xは波長λxに対するヘモグロビンの吸光係数を、ｋ
x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。ａ
x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４
４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８０
５ｎｍ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、１
００、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：Ａｎａｌｏ
ｇ 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
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 2G059 AA01 BB12 CC16 EE01 EE02 EE11 GG01 GG02 GG10 HH01 HH02 HH06 JJ02 KK01 MM01 MM09 PP04 4C038 KK00 KK01 KL05 KL07 KX02

Claims (30)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 （ａ） 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、 （ｂ） 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、 （ｃ） 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、 （ｄ） 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、 （ｅ） 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、 （ｆ） 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を備えることを
    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
    のモニタリング方法。
  2. 【請求項２】 前記（ａ）段階は、ヘマトクリットに対
    する前記変化量の変化特性が、最も相異なる２つの波長
    を前記少なくとも２つの波長として選択することを特徴
    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方法。
  3. 【請求項３】 前記イソベスティック波長は４２２、４
    ５３、４９９、５２９、５４６、５６９、５８４、８０
    ５または１３００ｎｍに該当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
    度のモニタリング方法。
  4. 【請求項４】 選択された前記２つの波長は５６９及び
    ８０５ｎｍであ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
    グ方法。
  5. 【請求項５】 選択された前記２つの波長は５４６及び
    ８０５ｎｍであ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
    グ方法。
  6. 【請求項６】 前記所定部位は脈動により所定値以下に
    厚さが変わる血管を含む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
    タリング方法。
  7. 【請求項７】 前記所定値は５００μｍであることを特
    徴とする請求項６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方法。
  8. 【請求項８】 前記（ｂ）段階は前記所定部位を圧迫し
    つつ前記入射光を順次に照射し、前記所定部位に加えら
    れる圧力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
    リング方法。
  9. 【請求項９】 前記（ｄ）段階は、波長別脈動による前
    記光減衰度の変化量を前記電気的な信号の時可変成分と
    時不変成分との比率で求め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
    モニタリング方法。
  10. 【請求項１０】 前記（ｆ）段階は前記（ａ）段階で２
    つの波長λ1及びλ2が選択される時、前記（ｅ）段階で
    求めた比率Ｒ12から前記ヘモグロビン濃度ＣHbを次のよ
    うな式により求め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
    ング方法。 【数１】 ［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各々示し、ｋ1及びｋ2は前記
    所定部位で前記入射光を散乱／吸収させる特性及び前記
    波長λ1及びλ2と関連する定数であり、ａ1及びａ2は散
    乱粒子の大きさとヘモグロビンの屈折率と血清の屈折率
    及び前記波長λ1及びλ2と関連する定数を示す。］
  11. 【請求項１１】 前記（ｆ）段階は、 （ｆ１） 浸湿的に求めたヘモグロビンの濃度と前記
    （ｅ）段階で求めた前記比率との関係からモデル方程式
    を下記のように生成する段階と、 （ｆ２） 前記（ｆ１）段階で生成された前記モデル方
    程式に前記（ｅ）段階で現在求めた前記比率Ｒ12を代入
    して前記ヘモグロビン濃度ＣHbを計算する段階とを備え
    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方法。 【数２】 （ここで、Ａijは比率係数を、Ｒijは前記（ｅ）段階で
    現在求めた前記比率を示し、ｎは２以上である。）
  12. 【請求項１２】 前記（ｆ）段階は、 前記比率係数Ａijを主成分回帰（ＰＣＲ）法により統計
    的に求めることを特徴とする請求項１１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方
    法。
  13. 【請求項１３】 前記（ｆ）段階は、 前記比率係数を部分最小自乗回帰（ＰＬＳＲ）法により
    統計的に求めることを特徴とする請求項１１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
    グ方法。
  14. 【請求項１４】 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は、 （ｇ） 前記（ｆ）段階で計算された前記ヘモグロビン
    濃度ＣHbを用いて酸素飽和度Ｓを計算する段階をさらに
    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方法。
  15. 【請求項１５】 前記（ｇ）段階は、 （ｇ１） 前記（ａ）段階で選択された波長のうち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を選択する段階と、 （ｇ２） 前記（ｇ１）段階で選択された波長λOに対
    する光減衰度の変化量を前記（ｂ）〜前記（ｄ）段階を
    行って求める段階と、 （ｇ３） 前記（ｇ２）段階で求めた前記波長λOに対
    する光減衰度の変化量と前記（ｄ）段階で求めた前記波
    長λxに対する光減衰度の変化量との比ＲOXを求める段
    階と、 （ｇ４） 前記（ｇ３）段階で求められた前記ＲOXと前
    記（ｆ）段階で計算された前記ヘモグロビン濃度ＣHbを
    用いて血液に含まれた酸素飽和度（Ｓ）を計算する段階
    とを備えることを特徴とする請求項１４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方
    法。
  16. 【請求項１６】 前記（ｇ４）段階は前記酸素飽和度Ｓ
    を次のように求めることを特徴とする請求項１５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
    リング方法。 【数３】 ［ここで、εHbO2,Oは前記波長λOに対する２酸化ヘモ
    グロビンの吸光係数を、εHb,Oは前記波長λOに対する
    ヘモグロビンの吸光係数を、εHb、xは前記波長λxに対
    するヘモグロビンの吸光係数を示し、ｋx及びｋOは前記
    所定部位で前記入射光を散乱／吸収させる特性及び波長
    λx及びλOと関連する定数であり、ａx及びａOは散乱粒
    子の大きさとヘモグロビンの屈折率と血清の屈折率及び
    波長λx及びλOと関連する定数を示し、Ｈはヘマトクリ
    ットであってＣHb／３５である。］
  17. 【請求項１７】 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。
  18. 【請求項１８】 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１７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。
  19. 【請求項１９】 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１７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。
  20. 【請求項２０】 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１８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。
  21. 【請求項２１】 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１７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。
  22. 【請求項２２】 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１７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。
  23. 【請求項２３】 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１７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。
  24. 【請求項２４】 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１７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。
  25. 【請求項２５】 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１７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。
  26. 【請求項２６】 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２５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。
  27. 【請求項２７】 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１７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。
  28. 【請求項２８】 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１７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。
  29. 【請求項２９】 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１７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。
  30. 【請求項３０】 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、 あらかじめ貯蔵し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
    て前記ヘモグロビン予測された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
    ７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。
JP2002116772A 2001-04-19 2002-04-18 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並びに装置 Expired - Fee Related JP3817493B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
KR2001-021124 2001-04-19
KR20010021124A KR100612827B1 (ko) 2001-04-19 2001-04-19 비 침습적인 헤모글로빈 농도와 산소 포화도 모니터링방법 및 장치

