JP2004008572A - 非観血動静脈酸素飽和度測定装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】カフ等の補助機構によらず、非観血的に動脈血及び静脈血の酸素飽和度の測定を可能とし、また、標準の酸素飽和度測定装置を用いる測定値の校正を必要としない非観血動静脈酸素飽和度測定装置を提供すること。
【解決手段】異なる第１及び第２の波長の光を生体１１に照射して各波長に基づく信号から脈動率を演算する第１及び第２の脈動率演算手段と、第１及び第２の脈動率演算手段の各出力値の比から酸素飽和度を算定する第１の酸素飽和度算定手段２９と、第１及び第２波長に基づく信号から高調波成分を除去して変動率を求める第１及び第２変動率演算手段と、第１及び第２変動率演算手段の各出力値の比から静脈血の酸素飽和度を出力する第２の酸素飽和度算定手段２９とを備えたことを特徴とする悲観血動静脈酸素飽和度測定装置。
【選択図】 図１
【解決手段】異なる第１及び第２の波長の光を生体１１に照射して各波長に基づく信号から脈動率を演算する第１及び第２の脈動率演算手段と、第１及び第２の脈動率演算手段の各出力値の比から酸素飽和度を算定する第１の酸素飽和度算定手段２９と、第１及び第２波長に基づく信号から高調波成分を除去して変動率を求める第１及び第２変動率演算手段と、第１及び第２変動率演算手段の各出力値の比から静脈血の酸素飽和度を出力する第２の酸素飽和度算定手段２９とを備えたことを特徴とする悲観血動静脈酸素飽和度測定装置。
【選択図】 図１
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、動脈及び静脈の血中酸素飽和度を、無侵襲的に計測する動静脈酸素飽和度測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
生体組織の酸素飽和度を計測することは、患者の全身状態を知る上で非常に重要であり、連続した測定や、生体の他の測定値と組み合わせることにより多くの情報を得ることができる。さらに、動脈血だけでなく静脈血も同時に計測できれば、酸素代謝量などの組織の活動状態を知ることができる。
【０００３】
現在、動脈血或いは、静脈血の酸素飽和度の測定には、採血を行う侵襲的に計測をする方法と、体表から光学的手法により無侵襲的に計測する方法とが、通常行われる。
【０００４】
無侵襲的に動脈血の酸素飽和度を計測する方法としては、心臓の拍動により動脈のみが脈動することを利用して、動脈の脈動成分を利用したパルスオキシメータ法が広く用いられている。一方、静脈血酸素飽和度を計測する方法は侵襲的な方法しかなく、無侵襲的に静脈血酸素飽和度を計測する方法が確立されていない。
【０００５】
組織あるいは動静脈血の酸素飽和度を同時測定する試みは、従来から幾つか行われ、静脈血と動脈血を分離して測定することができず、組織全体としての酸素飽和度しか測定できないもの（特開２０００−１０７１５７）、気管支カテーテルの先に光学センサを取り付け、侵襲的に肺動脈の混合静脈血を測定するもの（特開平１１−２４４２６４）などが考案されている。また、カフを使用して容積振動法や容積補償法によるもの（特開平２−３０５５５５、特開平６−６３０２４、特開平１−１４６５２４）では、被験者に加圧負荷や鬱血などの侵襲性を伴う他、カフ装着のため測定部位が限定されることや、加圧用ポンプを備える必要が有るなどのため、連続な計測には適用できない問題点が有る。
【０００６】
非観血的に動脈血の酸素飽和度を計測する、従来の方法として広く適用されているパルスオキシメータ法は、ランバート・ベア（Ｌａｍｂｅｒｔ−Ｂｅａｒ）の法則による測定法であり、その原理とするところを以下に説明する。
【０００７】
図５に示すように、体表から生体内に放射されて、体内で散乱して再び体表で検出される光は、組織層、静脈血、及び動脈血層を透過し、透過率は式１で示される。
【数１】
この透過において、組織層での吸収を時間的には一定と考えれば、時間的に変動している血液層、特に動脈血は周期１秒前後で拍動しており、このため検出される光強度は変化する。
【０００８】
図５の動脈の拍動による検出光強度の変化分ΔＩｄＩａに着目して、その透過の変化率は式２で表される。
【数２】
ただし、ＡＣは検出光強度の脈波成分であり、ＤＣはオフセット成分である。
【０００９】
一方、図６に示すように、血液中で酸素の吸着・脱酸を行うヘモグロビンの酸素化ヘモグロビン（酸素飽和度１００％）と脱酸素化ヘモグロビン（酸素飽和度０％）の吸収スペクトルは、波長８００ｎｍ（付近の等吸収点）で交差する特性曲線になる。
【００１０】
この等吸収点吸収波長より短い波長λ１、及び長い波長λ２で観測される式２の脈波成分／オフセット成分の比を採って、式３に示すように、これを比Ｒと表わす。
【数３】
被検体の血液の酸素飽和度ＳＯ２とこの比Ｒは、一般には１次関係であるとして式４に示す関係式で表される。
【数４】
この定数Ａ、及びＢは、２つの波長及び発光素子と検出素子の配置構造に係る係数である。従って通常、定数Ａ及びＢは、生体から採取した血液等により、基準となる別の酸素飽和度計測と共に並行計測し、実測の係数として、この測定法に基く酸素飽和度測定装置を校正する必要がある。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
上に述べたように、従来の酸素飽和度測定は、非観血測定の対象となるのは動脈血であり、静脈血においては観血的な手法によるものが主であった。、静脈血の非観血的測定には、カフなどによる静脈圧迫を要し、鬱血が伴うなどの測定状況を異にする方法で、測定部位も限定されるなど同時測定を行うには問題があった。
【００１２】
また、非観血的な酸素飽和度の計測方法であるパルスオキシメータ法による血中酸素飽和度測定装置では、測定の特性に関係する装置の定数Ａ及びＢを、基準となる酸素飽和度測定器により並行計測おこなって、校正する必要があった。
【００１３】
この発明は上記の問題点に鑑みてなされたもので、動脈血及び静脈血をカフ等の補助機構によらず、同一のセンサにより、非観血的に生理的にはほぼ同時に、動脈血及び静脈血の酸素飽和度の測定を可能とし、また、標準の酸素飽和度測定装置を用いる測定値の校正を必要としない非観血動静脈酸素飽和度測定装置を提供することを目的とする。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置は、異なる第１及び第２の波長の光を生体に照射するための光源と、前記生体を透過し、または前記生体で散乱した光を検出する受光器と、この受光器の出力信号が供給され、前記第１の波長に関わる第１の出力信号及び前記第２の波長に関わる第２の出力信号を出力する検波手段と、この検波手段の前記第１の出力信号が供給され、その出力信号の最大値及び最小値を出力する第１の最大値／最小値検出手段と、この第１の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、脈動率を演算する第１の脈動率演算手段と、前記検波手段の第２の出力信号が供給され、その出力信号の最大値及び最小値を出力する第２の最大値／最小値検出手段と、この第２の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、脈動率を演算する第２の脈動率演算手段と、前記第１の脈動率演算手段からの出力値と前記第２の脈動率演算手段からの出力値の比が入力され、これらの値から動脈血の酸素飽和度を算定する第１の酸素飽和度算定手段と、前記検波手段の第１の出力信号から高周波成分を除去した信号が供給され、その最大値及び最小値を出力する第３の最大値／最小値検出手段と、この第３の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、変動率を演算する第１の変動率演算手段と、前記検波手段の第２の出力信号から高周波成分を除去した信号が供給され、その最大値及び最小値を出力する第４の最大値／最小値検出手段と、この第４の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、変動率を演算する第２の変動率演算手段と、前記第１の変動率演算手段からの出力値と前記第２の変動率演算手段からの出力値の比が入力され、これらの値から静脈血の酸素飽和度を出力する第２の酸素飽和度算定手段とを備えたことを特徴とするものである。
【００１５】
また、本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置は、異なる第１及び第２の波長の光を生体に照射するための光源と、前記生体を透過し、または前記生体で散乱した光を検出する受光器と、この受光器の出力信号が供給され、前記第１の波長に関わる第１の出力信号及び前記第２の波長に関わる第２の出力信号を出力する検波手段と、この検波手段の前記第１の出力信号が供給され、その出力信号の最大値及び最小値を出力する第１の最大値／最小値検出手段と、この第１の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、脈動率を演算する第１の脈動率演算手段と、前記検波手段の第２の出力信号が供給され、その出力信号の最大値及び最小値を出力する第２の最大値／最小値検出手段と、この第２の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、脈動率を演算する第２の脈動率演算手段と、前記検波手段の第１の出力信号から高周波成分を除去した信号が供給され、その最大値及び最小値を出力する第３の最大値／最小値検出手段と、この第３の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、変動率を演算する第１の変動率演算手段と、前記検波手段の第２の出力信号から高周波成分を除去した信号が供給され、その最大値及び最小値を出力する第４の最大値／最小値検出手段と、この第４の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、変動率を演算する第２の変動率演算手段と、前記第１の脈動率演算手段からの出力値と前記第２の脈動率演算手段からの出力値の比が入力され、これらの値から動脈血の酸素飽和度を算定する第１の酸素飽和度算定手段と、前記第１の変動率演算手段からの出力値と前記第２の変動率演算手段からの出力値の比が入力され、これらの値から静脈血の酸素飽和度を出力する第２の酸素飽和度算定手段とを備え、前記第１の酸素飽和度算定手段は、光拡散方程式から求めた酸素飽和度検量関係式を備え、前記第１の脈動率演算手段からの出力値と前記第２の脈動率演算手段からの出力値の比に対する動脈血の酸素飽和度を、前記酸素飽和度検量関係式により算定して出力し、前記第２の酸素飽和度算定手段は、前記第１の変動率演算手段からの出力値と前記第２の変動率演算手段からの出力値の比に対する静脈血の酸素飽和度を、前記酸素飽和度検量関係式により算定して出力することを特徴とするものである。
【００１６】
さらに、本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置においては、前記酸素飽和度検量関係式は、予め設定された複数の酸素飽和度に対し、前記第１及び第２の波長毎に、生体組織・血液構成比及び動脈血・静脈血構成比に依存する透過吸収係数、及び光源と受光器間の距離を変数とする光拡散方程式から求めた散乱透過光強度の最大値・最小値を、動脈血液量または静脈血液量の最大・最小に対応して算出し、この算出値から動脈の脈動率または静脈の変動率を算出し、それぞれの波長の脈動率の比、または変動率の比から酸素飽和度を算定する式であることを特徴とするものである。
【００１７】
さらに、本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置においては、前記第１及び第２の酸素飽和度算定手段は、予め設定された複数の酸素飽和度に対し、前記第１及び第２の波長毎に、生体組織・血液構成比及び動脈血・静脈血構成比に依存する透過吸収係数、及び光源と受光器間の距離を変数とする光拡散方程式から求めた散乱透過光強度の最大値・最小値を、動脈血液量または静脈血液量の最大・最小に対応して算出し、この算出値から動脈の脈動率及び静脈の変動率を算出し、それぞれの波長の脈動率の比、または変動率の比と前記酸素飽和度とを、酸素飽和度検量線データとして、参照データの形式でデータ記憶手段に蓄積して成ることを特徴とするものである。
【００１８】
さらに、本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置においては、前記第１及び第２の酸素飽和度算定手段は、散乱透過光強度の算出に適用する前記生体条件の、生体組織・血液構成比である生体組織：血液＝α：（１−α）において、αを９５％〜９８％のいずれかの値に、動脈血・静脈血構成比である動脈血：静脈血＝β：（１−β）において、βを２０％〜４０％のいずれかの値にし、動脈血液量、または静脈血液量を変化して、酸素飽和度検量線の算出したことを特徴とするものである。
