【発明の属する技術分野】
本発明は血中の成分検出装置に関する。
【従来の技術】
動脈中の酸素飽和度を非侵襲的に計測する装置はすでにパルスオキシメーターとして商品になっている。測定部位については指先が多数をしめるが、指先は非常によく動き動脈の酸素飽和度の測定値に悪影響をあたえる。そこで比較的動きが鈍い頭、額などが候補になっている。又、生体の緊急時における酸素供給システムの優位性を考慮して指先より脳、心臓などがより重要な計測の対象となる。それらを合わせて脳に近い額、顔面あるいは頭部で計測する、所謂反射光型が考案されすでに市販されている。これらは動脈の脈動を応用した２つの分光センサーの信号処理している。
【発明が解決しようとする課題】
問題は生体に起因するＳ／Ｎが悪くどんな場合でも動脈の酸素飽和度が正確に計測できる、とはなってないことである。問題は、次のような場合に生じる。
人が立ってる状態の額から計測できる酸素飽和度と、寝ている状態の額から計測できる酸素飽和度が異なることである。状態によって値がことなるのは問題である。この原因は立っている状態では額には血の鬱積が生じないが、寝た状態では血の鬱積が生じ主に静脈血がたまり、近傍の動脈の脈動が静脈に脈動を与え、その結果静脈の酸素飽和度が動脈の酸素飽和度に悪影響を与えることによる。
この悪影響をとり除くことが本発明の課題である。
またセンサーに起因する問題もあり、これは使用されているＳｉフォトダイオードに主に問題がある。使用されているＳｉフォトダイオードは入射光のフォトンエネルギーに対応して電流を発生させている。又、光源は強度を生体に安全な最大値にしてＳ／Ｎを最良するように構成されている。しかしながら、人によっては全反射光（表面の反射ではなく内部まで入った光の情報をとらえる、としてここでは全反射光という）の到達効率は大きく変化し、トータルの光源―センサーのＳ／Ｎが問題となり計測できない場合がある。本発明ではこれも解決する。
【課題を解決するための手段】
はじめに静脈の酸素飽和度を取り除く測定原理を説明する。
図１に計測部位の模式図を示す。入射光の強さをＩ０λとし（既知）、全反射光の強さを
Ｉλとする。すると
ここで
Ｉλ、：測定値、λはある波長、
Ｃ０λ：固定吸収部分、動脈中の厚さ不変部分も含む
ｆ（ｔ）： 動脈の厚さの変動部分、周期関数とする
ｆ（ｔ）は周期関数としているので
Ｓλ：ヘモグロビンの散乱係数
Ｋλ：ヘモグロビンの吸収係数
この式はＳλ、Ｋλ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。第１項の指数関数は動脈の状態を表し、第２項の指数関数は静脈の状態を表している。従来のパルスオキシメーターは、動脈は脈動しており、本来静脈は脈動していないとして測定部の脈動信号をとり取り出している。しかしこの場合は、動脈の脈動が静脈に伝わり（鬱血した部分に伝わり）、動脈に静脈の脈動が加算され、動脈信号のみの信号処理で算出した動脈中の酸素飽和度が誤差をもつことになる。本発明は第一はこの誤差をなくすためのものである。
ここでＩ０λ−Ｉλの成分をとる。
符号に注意して対数をとる。
（３）で更に交流ＡＣ成分をとる。
ここで （４）の右辺第一項は動脈の状態を、第２項は静脈の状態を表している。Ｓλは動脈、静脈とも同じと考えられている。Ｋλはヘモグロビンの酸化の程度によりことなり、ＫλとＫ１λで区分している。
ｋ２：動脈の脈動と静脈の脈動の比を表す係数である。ただしｋ２は時間的に任意に変化すると考えており、ｋ２・ｆ（ｔ）はｆ（ｔ）とは別関数として取り扱える。つまり静脈独自の脈動変化をｇ（ｔ）とすればｇ（ｔ）＝ｋ２（ｔ）・ｆ（ｔ）と置くことができる。即ちｋ２が解ることは静脈の脈動変化がわかることである。体動発生時の動脈と静脈の個々の動きもｋ２でとらえることができる。
ここでＫλ、Ｋ１λは
Ｋλ＝δ・ＣｔＨｂ・｛（ＳｐＯ２／１００）（εＨｂＯ２ λ−εＨｂ λ）＋εＨｂ λ｝−−−−−（５）