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2002369814A true JP2002369814A (ja) 2002-12-24
JP3817493B2 JP3817493B2 (ja) 2006-09-06

Family

ID=19708472

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2002116772A Expired - Fee Related JP3817493B2 (ja) 2001-04-19 2002-04-18 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並びに装置

Country Status (3)

Country Link
US (1) US6714805B2 (ja)
JP (1) JP3817493B2 (ja)
KR (1) KR100612827B1 (ja)

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2007111282A1 (ja) * 2006-03-24 2007-10-04 Arkray, Inc. グリコヘモグロビン濃度測定方法および濃度測定装置
WO2007111283A1 (ja) * 2006-03-24 2007-10-04 Arkray, Inc. グリコヘモグロビン濃度測定方法および濃度測定装置
JP2017518792A (ja) * 2014-05-21 2017-07-13 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 対象のヘマトクリット値を非侵襲的に決定するデバイス及び方法
JP2018068574A (ja) * 2016-10-27 2018-05-10 日本光電工業株式会社 医用フォトメータ、および医用フォトメータの制御方法
JP2018068575A (ja) * 2016-10-27 2018-05-10 日本光電工業株式会社 医用フォトメータ、および医用フォトメータの制御方法

Families Citing this family (107)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6018673A (en) 1996-10-10 2000-01-25 Nellcor Puritan Bennett Incorporated Motion compatible sensor for non-invasive optical blood analysis
US20080064108A1 (en) * 1997-12-10 2008-03-13 Tony Baker Urine Preservation System
US7569342B2 (en) * 1997-12-10 2009-08-04 Sierra Molecular Corp. Removal of molecular assay interferences
WO2000001294A1 (en) * 1998-07-04 2000-01-13 Whitland Research Limited Non-invasive measurement of blood analytes
US7400918B2 (en) * 1998-07-04 2008-07-15 Edwards Lifesciences Measurement of blood oxygen saturation
US6675031B1 (en) 1999-04-14 2004-01-06 Mallinckrodt Inc. Method and circuit for indicating quality and accuracy of physiological measurements
US6748254B2 (en) 2001-10-12 2004-06-08 Nellcor Puritan Bennett Incorporated Stacked adhesive optical sensor
US7190986B1 (en) 2002-10-18 2007-03-13 Nellcor Puritan Bennett Inc. Non-adhesive oximeter sensor for sensitive skin
JP4284674B2 (ja) * 2003-01-31 2009-06-24 日本光電工業株式会社 血中吸光物質濃度測定装置
KR20040027495A (ko) * 2003-12-29 2004-04-01 박기영 맥박산소포화도 측정기시스템
ATE468808T1 (de) 2005-03-01 2010-06-15 Masimo Laboratories Inc Nichtinvasiver multiparameter-patientenmonitor
US20070078311A1 (en) * 2005-03-01 2007-04-05 Ammar Al-Ali Disposable multiple wavelength optical sensor
US8335550B2 (en) * 2005-03-25 2012-12-18 Cnoga Holdings Ltd. Optical sensor device and image processing unit for measuring chemical concentrations, chemical saturations and biophysical parameters
US7657294B2 (en) 2005-08-08 2010-02-02 Nellcor Puritan Bennett Llc Compliant diaphragm medical sensor and technique for using the same
US7590439B2 (en) 2005-08-08 2009-09-15 Nellcor Puritan Bennett Llc Bi-stable medical sensor and technique for using the same
US7657295B2 (en) 2005-08-08 2010-02-02 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US20070060808A1 (en) 2005-09-12 2007-03-15 Carine Hoarau Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same
CN101232843A (zh) 2005-09-13 2008-07-30 爱德华兹生命科学公司 总血红蛋白的连续光谱测量
US7899510B2 (en) 2005-09-29 2011-03-01 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US7904130B2 (en) 2005-09-29 2011-03-08 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US7869850B2 (en) 2005-09-29 2011-01-11 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor for reducing motion artifacts and technique for using the same
US8092379B2 (en) 2005-09-29 2012-01-10 Nellcor Puritan Bennett Llc Method and system for determining when to reposition a physiological sensor
US7881762B2 (en) 2005-09-30 2011-02-01 Nellcor Puritan Bennett Llc Clip-style medical sensor and technique for using the same
US8233954B2 (en) 2005-09-30 2012-07-31 Nellcor Puritan Bennett Llc Mucosal sensor for the assessment of tissue and blood constituents and technique for using the same
US7486979B2 (en) 2005-09-30 2009-02-03 Nellcor Puritan Bennett Llc Optically aligned pulse oximetry sensor and technique for using the same
US7555327B2 (en) 2005-09-30 2009-06-30 Nellcor Puritan Bennett Llc Folding medical sensor and technique for using the same
US8062221B2 (en) 2005-09-30 2011-11-22 Nellcor Puritan Bennett Llc Sensor for tissue gas detection and technique for using the same
US7483731B2 (en) 2005-09-30 2009-01-27 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor and technique for using the same
US8073518B2 (en) 2006-05-02 2011-12-06 Nellcor Puritan Bennett Llc Clip-style medical sensor and technique for using the same