【００１９】
さらに、本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置においては、前記光源は、前記第１の波長を発光する第１の光源と、前記第２の波長の発光をする第２の光源とから成り、前記第１の波長は、８００ｎｍ付近の等吸収波長より短い波長であり、前記第２の波長は、８００ｎｍ付近の等吸収波長より長い波長であり、前記受光器は、前記第１及び第２の光源から等距離の位置に設けられたことを特徴とするものである。
【００２０】
【発明の実施の形態】
まず、本実施形態であって、この異なる波長の光が、体内に放射され、再び体表で検知されることに関わり、血液の酸素飽和度を測定する形態の原理について説明する。
【００２１】
従来の光を用いる酸素飽和度測定装置では、生体に放射された光の性状を後方散乱光として取扱っていた。発明者等は、生体内での光の性状をより厳密に理論的展開を図る散乱光の解析に着目して、光拡散方程式より理論的に解を求めて、散乱反射光強度を得る手法に関して研究を重ねた。
【００２２】
この散乱光の解析（文献：Ｔｈｏｍａｓ Ｊ．Ｆａｒｒｅｌｌ ＆ Ｍｉｃｈａｅｌ Ｓ．Ｐａｔｔｅｒｓｏｎ：Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ，Ｖｏｌ．１９，Ｎｏ．４，ｐｐ８７９−８８８，Ｊｕｌ．／Ａｕｇ．１９９２）では、体表で放射された光が生体に入射して後、生体組織の各部で散乱して、発光素子から距離ρ離れて位置する受光素子に検知され散乱反射光強度Ｉｒｅｆは、光拡散方程式の解を求めて、式５に示す式で得られる。
【数５】
なお、μｓ’は、散乱係数であり、生体では０．８〜１．４ｍｍ−１となる。
【００２３】
発明者等は、式５に対し、さらに研究と考察を重ねて、生体に放射され、再び体表で検出される光の性状に関して、生体の光学的特性と諸条件を加味した、以下に説明するシミュレーションを行い、好適な諸条件と酸素飽和度測定装置を見出すに至った。
【００２４】
生体の組織と血液の構成比を、組織：血液＝α：（１−α）と表わすと、生体の吸収係数μａは、μａｔ及びμａｂを組織及び血液におけるそれぞれの吸収係数として、式６で表わすことができる。
【数６】
さらに、抹消の動脈血と静脈血の構成比を、動脈：静脈＝β：（１−β）とすると、動脈及び静脈を総合した血液の吸収係数であるμａｂは、μａａ及びμａｖを動脈血及び静脈血におけるそれぞれの吸収係数として、式７で表わすことができる。
【数７】
ここで、例えば、式６においてα＝９７％、式７においてβ＝３０％（組織：血液＝９７：３（％）、動脈：静脈＝３０：７０（％））とし、及びさらに動脈の拍動成分を動脈血に対し約３０％とした条件の下で、動脈の拍動による散乱反射光強度の変化をシミュレーションする。
【００２５】
シミュレーションでは、動脈の拍動成分が、動脈血に対し約３０％程度であるので、式７の動脈血比率βは、３０％βから３９％１．３βまで増加して、式５の散乱反射光強度Ｉｒｅｆが脈動するとした。
【００２６】
動脈における酸素化ヘモグロビン比率（酸素飽和度：ＳａＯ２）が５０％から１００％まで変化すると想定して、その各値に対し、予め設定したそれそれそれぞれの波長λ１及び波長λ２について、先の動脈血比率３０％βと３９％１．３βにおける、式５の散乱反射光強度Ｉｒｅｆ ３０％β、Ｉｒｅｆ ３９％１．３βと、その変動分ΔＩｒｅｆ（＝Ｉｒｅｆ ３０％β−Ｉｒｅｆ ３９％１．３β）をそれぞれ演算する。
【００２７】
酸素化ヘモグロビン比率（酸素飽和度：ＳａＯ２）の各値に対し、この演算結果を、前述の式３を動脈に適用した式８に示すそれぞれの波長λ１及び波長λ２における脈動成分（ＡＣ）／オフセット成分（ＤＣ）に適用した比Ｒａが算出される。
【数８】
一方、静脈血にあっても、肺呼吸における胸部血管への圧力のための、呼吸性の変動がる。静脈における変動は、先の動脈血のは駆動に比べて数倍周期のが数倍長いゆっくりした変化で、この変動成分を静脈血に対し約１０％として、同じく、静脈の変動による散乱反射光強度の変化をシミュレーションする。
【００２８】
式７の静脈血比率（１−β）は、（１−β）７０％から１．１（１−β）７７％まで増加して、式５の散乱反射光強度Ｉｒｅｆが変動する。
【００２９】
静脈における酸素化ヘモグロビン比率（酸素飽和度：ＳｖＯ２）が、動脈より少し低い４０％から９０％まで変化すると想定して、動脈の場合と同様に、それぞれの酸素飽和度（ＳｖＯ２）各値に対し、散乱反射光強度Ｉｒｅｆ と、変動分ΔＩｒｅｆをそれぞれ演算する。
【００３０】
酸素化ヘモグロビン比率（酸素飽和度：ＳｖＯ２）の各値に対し、この演算結果を、前述の式３に適用した式９に示す比Ｒｖが、同様に算出される。
【数９】
図３（ａ）は、動脈血の酸素飽和度ＳａＯ２とＲａとの関係を、同図（ｂ）は静脈血の酸素飽和度ＳｖＯ２とＲｖとの関係をシミュレーションした結果であり、種々の波長λ１と波長λ２ との組合せにより、変化する様子を示す。図３（ａ）、（ｂ）のそれぞれに示すように，組み合わせる２つ波長の短い波長λ１の波長に依存して傾きが変化し、長い波長λ２ の波長により左右にシフトする。また、波長λ１が７５０ｎｍの場合は、６６０ｎｍの場合に比べて線形成が良くて、式４に示す比Ｒの１次式の関係で、酸素飽和度ＳＯ２を算出が精度良く行えることが、また、６６０ｎｍのように線形性が得られない場合には、式１０（ａ）及び同式（ｂ）に示すような多項式の関係式の適用が良いことが、発明者等による研究で究明された。
【数１０】
以下、本発明の実施形態を図面により詳細に説明する。
【００３１】
図１は、本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置の一実施形態の構成を示すブロック図である。
【００３２】
本実施形態は、大きくは、センサ部１と、動脈血処理部２と、静脈血処理部３と、酸素飽和度算定部４と、本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置の各処理のタイミングと制御を行う制御部５とから構成される。
【００３３】
センサ部１は、例えば指先または耳朶などの体表１１に装着される２個の発光素子１２ａ、１２ｂと受光素子１３とを有するセンサ１４と、制御部５のタイミング発生手段からのタイミング信号により発光素子１２ａ、１２ｂを駆動するＬＥＤ駆動手段１５とから成る。
【００３４】
動脈血処理部２は、受光素子１３に接続される増幅器１６と、この増幅器１６の出力が入力され、前記タイミング信号により２との出力をする同期検波手段１７と、この２つの出力をそれぞれの入力とし、前記タイミング信号の１／２に分周する手段２２からのタイミングでこの入力をサンプリングする、２つの脈動サンプリング・ホールド手段１８−１、１８−２と、この脈動サンプリング・ホールド手段に接続される２つの脈動最大・最小値検出手段１９−１、１９−２と、この脈動最大・最小値検出手段に接続される２つの脈動率演算手段２０−１、２０−２と、この２つの脈動率演算手段のそれぞれの出力を入力とする脈動率比Ｒａ演算手段２１とから構成される。また、静脈処理部３は、脈動サンプリング・ホールド手段１８−１、１８−２の出力をそれぞれの入力とする２つの脈波除去ローパスフィルタ２３−１、２３−２と、この脈波除去ローパスフィルタに接続される２つの変動最大・最小値検出手段２４−１、２４−２と、この変動最大・最小値検出手段に接続される２つの変動率演算手段２５−１、２５−２と、この２つの変動率演算手段のそれぞれの出力を入力とする変動率比Ｒｖ演算手段２６とから構成される。
【００３５】
酸素飽和度算出部４は、酸素飽和度検量線算出手段２７により予め算出された動脈血・静脈血酸素飽和度検量線データの蓄積手段２８と、これに接続されて、前記脈動率比Ｒａ演算手段２１の出力、及び前記変動率比Ｒｖ演算手段２６の出力が入力される酸素飽和度算定手段２９と、算出した動脈血、及び静脈血の酸素飽和度３１、３２の表示手段３０とにより構成される。
【００３６】
さらに、制御部５は、本実施形態の各手段の連携を制御し、また、本実施形態が検知したり、演算した結果をデータ記憶手段３３に書き込む制御を行うシステム制御手段３４と、この制御手段より制御されるタイミング発生手段３５とから構成される。
【００３７】
上述の構成による、本実施形態の動作を図を用いて詳細に説明する。
図２（ａ）は、本実施形態で使用するセンサを生体に装着する面から見た正面図であり、同図（ｂ）は、このセンサの何れかの発行素子を点灯して、受光素子が検知する散乱光強度を模式的に示す図である。
【００３８】
図１に示すセンサ１４に内蔵される発行素子１２ａ、１２ｂ及び受光素子１３は、図２（ａ）に示すように、発行素子１２ａ、１２ｂのそれぞれが、受光素子１３に対し等距離ρとなるように配置されて、生体に装着される。この等距離ρは、生体内各所からの散乱光が再び体表まで透過するのに十分な距離であり、かつ発光素子からの直接の光が受光素子に検知されないように隔てる距離であり、例えば本実施形態では５ｍｍとしている。また発光素子１２ａ、１２ｂは、図６に示す血中ヘモグロビンの吸光特性の等吸点（波長約８００ｎｍ）より短い波長λ１と長い波長λ２の発光をするもの、またはフィルタにより前記波長が設定されたものである。本実施形態では、発光素子１２ａが波長λ１：７５０ｎｍに、発光素子１２ｂが波長λ２：８３０ｎｍに設定される。
【００３９】
タイミング発生手段３５からのＬＥＤ駆動信号Ｆ０（周波数ｆ０）が、ＬＥＤ駆動手段１５を介して、発光素子１２ａ、１２ｂを交互に駆動する。すなわち、発光素子１２ａ、１２ｂはそれぞれＴ０（＝１／ｆ０）秒間交互に点灯して、その点灯周波数はｆ０／２である。なお、周波数ｆ０は、概ね２０Ｈｚから５０Ｈｚの範囲に設定される。
【００４０】
この発光素子１２ａ、１２ｂから交互に生体に放射されたそれぞれ波長λ１またはλ２の光が、生体組織、静脈血、及び動脈血で散乱、透過して受光素子１３に検知され、散乱光受光信号として増幅手段１６で電気的増幅して出力される。
【００４１】
図２（ｂ）に、この出力を模式的に示した。この図において、散乱光の透過の様子を理解しやすくするため、透過する領域を区分して示したが、検知し散乱光受光信号ではそれらが混在しており、心拍に同期する動脈の拍動が、呼吸により圧迫される静脈の呼吸性変動に重畳した波形として検知される。特に、同図には静脈の信号成分として表示する区分線は、拍動成分を除去したエンベロープ（包絡線）成分として検出されるものを模式的に示す。また同図では、煩雑になるので微細な表示をしないが、この散乱光受光信号は、前述のそれぞれ波長λ１またはλ２の透過光が交互に検知され連続するものであり、それぞれの波長における透過吸光係数が微小に異なるので、Ｔ０（＝１／ｆ０）秒間毎の段差を有する波形であるが、これも模式的にこの段差を省略して図示している。
【００４２】
増幅手段１６から出力される散乱光受光信号は、同期検波手段１７に入力されて、この同期検波手段１７において、散乱光受光信号をＬＥＤ駆動信号Ｆ０及びこの信号Ｆ０の位相を反転（Ｔ０こ位相遅れ）した信号Ｆ０’により直交検波して、波長λ１に関わる散乱光受光信号Ｓ１、及び波長λ２に関わる散乱光受光信号Ｓ２の２つの矩形波信号に分離される。
【００４３】
次に、分離された散乱光受光信号Ｓ１、及び散乱光受光信号Ｓ２をそれぞれの点灯周波数と同じｆ０／２でサンプルホールドするサンプリングホールド手段１８−１，１８−２に入力して、波長λ１光に関わる脈波信号ＳＰ１、及び波長λ２光に関わる脈波信号ＳＰ２の２つの連続する階段状波形の脈波信号をそれぞれのサンプリングホールド手段が出力する。この脈波信号ＳＰ１及び脈波信号ＳＰ２は、動脈の拍動に依り生じる脈波であり、図２（ｂ）の動脈の信号成分に対応する。
【００４４】
次に、この脈波信号ＳＰ１及び脈波信号ＳＰ２は、それぞれの最大値／最小値検出手段１９−１、１９−２に入力される。入力された脈波信号ＳＰ１、または脈波信号ＳＰ２の大きさが、この最大値／最小値検出手段１９−１、１９−２において逐次比較されて、図２（ｂ）の時刻ｔ−ａ１、及び時刻ｔ−ａ２に対応した、脈波信号ＳＰ１及び脈波信号ＳＰ２のそれぞれの最大値、最小値が検出されて、波長λ１光に関わる脈波信号ＳＰ１の最大値ＰＳ１ｍａｘ及び最小値ＰＳ１ｍｉｎが脈動率演算手段２０−１へ、波長λ２光に関わる脈波信号ＳＰ２の最大値ＰＳ２ｍａｘ及び最小値ＰＳ２ｍｉｎが脈動率演算手段２０−２へ入力される。
【００４５】
脈動率演算手段２０−１、２０−２では、それぞれ入力された最大値、最小値の値から、ΔＩａ＝最大値−最小値、及びＩ０Ｉａ ｍａｘ＝最小値とし、式８に示す脈動における変化率が演算される。すなわち、脈動率演算手段２０−１から波長λ１光の脈動率値が、脈動率演算手段２０−２から波長λ２光の脈動率値がそれぞれ出力される。
【００４６】
脈動率演算手段２０−１、２０−２の出力は、脈動率比Ｒａ演算手段２１にそれぞれ入力されて、式３に示す動脈血の比Ｒａが演算され、出力される。