Ｋ１λ＝δ・ＣｔＨｂ・｛（ＳｐＯ２ １／１００）（εＨｂＯ２ λ−εＨｂλ）＋εＨｂ λ｝−−−−−（６）
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）
ＣｔＨｂ：ＣｔＨｂＯ２＋ＣｔＨｂのトータルヘモグロビン濃度
ＣＨｂＯ２：酸化ヘモグロビン濃度
ＣＨｂ：還元ヘモグロビン濃度
ＳｐＯ２：動脈の酸化飽和度、％表示
ＳｐＯ２ １：靜脈の酸化飽和度、％表示
εＨｂＯ２ λ：酸化ヘモグロビンの波長λにおける吸収係数
εＨｂ λ：還元ヘモグロビンの波長λにおける吸収係数
ＣｔＨｂは動脈、静脈とも同じ値とかんがえられるからＣとする。
ここでまた夫々次ぎのように置換える。
Ａλ＝Ｓλ（εＨｂＯ２ λ−εＨｂ λ）
Ｓ＝ＳｐＯ２／１００
Ｂλ＝２Ｓλ・εＨｂ λ
Ｓ１＝ＳｐＯ２ １／１００
すると（４）式は
ここで（７）からＳが求まれば動脈中の酸素飽和度であり問題ない。ここでは
える。（ ）は３個の未知数から出来ているが掛算の形になっており個場合分離できなく、合わせて一個とかんがえる。
分光波長を１，２，３、４の４個の場合を考える。
（７）は夫々次ぎのようになる。
ここで（８）、（９）から次の式を得る。
（９）、（１０）から次式を得る。
同様に（１０）、（１１）から次式を得る。
ここで（１２），（１３），（１４）は未知数Ｓ、Ｓ１、ｋ２の３個であり解くことが出来る。一つの解法を示す。
（１２）、（１３）よりｋ２を消去すれば次式を得る。
（１３）、（１４）より次式を得る
ここで
Ｓ＝１−Ｕ…………………………（１７）
とおく。Ｕは ０＜Ｕ＜１、すると近似の展開２次までとると
ここで
とおき、（１８）をもちいて（１５）の左辺の分子を変形すると次式をうる。
（ａ１Ｃ２−ａ２Ｃ１）−（１／２）（ａ１Ａ２／Ｃ２＋ａ２Ａ１／Ｃ１）Ｕ−（１／８）（ａ１Ａ２ ２／Ｃ２ ３＋ａ２Ａ１ ２／Ｃ１ ３）Ｕ２…………………………（２０）
結局Ｕの２次式となる。
Ｓ１＝１−Ｕ１…………………………………………………（２１）
とおき、（１５）、（１６）を変形すれば次式を得る。
（α１＋β１Ｕ＋γ１Ｕ２）／（α１＋β１（Ｕ１）＋γ１（Ｕ１）２）＝
（α２＋β２Ｕ＋γ２Ｕ２）／（α２＋β２（Ｕ１）＋γ２（Ｕ１）２）＝
（α３＋β３Ｕ＋γ３Ｕ２）／（α３＋β３（Ｕ１）＋γ３（Ｕ１）２）
……………………………………………………（２２）
ここでαｉ、βｉ、γｉ はＵ、（Ｕ１）の各係数である。
（２２）式より、Ｕ≠（Ｕ１）として次式をうる。
（α１β２−α２β１）＋（γ２α１−γ１α２）（Ｕ＋（Ｕ１））＋（β１γ２−β２γ１）（Ｕ・（Ｕ１））＝０……………………………（２３）
（α２β３−α３β２）＋（γ３α２−γ２α３）（Ｕ＋（Ｕ１））＋（β２γ３−β３γ２）（Ｕ・（Ｕ１））＝０……………………………（２４）
ここで
Ｘ１＝Ｕ＋（Ｕ１） ………………………………………………（２５）
Ｘ２＝Ｕ・（Ｕ１）…………………………………………………（２６）
とおくと、
（α１β２−α２β１）＋（γ２α１−γ１α２）Ｘ１＋（β１γ２−β２−γ１）Ｘ２＝０− …………………………………（２７）
（α２β３−α３β２）＋（γ３α２−γ２α３）Ｘ１＋（β２γ３−β３γ２）Ｘ２＝０………………………………（２８）
（２７）、（２８）の一次の連立方程式を解けばＸ１，Ｘ２がもとまり、Ｕ、（Ｕ１）は次の２次の方程式を求めればよい。
ｔ２−Ｘ１・ｔ＋Ｘ２＝０……………………………………………………（２９）以上が一つの解法である。
（１７）の代わりにＳ＝Ｓ０（１−Ｕ）としてもよい。
この場合は、ＡがＡＳ０となるが同様の展開でＵ、（Ｕ１）を求めることが出来る。いずれにしても、Ｕ、（Ｕ１）からＳ，Ｓ１を求めることができる。
またＳ１はあまり変化するものではなく一定値と考えられる場合もある。