US10010277B2 (en) * 2006-06-22 2018-07-03 The General Hospital Corporation Cancer detection by optical measurement of compression-induced transients
US8145288B2 (en) 2006-08-22 2012-03-27 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same
US8219170B2 (en) 2006-09-20 2012-07-10 Nellcor Puritan Bennett Llc System and method for practicing spectrophotometry using light emitting nanostructure devices
US8190225B2 (en) 2006-09-22 2012-05-29 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same
US8396527B2 (en) 2006-09-22 2013-03-12 Covidien Lp Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same
US8175671B2 (en) 2006-09-22 2012-05-08 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical sensor for reducing signal artifacts and technique for using the same
US7869849B2 (en) 2006-09-26 2011-01-11 Nellcor Puritan Bennett Llc Opaque, electrically nonconductive region on a medical sensor
US7574245B2 (en) 2006-09-27 2009-08-11 Nellcor Puritan Bennett Llc Flexible medical sensor enclosure
US7796403B2 (en) 2006-09-28 2010-09-14 Nellcor Puritan Bennett Llc Means for mechanical registration and mechanical-electrical coupling of a faraday shield to a photodetector and an electrical circuit
US7890153B2 (en) 2006-09-28 2011-02-15 Nellcor Puritan Bennett Llc System and method for mitigating interference in pulse oximetry
US7476131B2 (en) 2006-09-29 2009-01-13 Nellcor Puritan Bennett Llc Device for reducing crosstalk
US8175667B2 (en) 2006-09-29 2012-05-08 Nellcor Puritan Bennett Llc Symmetric LED array for pulse oximetry
US7680522B2 (en) 2006-09-29 2010-03-16 Nellcor Puritan Bennett Llc Method and apparatus for detecting misapplied sensors
US7684842B2 (en) 2006-09-29 2010-03-23 Nellcor Puritan Bennett Llc System and method for preventing sensor misuse
US8068891B2 (en) 2006-09-29 2011-11-29 Nellcor Puritan Bennett Llc Symmetric LED array for pulse oximetry
FR2907940B1 (fr) * 2006-10-25 2009-05-01 Sagem Defense Securite Procede de validation de capture d'empreinte corporelle, notamment d'une empreinte digitale
US7952692B2 (en) * 2006-12-12 2011-05-31 Orsense Ltd. Method and apparatus for determination of analyte concentration
KR100871074B1 (ko) 2007-02-01 2008-11-28 삼성전자주식회사 비침습형 혈당 측정 장치 및 그 방법
US7894869B2 (en) 2007-03-09 2011-02-22 Nellcor Puritan Bennett Llc Multiple configuration medical sensor and technique for using the same
US8280469B2 (en) 2007-03-09 2012-10-02 Nellcor Puritan Bennett Llc Method for detection of aberrant tissue spectra
US8265724B2 (en) 2007-03-09 2012-09-11 Nellcor Puritan Bennett Llc Cancellation of light shunting
US8781544B2 (en) 2007-03-27 2014-07-15 Cercacor Laboratories, Inc. Multiple wavelength optical sensor
US7860151B2 (en) 2007-04-10 2010-12-28 Itt Manufacturing Enterprises, Inc. System and method for generating multicarrier spread spectrum signals with constant envelope
US8374665B2 (en) 2007-04-21 2013-02-12 Cercacor Laboratories, Inc. Tissue profile wellness monitor
WO2008136548A1 (en) * 2007-05-07 2008-11-13 Jsm Healthcare Inc Device of measuring and monitoring a hemoglobin value through blood tube
KR100812249B1 (ko) * 2007-05-07 2008-03-10 제이에스엠헬스케어 주식회사 혈액튜브를 통한 헤모글로빈 값 측정 및 표시장치
US8175668B1 (en) 2007-10-23 2012-05-08 Pacesetter, Inc. Implantable multi-wavelength venous oxygen saturation and hematocrit sensor and method
US8352004B2 (en) 2007-12-21 2013-01-08 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same
US8346328B2 (en) 2007-12-21 2013-01-01 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same
US8366613B2 (en) 2007-12-26 2013-02-05 Covidien Lp LED drive circuit for pulse oximetry and method for using same
US8577434B2 (en) 2007-12-27 2013-11-05 Covidien Lp Coaxial LED light sources
US8452364B2 (en) 2007-12-28 2013-05-28 Covidien LLP System and method for attaching a sensor to a patient's skin
US8442608B2 (en) 2007-12-28 2013-05-14 Covidien Lp System and method for estimating physiological parameters by deconvolving artifacts
US8199007B2 (en) 2007-12-31 2012-06-12 Nellcor Puritan Bennett Llc Flex circuit snap track for a biometric sensor
US8070508B2 (en) 2007-12-31 2011-12-06 Nellcor Puritan Bennett Llc Method and apparatus for aligning and securing a cable strain relief
US8092993B2 (en) 2007-12-31 2012-01-10 Nellcor Puritan Bennett Llc Hydrogel thin film for use as a biosensor
US8897850B2 (en) 2007-12-31 2014-11-25 Covidien Lp Sensor with integrated living hinge and spring