【００４７】
なお、このサンプリングホールド手段１８−１、１８−２が出力する脈波信号ＳＰ１及び脈波信号ＳＰ２の最大値／最小値は、１心拍動毎にそれらが検出されるので、脈動率比Ｒａ演算手段２１からは、前記比Ｒａが心拍動と同じ頻度で出力される。
【００４８】
一方、サンプリング・ホールド手段１８−１、１８−２の出力である、波長λ１光に関わる脈波信号ＳＰ１、及び波長λ２光に関わる脈波信号ＳＰ２は、脈波除去ローパスフィルタ２３−１、２３−２にそれぞれ入力されて、概ね０．５Ｈｚ以上の脈波成分を除去する。脈波除去ローパスフィルタ２３−１、２３−２は、波長λ１に関わる散乱光受光信号Ｓ１、及び波長λ２に関わる散乱光受光信号Ｓ２の基線の変動、すなわち呼吸により圧迫されてその流量が変動する静脈血の変動をそれぞれ抽出して、波長λ１に関わる呼吸性変動信号ＳＲ１、及び波長λ２に関わる呼吸性変動信号ＳＲ２としてそれぞれ出力する。
【００４９】
脈波除去ローパスフィルタ２３−１、２３−２から出力された呼吸性変動信号ＳＲ１、及び呼吸性変動信号ＳＲ２は、呼吸性変動信号の変動最大・最小値検出手段２４−１、２４−２にそれぞれ入力される。入力された呼吸性変動信号ＳＲ１、及び呼吸性変動信号ＳＲ２の大きさが、それぞれの変動最大値・最小値検出手段２４−１、２４−２において逐次比較されて、図２（ｂ）の時刻ｔ−ｖ１、及び時刻ｔ−ｖ２に対応した、呼吸性変動信号ＳＲ１、及び呼吸性変動信号ＳＲ２のそれぞれの最大値、最小値が検出されて、波長λ１光に関わる呼吸性変動信号ＳＲ１の最大値ＳＲ１ｍａｘ及び最小値ＳＲ１ｍｉｎが変動率演算手段２５−１へ、波長λ２光に関わる呼吸性変動信号ＳＲ２の最大値ＳＲ２ｍａｘ及び最小値ＳＲ２ｍｉｎが変動率演算手段２５−２へ入力される。
【００５０】
変動率演算手段２５−１、２５−２では、それぞれ入力された最大値、最小値の値から、ΔＩＶ＝最大値−最小値、及びＩ０ＩＶ ｍａｘ＝最小値とし、式９に示す呼吸性静脈変動における変化率が演算される。すなわち、変動率演算手段２５−１から波長λ１光の変動率値が、変動率演算手段２５−２から波長λ２光の変動率値がそれぞれ出力される。
【００５１】
変動率演算手段２５−１、２５−２の出力は、変動率比Ｒｖ演算手段２６にそれぞれ入力されて、式３に示す静脈血の比Ｒｖが演算され、出力される。
【００５２】
なお、この脈波除去ローパスフィルタ２３−１、２３−２が出力する呼吸性変動信号ＳＲ１、及び呼吸性変動信号ＳＲ２は呼吸性の変動をするため、脈動率比Ｒａ演算手段２１から出力の頻度に比べて、変動率比Ｒｖ演算手段２６からの出力は１／５から１／１０の頻度になる。
【００５３】
酸素飽和度算出部４の酸素飽和度検量線算出手段２７では、式５に示す理論的散乱反射光強度を、本実施形態のセンサ形状、放射光の波長、及び生体の組織／血液、動脈血／静脈血の構成比等のデータに基いて予めシミュレーションし、算定された動脈血・静脈血酸素飽和度検量線データ２８が、システム制御手段３４の制御の下にデータ記憶手段３３に記憶される。酸素飽和度算定手段２９は、脈動率比Ｒａ演算手段２１から動脈血の比Ｒａが出力されと、データ記憶手段３３に記憶された酸素飽和度検量線データ２８の動脈血データを参照して、比Ｒａに対応する酸素飽和度値を読み出して表示装置３０に出力する。同じく、酸素飽和度算定手段２９は、変動率比Ｒｖ演算手段２６から静脈血の比Ｒｖが出力されと、酸素飽和度検量線データ２８の静脈血データを参照して、比Ｒｖに対応する酸素飽和度値を読み出して表示装置３０に出力する。表示手段３０は、動脈血酸素飽和度値３１及び静脈血酸素飽和度値３２を表示器に表示する。
【００５４】
なお、検量線データが式４に示す関係式、または他の関係式の係数として記憶されている時は、比Ｒの値をその関係式に算入して酸素飽和度を算定しても良い。
【００５５】
前述のように、動脈血の比Ｒａの出力頻度が、静脈血の比Ｒｖの出力頻度より多いため、動脈血酸素飽和度値の表示のタイミングを静脈血酸素飽和度値の表示に合わせて、次回の表示タイミングまでに逐次算出された動脈血酸素飽和度値を蓄積し、平均値算出などの処理をして表示することは、当業者の設計の範囲で行われる。
【００５６】
また、サンプリングホールド手段１８−１、１８−２が出力する脈波信号ＳＰ１及び脈波信号ＳＰ２の最大値／最小値を検出して、動脈血の比Ｒａが出力されるまでの手順、動脈血の比Ｒａの演算と同様に、呼吸性変動信号ＳＲ１、及び呼吸性変動信号ＳＲ２の最大値／最小値を検出した後、動脈血の比Ｒａが出力されるまでの手順も、前述のようにそれぞれの手段で行う以外に、検知した最大値及び最小値のデータを、システム制御手段３４が制御するデータ記憶手段３３に記憶させて、その記憶したデータを基に、システム制御手段３４の備える演算機能により演算しても良い。
【００５７】
上述のように、本実施形態によれば、体表に発光素子と受光素子を備えるセンサを装着して、従来使用されていたカフ等の圧迫を行うこと無く、無侵襲的かつ非観血的に、動脈血と静脈血の酸素飽和度をそれぞれほぼ同時に、測定し表示することができる。
【００５８】
図４は、本実施形態の酸素飽和度検量線算定手段２７における検量線シミュレーションと実測した酸素飽和度の関係を示すグラフであり、同図（ａ）は動脈血について、同図（ｂ）は静脈血について示してある。
【００５９】
式５に示す理論的散乱反射光強度を、生体の組織／血液の構成比を組織：血液＝９７：３（％）に、動脈血／静脈血の構成比を動脈：静脈＝３０：７０（％）に設定し、動脈の拍動成分が、動脈血に対し３０％、静脈における変動は、静脈血に対し１０％として、式５の散乱光透過光強度Ｉｒｅｆ及びΔＩｒｅｆを算出して、脈動率比Ｒａ（動脈血）及び変動率比Ｒｖ（静脈血）をシミューレーションした。図４は、シミュレーション結果（図４の実線：ただし散乱係数μｓ’の変化範囲０．８〜１．４ｍｍ−１）と実測した酸素飽和度（図４の白丸印）データが、動脈血及び静脈血のいずれにおいても、両者の一致が良く、校正を必要としない適正な生体側条件の設定が成された事を示している。
すなわち、従来の光学的酸素飽和度測定装置においては、検量線特性を他の基準のとなる酸素飽和度測定装置と並行測定を行って校正する必要があったが、本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置では、センサ形状、使用波長、生体の条件を基に、理論的散乱光透過光強度をシミュレーションし、検量線データを作成することにより、校正を不要とすることができる。
【００６０】
【発明の効果】
以上、説明したように本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置は、動脈血及び静脈血をカフ等の補助機構によらず、同一のセンサにより、非観血的に生理的には略同時に、動脈血及び静脈血のそれぞれの酸素飽和度を測定できる。また、標準の酸素飽和度測定装置による測定値の校正を必要としない。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態の構成を示すブロック図。
【図２】本実施形態で使用するセンサの正面図とセンサの受光素子が検知する散乱光強度を模式的に示す図。
【図３】動脈血の酸素飽和度ＳａＯ２と比Ｒａ及び静脈血の酸素飽和度ＳｖＯ２と比Ｒｖとの関係のシミュレーション結果を示すグラフ。
【図４】本実施形態の検量線シミュレーションと実測酸素飽和度の関係を示すグラフ。
【図５】生体内の組織層、静脈血、及び動脈血層を透過する光強度を示す模式図。
【図６】血中ヘモグロビンの吸収係数特性を示すグラフ。
【符号の説明】
１・・・センサ部、
２・・・動脈血処理部、
３・・・静脈血処理部、
４・・・酸素飽和度算出部、
５・・・制御部、
１１・・・生体、
１２ａ、１２ｂ・・・発光素子、
１３・・・受光素子、
１４・・・センサ、
１５・・・ＬＥＤ駆動手段、
１６・・・増幅手段、
１７・・・同期検波手段、
１８―１、１８−２・・・サンプリング・ホールド手段、
１９−１、１９−２・・・最大値／最小値検出手段、
２０−１、２０−２・・・脈動率演算手段、
２１・・・脈動率比Ｒａ演算手段、
２２・・・１／２分周手段、
２３−１、２３−２・・・脈波除去ローパスフィルタ、
２４−１、２４−２・・・変動最大・最小値検出手段、
２５−１、２５−２・・・変動率演算手段、
２６・・・変動率比Ｒｖ演算手段、
２７・・・酸素飽和度検量線算出手段、
２８・・・酸素飽和度検量線データ、
２９・・・酸素飽和度算定手段、
３０・・・表示手段、
３１・・・動脈血酸素飽和度、
３２・・・静脈血酸素飽和度、
３３・・・データ記憶手段、
３４・・・システム制御手段、
３５・・・タイミング発生手段。
【発明の属する技術分野】
本発明は、動脈及び静脈の血中酸素飽和度を、無侵襲的に計測する動静脈酸素飽和度測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
生体組織の酸素飽和度を計測することは、患者の全身状態を知る上で非常に重要であり、連続した測定や、生体の他の測定値と組み合わせることにより多くの情報を得ることができる。さらに、動脈血だけでなく静脈血も同時に計測できれば、酸素代謝量などの組織の活動状態を知ることができる。
【０００３】
現在、動脈血或いは、静脈血の酸素飽和度の測定には、採血を行う侵襲的に計測をする方法と、体表から光学的手法により無侵襲的に計測する方法とが、通常行われる。
【０００４】
無侵襲的に動脈血の酸素飽和度を計測する方法としては、心臓の拍動により動脈のみが脈動することを利用して、動脈の脈動成分を利用したパルスオキシメータ法が広く用いられている。一方、静脈血酸素飽和度を計測する方法は侵襲的な方法しかなく、無侵襲的に静脈血酸素飽和度を計測する方法が確立されていない。
【０００５】
組織あるいは動静脈血の酸素飽和度を同時測定する試みは、従来から幾つか行われ、静脈血と動脈血を分離して測定することができず、組織全体としての酸素飽和度しか測定できないもの（特開２０００−１０７１５７）、気管支カテーテルの先に光学センサを取り付け、侵襲的に肺動脈の混合静脈血を測定するもの（特開平１１−２４４２６４）などが考案されている。また、カフを使用して容積振動法や容積補償法によるもの（特開平２−３０５５５５、特開平６−６３０２４、特開平１−１４６５２４）では、被験者に加圧負荷や鬱血などの侵襲性を伴う他、カフ装着のため測定部位が限定されることや、加圧用ポンプを備える必要が有るなどのため、連続な計測には適用できない問題点が有る。
【０００６】
非観血的に動脈血の酸素飽和度を計測する、従来の方法として広く適用されているパルスオキシメータ法は、ランバート・ベア（Ｌａｍｂｅｒｔ−Ｂｅａｒ）の法則による測定法であり、その原理とするところを以下に説明する。
【０００７】
図５に示すように、体表から生体内に放射されて、体内で散乱して再び体表で検出される光は、組織層、静脈血、及び動脈血層を透過し、透過率は式１で示される。
【数１】
【０００８】
図５の動脈の拍動による検出光強度の変化分ΔＩｄＩａに着目して、その透過の変化率は式２で表される。
【数２】
【０００９】
一方、図６に示すように、血液中で酸素の吸着・脱酸を行うヘモグロビンの酸素化ヘモグロビン（酸素飽和度１００％）と脱酸素化ヘモグロビン（酸素飽和度０％）の吸収スペクトルは、波長８００ｎｍ（付近の等吸収点）で交差する特性曲線になる。
【００１０】
この等吸収点吸収波長より短い波長λ１、及び長い波長λ２で観測される式２の脈波成分／オフセット成分の比を採って、式３に示すように、これを比Ｒと表わす。
【数３】
【数４】
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
上に述べたように、従来の酸素飽和度測定は、非観血測定の対象となるのは動脈血であり、静脈血においては観血的な手法によるものが主であった。、静脈血の非観血的測定には、カフなどによる静脈圧迫を要し、鬱血が伴うなどの測定状況を異にする方法で、測定部位も限定されるなど同時測定を行うには問題があった。
【００１２】
また、非観血的な酸素飽和度の計測方法であるパルスオキシメータ法による血中酸素飽和度測定装置では、測定の特性に関係する装置の定数Ａ及びＢを、基準となる酸素飽和度測定器により並行計測おこなって、校正する必要があった。
【００１３】
この発明は上記の問題点に鑑みてなされたもので、動脈血及び静脈血をカフ等の補助機構によらず、同一のセンサにより、非観血的に生理的にはほぼ同時に、動脈血及び静脈血の酸素飽和度の測定を可能とし、また、標準の酸素飽和度測定装置を用いる測定値の校正を必要としない非観血動静脈酸素飽和度測定装置を提供することを目的とする。
【００１４】
【課題を解決するための手段】