その時は未知数はＳ、（ δ Ｃ ・ｆ）、ｋ２の３個であり必要な方程式は最少独立の３個の方程式があればよい。解き方の一つは（１５）式のＳ１を固定してＳを求めればよい。展開は省略するがＳの２次方程式となり、解くことができる。２つの答えがえられるがＳの状態を考慮してもちいればよい。
また以上展開した方法は反射の情報をとるためのものだが、透過の場合にも適用できる。それは（２）式から解くことであり、以上の展開と同様に解くことができる。
【発明の実施の形態】
図２以下本発明装置の説明をする。図２は本発明の発光−受光センサーＬＤＳを額の測定部位Ｐ（額の略中央部）に取り付けた模式図である。ＬＤＳは円形となっているが必ずしも円形の必要はない。その中に必要な発光部、受光部が配置されておればよい。ケーブルは直線的に描写しているが、フレキシブルなもので内部には発光−受光センサーに必要な信号線が入っていればよい。ケーブルを介して信号が必要な演算等をする部署（ここでは図示されていない）に伝達される。図３はＬＤＳの発光部ＡＬと受光部ＢＤを模式的に示したものである。ＡＬはここでは４個の分光波長で個々に構成されるＬＥＤであって、夫々λ１、λ２、λ３、λ４の分光波長の光を発している。その光は測定部位ＰのＰ１（必ずしも点でなくてもよく、面でもよい）から入射して光路ＬＬＰを通ってＰ２から外へ出て行く。ＢＤはそれらを受光する受光部である。ＬＤＳは主にＡＬとＢＤで構成され、それらに必要な信号等はケーブルＬで伝達される。
図４はＡＬ、ＢＤにおいて各分光波長の入射光路が一つの場合の模式図である。ＡＬにおいて各ＬＥＤから発せられたλ１、λ２、λ３、λ４の分光波長の光をダイクロイックミラー等で合成して測定部位に入れ、測定の光路を通った後、外部に出てくる。それをＢＤの受光部で受光する。時系列的に各ＬＥＤが発光する場合はＢＤの受光部は分光する必要はない、が同時発光或いは
ブロードな分光波長をもっている場合は分光する必要がある。図４のＢＤは分光する場合を模式的に示したもので、ダイクロイックミラー等から構成される。
図５はＬＤＳの中の各ＬＥＤ、あるいは受光部の配置をしめした模式図である。一つは各ＬＥＤの分光波長の光を図示している各λ１、λ２、λ３、λ４を周辺から入射させ、中央から合成した光をとる。或いは、逆に中央から合成した光もしくはブロードな光を入射させ、周辺から各分光波長の光を取り出してもよい。
或いはブロードな光を中央を含むいずれから入れ、いずれかから取り出しその後分光波長に分解する。或いは分光波長された光をいずれかの部位から入れ、合成された光をいずれからとりだしてもよい。
図６は本発明の構成を機能ブロックで示したものである。ＡＬから発せられた光は被測定部を通ってＢＤで受光される。ＢＤからの信号はＡ／Ｄ変換等の機能を経て演算等の機能にはいる。これらの機能はメインの機能を示したもので、細部の機能については（１）式から（２９）式までの展開をおこない、アナログ回路の方が有利な場合はアナログ回路を用いて細部の機能を果たす。特に演算等の機能では、動脈の血中酸素飽和度ＳｐＯ２、静脈の血中酸素飽和度ＳｐＯ２１、脈波ｆ（ｔ）、動脈の静脈への影響度Ｋ２を算出する。算出したものから表示、あるいは信号の出力等必要に応じて出力する。駆動等の機能ブロックはＡＬの回路を駆動するためのものであるが、一方では演算等の機能ブロック、或いはＡ／Ｄ変換等の機能ブロックからの信号をフィードバック信号として受け、適切な算出値がえられるようにＡＬへの信号をコントロールしている。またＬＤ１，ＬＤ２、ＬＤ３、ＬＤ４、ＬＤ５、ＬＤ６の伝達部分は有線であっても、無線であってもよい。特にＬＤ１、ＬＤ６が無線の場合はＡＬ、ＢＤ内に必要な電源を確保する。
図７はＡＬの発光ＬＥＤの印加電圧の掛けかたの一例である。ＩＥをゼロにして、Ｌα１を−にするとλ１が発光し＋にするとλ２が発光し、Ｌα２を−にするとλ３が発光し＋にするとλ４が発光する。従ってＬα１とＬα２とを交互に印加させ、印加の極も順次変えていけば各ＬＥＤは順次点灯する。それにより３芯線で各ＬＥＤの点灯が可能となる。
図９は、Ｌα１、Ｌα２、Ｌα３、Ｌα４の印加に従って各ＬＥＤを個々に制御できるようにしたものである。図１０は受光部回路の説明図である。受光素子としてＡＰＤ（アバランシエ．フォト．ダイオード）を用いる場合の回路である。ＡＰＤは逆バイアス電圧ＢＶを印加することによりＰＤ（フォト．ダイオード）に比べ数十倍から百数十倍の出力の増大となる特性を有する。この特性を応用して今まで感度が足りなく問題となっていた測定部位を測定可能にする。回路はＢＶの電位に直列に抵抗Ｒ１，Ｒ３が結線され、Ｒ３の電位からコンデンサーＣＤを介してオペアンプＯＰに結線されフィードバック抵抗Ｒ２で増幅され、出力ＶＯが得られる。この回路でλがＡＰＤに入射するとＰＤに比べ数十倍から百数十倍の電流がえられその内交流成分のみがＯＰに入力し、交流成分の何倍かしたものがＶＯとして得られる。この交流成分の意味を考える。（１）式のＩλはここでは入射光λとしている。問題は交流成分が何に相当しているか、である。
（１） 式のＣ０λを次のようにおく。
Ｃ０λ＝ｅＣＣ０λ…………………………………………………（３０）
すると（１）は
ここで
を考慮して（３１）を展開すると
ここで交流成分（Ｉλ）ＡＣ を考えると
ここでＩ０λ・Ｃ０λ／ＣＣ０λは分光波長が決まれば固定され、或いは分光波長によらない定数であるから、整理して
ａλ＝（Ｉλ）ＡＣ ／（Ｉ０λ・Ｃ０λ／ＣＣ０λ）
とおけば
（４）式を得る。
即ち図８に示す回路により従来のＰＤより感度のいいＡＰＤを用いてａλを得て必要な因子を求めることができる。またＡＰＤの増幅率は入射光の分光波長がことなればことなってくる場合もある。その補正はＢＶを可変にすることにより可能となる。ＢＶの電圧により増幅率がかわるという特性を応用する。あらかじめ分光的な増幅率が分かっている場合は、一定になるように、あらかじめシュミレーションした電圧を自動或いは手動で与えてやればよい。
【発明の効果】
本発明によればヘモグロビンの吸収分光波長域の少なくとも３個、或いは４個の分光波長の反射型の生体信号を得て、動脈中の酸素飽和度、静脈中の酸素飽和度、静脈の脈動変化量、血中のヘモグロビン濃度等、を算出することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明にかかる測定原理の説明図
【図２】本発明にかかる測定部位と検出部の説明図
【図３】本発明にかかる測定検出部の発光部と受光部の説明図
【図４】本発明にかかる測定検出部の発光部と受光部の説明図
【図５】本発明にかかる測定検出部の説明図
【図６】本発明にかかる機能ブロックの説明図
【図７】本発明にかかる測定検出部の発光部の説明図
【図８】本発明にかかる測定検出部の受光部の説明図
【図９】本発明にかかる測定検出部の発光部の説明図
【符号の説明】
Ｉ０λ 入射光
Ｉλ 全反射光
ｋ２ 動脈の脈波の静脈への影響度
ｆ（ｔ） 動脈の脈波の変化部分
ＬＤＳ 発光−受光センサー
Ｐ 測定部位
Ｌ ケーブル
ＡＬ 発光部
ＢＤ 受光部
λ 分光波長
λ１ 分光波長
λ２ 分光波長
λ３ 分光波長
λ４ 分光波長
Ｐ１ 入射部位
Ｐ２ 射出部位
ＬＬＰ 光路
ＩＥ 印加端子
Ｌα１ 印加端子
Ｌα２ 印加端子
Ｌα３ 印加端子
Ｌα４ 印加端子
ＬＤ１ 伝達ライン
ＬＤ２ 伝達ライン
ＬＤ３ 伝達ライン
ＬＤ４ 伝達ライン
ＬＤ５ 伝達ライン
ＬＤ６ 伝達ライン
Ａ／Ｄ アナログ／デジタル変換機
Ｒ１ 抵抗
Ｒ２ 抵抗
Ｒ３ 抵抗
ＡＰＤ アバランシエ・フォト・ダイオード
ＢＶ 印加電源
ＣＤ コンデンサー
ＯＰ 作動増幅器
ＶＯ ＯＰの出力TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an apparatus for detecting components in blood.
[Prior art]
A device that non-invasively measures oxygen saturation in arteries has already been commercialized as a pulse oximeter. Although many fingertips are used at the measurement site, the fingertips move very well and adversely affect the measured value of arterial oxygen saturation. Therefore, heads and foreheads whose movements are relatively slow are candidates. In addition, in consideration of the superiority of the oxygen supply system in an emergency of a living body, the brain, the heart, and the like are more important measurement targets than the fingertips. The so-called reflected light type, which measures them with the forehead, face or head near the brain in combination, has been devised and is already on the market. These are signal processing of two spectroscopic sensors applying arterial pulsation.
[Problems to be solved by the invention]
The problem is that the S / N due to the living body is poor and the oxygen saturation of the artery cannot be accurately measured in any case. The problem arises when:
The difference is that the oxygen saturation that can be measured from the forehead when the person is standing is different from the oxygen saturation that can be measured from the forehead while sleeping. It is a problem that the value varies depending on the state. The cause is that blood does not accumulate on the forehead in the standing state, but blood congestion occurs in the lying state, and mainly venous blood accumulates, and the pulsation of the nearby artery pulsates the vein, and as a result, the vein Oxygen saturation of the arteries adversely affects arterial oxygen saturation.
It is an object of the present invention to eliminate this adverse effect.
There is also a problem due to the sensor, which is mainly a problem with the Si photodiode used. The used Si photodiode generates a current corresponding to the photon energy of the incident light. In addition, the light source is configured to maximize the S / N by setting the intensity to a safe maximum value for the living body. However, depending on the person, the arrival efficiency of total reflection light (here, information of light that has entered the interior rather than reflection of the surface, which is referred to as total reflection light here) changes greatly, and the S / N of the total light source-sensor becomes large. It may be a problem and cannot be measured. The present invention also solves this.
[Means for Solving the Problems]
First, the measurement principle for removing venous oxygen saturation will be described.
FIG. 1 shows a schematic diagram of the measurement site. The intensity of the incident light and I 0λ (known), the intensity of the total reflected light and I lambda. Then
Where I λ,: measured value, λ is a certain wavelength,
C 0λ : Includes a fixed absorption part and a thickness invariable part in the artery f (t): A part where the thickness of the artery fluctuates, f (t) which is a periodic function is a periodic function
S λ : Hemoglobin scattering coefficient K λ : Hemoglobin absorption coefficient This equation is based on Kubelka's method considering the magnitude relationship between S λ and K λ . This is the result of solving Munch's equation. The exponential function of the first term represents the state of the artery, and the exponential function of the second term represents the state of the vein. In the conventional pulse oximeter, the artery is pulsating, and the vein is not originally pulsating, and the pulsation signal of the measuring section is taken out and taken out. However, in this case, the pulsation of the artery is transmitted to the vein (transmitted to the congested portion), the pulsation of the vein is added to the artery, and the oxygen saturation in the artery calculated by signal processing of only the artery signal has an error. Become. The first aspect of the present invention is to eliminate this error.
Here, the component of I 0λ −I λ is taken.
Note the sign and take the logarithm.
In (3), an AC AC component is further taken.
Here, the first term on the right side of (4) represents the state of the artery, and the second term represents the state of the vein. Sλ is considered the same for arteries and veins. K λ varies depending on the degree of oxidation of hemoglobin, it has been divided into a K λ and K 1λ.
k2 is a coefficient representing the ratio of arterial pulsation to venous pulsation. However, k2 is considered to change arbitrarily with time, and k2 · f (t) can be handled as a function different from f (t). That is, if the pulsation change unique to the vein is g (t), g (t) = k2 (t) · f (t) can be set. That is, knowing k2 means that the pulsation change of the vein is known. Individual movements of arteries and veins at the time of occurrence of body motion can also be captured by k2.
Here K λ, K 1λ the K λ = δ · C tHb · {(SpO 2/100) (εHbO2 λ - εHb λ) + εHb λ} ----- (5)
K 1λ = δ · C tHb · {(SpO 2 1/100) (εHbO2 λ - εHb λ) + εHb λ} ----- (6)
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: oxidation saturation of the arterial,% display SpO 2 1: Shizumyaku oxide saturation, in percent
εHbO2 λ: absorption at the wavelength of the oxyhemoglobin λ coefficient
εHb λ: absorption coefficient C tHb at a wavelength of deoxyhemoglobin lambda is arterial, venous both be considered that the same value as C.
Here, they are replaced as follows.
A λ = S λ (εHbO2 λ - εHb λ)
S = SpO 2/100
B λ = 2S λ · εHb λ
S 1 = SpO 2 1/100
Then, equation (4) becomes
Here, if S is obtained from (7), it is the oxygen saturation in the artery, and there is no problem. here
I can. () Is made up of three unknowns, but is in the form of a multiplication and cannot be separated in the case of an individual.
Consider the case of four spectral wavelengths of 1, 2, 3, and 4.
(7) is as follows.
Here, the following equation is obtained from (8) and (9).
The following equation is obtained from (9) and (10).
Similarly, the following equation is obtained from (10) and (11).
Here, (12), (13) and (14) are three unknowns S, S 1 and k2 and can be solved. Here is one solution.
If k2 is eliminated from (12) and (13), the following equation is obtained.
The following equation is obtained from (13) and (14).
Here, S = 1-U (17)
far. U is 0 <U <1.
here
When the numerator on the left side of (15) is transformed using (18), the following equation is obtained.
(A 1 C 2 -a 2 C 1) - (1/2) (a 1 A 2 / C 2 + a 2 A 1 / C 1) U- (1/8) (a 1 A 2 2 / C 2 3 + a 2 A 1 2 / C 1 3) U 2 .............................. (20)
Eventually, it becomes a quadratic expression of U.
S 1 = 1−U 1 .................................................................. (21)
Then, if (15) and (16) are modified, the following equation is obtained.
(Α 1 + β 1 U + γ 1 U 2 ) / (α 1 + β 1 (U 1 ) + γ 1 (U 1 ) 2 ) =
(Α 2 + β 2 U + γ 2 U 2 ) / (α 2 + β 2 (U 1 ) + γ 2 (U 1 ) 2 ) =
(Α 3 + β 3 U + γ 3 U 2 ) / (α 3 + β 3 (U 1 ) + γ 3 (U 1 ) 2 )
………………………………… (22)
Here, αi, βi, and γi are coefficients of U and (U 1 ).
From equation (22), the following equation is obtained as U ≠ (U 1 ).
(Α 1 β 2 -α 2 β 1) + (γ 2 α 1 -γ 1 α 2) (U + (U 1)) + (β1γ2-β2γ1) (U · (U1)) = 0 ............... ............ (23)
(Α2β3-α3β2) + (γ3α2-γ2α3) (U + (U1)) + (β2γ3-β3γ2) (U · (U1)) = 0 = 0... (24)
Here, X1 = U + (U1) (25)
X2 = U · (U1) ……………………………… (26)
After all,
(Α1β2-α2β1) + (γ2α1-γ1α2) X1 + (β1γ2-β2-γ1) X2 = 0-... (27)
(Α2β3-α3β2) + (γ3α2-γ2α3) X1 + (β2γ3-β3γ2) X2 = 0 ... (28)
Solving the first-order simultaneous equations (27) and (28) yields X1 and X2, and for U and (U1), the following second-order equations may be obtained.
t2−X1 · t + X2 = 0... ...... (29) The above is one solution.
Instead of (17), S = S0 (1-U) may be set.
In this case, A becomes AS0, but U and (U1) can be obtained by similar expansion. In any case, S and S1 can be obtained from U and (U1).
In some cases, S1 does not change so much and is considered to be a constant value.
At that time, the unknowns are S, (δC · f), and k2, and the necessary equations are only required to be at least three independent equations. One way to solve is to fix S1 in equation (15) and find S. Although expansion is omitted, it becomes a quadratic equation of S and can be solved. Two answers can be obtained, but the condition of S may be considered.
The method developed above is for obtaining reflection information, but can also be applied to transmission. That is to solve from equation (2), which can be solved in the same way as the above expansion.
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
The apparatus of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 2 is a schematic diagram in which the light emitting / receiving sensor LDS of the present invention is attached to a measurement site P (approximately the center of the forehead) of the forehead. The LDS is circular, but need not be circular. It is only necessary that the necessary light emitting unit and light receiving unit are arranged therein. Although the cable is drawn in a straight line, it is flexible as long as the signal lines required for the light-emission and light-reception sensors are provided inside. The signal is transmitted via a cable to a department (not shown) that performs necessary calculations and the like. FIG. 3 schematically shows the light emitting unit AL and the light receiving unit BD of the LDS. Here, AL is an LED individually composed of four spectral wavelengths, and emits light having spectral wavelengths of λ1, λ2, λ3, and λ4, respectively. The light is incident from P1 (not necessarily a point, but may be a surface) of the measurement site P, and goes out of P2 through the optical path LLP. BD is a light receiving unit that receives them. The LDS is mainly composed of an AL and a BD, and signals and the like necessary for them are transmitted through a cable L.
FIG. 4 is a schematic diagram in the case where there is one incident light path of each spectral wavelength in AL and BD. In the AL, light having spectral wavelengths of λ1, λ2, λ3, and λ4 emitted from each LED is combined by a dichroic mirror or the like, enters a measurement site, passes through a measurement optical path, and then exits outside. The light is received by the light receiving unit of the BD. When each LED emits light in a time series, the light receiving portion of the BD does not need to separate light, but when simultaneous emission or has a broad spectral wavelength, it is necessary to separate light. The BD in FIG. 4 schematically shows a case where the light is split, and includes a dichroic mirror and the like.
FIG. 5 is a schematic diagram showing the arrangement of each LED or light receiving unit in the LDS. One is to make each of λ1, λ2, λ3, and λ4, which show light of the spectral wavelength of each LED, enter from the periphery and take light synthesized from the center. Alternatively, conversely, light synthesized or broad light may be incident from the center, and light of each spectral wavelength may be extracted from the periphery.
Alternatively, broad light is entered from any one including the center, extracted from any one, and then decomposed into spectral wavelengths. Alternatively, light having a spectral wavelength may be input from any part, and synthesized light may be extracted from any part.
FIG. 6 shows the configuration of the present invention by functional blocks. The light emitted from the AL passes through the portion to be measured and is received by the BD. The signal from the BD enters a function such as an arithmetic operation through a function such as an A / D conversion. These functions show the main functions. For the details of the functions, the equations (1) to (29) are expanded. When the analog circuit is more advantageous, the functions of the details are used using the analog circuit. Fulfill. In particular, in the functions such as calculation, the blood oxygen saturation SpO2 of the artery, the blood oxygen saturation SpO21 of the vein, the pulse wave f (t), and the degree of influence K2 of the artery on the vein are calculated. The calculated result is displayed or output as necessary, such as output of a signal. The functional block for driving and the like is for driving the AL circuit. On the other hand, a signal from a functional block for arithmetic operation or a functional block for A / D conversion is received as a feedback signal, and an appropriate calculated value is obtained. The signal to AL is controlled so that it may be obtained. The transmission portions of LD1, LD2, LD3, LD4, LD5, and LD6 may be wired or wireless. In particular, when the LD1 and LD6 are wireless, necessary power is secured in the AL and BD.
FIG. 7 is an example of how to apply the voltage applied to the AL light emitting LED. When IE is set to zero and Lα1 is set to −, λ1 emits light. When set to +, λ2 emits light. When Lα2 is set to −, λ3 emits light. When Lα2 is set to +, λ4 emits light. Therefore, if Lα1 and Lα2 are applied alternately and the polarity of the application is also changed sequentially, each LED is sequentially turned on. Thereby, each LED can be turned on with a three-core wire.
FIG. 9 shows a configuration in which each LED can be individually controlled in accordance with the application of Lα1, Lα2, Lα3, and Lα4. FIG. 10 is an explanatory diagram of the light receiving unit circuit. This is a circuit when an APD (avalanche photo diode) is used as a light receiving element. The APD has a characteristic that the output is increased by several tens to one hundred and several tens times as compared with a PD (photo diode) by applying a reverse bias voltage BV. By applying this characteristic, it is possible to measure a measurement site which has been a problem because of insufficient sensitivity. In the circuit, resistors R1 and R3 are connected in series to the potential of BV, and the potential of R3 is connected to an operational amplifier OP via a capacitor CD, amplified by a feedback resistor R2, and an output VO is obtained. In this circuit, when λ is incident on the APD, a current several tens to hundreds of tens times larger than that of the PD is obtained, and only the AC component is input to the OP, and a multiple of the AC component is obtained as VO. Consider the meaning of this AC component. Here, Iλ in equation (1) is the incident light λ. The question is what the AC component corresponds to.
(1) C 0λ in the equation is set as follows.
C 0λ = e CC0λ ... ............ (30)
Then (1)
here
When (31) is expanded in consideration of
Here, considering the AC component (I λ ) AC
Here I 0λ · C 0λ / CC 0λ is fixed once the spectral wavelength, or because it is constant independent to spectral wavelength, and organize a λ = (I λ) AC / (I 0λ · C 0λ / CC 0λ )
Then, equation (4) is obtained.
That is, the circuit shown in FIG. 8 makes it possible to obtain aλ by using an APD having higher sensitivity than the conventional PD and obtain a necessary factor. Also, the amplification factor of the APD may be different if the spectral wavelength of the incident light is different. The correction can be made by making the BV variable. The characteristic that the amplification factor changes according to the voltage of BV is applied. If the spectral amplification factor is known in advance, a simulated voltage may be automatically or manually applied so as to be constant.
【The invention's effect】
According to the present invention, a reflection-type biological signal of at least three or four spectral wavelengths in a hemoglobin absorption spectral wavelength range is obtained, and oxygen saturation in an artery, oxygen saturation in a vein, and pulsation change of a vein are obtained. The amount, hemoglobin concentration in blood, and the like can be calculated.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an explanatory diagram of a measurement principle according to the present invention; FIG. 2 is an explanatory diagram of a measurement site and a detecting unit according to the present invention; FIG. 3 is an explanatory diagram of a light emitting unit and a light receiving unit of a measurement and detecting unit according to the present invention; FIG. 4 is an explanatory diagram of a light emitting unit and a light receiving unit of the measurement detecting unit according to the present invention. FIG. 5 is an explanatory diagram of a measuring detecting unit according to the present invention. FIG. 6 is an explanatory diagram of functional blocks according to the present invention. FIG. 8 is an explanatory diagram of a light emitting unit of the measurement detecting unit according to the present invention. FIG. 8 is an explanatory diagram of a light receiving unit of the measuring detecting unit according to the present invention. FIG. 9 is an explanatory diagram of a light emitting unit of the measurement detecting unit according to the present invention. Description】
I 0 λ incident light I λ total reflected light k2 Degree of influence of arterial pulse wave on vein f (t) Variation part of arterial pulse wave LDS Light-receiving sensor P Measurement site L Cable AL Light emitting unit BD Light receiving unit λ Spectral wavelength λ1 Spectral wavelength λ2 Spectral wavelength λ3 Spectral wavelength λ4 Spectral wavelength P1 Incident part P2 Exit part LLP Optical path IE Application terminal Lα1 Application terminal Lα2 Application terminal Lα3 Application terminal Lα4 Application terminal LD1 Transmission line LD2 Transmission line LD3 Transmission line LD4 Transmission line LD5 Transmission line LD6 Transmission line A / D Analog / digital converter R1 Resistor R2 Resistor R3 Resistor APD Avalanche photo diode BV Applied power CD Capacitor OP Output of operational amplifier VO OP