US8437822B2 (en) 2008-03-28 2013-05-07 Covidien Lp System and method for estimating blood analyte concentration
US8112375B2 (en) 2008-03-31 2012-02-07 Nellcor Puritan Bennett Llc Wavelength selection and outlier detection in reduced rank linear models
EP2271353B1 (en) 2008-04-07 2019-01-02 UTI Limited Partnership Oxygenation procedures for newborns and devices for use therein
US8071935B2 (en) 2008-06-30 2011-12-06 Nellcor Puritan Bennett Llc Optical detector with an overmolded faraday shield
US7880884B2 (en) 2008-06-30 2011-02-01 Nellcor Puritan Bennett Llc System and method for coating and shielding electronic sensor components
US7887345B2 (en) 2008-06-30 2011-02-15 Nellcor Puritan Bennett Llc Single use connector for pulse oximetry sensors
US8364220B2 (en) 2008-09-25 2013-01-29 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same
US8423112B2 (en) 2008-09-30 2013-04-16 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same
US8417309B2 (en) 2008-09-30 2013-04-09 Covidien Lp Medical sensor
US8914088B2 (en) 2008-09-30 2014-12-16 Covidien Lp Medical sensor and technique for using the same
US8452366B2 (en) 2009-03-16 2013-05-28 Covidien Lp Medical monitoring device with flexible circuitry
US8221319B2 (en) 2009-03-25 2012-07-17 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical device for assessing intravascular blood volume and technique for using the same
US8509869B2 (en) 2009-05-15 2013-08-13 Covidien Lp Method and apparatus for detecting and analyzing variations in a physiologic parameter
US8634891B2 (en) 2009-05-20 2014-01-21 Covidien Lp Method and system for self regulation of sensor component contact pressure
US8311601B2 (en) 2009-06-30 2012-11-13 Nellcor Puritan Bennett Llc Reflectance and/or transmissive pulse oximeter
US9010634B2 (en) 2009-06-30 2015-04-21 Covidien Lp System and method for linking patient data to a patient and providing sensor quality assurance
US8505821B2 (en) 2009-06-30 2013-08-13 Covidien Lp System and method for providing sensor quality assurance
US8391941B2 (en) 2009-07-17 2013-03-05 Covidien Lp System and method for memory switching for multiple configuration medical sensor
US8417310B2 (en) 2009-08-10 2013-04-09 Covidien Lp Digital switching in multi-site sensor
US8428675B2 (en) 2009-08-19 2013-04-23 Covidien Lp Nanofiber adhesives used in medical devices
US9839381B1 (en) 2009-11-24 2017-12-12 Cercacor Laboratories, Inc. Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment
WO2011069122A1 (en) 2009-12-04 2011-06-09 Masimo Corporation Calibration for multi-stage physiological monitors
US7884933B1 (en) 2010-05-05 2011-02-08 Revolutionary Business Concepts, Inc. Apparatus and method for determining analyte concentrations
WO2012000847A2 (fr) * 2010-07-01 2012-01-05 Thomson Licensing Procede d'estimation de diffusion de la lumiere
US8649838B2 (en) 2010-09-22 2014-02-11 Covidien Lp Wavelength switching for pulse oximetry
WO2012047851A1 (en) * 2010-10-08 2012-04-12 Edwards Lifesciences Corporation Continuous measurement of total hemoglobin
US10092226B2 (en) * 2011-12-23 2018-10-09 General Electric Company Method, arrangement, sensor, and computer program product for non-invasively measuring hemoglobin concentrations in blood
KR101608684B1 (ko) 2012-04-13 2016-04-05 바디텍메드(주) 헤모글로빈 측정 장치 및 방법
KR101531158B1 (ko) 2014-03-13 2015-06-25 연세대학교 산학협력단 광열효과를 이용한 헤모글로빈 농도측정장치 및 그 방법
CN105395184B (zh) * 2015-12-04 2018-05-08 华中科技大学 生物组织血流、血氧和血容量的多参数检测方法及装置
JP6847627B2 (ja) 2016-10-27 2021-03-24 日本光電工業株式会社 医用フォトメータ、および医用フォトメータの制御方法
KR101964338B1 (ko) * 2017-09-27 2019-04-01 광주과학기술원 기능적 근적외선 분광법을 이용한 마취 심도 모니터링 방법
US20210251534A1 (en) * 2018-06-26 2021-08-19 Mayo Foundation For Medical Education And Research System and Method for Determining a Current Hemoglobin Level
CN110584678A (zh) * 2019-09-06 2019-12-20 广东宝莱特医用科技股份有限公司 一种血容量变化率的测量方法和装置
CN110710982B (zh) * 2019-10-17 2023-01-13 京东方科技集团股份有限公司 用于检测血红蛋白浓度的模型的获取方法、血红蛋白浓度的检测方法
WO2021214775A1 (en) * 2020-04-22 2021-10-28 Bar-Ilan University Optical system and method for detecting light scattered from tissue
US11191460B1 (en) 2020-07-15 2021-12-07 Shani Biotechnologies LLC Device and method for measuring blood components
KR102482459B1 (ko) * 2020-08-27 2022-12-29 (주)한국아이티에스 비침습적 당화혈색소 측정 시스템 및 방법
CN113533244A (zh) * 2021-06-18 2021-10-22 中国科学院深圳先进技术研究院 一种红细胞比容的检测方法、装置、终端和可读存储介质
CN113456067B (zh) * 2021-06-24 2023-06-23 江西科莱富健康科技有限公司 体外血红蛋白浓度测量方法、系统及计算机设备
KR102500415B1 (ko) * 2022-01-05 2023-02-17 (주)한국아이티에스 2개의 파장을 이용한 비침습적 당화혈색소 및 혈당 측정 장치 및 방법