本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置は、異なる第１及び第２の波長の光を生体に照射するための光源と、前記生体を透過し、または前記生体で散乱した光を検出する受光器と、この受光器の出力信号が供給され、前記第１の波長に関わる第１の出力信号及び前記第２の波長に関わる第２の出力信号を出力する検波手段と、この検波手段の前記第１の出力信号が供給され、その出力信号の最大値及び最小値を出力する第１の最大値／最小値検出手段と、この第１の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、脈動率を演算する第１の脈動率演算手段と、前記検波手段の第２の出力信号が供給され、その出力信号の最大値及び最小値を出力する第２の最大値／最小値検出手段と、この第２の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、脈動率を演算する第２の脈動率演算手段と、前記第１の脈動率演算手段からの出力値と前記第２の脈動率演算手段からの出力値の比が入力され、これらの値から動脈血の酸素飽和度を算定する第１の酸素飽和度算定手段と、前記検波手段の第１の出力信号から高周波成分を除去した信号が供給され、その最大値及び最小値を出力する第３の最大値／最小値検出手段と、この第３の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、変動率を演算する第１の変動率演算手段と、前記検波手段の第２の出力信号から高周波成分を除去した信号が供給され、その最大値及び最小値を出力する第４の最大値／最小値検出手段と、この第４の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、変動率を演算する第２の変動率演算手段と、前記第１の変動率演算手段からの出力値と前記第２の変動率演算手段からの出力値の比が入力され、これらの値から静脈血の酸素飽和度を出力する第２の酸素飽和度算定手段とを備えたことを特徴とするものである。
【００１５】
また、本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置は、異なる第１及び第２の波長の光を生体に照射するための光源と、前記生体を透過し、または前記生体で散乱した光を検出する受光器と、この受光器の出力信号が供給され、前記第１の波長に関わる第１の出力信号及び前記第２の波長に関わる第２の出力信号を出力する検波手段と、この検波手段の前記第１の出力信号が供給され、その出力信号の最大値及び最小値を出力する第１の最大値／最小値検出手段と、この第１の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、脈動率を演算する第１の脈動率演算手段と、前記検波手段の第２の出力信号が供給され、その出力信号の最大値及び最小値を出力する第２の最大値／最小値検出手段と、この第２の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、脈動率を演算する第２の脈動率演算手段と、前記検波手段の第１の出力信号から高周波成分を除去した信号が供給され、その最大値及び最小値を出力する第３の最大値／最小値検出手段と、この第３の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、変動率を演算する第１の変動率演算手段と、前記検波手段の第２の出力信号から高周波成分を除去した信号が供給され、その最大値及び最小値を出力する第４の最大値／最小値検出手段と、この第４の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、変動率を演算する第２の変動率演算手段と、前記第１の脈動率演算手段からの出力値と前記第２の脈動率演算手段からの出力値の比が入力され、これらの値から動脈血の酸素飽和度を算定する第１の酸素飽和度算定手段と、前記第１の変動率演算手段からの出力値と前記第２の変動率演算手段からの出力値の比が入力され、これらの値から静脈血の酸素飽和度を出力する第２の酸素飽和度算定手段とを備え、前記第１の酸素飽和度算定手段は、光拡散方程式から求めた酸素飽和度検量関係式を備え、前記第１の脈動率演算手段からの出力値と前記第２の脈動率演算手段からの出力値の比に対する動脈血の酸素飽和度を、前記酸素飽和度検量関係式により算定して出力し、前記第２の酸素飽和度算定手段は、前記第１の変動率演算手段からの出力値と前記第２の変動率演算手段からの出力値の比に対する静脈血の酸素飽和度を、前記酸素飽和度検量関係式により算定して出力することを特徴とするものである。
【００１６】
さらに、本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置においては、前記酸素飽和度検量関係式は、予め設定された複数の酸素飽和度に対し、前記第１及び第２の波長毎に、生体組織・血液構成比及び動脈血・静脈血構成比に依存する透過吸収係数、及び光源と受光器間の距離を変数とする光拡散方程式から求めた散乱透過光強度の最大値・最小値を、動脈血液量または静脈血液量の最大・最小に対応して算出し、この算出値から動脈の脈動率または静脈の変動率を算出し、それぞれの波長の脈動率の比、または変動率の比から酸素飽和度を算定する式であることを特徴とするものである。
【００１７】
さらに、本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置においては、前記第１及び第２の酸素飽和度算定手段は、予め設定された複数の酸素飽和度に対し、前記第１及び第２の波長毎に、生体組織・血液構成比及び動脈血・静脈血構成比に依存する透過吸収係数、及び光源と受光器間の距離を変数とする光拡散方程式から求めた散乱透過光強度の最大値・最小値を、動脈血液量または静脈血液量の最大・最小に対応して算出し、この算出値から動脈の脈動率及び静脈の変動率を算出し、それぞれの波長の脈動率の比、または変動率の比と前記酸素飽和度とを、酸素飽和度検量線データとして、参照データの形式でデータ記憶手段に蓄積して成ることを特徴とするものである。
【００１８】
さらに、本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置においては、前記第１及び第２の酸素飽和度算定手段は、散乱透過光強度の算出に適用する前記生体条件の、生体組織・血液構成比である生体組織：血液＝α：（１−α）において、αを９５％〜９８％のいずれかの値に、動脈血・静脈血構成比である動脈血：静脈血＝β：（１−β）において、βを２０％〜４０％のいずれかの値にし、動脈血液量、または静脈血液量を変化して、酸素飽和度検量線の算出したことを特徴とするものである。
【００１９】
さらに、本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置においては、前記光源は、前記第１の波長を発光する第１の光源と、前記第２の波長の発光をする第２の光源とから成り、前記第１の波長は、８００ｎｍ付近の等吸収波長より短い波長であり、前記第２の波長は、８００ｎｍ付近の等吸収波長より長い波長であり、前記受光器は、前記第１及び第２の光源から等距離の位置に設けられたことを特徴とするものである。
【００２０】
【発明の実施の形態】
まず、本実施形態であって、この異なる波長の光が、体内に放射され、再び体表で検知されることに関わり、血液の酸素飽和度を測定する形態の原理について説明する。
【００２１】
従来の光を用いる酸素飽和度測定装置では、生体に放射された光の性状を後方散乱光として取扱っていた。発明者等は、生体内での光の性状をより厳密に理論的展開を図る散乱光の解析に着目して、光拡散方程式より理論的に解を求めて、散乱反射光強度を得る手法に関して研究を重ねた。
【００２２】
この散乱光の解析（文献：Ｔｈｏｍａｓ Ｊ．Ｆａｒｒｅｌｌ ＆ Ｍｉｃｈａｅｌ Ｓ．Ｐａｔｔｅｒｓｏｎ：Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ，Ｖｏｌ．１９，Ｎｏ．４，ｐｐ８７９−８８８，Ｊｕｌ．／Ａｕｇ．１９９２）では、体表で放射された光が生体に入射して後、生体組織の各部で散乱して、発光素子から距離ρ離れて位置する受光素子に検知され散乱反射光強度Ｉｒｅｆは、光拡散方程式の解を求めて、式５に示す式で得られる。
【数５】
【００２３】
発明者等は、式５に対し、さらに研究と考察を重ねて、生体に放射され、再び体表で検出される光の性状に関して、生体の光学的特性と諸条件を加味した、以下に説明するシミュレーションを行い、好適な諸条件と酸素飽和度測定装置を見出すに至った。
【００２４】
生体の組織と血液の構成比を、組織：血液＝α：（１−α）と表わすと、生体の吸収係数μａは、μａｔ及びμａｂを組織及び血液におけるそれぞれの吸収係数として、式６で表わすことができる。
【数６】
【数７】
【００２５】
シミュレーションでは、動脈の拍動成分が、動脈血に対し約３０％程度であるので、式７の動脈血比率βは、３０％βから３９％１．３βまで増加して、式５の散乱反射光強度Ｉｒｅｆが脈動するとした。
【００２６】
動脈における酸素化ヘモグロビン比率（酸素飽和度：ＳａＯ２）が５０％から１００％まで変化すると想定して、その各値に対し、予め設定したそれそれそれぞれの波長λ１及び波長λ２について、先の動脈血比率３０％βと３９％１．３βにおける、式５の散乱反射光強度Ｉｒｅｆ ３０％β、Ｉｒｅｆ ３９％１．３βと、その変動分ΔＩｒｅｆ（＝Ｉｒｅｆ ３０％β−Ｉｒｅｆ ３９％１．３β）をそれぞれ演算する。
【００２７】
酸素化ヘモグロビン比率（酸素飽和度：ＳａＯ２）の各値に対し、この演算結果を、前述の式３を動脈に適用した式８に示すそれぞれの波長λ１及び波長λ２における脈動成分（ＡＣ）／オフセット成分（ＤＣ）に適用した比Ｒａが算出される。
【数８】
【００２８】
式７の静脈血比率（１−β）は、（１−β）７０％から１．１（１−β）７７％まで増加して、式５の散乱反射光強度Ｉｒｅｆが変動する。
【００２９】
静脈における酸素化ヘモグロビン比率（酸素飽和度：ＳｖＯ２）が、動脈より少し低い４０％から９０％まで変化すると想定して、動脈の場合と同様に、それぞれの酸素飽和度（ＳｖＯ２）各値に対し、散乱反射光強度Ｉｒｅｆ と、変動分ΔＩｒｅｆをそれぞれ演算する。
【００３０】
酸素化ヘモグロビン比率（酸素飽和度：ＳｖＯ２）の各値に対し、この演算結果を、前述の式３に適用した式９に示す比Ｒｖが、同様に算出される。
【数９】
【数１０】
【００３１】
図１は、本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置の一実施形態の構成を示すブロック図である。
【００３２】
本実施形態は、大きくは、センサ部１と、動脈血処理部２と、静脈血処理部３と、酸素飽和度算定部４と、本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置の各処理のタイミングと制御を行う制御部５とから構成される。
【００３３】
センサ部１は、例えば指先または耳朶などの体表１１に装着される２個の発光素子１２ａ、１２ｂと受光素子１３とを有するセンサ１４と、制御部５のタイミング発生手段からのタイミング信号により発光素子１２ａ、１２ｂを駆動するＬＥＤ駆動手段１５とから成る。
【００３４】
動脈血処理部２は、受光素子１３に接続される増幅器１６と、この増幅器１６の出力が入力され、前記タイミング信号により２との出力をする同期検波手段１７と、この２つの出力をそれぞれの入力とし、前記タイミング信号の１／２に分周する手段２２からのタイミングでこの入力をサンプリングする、２つの脈動サンプリング・ホールド手段１８−１、１８−２と、この脈動サンプリング・ホールド手段に接続される２つの脈動最大・最小値検出手段１９−１、１９−２と、この脈動最大・最小値検出手段に接続される２つの脈動率演算手段２０−１、２０−２と、この２つの脈動率演算手段のそれぞれの出力を入力とする脈動率比Ｒａ演算手段２１とから構成される。また、静脈処理部３は、脈動サンプリング・ホールド手段１８−１、１８−２の出力をそれぞれの入力とする２つの脈波除去ローパスフィルタ２３−１、２３−２と、この脈波除去ローパスフィルタに接続される２つの変動最大・最小値検出手段２４−１、２４−２と、この変動最大・最小値検出手段に接続される２つの変動率演算手段２５−１、２５−２と、この２つの変動率演算手段のそれぞれの出力を入力とする変動率比Ｒｖ演算手段２６とから構成される。
【００３５】
酸素飽和度算出部４は、酸素飽和度検量線算出手段２７により予め算出された動脈血・静脈血酸素飽和度検量線データの蓄積手段２８と、これに接続されて、前記脈動率比Ｒａ演算手段２１の出力、及び前記変動率比Ｒｖ演算手段２６の出力が入力される酸素飽和度算定手段２９と、算出した動脈血、及び静脈血の酸素飽和度３１、３２の表示手段３０とにより構成される。
【００３６】
さらに、制御部５は、本実施形態の各手段の連携を制御し、また、本実施形態が検知したり、演算した結果をデータ記憶手段３３に書き込む制御を行うシステム制御手段３４と、この制御手段より制御されるタイミング発生手段３５とから構成される。