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0440940A (ja) 1990-06-07 1992-02-12 Minolta Camera Co Ltd 総ヘモグロビン濃度測定装置
US6181958B1 (en) * 1998-02-05 2001-01-30 In-Line Diagnostics Corporation Method and apparatus for non-invasive blood constituent monitoring
US5372136A (en) * 1990-10-06 1994-12-13 Noninvasive Medical Technology Corporation System and method for noninvasive hematocrit monitoring
US5277181A (en) 1991-12-12 1994-01-11 Vivascan Corporation Noninvasive measurement of hematocrit and hemoglobin content by differential optical analysis
US5348003A (en) * 1992-09-03 1994-09-20 Sirraya, Inc. Method and apparatus for chemical analysis
US5553615A (en) 1994-01-31 1996-09-10 Minnesota Mining And Manufacturing Company Method and apparatus for noninvasive prediction of hematocrit
DE19612425C2 (de) 1995-03-31 2000-08-31 Nihon Kohden Corp Apparat zur Messung von Hämoglobinkonzentration
US5638816A (en) * 1995-06-07 1997-06-17 Masimo Corporation Active pulse blood constituent monitoring
US5655530A (en) * 1995-08-09 1997-08-12 Rio Grande Medical Technologies, Inc. Method for non-invasive blood analyte measurement with improved optical interface
EP0957750A1 (en) * 1995-10-23 1999-11-24 Cytometrics, Inc. Method and apparatus for reflected imaging analysis
US6041246A (en) * 1997-10-14 2000-03-21 Transonic Systems, Inc. Single light sensor optical probe for monitoring blood parameters and cardiovascular measurements
US6442411B1 (en) * 1999-04-21 2002-08-27 Optix, Lp Method for improving calibration of an instrument for non-invasively measuring constituents in arterial blood
EP1048265A1 (en) * 1999-04-30 2000-11-02 V.Lilienfeld-Toal, Hermann, Prof. Dr. med. Apparatus and method for detecting a substance