【００３７】
上述の構成による、本実施形態の動作を図を用いて詳細に説明する。
図２（ａ）は、本実施形態で使用するセンサを生体に装着する面から見た正面図であり、同図（ｂ）は、このセンサの何れかの発行素子を点灯して、受光素子が検知する散乱光強度を模式的に示す図である。
【００３８】
図１に示すセンサ１４に内蔵される発行素子１２ａ、１２ｂ及び受光素子１３は、図２（ａ）に示すように、発行素子１２ａ、１２ｂのそれぞれが、受光素子１３に対し等距離ρとなるように配置されて、生体に装着される。この等距離ρは、生体内各所からの散乱光が再び体表まで透過するのに十分な距離であり、かつ発光素子からの直接の光が受光素子に検知されないように隔てる距離であり、例えば本実施形態では５ｍｍとしている。また発光素子１２ａ、１２ｂは、図６に示す血中ヘモグロビンの吸光特性の等吸点（波長約８００ｎｍ）より短い波長λ１と長い波長λ２の発光をするもの、またはフィルタにより前記波長が設定されたものである。本実施形態では、発光素子１２ａが波長λ１：７５０ｎｍに、発光素子１２ｂが波長λ２：８３０ｎｍに設定される。
【００３９】
タイミング発生手段３５からのＬＥＤ駆動信号Ｆ０（周波数ｆ０）が、ＬＥＤ駆動手段１５を介して、発光素子１２ａ、１２ｂを交互に駆動する。すなわち、発光素子１２ａ、１２ｂはそれぞれＴ０（＝１／ｆ０）秒間交互に点灯して、その点灯周波数はｆ０／２である。なお、周波数ｆ０は、概ね２０Ｈｚから５０Ｈｚの範囲に設定される。
【００４０】
この発光素子１２ａ、１２ｂから交互に生体に放射されたそれぞれ波長λ１またはλ２の光が、生体組織、静脈血、及び動脈血で散乱、透過して受光素子１３に検知され、散乱光受光信号として増幅手段１６で電気的増幅して出力される。
【００４１】
図２（ｂ）に、この出力を模式的に示した。この図において、散乱光の透過の様子を理解しやすくするため、透過する領域を区分して示したが、検知し散乱光受光信号ではそれらが混在しており、心拍に同期する動脈の拍動が、呼吸により圧迫される静脈の呼吸性変動に重畳した波形として検知される。特に、同図には静脈の信号成分として表示する区分線は、拍動成分を除去したエンベロープ（包絡線）成分として検出されるものを模式的に示す。また同図では、煩雑になるので微細な表示をしないが、この散乱光受光信号は、前述のそれぞれ波長λ１またはλ２の透過光が交互に検知され連続するものであり、それぞれの波長における透過吸光係数が微小に異なるので、Ｔ０（＝１／ｆ０）秒間毎の段差を有する波形であるが、これも模式的にこの段差を省略して図示している。
【００４２】
増幅手段１６から出力される散乱光受光信号は、同期検波手段１７に入力されて、この同期検波手段１７において、散乱光受光信号をＬＥＤ駆動信号Ｆ０及びこの信号Ｆ０の位相を反転（Ｔ０こ位相遅れ）した信号Ｆ０’により直交検波して、波長λ１に関わる散乱光受光信号Ｓ１、及び波長λ２に関わる散乱光受光信号Ｓ２の２つの矩形波信号に分離される。
【００４３】
次に、分離された散乱光受光信号Ｓ１、及び散乱光受光信号Ｓ２をそれぞれの点灯周波数と同じｆ０／２でサンプルホールドするサンプリングホールド手段１８−１，１８−２に入力して、波長λ１光に関わる脈波信号ＳＰ１、及び波長λ２光に関わる脈波信号ＳＰ２の２つの連続する階段状波形の脈波信号をそれぞれのサンプリングホールド手段が出力する。この脈波信号ＳＰ１及び脈波信号ＳＰ２は、動脈の拍動に依り生じる脈波であり、図２（ｂ）の動脈の信号成分に対応する。
【００４４】
次に、この脈波信号ＳＰ１及び脈波信号ＳＰ２は、それぞれの最大値／最小値検出手段１９−１、１９−２に入力される。入力された脈波信号ＳＰ１、または脈波信号ＳＰ２の大きさが、この最大値／最小値検出手段１９−１、１９−２において逐次比較されて、図２（ｂ）の時刻ｔ−ａ１、及び時刻ｔ−ａ２に対応した、脈波信号ＳＰ１及び脈波信号ＳＰ２のそれぞれの最大値、最小値が検出されて、波長λ１光に関わる脈波信号ＳＰ１の最大値ＰＳ１ｍａｘ及び最小値ＰＳ１ｍｉｎが脈動率演算手段２０−１へ、波長λ２光に関わる脈波信号ＳＰ２の最大値ＰＳ２ｍａｘ及び最小値ＰＳ２ｍｉｎが脈動率演算手段２０−２へ入力される。
【００４５】
脈動率演算手段２０−１、２０−２では、それぞれ入力された最大値、最小値の値から、ΔＩａ＝最大値−最小値、及びＩ０Ｉａ ｍａｘ＝最小値とし、式８に示す脈動における変化率が演算される。すなわち、脈動率演算手段２０−１から波長λ１光の脈動率値が、脈動率演算手段２０−２から波長λ２光の脈動率値がそれぞれ出力される。
【００４６】
脈動率演算手段２０−１、２０−２の出力は、脈動率比Ｒａ演算手段２１にそれぞれ入力されて、式３に示す動脈血の比Ｒａが演算され、出力される。
【００４７】
なお、このサンプリングホールド手段１８−１、１８−２が出力する脈波信号ＳＰ１及び脈波信号ＳＰ２の最大値／最小値は、１心拍動毎にそれらが検出されるので、脈動率比Ｒａ演算手段２１からは、前記比Ｒａが心拍動と同じ頻度で出力される。
【００４８】
一方、サンプリング・ホールド手段１８−１、１８−２の出力である、波長λ１光に関わる脈波信号ＳＰ１、及び波長λ２光に関わる脈波信号ＳＰ２は、脈波除去ローパスフィルタ２３−１、２３−２にそれぞれ入力されて、概ね０．５Ｈｚ以上の脈波成分を除去する。脈波除去ローパスフィルタ２３−１、２３−２は、波長λ１に関わる散乱光受光信号Ｓ１、及び波長λ２に関わる散乱光受光信号Ｓ２の基線の変動、すなわち呼吸により圧迫されてその流量が変動する静脈血の変動をそれぞれ抽出して、波長λ１に関わる呼吸性変動信号ＳＲ１、及び波長λ２に関わる呼吸性変動信号ＳＲ２としてそれぞれ出力する。
【００４９】
脈波除去ローパスフィルタ２３−１、２３−２から出力された呼吸性変動信号ＳＲ１、及び呼吸性変動信号ＳＲ２は、呼吸性変動信号の変動最大・最小値検出手段２４−１、２４−２にそれぞれ入力される。入力された呼吸性変動信号ＳＲ１、及び呼吸性変動信号ＳＲ２の大きさが、それぞれの変動最大値・最小値検出手段２４−１、２４−２において逐次比較されて、図２（ｂ）の時刻ｔ−ｖ１、及び時刻ｔ−ｖ２に対応した、呼吸性変動信号ＳＲ１、及び呼吸性変動信号ＳＲ２のそれぞれの最大値、最小値が検出されて、波長λ１光に関わる呼吸性変動信号ＳＲ１の最大値ＳＲ１ｍａｘ及び最小値ＳＲ１ｍｉｎが変動率演算手段２５−１へ、波長λ２光に関わる呼吸性変動信号ＳＲ２の最大値ＳＲ２ｍａｘ及び最小値ＳＲ２ｍｉｎが変動率演算手段２５−２へ入力される。
【００５０】
変動率演算手段２５−１、２５−２では、それぞれ入力された最大値、最小値の値から、ΔＩＶ＝最大値−最小値、及びＩ０ＩＶ ｍａｘ＝最小値とし、式９に示す呼吸性静脈変動における変化率が演算される。すなわち、変動率演算手段２５−１から波長λ１光の変動率値が、変動率演算手段２５−２から波長λ２光の変動率値がそれぞれ出力される。
【００５１】
変動率演算手段２５−１、２５−２の出力は、変動率比Ｒｖ演算手段２６にそれぞれ入力されて、式３に示す静脈血の比Ｒｖが演算され、出力される。
【００５２】
なお、この脈波除去ローパスフィルタ２３−１、２３−２が出力する呼吸性変動信号ＳＲ１、及び呼吸性変動信号ＳＲ２は呼吸性の変動をするため、脈動率比Ｒａ演算手段２１から出力の頻度に比べて、変動率比Ｒｖ演算手段２６からの出力は１／５から１／１０の頻度になる。
【００５３】
酸素飽和度算出部４の酸素飽和度検量線算出手段２７では、式５に示す理論的散乱反射光強度を、本実施形態のセンサ形状、放射光の波長、及び生体の組織／血液、動脈血／静脈血の構成比等のデータに基いて予めシミュレーションし、算定された動脈血・静脈血酸素飽和度検量線データ２８が、システム制御手段３４の制御の下にデータ記憶手段３３に記憶される。酸素飽和度算定手段２９は、脈動率比Ｒａ演算手段２１から動脈血の比Ｒａが出力されと、データ記憶手段３３に記憶された酸素飽和度検量線データ２８の動脈血データを参照して、比Ｒａに対応する酸素飽和度値を読み出して表示装置３０に出力する。同じく、酸素飽和度算定手段２９は、変動率比Ｒｖ演算手段２６から静脈血の比Ｒｖが出力されと、酸素飽和度検量線データ２８の静脈血データを参照して、比Ｒｖに対応する酸素飽和度値を読み出して表示装置３０に出力する。表示手段３０は、動脈血酸素飽和度値３１及び静脈血酸素飽和度値３２を表示器に表示する。
【００５４】
なお、検量線データが式４に示す関係式、または他の関係式の係数として記憶されている時は、比Ｒの値をその関係式に算入して酸素飽和度を算定しても良い。
【００５５】
前述のように、動脈血の比Ｒａの出力頻度が、静脈血の比Ｒｖの出力頻度より多いため、動脈血酸素飽和度値の表示のタイミングを静脈血酸素飽和度値の表示に合わせて、次回の表示タイミングまでに逐次算出された動脈血酸素飽和度値を蓄積し、平均値算出などの処理をして表示することは、当業者の設計の範囲で行われる。
【００５６】
また、サンプリングホールド手段１８−１、１８−２が出力する脈波信号ＳＰ１及び脈波信号ＳＰ２の最大値／最小値を検出して、動脈血の比Ｒａが出力されるまでの手順、動脈血の比Ｒａの演算と同様に、呼吸性変動信号ＳＲ１、及び呼吸性変動信号ＳＲ２の最大値／最小値を検出した後、動脈血の比Ｒａが出力されるまでの手順も、前述のようにそれぞれの手段で行う以外に、検知した最大値及び最小値のデータを、システム制御手段３４が制御するデータ記憶手段３３に記憶させて、その記憶したデータを基に、システム制御手段３４の備える演算機能により演算しても良い。
【００５７】
上述のように、本実施形態によれば、体表に発光素子と受光素子を備えるセンサを装着して、従来使用されていたカフ等の圧迫を行うこと無く、無侵襲的かつ非観血的に、動脈血と静脈血の酸素飽和度をそれぞれほぼ同時に、測定し表示することができる。
【００５８】
図４は、本実施形態の酸素飽和度検量線算定手段２７における検量線シミュレーションと実測した酸素飽和度の関係を示すグラフであり、同図（ａ）は動脈血について、同図（ｂ）は静脈血について示してある。
【００５９】
式５に示す理論的散乱反射光強度を、生体の組織／血液の構成比を組織：血液＝９７：３（％）に、動脈血／静脈血の構成比を動脈：静脈＝３０：７０（％）に設定し、動脈の拍動成分が、動脈血に対し３０％、静脈における変動は、静脈血に対し１０％として、式５の散乱光透過光強度Ｉｒｅｆ及びΔＩｒｅｆを算出して、脈動率比Ｒａ（動脈血）及び変動率比Ｒｖ（静脈血）をシミューレーションした。図４は、シミュレーション結果（図４の実線：ただし散乱係数μｓ’の変化範囲０．８〜１．４ｍｍ−１）と実測した酸素飽和度（図４の白丸印）データが、動脈血及び静脈血のいずれにおいても、両者の一致が良く、校正を必要としない適正な生体側条件の設定が成された事を示している。
すなわち、従来の光学的酸素飽和度測定装置においては、検量線特性を他の基準のとなる酸素飽和度測定装置と並行測定を行って校正する必要があったが、本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置では、センサ形状、使用波長、生体の条件を基に、理論的散乱光透過光強度をシミュレーションし、検量線データを作成することにより、校正を不要とすることができる。
【００６０】
【発明の効果】
以上、説明したように本発明の非観血動静脈酸素飽和度測定装置は、動脈血及び静脈血をカフ等の補助機構によらず、同一のセンサにより、非観血的に生理的には略同時に、動脈血及び静脈血のそれぞれの酸素飽和度を測定できる。また、標準の酸素飽和度測定装置による測定値の校正を必要としない。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施形態の構成を示すブロック図。
【図２】本実施形態で使用するセンサの正面図とセンサの受光素子が検知する散乱光強度を模式的に示す図。
【図３】動脈血の酸素飽和度ＳａＯ２と比Ｒａ及び静脈血の酸素飽和度ＳｖＯ２と比Ｒｖとの関係のシミュレーション結果を示すグラフ。
【図４】本実施形態の検量線シミュレーションと実測酸素飽和度の関係を示すグラフ。
【図５】生体内の組織層、静脈血、及び動脈血層を透過する光強度を示す模式図。
【図６】血中ヘモグロビンの吸収係数特性を示すグラフ。
【符号の説明】
１・・・センサ部、
２・・・動脈血処理部、
３・・・静脈血処理部、
４・・・酸素飽和度算出部、
５・・・制御部、
１１・・・生体、
１２ａ、１２ｂ・・・発光素子、
１３・・・受光素子、
１４・・・センサ、
１５・・・ＬＥＤ駆動手段、
１６・・・増幅手段、
１７・・・同期検波手段、
１８―１、１８−２・・・サンプリング・ホールド手段、
１９−１、１９−２・・・最大値／最小値検出手段、
２０−１、２０−２・・・脈動率演算手段、
２１・・・脈動率比Ｒａ演算手段、
２２・・・１／２分周手段、
２３−１、２３−２・・・脈波除去ローパスフィルタ、
２４−１、２４−２・・・変動最大・最小値検出手段、
２５−１、２５−２・・・変動率演算手段、
２６・・・変動率比Ｒｖ演算手段、