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2007111282A1 (ja) * 2006-03-24 2007-10-04 Arkray, Inc. グリコヘモグロビン濃度測定方法および濃度測定装置
WO2007111283A1 (ja) * 2006-03-24 2007-10-04 Arkray, Inc. グリコヘモグロビン濃度測定方法および濃度測定装置
JPWO2007111283A1 (ja) * 2006-03-24 2009-08-13 アークレイ株式会社 グリコヘモグロビン濃度測定方法および濃度測定装置
JPWO2007111282A1 (ja) * 2006-03-24 2009-08-13 アークレイ株式会社 グリコヘモグロビン濃度測定方法および濃度測定装置
JP4989628B2 (ja) * 2006-03-24 2012-08-01 アークレイ株式会社 グリコヘモグロビン濃度測定方法および濃度測定装置
US8268625B2 (en) 2006-03-24 2012-09-18 Arkray, Inc. Method of measuring glycated hemoglobin concentration and concentration measuring apparatus
JP5279485B2 (ja) * 2006-03-24 2013-09-04 アークレイ株式会社 グリコヘモグロビン濃度測定方法および濃度測定装置
JP2017518792A (ja) * 2014-05-21 2017-07-13 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 対象のヘマトクリット値を非侵襲的に決定するデバイス及び方法
JP2018068574A (ja) * 2016-10-27 2018-05-10 日本光電工業株式会社 医用フォトメータ、および医用フォトメータの制御方法
JP2018068575A (ja) * 2016-10-27 2018-05-10 日本光電工業株式会社 医用フォトメータ、および医用フォトメータの制御方法