２７・・・酸素飽和度検量線算出手段、
２８・・・酸素飽和度検量線データ、
２９・・・酸素飽和度算定手段、
３０・・・表示手段、
３１・・・動脈血酸素飽和度、
３２・・・静脈血酸素飽和度、
３３・・・データ記憶手段、
３４・・・システム制御手段、
３５・・・タイミング発生手段。
Claims (7)
- 異なる第１及び第２の波長の光を生体に照射するための光源と、
前記生体を透過し、または前記生体で散乱した光を検出する受光器と、
この受光器の出力信号が供給され、前記第１の波長に関わる第１の出力信号及び前記第２の波長に関わる第２の出力信号を出力する検波手段と、
この検波手段の前記第１の出力信号が供給され、その出力信号の最大値及び最小値を出力する第１の最大値／最小値検出手段と、
この第１の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、脈動率を演算する第１の脈動率演算手段と、
前記検波手段の第２の出力信号が供給され、その出力信号の最大値及び最小値を出力する第２の最大値／最小値検出手段と、
この第２の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、脈動率を演算する第２の脈動率演算手段と、
前記第１の脈動率演算手段からの出力値と前記第２の脈動率演算手段からの出力値の比が入力され、これらの値から動脈血の酸素飽和度を算定する第１の酸素飽和度算定手段と、
前記検波手段の第１の出力信号から高周波成分を除去した信号が供給され、その最大値及び最小値を出力する第３の最大値／最小値検出手段と、
この第３の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、変動率を演算する第１の変動率演算手段と、
前記検波手段の第２の出力信号から高周波成分を除去した信号が供給され、その最大値及び最小値を出力する第４の最大値／最小値検出手段と、
この第４の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、変動率を演算する第２の変動率演算手段と、
前記第１の変動率演算手段からの出力値と前記第２の変動率演算手段からの出力値の比が入力され、これらの値から静脈血の酸素飽和度を出力する第２の酸素飽和度算定手段とを備えたことを特徴とする非観血動静脈酸素飽和度測定装置。 - 前記光源は、前記第１の波長を発光する第１の光源と、前記第２の波長の発光をする第２の光源とから成り、前記第１の波長は、８００ｎｍ付近の等吸収波長より短い波長であり、前記第２の波長は、８００ｎｍ付近の等吸収波長より長い波長であり、前記受光器は、前記第１及び第２の光源から等距離の位置に設けられたことを特徴とする請求項１記載の非観血動静脈酸素飽和度測定装置。
- 異なる第１及び第２の波長の光を生体に照射するための光源と、
前記生体を透過し、または前記生体で散乱した光を検出する受光器と、
この受光器の出力信号が供給され、前記第１の波長に関わる第１の出力信号及び前記第２の波長に関わる第２の出力信号を出力する検波手段と、
この検波手段の前記第１の出力信号が供給され、その出力信号の最大値及び最小値を出力する第１の最大値／最小値検出手段と、
この第１の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、脈動率を演算する第１の脈動率演算手段と、
前記検波手段の第２の出力信号が供給され、その出力信号の最大値及び最小値を出力する第２の最大値／最小値検出手段と、
この第２の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、脈動率を演算する第２の脈動率演算手段と、
前記検波手段の第１の出力信号から高周波成分を除去した信号が供給され、その最大値及び最小値を出力する第３の最大値／最小値検出手段と、
この第３の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、変動率を演算する第１の変動率演算手段と、
前記検波手段の第２の出力信号から高周波成分を除去した信号が供給され、その最大値及び最小値を出力する第４の最大値／最小値検出手段と、
この第４の最大値／最小値検出手段の出力値が入力され、変動率を演算する第２の変動率演算手段と、
前記第１の脈動率演算手段からの出力値と前記第２の脈動率演算手段からの出力値の比が入力され、これらの値から動脈血の酸素飽和度を算定する第１の酸素飽和度算定手段と、
前記第１の変動率演算手段からの出力値と前記第２の変動率演算手段からの出力値の比が入力され、これらの値から静脈血の酸素飽和度を出力する第２の酸素飽和度算定手段とを備え、
前記第１の酸素飽和度算定手段は、光拡散方程式から求めた酸素飽和度検量関係式を備え、前記第１の脈動率演算手段からの出力値と前記第２の脈動率演算手段からの出力値の比に対する動脈血の酸素飽和度を、前記酸素飽和度検量関係式により算定して出力し、前記第２の酸素飽和度算定手段は、前記第１の変動率演算手段からの出力値と前記第２の変動率演算手段からの出力値の比に対する静脈血の酸素飽和度を、前記酸素飽和度検量関係式により算定して出力することを特徴とする非観血動静脈酸素飽和度測定装置。 - 前記酸素飽和度検量関係式は、予め設定された複数の酸素飽和度に対し、前記第１及び第２の波長毎に、生体組織・血液構成比及び動脈血・静脈血構成比に依存する透過吸収係数、及び光源と受光器間の距離を変数とする光拡散方程式から求めた散乱透過光強度の最大値・最小値を、動脈血液量または静脈血液量の最大・最小に対応して算出し、この算出値から動脈の脈動率または静脈の変動率を算出し、それぞれの波長の脈動率の比、または変動率の比から酸素飽和度を算定する式であることを特徴とする請求項３記載の非観血動静脈酸素飽和度測定装置。
- 前記第１及び第２の酸素飽和度算定手段は、予め設定された複数の酸素飽和度に対し、前記第１及び第２の波長毎に、生体組織・血液構成比及び動脈血・静脈血構成比に依存する透過吸収係数、及び光源と受光器間の距離を変数とする光拡散方程式から求めた散乱透過光強度の最大値・最小値を、動脈血液量または静脈血液量の最大・最小に対応して算出し、この算出値から動脈の脈動率及び静脈の変動率を算出し、それぞれの波長の脈動率の比、または変動率の比と前記酸素飽和度とを、酸素飽和度検量線データとして、参照データの形式でデータ記憶手段に蓄積して成ることを特徴とする請求項４記載の非観血動静脈酸素飽和度測定装置。
- 前記第１及び第２の酸素飽和度算定手段は、散乱透過光強度の算出に適用する前記生体条件の、生体組織・血液構成比である生体組織：血液＝９７α：３（１−α）において、αを９５％〜９８％のいずれかの値に、動脈血・静脈血構成比である動脈血：静脈血＝３０β：７０（１−β）において、βを２０％〜４０％のいずれかの値にし、動脈血液量変動を動脈血に対し３％、または静脈血液量変動を静脈血に対し１０％と変化して、酸素飽和度検量線の算出したことを特徴とする請求項３乃至５いずれかに記載の非観血動静脈酸素飽和度測定装置。
- 前記光源は、前記第１の波長を発光する第１の光源と、前記第２の波長の発光をする第２の光源とから成り、前記第１の波長は、８００ｎｍ付近の等吸収波長より短い波長であり、前記第２の波長は、８００ｎｍ付近の等吸収波長より長い波長であり、前記受光器は、前記第１及び第２の光源から等距離の位置に設けられたことを特徴とする請求項３乃至５いずれかに記載の非観血動静脈酸素飽和度測定装置。
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Cited By (44)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7706852B2 (en) | 2006-01-30 | 2010-04-27 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for detection of unstable oxygen saturation |
| US7720516B2 (en) | 1996-10-10 | 2010-05-18 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Motion compatible sensor for non-invasive optical blood analysis |
| US7725146B2 (en) | 2005-09-29 | 2010-05-25 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for pre-processing waveforms |
| JP2010524598A (ja) * | 2007-05-02 | 2010-07-22 | セント ヴィンセンツ ホスピタル（メルボルン）リミテッド | 血中酸素飽和度の非侵襲的測定 |
| JP2010193949A (ja) * | 2009-02-23 | 2010-09-09 | Nippon Koden Corp | 血中酸素飽和度測定装置 |
| USD626562S1 (en) | 2008-06-30 | 2010-11-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Triangular saturation pattern detection indicator for a patient monitor display panel |
| USD626561S1 (en) | 2008-06-30 | 2010-11-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Circular satseconds indicator and triangular saturation pattern detection indicator for a patient monitor display panel |
| US7890154B2 (en) | 2004-03-08 | 2011-02-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Selection of ensemble averaging weights for a pulse oximeter based on signal quality metrics |
| US8007441B2 (en) | 2004-03-08 | 2011-08-30 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Pulse oximeter with alternate heart-rate determination |
| US8068890B2 (en) | 2006-09-29 | 2011-11-29 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Pulse oximetry sensor switchover |
| US8095192B2 (en) | 2003-01-10 | 2012-01-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Signal quality metrics design for qualifying data for a physiological monitor |
| US8123695B2 (en) | 2006-09-27 | 2012-02-28 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and apparatus for detection of venous pulsation |
| US8133176B2 (en) | 1999-04-14 | 2012-03-13 | Tyco Healthcare Group Lp | Method and circuit for indicating quality and accuracy of physiological measurements |
| US8140272B2 (en) | 2008-03-27 | 2012-03-20 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for unmixing spectroscopic observations with nonnegative matrix factorization |
| US8204567B2 (en) | 2007-12-13 | 2012-06-19 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Signal demodulation |
| US8238994B2 (en) | 2005-10-28 | 2012-08-07 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Adjusting parameters used in pulse oximetry analysis |
| US8292809B2 (en) | 2008-03-31 | 2012-10-23 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Detecting chemical components from spectroscopic observations |
| US8311602B2 (en) | 2005-08-08 | 2012-11-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Compliant diaphragm medical sensor and technique for using the same |
| US8315684B2 (en) | 2004-02-25 | 2012-11-20 | Covidien Lp | Oximeter ambient light cancellation |
| US8364224B2 (en) | 2008-03-31 | 2013-01-29 | Covidien Lp | System and method for facilitating sensor and monitor communication |
| US8376955B2 (en) | 2009-09-29 | 2013-02-19 | Covidien Lp | Spectroscopic method and system for assessing tissue temperature |
| US8386002B2 (en) | 2005-09-30 | 2013-02-26 | Covidien Lp | Optically aligned pulse oximetry sensor and technique for using the same |
| US8386000B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-02-26 | Covidien Lp | System and method for photon density wave pulse oximetry and pulse hemometry |
| US8401608B2 (en) | 2009-09-30 | 2013-03-19 | Covidien Lp | Method of analyzing photon density waves in a medical monitor |
| US8423109B2 (en) | 2005-03-03 | 2013-04-16 | Covidien Lp | Method for enhancing pulse oximery calculations in the presence of correlated artifacts |
| US8433382B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-04-30 | Covidien Lp | Transmission mode photon density wave system and method |
| US8494786B2 (en) | 2009-07-30 | 2013-07-23 | Covidien Lp | Exponential sampling of red and infrared signals |
| US8494604B2 (en) | 2009-09-21 | 2013-07-23 | Covidien Lp | Wavelength-division multiplexing in a multi-wavelength photon density wave system |
| US8515511B2 (en) | 2009-09-29 | 2013-08-20 | Covidien Lp | Sensor with an optical coupling material to improve plethysmographic measurements and method of using the same |
| US8521246B2 (en) | 2010-07-29 | 2013-08-27 | Covidien Lp | Cable cross talk suppression |
| US8528185B2 (en) | 2005-08-08 | 2013-09-10 | Covidien Lp | Bi-stable medical sensor and technique for using the same |
| US8750953B2 (en) | 2008-02-19 | 2014-06-10 | Covidien Lp | Methods and systems for alerting practitioners to physiological conditions |
| US8788001B2 (en) | 2009-09-21 | 2014-07-22 | Covidien Lp | Time-division multiplexing in a multi-wavelength photon density wave system |
| US8798704B2 (en) | 2009-09-24 | 2014-08-05 | Covidien Lp | Photoacoustic spectroscopy method and system to discern sepsis from shock |
| US8930145B2 (en) | 2010-07-28 | 2015-01-06 | Covidien Lp | Light focusing continuous wave photoacoustic spectroscopy and its applications to patient monitoring |
| US8968193B2 (en) | 2008-09-30 | 2015-03-03 | Covidien Lp | System and method for enabling a research mode on physiological monitors |
| US8983800B2 (en) | 2003-01-13 | 2015-03-17 | Covidien Lp | Selection of preset filter parameters based on signal quality |
| JP2015109986A (ja) * | 2005-03-14 | 2015-06-18 | ペーター・ベルンロイター | 組織内の血液酸素添加量を決定する装置 |
| US9833146B2 (en) | 2012-04-17 | 2017-12-05 | Covidien Lp | Surgical system and method of use of the same |
| US9895068B2 (en) | 2008-06-30 | 2018-02-20 | Covidien Lp | Pulse oximeter with wait-time indication |
| JP2019524282A (ja) * | 2016-08-05 | 2019-09-05 | アナログ ディヴァイスィズ インク | 生体媒質を監視して運動に誘発される信号変調を分析する信号分析システム |
| JP2020092736A (ja) * | 2018-12-10 | 2020-06-18 | 浜松ホトニクス株式会社 | 濃度測定装置及び濃度測定方法 |
| CN112903609A (zh) * | 2020-10-09 | 2021-06-04 | 重庆大学 | 一种无需校正的双波长静脉血氧饱和度测量方法 |
| CN115266851A (zh) * | 2022-07-25 | 2022-11-01 | 深圳市康立生物医疗有限公司 | 连续性动脉、静脉血气联合测试方法 |
-
2002
- 2002-06-07 JP JP2002167666A patent/JP4040913B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (56)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7720516B2 (en) | 1996-10-10 | 2010-05-18 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Motion compatible sensor for non-invasive optical blood analysis |
| US8133176B2 (en) | 1999-04-14 | 2012-03-13 | Tyco Healthcare Group Lp | Method and circuit for indicating quality and accuracy of physiological measurements |
| US8095192B2 (en) | 2003-01-10 | 2012-01-10 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Signal quality metrics design for qualifying data for a physiological monitor |
| US8983800B2 (en) | 2003-01-13 | 2015-03-17 | Covidien Lp | Selection of preset filter parameters based on signal quality |
| US8315684B2 (en) | 2004-02-25 | 2012-11-20 | Covidien Lp | Oximeter ambient light cancellation |
| US8874181B2 (en) | 2004-02-25 | 2014-10-28 | Covidien Lp | Oximeter ambient light cancellation |
| US8560036B2 (en) | 2004-03-08 | 2013-10-15 | Covidien Lp | Selection of ensemble averaging weights for a pulse oximeter based on signal quality metrics |
| US7890154B2 (en) | 2004-03-08 | 2011-02-15 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Selection of ensemble averaging weights for a pulse oximeter based on signal quality metrics |
| US8007441B2 (en) | 2004-03-08 | 2011-08-30 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Pulse oximeter with alternate heart-rate determination |
| US9351674B2 (en) | 2005-03-03 | 2016-05-31 | Covidien Lp | Method for enhancing pulse oximetry calculations in the presence of correlated artifacts |
| US8423109B2 (en) | 2005-03-03 | 2013-04-16 | Covidien Lp | Method for enhancing pulse oximery calculations in the presence of correlated artifacts |
| US8818475B2 (en) | 2005-03-03 | 2014-08-26 | Covidien Lp | Method for enhancing pulse oximetry calculations in the presence of correlated artifacts |
| JP2015109986A (ja) * | 2005-03-14 | 2015-06-18 | ペーター・ベルンロイター | 組織内の血液酸素添加量を決定する装置 |
| US8311602B2 (en) | 2005-08-08 | 2012-11-13 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Compliant diaphragm medical sensor and technique for using the same |
| US8528185B2 (en) | 2005-08-08 | 2013-09-10 | Covidien Lp | Bi-stable medical sensor and technique for using the same |
| US7725146B2 (en) | 2005-09-29 | 2010-05-25 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for pre-processing waveforms |
| US8386002B2 (en) | 2005-09-30 | 2013-02-26 | Covidien Lp | Optically aligned pulse oximetry sensor and technique for using the same |
| US8238994B2 (en) | 2005-10-28 | 2012-08-07 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Adjusting parameters used in pulse oximetry analysis |
| US7706852B2 (en) | 2006-01-30 | 2010-04-27 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for detection of unstable oxygen saturation |
| US8123695B2 (en) | 2006-09-27 | 2012-02-28 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and apparatus for detection of venous pulsation |
| US8068890B2 (en) | 2006-09-29 | 2011-11-29 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Pulse oximetry sensor switchover |
| JP2010524598A (ja) * | 2007-05-02 | 2010-07-22 | セント ヴィンセンツ ホスピタル（メルボルン）リミテッド | 血中酸素飽和度の非侵襲的測定 |
| US8204567B2 (en) | 2007-12-13 | 2012-06-19 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Signal demodulation |
| US8750953B2 (en) | 2008-02-19 | 2014-06-10 | Covidien Lp | Methods and systems for alerting practitioners to physiological conditions |
| US11298076B2 (en) | 2008-02-19 | 2022-04-12 | Covidien Lp | Methods and systems for alerting practitioners to physiological conditions |
| US10076276B2 (en) | 2008-02-19 | 2018-09-18 | Covidien Lp | Methods and systems for alerting practitioners to physiological conditions |
| US8140272B2 (en) | 2008-03-27 | 2012-03-20 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for unmixing spectroscopic observations with nonnegative matrix factorization |
| US8364224B2 (en) | 2008-03-31 | 2013-01-29 | Covidien Lp | System and method for facilitating sensor and monitor communication |
| US8292809B2 (en) | 2008-03-31 | 2012-10-23 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Detecting chemical components from spectroscopic observations |
| US9895068B2 (en) | 2008-06-30 | 2018-02-20 | Covidien Lp | Pulse oximeter with wait-time indication |
| USD626562S1 (en) | 2008-06-30 | 2010-11-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Triangular saturation pattern detection indicator for a patient monitor display panel |
| USD626561S1 (en) | 2008-06-30 | 2010-11-02 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Circular satseconds indicator and triangular saturation pattern detection indicator for a patient monitor display panel |
| USD736250S1 (en) | 2008-06-30 | 2015-08-11 | Covidien Lp | Portion of a display panel with an indicator icon |
| US8386000B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-02-26 | Covidien Lp | System and method for photon density wave pulse oximetry and pulse hemometry |
| US8433382B2 (en) | 2008-09-30 | 2013-04-30 | Covidien Lp | Transmission mode photon density wave system and method |
| US8968193B2 (en) | 2008-09-30 | 2015-03-03 | Covidien Lp | System and method for enabling a research mode on physiological monitors |
| JP2010193949A (ja) * | 2009-02-23 | 2010-09-09 | Nippon Koden Corp | 血中酸素飽和度測定装置 |
| US8565846B2 (en) | 2009-02-23 | 2013-10-22 | Nihon Kohden Corporation | Blood oxygen saturation measuring apparatus |
| US8494786B2 (en) | 2009-07-30 | 2013-07-23 | Covidien Lp | Exponential sampling of red and infrared signals |
| US9380969B2 (en) | 2009-07-30 | 2016-07-05 | Covidien Lp | Systems and methods for varying a sampling rate of a signal |
| US8788001B2 (en) | 2009-09-21 | 2014-07-22 | Covidien Lp | Time-division multiplexing in a multi-wavelength photon density wave system |
| US8494604B2 (en) | 2009-09-21 | 2013-07-23 | Covidien Lp | Wavelength-division multiplexing in a multi-wavelength photon density wave system |
| US8798704B2 (en) | 2009-09-24 | 2014-08-05 | Covidien Lp | Photoacoustic spectroscopy method and system to discern sepsis from shock |
| US8376955B2 (en) | 2009-09-29 | 2013-02-19 | Covidien Lp | Spectroscopic method and system for assessing tissue temperature |
| US8515511B2 (en) | 2009-09-29 | 2013-08-20 | Covidien Lp | Sensor with an optical coupling material to improve plethysmographic measurements and method of using the same |
| US8401608B2 (en) | 2009-09-30 | 2013-03-19 | Covidien Lp | Method of analyzing photon density waves in a medical monitor |
| US8930145B2 (en) | 2010-07-28 | 2015-01-06 | Covidien Lp | Light focusing continuous wave photoacoustic spectroscopy and its applications to patient monitoring |
| US8521246B2 (en) | 2010-07-29 | 2013-08-27 | Covidien Lp | Cable cross talk suppression |
| US9833146B2 (en) | 2012-04-17 | 2017-12-05 | Covidien Lp | Surgical system and method of use of the same |
| JP2019524282A (ja) * | 2016-08-05 | 2019-09-05 | アナログ ディヴァイスィズ インク | 生体媒質を監視して運動に誘発される信号変調を分析する信号分析システム |
| JP2020092736A (ja) * | 2018-12-10 | 2020-06-18 | 浜松ホトニクス株式会社 | 濃度測定装置及び濃度測定方法 |
| WO2020121675A1 (ja) * | 2018-12-10 | 2020-06-18 | 浜松ホトニクス株式会社 | 濃度測定装置及び濃度測定方法 |
| JP7262987B2 (ja) | 2018-12-10 | 2023-04-24 | 浜松ホトニクス株式会社 | 濃度測定装置及び濃度測定装置の作動方法 |
| CN112903609A (zh) * | 2020-10-09 | 2021-06-04 | 重庆大学 | 一种无需校正的双波长静脉血氧饱和度测量方法 |
| CN115266851A (zh) * | 2022-07-25 | 2022-11-01 | 深圳市康立生物医疗有限公司 | 连续性动脉、静脉血气联合测试方法 |
| CN115266851B (zh) * | 2022-07-25 | 2023-09-19 | 深圳市康立生物医疗有限公司 | 连续性动脉、静脉血气联合测试方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP4040913B2 (ja) | 2008-01-30 |
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