Also Published As

Publication number Publication date
US6714805B2 (en) 2004-03-30
KR20020081763A (ko) 2002-10-30
KR100612827B1 (ko) 2006-08-14
US20030009090A1 (en) 2003-01-09
JP3817493B2 (ja) 2006-09-06

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3817493B2 (ja) 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並びに装置
US4805623A (en) Spectrophotometric method for quantitatively determining the concentration of a dilute component in a light- or other radiation-scattering environment
KR100294294B1 (ko) 혈액내생물학적구성분의농도를측정하는장치
US6456862B2 (en) Method for non-invasive spectrophotometric blood oxygenation monitoring
US8788004B2 (en) Method for spectrophotometric blood oxygenation monitoring
US8923943B2 (en) Method for spectrophotometric blood oxygenation monitoring
Zourabian et al. Trans-abdominal monitoring of fetal arterial blood oxygenation using pulse oximetry
US6990426B2 (en) Diagnostic method and apparatus using light
EP0850013B1 (en) Procedure for the determination of fractional oxygen saturation
US7047055B2 (en) Fetal pulse oximetry
WO1991015991A1 (en) Method and apparatus for monitoring blood analytes noninvasively by pulsatile photoplethysmography
US8017407B2 (en) Device and method for monitoring blood parameters
JP4361822B2 (ja) 目的物の成分濃度測定方法及び装置
WO2017100280A1 (en) Time resolved near infrared remission spectroscopy for noninvasive in vivo blood and tissue analysis
JPH0588609B2 (ja)
JP2001198111A (ja) プローブおよび生体組織中吸光物質濃度測定装置
JPH0628655B2 (ja) 酸素飽和度測定装置

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20040416

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20060124

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20060418

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20060516

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20060612

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees