JP2004194908A - 血液測定装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】ヘモグロビンの濃度を測定することができる血液測定装置を提供することを課題とする。
【解決手段】動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置（パルスオキシメータ）１Ａであって、第１波長の第１検査光（赤外光）及び第２波長の第２検査光（赤色光）を強度変調した第１入射光及び第２入射光を生体（指Ｆ）内の動脈に向けて入射する光入射手段１０，１１，１２と、生体外から出た第１波長の第１検出光及び第２波長の第２検出光を検出する検出手段１３と、第１検出光及び第２検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに第１検査光又は第２検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との位相変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、酸素飽和度及び光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する処理手段（データプロセッサ）２５とを備えることを特徴とする。
【選択図】 図２
【解決手段】動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置（パルスオキシメータ）１Ａであって、第１波長の第１検査光（赤外光）及び第２波長の第２検査光（赤色光）を強度変調した第１入射光及び第２入射光を生体（指Ｆ）内の動脈に向けて入射する光入射手段１０，１１，１２と、生体外から出た第１波長の第１検出光及び第２波長の第２検出光を検出する検出手段１３と、第１検出光及び第２検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに第１検査光又は第２検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との位相変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、酸素飽和度及び光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する処理手段（データプロセッサ）２５とを備えることを特徴とする。
【選択図】 図２
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、動脈血中のヘモグロビンの濃度を測定する血液測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
貧血検査は、スポーツ選手のみならず、一般の人でも健康管理する指標として重要である。貧血検査は、動脈血中のヘモグロビンの濃度を測定する検査であり従来、採血による方法が採られている。採血は、伝染病等の感染の恐れがあったり、病院や保健所等に出向く必要があったり、有資格者にしか行えなかったり、あるいは、検査結果がでるまでに時間を要したりと、様々な問題がある。
【０００３】
そこで、採血による方法でなく、光学的な方法による血液測定装置が開発されている。このような血液測定装置の中には、動脈血中のヘモグロビンを測定する装置もあり、例えば、非侵襲的にヘモグロビンを測定するパルスオキシメータがある。パルスオキシメータは、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとにおける赤色光と赤外光とに対する吸光度の違いを利用してヘモグロビンの酸素飽和度を測定する装置である。このパルスオキシメータの一般的な構成は、例えば、特許文献１に開示されている。この他にも、光学的な血液測定装置について開示している文献がある（例えば、特許文献２〜４参照）。
【０００４】
【特許文献１】
特開平５−２６９１１６号公報
【特許文献２】
特開平１１−３２３号公報
【特許文献３】
特許第２７５００２３号公報
【特許文献４】
特開昭５０−１２８３８７号公報
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来のパルスオキシメータでは、ＣＷ（Continuous Wave：連続波）光を用いているので、動脈の脈動による動脈血管径の変化を検出することができない。そのため、従来のパルスオキシメータでは、ヘモグロビンの濃度を測定することができなかった。
【０００６】
そこで、本発明は、ヘモグロビンの濃度を測定することができる血液測定装置を提供することを課題とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明に係る血液測定装置は、動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置であって、第１波長の第１検査光を変調した第１入射光を生体内の動脈に向けて入射する第１光入射手段と、第１波長とは異なる第２波長の第２検査光を変調した第２入射光を生体内の動脈に向けて入射する第２光入射手段と、生体から出た第１波長の第１検出光を検出する第１検出手段と、生体から出た第２波長の第２検出光を検出する第２検出手段と、第１検出光及び第２検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに第１検査光又は第２検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、酸素飽和度及び光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する処理手段とを備えることを特徴とする。
【０００８】
この血液測定装置では、酸化ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第１波長の第１検査光（例えば、赤外光）を変調し、その変調された第１入射光を生体内の動脈に向けて入射し、生体から出た第１波長の光を検出する。また、血液測定装置では、還元ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第２波長の第２検査光（例えば、赤色光）を変調し、その変調された第２入射光を生体内の動脈に向けて入射し、生体から出た第２波長の光を検出する。そして、血液測定装置では、第１検出光に含まれる脈動に起因する成分と直流成分及び第２検出光に含まれる脈動に起因する成分と直流成分に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。また、血液測定装置では、動脈拡張時の検出光の変調成分と動脈収縮時の検出光の変調成分との変化から動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化（動脈血管径の変化）を算出する。そして、血液測定装置では、ヘモグロビンの酸素飽和度と光路長の変化からヘモグロビンの濃度を算出する。
【０００９】
本発明に係る血液測定装置は、動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置であって、第１波長の第１検査光を強度変調した第１入射光を生体内の動脈に向けて入射する第１光入射手段と、第１波長とは異なる第２波長の第２検査光を強度変調した第２入射光を生体内の動脈に向けて入射する第２光入射手段と、生体から出た第１波長の第１検出光を検出する第１検出手段と、生体から出た第２波長の第２検出光を検出する第２検出手段と、第１検出光及び第２検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに第１検査光又は第２検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との位相変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、酸素飽和度及び光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する処理手段とを備えることを特徴とする。
【００１０】
この血液測定装置では、酸化ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第１波長の第１検査光（例えば、赤外光）をサイン波等によって強度変調し、その強度変調された第１入射光を生体内の動脈に向けて入射し、生体から出た第１波長の光を検出する。また、血液測定装置では、還元ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第２波長の第２検査光（例えば、赤色光）をサイン波等によって強度変調し、その強度変調された第２入射光を生体内の動脈に向けて入射し、生体から出た第２波長の光を検出する。そして、血液測定装置では、第１検出光に含まれる脈動に起因する成分と直流成分及び第２検出光に含まれる脈動に起因する成分と直流成分に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。また、血液測定装置では、動脈拡張時の検出光の強度変調成分と動脈収縮時の検出光の強度変調成分との位相変化から動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化（動脈血管径の変化）を算出する。そして、血液測定装置では、ヘモグロビンの酸素飽和度と光路長の変化からヘモグロビンの濃度を算出する。
【００１１】
本発明の上記血液測定装置は、動脈拡張時及び動脈収縮時の第１入射光と第１検出光との位相差又は／及び動脈拡張時及び動脈収縮時の第２入射光と第２検出光との位相差を検出する位相検出手段を備え、処理手段では、位相検出手段で検出した動脈拡張時の位相差及び動脈収縮時の位相差に基づいて、第１検査光又は第２検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との位相変化を算出するように構成してもよい。
【００１２】
この血液測定装置では、動脈拡張時の第１入射光と第１検出光の強度変調成分との位相差及び動脈収縮時の第１入射光と第１検出光の強度変調成分との位相差を検出し、又は／及び、動脈拡張時の第２入射光と第２検出光の強度変調成分との位相差及び動脈収縮時の第２入射光と第２検出光の強度変調成分との位相差を検出する。そして、この血液測定装置では、動脈拡張時の位相差と動脈収縮時の位相差とにより動脈拡張時の検出光と動脈収縮時の検出光との位相変化を算出する。
【００１３】
本発明の上記血液測定装置は、第１検出光及び第２検出光の強度変調成分を通過させる第１フィルタと、第１検出光及び第２検出光の動脈の脈動に起因する成分を通過させる第２フィルタと、第１検出光及び第２検出光の直流成分を通過させる第３フィルタとを備える構成としてもよい。
【００１４】
この血液測定装置では、第１フィルタによって第１検出光及び第２検出光から強度変調成分を抽出し、第１入射光と第１検出光の強度変調成分との位相差又は／及び第２入射光と第２検出光の強度変調成分との位相差を検出する。また、この血液測定装置では、第２フィルタによって第１検出光及び第２検出光から動脈の脈動に起因する成分を抽出するとともに第３フィルタにより第１検出光及び第２検出光から直流成分を抽出し、その動脈の脈動に起因する成分を直流成分で除算した除算値を算出し、その除算値からヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。
【００１５】
本発明に係る血液測定装置は、動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置であって、第１波長の第１検査光をパルス駆動した第１入射光を生体内の動脈に向けて入射する第１光入射手段と、第１波長とは異なる第２波長の第２検査光をパルス駆動した第２入射光を生体内の動脈に向けて入射する第２光入射手段と、生体から出た第１波長の第１検出光を検出する第１検出手段と、生体から出た第２波長の第２検出光を検出する第２検出手段と、第１検出光及び第２検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに第１検査光又は第２検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との時間変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、酸素飽和度及び光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する処理手段とを備えることを特徴とする。
【００１６】
この血液測定装置では、酸化ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第１波長の第１検査光（例えば、赤外光）をパルス駆動し、パルス光からなる第１入射光を生体内の動脈に向けて繰り返し入射し、生体から出た第１波長の光を検出する。また、血液測定装置では、還元ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第２波長の第２検査光（例えば、赤色光）をパルス駆動し、そのパルス光からなる第２入射光を生体内の動脈に向けて繰り返し入射し、生体から出た第２波長の光を検出する。そして、血液測定装置では、第１検出光の検出光量の変化の脈動に起因する成分と直流成分及び第２検出光の検出光量の変化の脈動に起因する成分と直流成分に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。また、血液測定装置では、動脈拡張時の検出光と動脈収縮時の検出光との時間変化から動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化（動脈血管径の変化）を算出する。そして、血液測定装置では、ヘモグロビンの酸素飽和度と光路長の変化からヘモグロビンの濃度を算出する。
【００１７】
本発明の上記血液測定装置は、動脈拡張時及び動脈収縮時の第１入射光の入射時間と第１検出光の検出時間との時間差又は／及び動脈拡張時及び動脈収縮時の第２入射光の入射時間と第２検出光の検出時間との時間差を検出する時間検出手段を備え、処理手段では、時間検出手段で検出した動脈拡張時の時間差及び動脈収縮時の時間差に基づいて、動脈拡張時と動脈収縮時との時間変化を算出する構成としてもよい。
【００１８】
この血液測定装置では、動脈拡張時の第１入射光の入射時間と第１検出光の検出時間との時間差及び動脈収縮時の第１入射光の入射時間と第１検出光の検出時間との時間差を検出し、又は／及び、動脈拡張時の第２入射光の入射時間と第２検出光の検出時間との時間差及び動脈収縮時の第２入射光の入射時間と第２検出光の検出時間との時間差を検出する。そして、この血液測定装置では、動脈拡張時の時間差と動脈収縮時の時間差とにより動脈拡張時の検出光と動脈収縮時の検出光との時間変化を求める。
【００１９】
本発明の上記血液測定装置は、第１検出光及び前記第２検出光の光強度を積分する積分手段と、積分手段における積分強度で形成される波から動脈の脈動に起因する成分を通過させる第４フィルタと、積分手段における積分強度で形成される波から直流成分を通過させる第５フィルタとを備える構成としてもよい。
【００２０】
この血液測定装置では、積分手段によって第１検出光の検出光量及び第２検出光の検出光量を求める。そして、この血液測定装置では、第４フィルタによって積分手段から出力される第１検出光の検出光量の時間変化及び第２検出光の検出光量の時間変化から動脈の脈動に起因する成分を抽出するとともに第５フィルタにより積分手段から出力される第１検出光の検出光量の時間変化及び第２検出光の検出光量の時間変化から直流成分を抽出し、その動脈の脈動に起因する成分を直流成分で除算した除算値を求め、その除算値からヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。
【００２１】
なお、第１波長は、酸化ヘモグロビンに対する吸光度の大きい波長であり、例えば、赤外光の波長である。第２波長は、還元ヘモグロビンに対する吸光度の大きい波長であり、例えば、赤色光の波長である。
【００２２】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して、本発明に係る血液測定装置の実施の形態を説明する。
【００２３】
本発明は、非侵襲的にヘモグロビンの酸素飽和度のみならずヘモグロビンの濃度も測定するために、ヘモグロビンの濃度の算出に必要な動脈収縮時の動脈血管径と動脈拡張時の動脈血管径との差に相当する動脈収縮時と動脈拡張時との光路長差を求める構成を有する。そのために、本発明では、２つ異なる波長の検査光を強度変調して生体内の動脈に向かって入射させ、動脈を通過した光の動脈収縮時と動脈拡張時との位相変化から光路長差を求める。また、本発明では、２つ異なる波長の検査光をパルス駆動して生体内の動脈に向かって入射させ、動脈を通過した光の動脈収縮時と動脈拡張時との時間変化から光路長差を求める。
【００２４】
本実施の形態では、本発明に係る血液測定装置を、動脈血液中のヘモグロビンの酸素飽和度及びヘモグロビン濃度を非侵襲的に測定する２つの形態のパルスオキシメータに適用する。第１の実施の形態に係るパルスオキシメータは、赤色光及び赤外光を強度変調して指に入射し、指から出た光の動脈収縮時と動脈拡張時との位相変化を求めるための手段を備えている。一方、第２の実施の形態に係るパルスオキシメータは、赤色光及び赤外光をパルス駆動して指に入射し、指から出た光の動脈収縮時と動脈拡張時との時間変化を求めるための手段を備えている。
【００２５】
本実施の形態に係るパルスオキシメータについて説明する前に、図７乃至図１０を参照して、パルスオキシメータの原理について説明しておく。図７は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光スペクトルである。図８は、パルスオキシメータにおける吸光度を示す図である。図９は、パルスオキシメータにおけるヘモグロビンの酸素飽和度に対する赤色光及び赤外光の波形を示す図である。図１０は、パルスオキシメータにおける入射光の光強度と検出光の光強度との関係を示す図であり、（ａ）が動脈収縮時であり、（ｂ）が動脈拡張時である。
【００２６】
血液は、ヘモグロビンの作用によって、酸素を多く含むほど明るい赤色となり、酸素が少ないほど暗い赤色になる。明るい赤色の血液は、赤色光をよく通し、赤外光を通し難い。図７は、横軸が光の波長、縦軸が吸光度であり、明るい赤色である酸化ヘモグロビン（破線）と暗い赤色である還元ヘモグロビン（実線）の吸光度を示している。酸化ヘモグロビンは、赤外光（９４０ｎｍ付近）に対する吸光度が大きく、赤外光を通し難く、赤色光を通し易い。一方、還元ヘモグロビンは、赤色光（６６０ｎｍ付近）に対する吸光度が大きく、赤色光を通し難く、赤外光を通し易い。
【００２７】
また、吸光度は、動脈の脈動によって変化する。図８は、動脈が脈動している場合の生体内の組織、静脈血、動脈血での各吸光度を示している。組織での吸光度（Ｘ部分）及び静脈血での吸光度（Ｙ部分）は、脈動に関係なく、一定である。しかし、動脈血での吸光度（Ｚ部分）は、脈動に応じて変化する。これは、脈動に応じて動脈血管が収縮と拡張とを繰り返すため、収縮時には動脈血管における光路長が短くなり、血液量の減少により吸光度が小さくなり、一方、拡張時には動脈血管における光路長が長くなり、血液量の増加により吸光度が大きくなるからである。
【００２８】
さらに、図９には、動脈血に含まれるヘモグロビンの酸素飽和度（ＳａＯ2）が０％、８５％、１００％の場合の赤色光（６６０ｎｍ）と赤外光（９４０ｎｍ）との図８のＸ部分の脈動波形及びその赤色光の脈動波成分に対する赤外光の脈動波成分の比（Ｒ／ＩＲ比）を示している。図９から判るように、赤色光の脈動波の振幅が大きいほど（赤色光の吸光度が大きいほど）、酸素飽和度が小さく（すなわち、還元ヘモグロビンが多い）、赤外光の脈動波が大きいほど（赤外光の吸光度が大きいほど）、酸素飽和度が大きい（すなわち、酸化ヘモグロビンが多い）。つまり、パルスオキシメータでは、赤色光を多く検出できるほど酸素飽和度が大きく、赤外光を多く検出できるほど酸素飽和度が小さい。
【００２９】
パルスオキシメータでは、上記に示す酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとにおける赤色光と赤外光とに対する吸光度の違い及び動脈の脈動による吸光度の変化を利用して、ヘモグロビンの酸素飽和度を測定している。以下に、パルスオキシメータにおけるヘモグロビンの酸素飽和度の算出式について説明する。
【００３０】
例えば、以下に示す算出式では、図１０に示すように、パルスオキシメータで指Ｆ（生体）に第１波長（９４０ｎｍ）の入射光（赤外光）と第２波長（６６０ｎｍ）の入射光（赤色光）とを入射させ、動脈ＡＲを通った後に指Ｆから出た光を検出した場合の入射光の光強度Ｉinや検出光の光強度Ｉα，Ｉβを利用して算出する。検出光としては、図（ａ）に示す動脈収縮時の検出光の光強度Ｉαと図（ｂ）に示す動脈拡張時の検出光の光強度Ｉβが利用される。動脈拡張時（血管径最大時）の血管径は、動脈収縮時（血管径最小時）の血管径Ｄに対してΔＤ分大きくなるとする。
【００３１】
第１波長の入射光を入射した場合、動脈収縮時における光が通る測定系全体（指Ｆの組織、静脈血、動脈血を含む）の吸光度Ａ1αsは、以下に示す式（１）によって求められる。また、第１波長の入射光を入射した場合、動脈拡張時における光が通る測定系全体の吸光度Ａ1βsは、以下の式（２）によって求められる。なお、第２波長の入射光を入射した場合の吸光度Ａ2αs、吸光度Ａ2βsも、式（１）、（２）と同様の式によって求められる。
【００３２】
【数１】
【００３３】
式（１）と式（２）から、第１波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ1は、以下に示す式（３）によって求められる。なお、第２波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ2も、式（３）と同様の式によって求められる。
【００３４】
【数２】
【００３５】
ここで、第１波長の場合の動脈収縮時の検出光の光強度Ｉ1αと動脈拡張時の検出光の光強度Ｉ1βとの変化分ΔＩ1（式（４））とは、以下に示す式（５）の関係が成立する。したがって、第１波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ1は、以下に示す式（６）で表すことができる。同様に、第２波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ2は、以下に示す式（７）で表すことができる。
【００３６】
【数３】
【００３７】
そして、第１波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ1と第２波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ2との比ΔＡは、以下に示す式（８）で表される。さらに、式（８）から、ヘモグロビンの酸素飽和度Ｙは、以下に示す式（９）で表される。
【００３８】
【数４】
【００３９】
したがって、パルスオキシメータでは、式（６）に示す（第１波長の動脈収縮時の検出光の光強度と動脈拡張時の検出光の光強度との変化分ΔＩ1／動脈収縮時の第１波長の検出光の光強度Ｉ1α）及び式（７）に示す（第２波長の動脈収縮時の検出光の光強度と動脈拡張時の検出光の光強度との変化分ΔＩ2／動脈収縮時の第２波長の検出光の光強度Ｉ2α）を求め、第１波長の場合の動脈収縮時の吸光度と動脈拡張時の吸光度との変化分ΔＡ1及び第２波長の場合の動脈収縮時の吸光度と動脈拡張時の吸光度との変化分ΔＡ2を算出し、さらに、その比ΔＡを算出することによって、ヘモグロビンの酸素飽和度Ｙを算出する。
【００４０】
ここで、動脈血管内を通る光は直進するとみなし、動脈血管内での光路長が動脈血管径に等しいとする。というのは、動脈血管内では血液濃度が非常に高いため、少しでも散乱された光は吸収され、パルスオキシメータの検出器には散乱光が到達しないと考えられるからである。したがって、散乱の影響を殆ど受けない直進した光のみを検出器に到達するとみなすことができる。そのため、動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差は、拡張時の動脈血管径と収縮時の動脈血管径との差ΔＤとみなすことができる。
【００４１】
ヘモグロビンの濃度Ｃは、式（８）から変形した式（１０）又は式（１１）によって算出することができる。式（１０）、式（１１）によってヘモグロビンの濃度Ｃを算出する場合、拡張時の動脈血管径と収縮時の動脈血管径との差ΔＤが必要となる。本実施の形態に係るパルスオキシメータでは、ヘモグロビンの酸素飽和度Ｙを算出した後に、式（１０）、式（１１）中のΔＤを動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差としてヘモグロビンの濃度Ｃを算出する。そのため、本実施の形態に係るパルスオキシメータは、動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差を求める手段を有している。
【００４２】
【数５】
【００４３】
さらに、算出したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙと濃度Ｃとによって、酸化ヘモグロビンの濃度Ｃoと還元ヘモグロビンの濃度ＣRとを以下に示す式（１２）と式（１３）で算出することができる。
【００４４】
【数６】
【００４５】
それでは、図１を参照して、本実施の形態に係るパルスオキシメータ１について説明する。図１は、パルスオキシメータの外観図である。
【００４６】
パルスオキシメータ１は、装置本体２とプローブ３とを備えており、装置本体２とプローブ３とがケーブル４で接続されている。パルスオキシメータ１では、プローブ３に挿入された指Ｆに向けて赤色光（６６０ｎｍ）と赤外光（９４０ｎｍ）とを入射させ、指Ｆを通過した赤色光（６６０ｎｍ）と赤外光（９４０ｎｍ）とを検出する。さらに、パルスオキシメータ１では、装置本体２において、その検出した赤色光（６６０ｎｍ）と赤外光（９４０ｎｍ）とに基づいてヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を求め、装置本体２の前面の表示部２ａにヘモグロビンの酸素飽和度（ＳａＯ2：％）、ヘモグロビンの濃度（Ｈｂ：ｇ／ｄｌ）を表示する。ちなみに、図１に示す表示部２ａにはパルスレート（パルス／分）も表示しているが、これは第２の実施の形態に係るパルスオキシメータにおけるパルス駆動時の毎分当たりの発振パルス数である。なお、パルスオキシメータ１では、酸化ヘモグロビンの濃度及び還元ヘモグロビンの濃度を求め、表示するようにしてもよい。
【００４７】
装置本体２は、各種回路、データプロセッサ、ディスプレイドライバ、ディスプレイ等を備えている。装置本体２では、プローブ３の光源を駆動するとともに、プローブ３で検出した検出光に各種処理を施す。そして、装置本体２では、その検出光に基づくデータを用いてヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を算出し、ヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を表示する。
【００４８】
プローブ３は、光源、検出器等を備えている。プローブ３では、光源から指Ｆに向かって赤色光及び赤外光を出射し、検出器で指Ｆを通過した赤色光及び赤外光を受光する。プローブ３は、前面に開口部３ａを有し、その内部に指Ｆを挿入できる挿入穴（図示せず）を有している。
【００４９】
第１の実施の形態について説明する。図１乃至図３を参照して、第１の実施の形態に係るパルスオキシメータ１Ａの構成について説明する。図２は、第１の実施の形態に係るパルスオキシメータの構成図である。図３は、図２のパルスオキシメータにおける光波形であり、（ａ）が入射光の波形であり、（ｂ）が動脈収縮時の検出光の波形であり、（ｃ）が動脈拡張時の検出光の波形である。
【００５０】
パルスオキシメータ１Ａは、第１検査光としての赤外光（９４０ｎｍ）及び第２検査光としての赤色光（６６０ｎｍ）をサイン波で強度変調し、その強度変調した赤外光の第１入射光及び赤色光の第２入射光を指Ｆに入射させる。そして、パルスオキシメータ１Ａでは、指Ｆから出た赤外光（第１検出光）及び赤色光（第２検出光）を検出し、その第１検出光及び第２検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を算出する。そのために、パルスオキシメータ１Ａは、発振器１０、２波長用光源駆動回路１１、光源１２、検出器１３、電流−電圧コンバータ１４、ハイパスフィルタ１５、増幅器１６、バンドパスフィルタ１７、増幅器１８、ローパスフィルタ１９、増幅器２０、位相検波器２１、アナログーデジタルコンバータ２２、除算器２３、アナログ−デジタルコンバータ２４、データプロセッサ２５、ディスプレイドライバ２６、ディスプレイ２７を備えている。なお、光源１２及び検出器１３がプローブ３に設けられ、それ以外のものが装置本体２に設けられる。
【００５１】
なお、第１の実施の形態では、発振器１０、２波長用光源駆動回路１１及び光源１２が第１光入射手段及び第２光入射手段に相当し、検出器１３が第１検出手段及び第２検出手段に相当し、ハイパスフィルタ１５が第１フィルタに相当し、バンドパスフィルタ１７が第２フィルタに相当し、ローパスフィルタ１９が第３フィルタに相当し、位相検波器２１が位相検出手段に相当し、データプロセッサ２５が処理手段に相当する。
【００５２】
発振器１０は、赤外光及び赤色光を強度変調するためのサイン波を発生させる発振器である。サイン波の周波数は、動脈の脈動に起因する周波数よりの高い周波数である１０ＭＨｚ〜１ＧＨｚ程度の周波数とする。
【００５３】
２波長用光源駆動回路１１は、光源１２を駆動する回路である。２波長用光源駆動回路１１では、光源１２から赤外光及び赤色光を発生させ、発振器１０で発生したサイン波により赤外光及び赤色光を各々強度変調し、強度変調した第１入射光（赤外光）及び第２入射光（赤色光）を生成する。第１入射光と第２入射光とは、図３（ａ）に示す光波形を有し、同じ光強度を有する。なお、第１入射光と第２入射光とは、同一の位相でもよいし、あるいは、異なる位相でもよい。
【００５４】
光源１２は、９４０ｎｍの波長を有する赤外光と６６０ｎｍの波長を有する赤色光とを発生する２個の光源からなり、例えば、レーザダイオードや発光ダイオード等で構成される。光源１２では、発生した赤外光及び赤色光が２波長用光源駆動回路１１によって各々強度変調され、赤外光からなる第１入射光及び赤色光からなる第２入射光を指Ｆに向かって各々出射する。
【００５５】
検出器１３は、９４０ｎｍの波長を有する赤外光と６６０ｎｍの波長を有する赤色光とを光電変換する２個の光電変換素子からなり、例えば、フォトダイオードや光電子増倍管等で構成される。検出器１３では、指Ｆから出た赤外光（第１検出光）及び赤色光（第２検出光）を受光し、その光強度に応じた電流量に各々変換する。
【００５６】
第１検出光及び第２検出光は、生体中（指Ｆ）での散乱及び吸収によって、第１入射光あるいは第２入射光に対して位相がずれるとともに光強度が減少する。第１検出光と第２検出光とは、図３（ｂ），（ｃ）に示すような同様の光波形を有し、生体内（指Ｆ）の組織及び静脈血による直流成分（Ｉα，Ｉβ）と、動脈の脈動による周波数成分（ＰＷα，ＰＷβ（破線の波））と、強度変調波成分（ＳＷα，ＳＷβ（実線の波））とが合成された波形となっている。さらに、第１検出光及び第２検出光は、ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて光強度が変化する。第１検出光の光強度が大きい場合にはヘモグロビンの酸素飽和度が小さく、第２検出光の光強度が大きい場合にはヘモグロビンの酸素飽和度が大きい。
【００５７】
動脈収縮時には、第１検出光及び第２検出光は、動脈血管径が最小となるので、光路長が短くなり、図３（ｂ）に示すように、第１入射光あるいは第２入射光に対して位相ずれ（φα）が最小となるとともに、血液量の減少によって光吸収が減少し、検出される光強度が最大となる。動脈拡張時には、第１検出光及び第２検出光は、動脈血管径が最大となるので、光路長が長くなり、図３（ｃ）に示すように、第１入射光あるいは第２入射光に対して位相ずれ（φβ）が最大となるとともに、血液量の増加によって光吸収が増加し、検出される光強度が最小となる。
【００５８】
電流−電圧コンバータ１４は、検出器１３から出力される第１検出光の光強度に応じた電流及び第２検出光の光強度に応じた電流を電圧に各々変換するコンバータである。
【００５９】
ハイパスフィルタ１５は、第１検出光及び第２検出光の光強度に応じた各電圧波から、強度変調波（サイン波）の成分である高周波成分（例えば、１０ＭＨｚ〜１ＧＨｚ）のみを通過させるフィルタである。動脈収縮時には、ハイパスフィルタ１５では、図３（ｂ）に示す強度変調波ＳＷαに応じた電圧波を抽出する。動脈拡張時には、ハイパスフィルタ１５では、図３（ｃ）に示す強度変調波ＳＷβに応じた電圧波を抽出する。このハイパスフィルタ１５で抽出された電圧波は、増幅器１６によって増幅され、位相検波器２１に入力される。
【００６０】
バンドパスフィルタ１７は、第１検出光及び第２検出光の光強度に応じた各電圧波から、動脈の脈動に起因する低周波成分（例えば、１〜２Ｈｚ）のみを通過させるフィルタである。動脈収縮時には、バンドパスフィルタ１７では、図３（ｂ）に示す脈動波ＰＷαに応じた電圧波を抽出する。動脈拡張時には、バンドパスフィルタ１７では、図３（ｃ）に示す脈動波ＰＷβに応じた電圧波を抽出する。このバンドパスフィルタ１７で抽出された電圧波は、増幅器１８によって増幅され、除算器２３に入力される。
【００６１】
ローパスフィルタ１９は、第１検出光及び第２検出光の光強度に応じた各電圧波から、その直流成分のみを通過させるフィルタである。動脈収縮時には、ローパスフィルタ１９では、図３（ｂ）に示す直流電圧Ｉαを抽出する。動脈拡張時には、ローパスフィルタ１９では、図３（ｃ）に示す直流電圧Ｉβを抽出する。このローパスフィルタ１９で抽出された電圧は、増幅器２０によって増幅され、除算器２３に入力される。
【００６２】
位相検波器２１は、第１入射光に対する第１検出光の位相ずれ及び第２入射光に対する第２検出光の位相ずれを検出する位相検波回路であり、例えば、ホモダイン方式やヘテロダイン方式等によって構成される。位相検波器２１では、発振器１０から第１入射光を強度変調するためのサイン波（電圧波）と増幅器１６から第１検出光の強度変調波成分（電圧波）とが入力され、その２つ波の動脈収縮時と動脈拡張時の位相ずれを各々検出する。また、位相検波器２１では、発振器１０から第２入射光を強度変調するためのサイン波（電圧波）と増幅器１６から第２検出光の強度変調波成分（電圧波）とが入力され、その２つ波の動脈収縮時と動脈拡張時の位相ずれを各々検出する。この検出された位相ずれは、アナログ−デジタルコンバータ２２でアナログ量からデジタル量に変換されて、データプロセッサ２５に入力される。位相検波器２１では、動脈収縮時と動脈拡張時とを、位相ずれが最小時（収縮時）と最大時（拡張時）とで判別している。図３に示す例では、位相検波器２１では、動脈収縮時には図３（ｂ）に示す位相ずれφαを検出し、動脈拡張時には図３（ｃ）に示す位相ずれφβを検出する。
【００６３】
なお、ホモダイン方式の場合、高周波成分と同じ変調周波数を用いて位相検波する。ヘテロダイン方式の場合、高周波成分に１ＫＨｚ等の低い変調周波数をミキシングし、そのビートから位相検波する。
【００６４】
除算器２３は、第１検出光の脈動に起因する脈動波の振幅を第１検出光の直流成分で除算及び第２検出光の脈動に起因する脈動波の振幅を第２検出光の直流成分で除算する除算回路である。除算器２３では、増幅器１８から第１検出光の脈動波（電圧波）と増幅器２０から第１検出光の直流成分の電圧とが入力されると、動脈収縮時の脈動波（電圧波）の振幅電圧を直流成分電圧で除算する。また、除算器２３では、増幅器１８から第２検出光の脈動波（電圧波）と増幅器２０から第２検出光の直流成分の電圧とが入力されると、動脈収縮時の脈動波（電圧波）の振幅電圧を直流成分電圧で除算する。この除算値は、アナログ−デジタルコンバータ２４でアナログ量からデジタル量に変換されて、データプロセッサ２５に入力される。除算器２３では、動脈収縮時と動脈拡張時とを、脈動波の振幅の最大時（収縮時）と最小時（拡張時）とで判別している。ちなみに、図３に示す例では、除算器２３では、動脈収縮時に図３（ｂ）に示す脈動波ＰＷαの振幅電圧ΔＩを直流電圧Ｉαで除算する。なお、この除算器２３で算出している除算値は、赤外光の場合には式（６）の動脈拡大時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ1であり、赤色光の場合には式（７）の動脈拡大時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ2である。
【００６５】
データプロセッサ２５は、ヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を演算するためのコンピュータであり、例えば、マイクロコンピュータ等で構成される。データプロセッサ２５では、アナログ−コンバータ２２，２４から入力されたデジタルデータ等を一時記憶するためのメモリ２５ａを備えており、一時記憶しているデータに基づいて演算するとともに演算したデータを一時記憶する。データプロセッサ２５では、アナログ−デジタルコンバータ２４から入力された赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1と赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2とに基づいて、式（８）により吸光度の変化分の赤外光と赤色光との比ΔＡを演算する。さらに、データプロセッサ２５では、吸光度の変化分の赤外光と赤色光との比ΔＡに基づいて、式（９）によりヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ（％）を演算する。なお、式（８）、式（９）の吸光係数は、定数である。
【００６６】
また、データプロセッサ２５では、アナログ−デジタルコンバータ２２から入力された動脈収縮時の位相ずれφαと動脈拡張時の位相ずれφβとに基づいて、動脈拡張時の第１検出光（又は第２検出光）と動脈収縮時の第１検出光（又は第２検出光）との位相変化Δφ（＝φβ―φα）を演算する（図３（ｂ），（ｃ）参照）。さらに、データプロセッサ２５では、位相変化Δφに基づいて、以下に示す式（１４）により動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差（拡張時の動脈血管径と収縮時の動脈血管径との差）ΔＤを演算する。なお、式（１４）に示す屈折率ｎは、定数である。また、式（１４）に示す強度変調周波数ｆは、強度変調する際のサイン波の周波数である。
【００６７】
【数７】
【００６８】
例えば、強度変調周波数ｆが１ＧＨｚ、位相変化Δφが１°の場合、式（１４）より、光路長差ΔＤが０．６３ｍｍとなる。但し、動脈血管中の屈折率は、１．３３である。
【００６９】
さらに、データプロセッサ２５では、アナログ−デジタルコンバータ２４から入力された赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1と演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔＤと基づいて、式（１０）によりヘモグロビンの濃度Ｃ（ｇ／ｄｌ）を演算する。あるいは、データプロセッサ２５では、アナログ−デジタルコンバータ２４から入力された赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2と演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔＤと基づいて、式（１１）によりヘモグロビンの濃度Ｃ（ｇ／ｄｌ）を演算する。
【００７０】
必要な場合には、データプロセッサ２５では、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び濃度Ｃに基づいて、式（１２）により酸化ヘモグロビンの濃度Ｃo（ｇ／ｄｌ）を演算する。また、データプロセッサ２５では、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙと濃度Ｃ及び酸化ヘモグロビン濃度Ｃoに基づいて、式（１３）により還元ヘモグロビンの濃度ＣR（ｇ／ｄｌ）を演算する。
【００７１】
ディスプレイドライバ２６は、データプロセッサ２５で演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び濃度Ｃを表示するために、ディスプレイ２７を駆動するドライバである。
【００７２】
ディスプレイ２７は、装置本体２の表示部２ａに表示するヘモグロビンの酸素飽和度（ＳａＯ2：％）、ヘモグロビンの濃度（Ｈｂ：ｇ／ｄｌ）の各数値を表示する液晶ディスプレイである。
【００７３】
図１乃至図３参照して、パルスオキシメータ１Ａの動作について説明する。
【００７４】
プローブ３の開口部３ａから挿入穴に指Ｆが挿入され、装置本体２の電源スイッチ２ｂがオンされると（図１参照）、パルスオキシメータ１Ａでは、サイン波によって強度変調した第１入射光（赤外光）と第２入射光（赤色光）とを指Ｆに出射する（図３（ａ）参照）。第１入射光と第２入射光とは、指Ｆ内の動脈血以外では一定の吸光度によって同様に吸光されるが、動脈血ではヘモグロビンの酸素飽和度に応じた異なる吸光度かつ動脈の脈動に応じた吸光度で各々吸光される。また、第１入射光及び第２入射光は、動脈の脈動に応じて入射時に比べて位相がずれて検出される。したがって、指Ｆから出る強度変調された赤外光と赤色光とは、ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて異なる光強度を有し、動脈収縮時と動脈拡張時とで異なる光強度及び位相ずれを有してる。
【００７５】
指Ｆから赤外光及び赤色光が出ると、パルスオキシメータ１Ａでは、赤外光（第１検出光）を受光して電流量に変換し、赤色光（第２検出光）を受光して電流量に変換する（図３（ｂ），（ｃ）参照）。そして、パルスオキシメータ１Ａでは、第１検出光及び第２検出光の電流量を電圧量に変換後、その各電圧波から強度変調成分、動脈の脈動に起因した成分、直流成分に分離して抽出する。さらに、パルスオキシメータ１Ａでは、強度変調成分に基づいて、第１入射光に対する第１検出光（又は、第２入射光に対する第２検出光）の動脈収縮時の位相ずれφα及び動脈拡張時の位相ずれφβを検出する（図３（ｂ），（ｃ）参照）。また、パルスオキシメータ１Ａでは、動脈の脈動に起因した成分及び直流成分に基づいて、動脈収縮時における第１検出光の脈動に起因する脈動波の振幅ΔＩ1を第１検出光の直流成分Ｉ1αで除算した吸光度の変化分ΔＡ1及び第２検出光の脈動に起因する脈動波の振幅ΔＩ2を第２検出光の直流成分Ｉ2βで除算した吸光度の変化分ΔＡ2を求める。
【００７６】
そして、パルスオキシメータ１Ａでは、赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1と赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2とに基づいて、式（８）により吸光度の変化分の比ΔＡを演算し、さらに、式（９）によりヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ（％）を演算する。また、パルスオキシメータ１Ａでは、動脈収縮時の位相ずれφαと動脈拡張時の位相ずれφβとに基づいて、動脈拡張時の第１検出光（又は第２検出光）と動脈収縮時の第１検出光（又は第２検出光）との位相変化Δφ（＝φβ―φα）を演算し、式（１４）により動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔＤを演算する。さらに、パルスオキシメータ１Ａでは、赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1（又は、赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2）、ヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔＤと基づいて、式（１０）（又は、式（１１））によりヘモグロビンの濃度Ｃ（ｇ／ｄｌ）を演算する。
【００７７】
そして、パルスオキシメータ１Ａでは、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ（％）及び濃度Ｃ（ｇ／ｄｌ）を表示する。
【００７８】
このパルスオキシメータ１Ａによれば、赤外光及び赤色光をサイン波で強度変調して指Ｆに入射し、動脈収縮時と動脈拡張時とにおける光路長差に起因する位相変化を検出することにより、動脈拡張時の動脈血管径と動脈収縮時の動脈血管径との差を求めることができ、その血管径差によりヘモグロビンの濃度を算出することができる。そのため、パルスオキシメータ１Ａでは、採血を行うことなく非侵襲的にヘモグロビンの酸素飽和度のみならずヘモグロビンの濃度を求めることができ、安全かつ容易に貧血検査を行うことができる。また、パルスオキシメータ１Ａは、従来のパルスオキシメータに強度変調をする手段や位相ずれを検出する手段等を設けるだけなので、装置を小型かつ安価に構成でき、屋外を含む各種運動施設や家庭内での使用も可能である。
【００７９】
パルスオキシメータ１Ａでは、位相検波器２１によって第１入射光に対する第１検出光の動脈収縮時の位相ずれと動脈拡張時の位相ずれ及び第２入射光に対する第２検出光の動脈収縮時の位相ずれと動脈拡張時の位相ずれを検出することができ、その検出した動脈収縮時の位相ずれと動脈拡張時の位相ずれとにより動脈収縮時と動脈拡張時での位相変化を簡単に算出することができる。また、パルスオキシメータ１Ａでは、ハイパスフィルタ１５、バンドパスフィルタ１７、ローパスフィルタ１９によって検出光を強度変調成分、動脈の脈動に起因した成分と直流成分とに簡単に分離及び抽出できる。
【００８０】
第２の実施の形態について説明する。図１及び図４乃至図６を参照して、第２の実施の形態に係るパルスオキシメータ１Ｂの構成について説明する。図４は、第２の実施の形態に係るパルスオキシメータの構成図である。図５は、図４のパルスオキシメータにおける光波形であり、（ａ）が入射光の波形であり、（ｂ）が動脈収縮時の検出光の波形であり、（ｃ）が動脈拡張時の検出光の波形である。図６は、図４のパルスオキシメータにおける検出光を積分した積分強度による積分波形であり、（ａ）が動脈収縮時の検出光の波形であり、（ｂ）が動脈拡張時の検出光の波形である。
【００８１】
パルスオキシメータ１Ｂは、第１検査光としての赤外光（９４０ｎｍ）及び第２検査光としての赤色光（６６０ｎｍ）をパルス駆動し、そのパルス駆動した赤外光の第１入射光及び赤色光の第２入射光を指Ｆに入射する。そして、パルスオキシメータ１Ｂでは、指Ｆから出た赤外光（第１検出光）及び赤色光（第２検出光）を検出し、その第１検出光及び第２検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を算出する。そのために、パルスオキシメータ１Ｂは、トリガ発生器３０、２波長用パルス光源駆動回路３１、光源３２、検出器３３、増幅器３４、時間重心検出器３５、アナログ−デジタルコンバータ３６、積分器３７、バンドパスフィルタ３８、ローパスフィルタ３９、除算器４０、アナログーデジタルコンバータ４１、データプロセッサ４２、ディスプレイドライバ４３、ディスプレイ４４を備えている。なお、光源３２及び検出器３３がプローブ３に設けられ、それ以外のものが装置本体２に設けられる。
【００８２】
なお、第２の実施の形態では、トリガ発生器３０、２波長用パルス光源駆動回路３１及び光源３２が第１光入射手段及び第２光入射手段に相当し、検出器３３が第１検出手段及び第２検出手段に相当し、時間重心検出器３５が時間検出手段に相当し、積分器３７が積分手段に相当し、バンドパスフィルタ３８が第４フィルタに相当し、ローパスフィルタ３９が第５フィルタに相当し、データプロセッサ４２が処理手段に相当する。
【００８３】
トリガ発生器３０は、赤外光及び赤色光をパルス駆動するためのトリガ信号を一定の周期で繰り返し発生させる発生器である。パルス駆動では繰り返しパルスを発生させるので、そのパルスの発振周波数（トリガ信号の発振周波数）は、脈拍より十分に速い周波数である数１０Ｈｚ〜数１００Ｈｚ程度の周波数とする。
【００８４】
２波長用パルス光源駆動回路３１は、光源３２を駆動する回路である。２波長用パルス光源駆動回路３１では、光源３２から赤外光及び赤色光を発生させ、トリガ発生器３０で発生したトリガ信号により赤外光及び赤色光を各々パルス駆動し、パルス駆動した第１入射光（赤外光）及び第２入射光（赤色光）を生成する。第１入射光と第２入射光とは、図５（ａ）に示す光波形を有し、同じ光強度と同じ発振周波数に応じて繰り返し発振するインパルス光からなる。なお、第１入射光と第２入射光とは、同一の発振タイミングでもよいし、異なる発振タイミングでもよい。
【００８５】
光源３２は、９４０ｎｍの波長を有する赤外光と６６０ｎｍの波長を有する赤色光とを発生する２個の光源からなり、例えば、レーザダイオードや発光ダイオードで構成される。光源３２では、発生した赤外光及び赤色光が２波長用パルス光源駆動回路３１によって各々パルス駆動され、赤外光からなる第１入射光及び赤色光からなる第２入射光を指Ｆに向かって各々出射する。
【００８６】
検出器３３は、９４０ｎｍの波長を有する赤外光と６６０ｎｍの波長を有する赤色光とを光電変換する２個の光電変換素子からなり、例えば、フォトダイオードや光電子増倍管で構成される。検出器３３では、指Ｆから出た赤外光（第１検出光）及び赤色光（第２検出光）を各々受光し、その光強度に応じた電流量に各々変換する。
【００８７】
第１検出光及び第２検出光は、生体中（指Ｆ）での散乱及び吸収によって、第１入射光あるいは第２入射光に対して時間が遅れて検出されるとともに光強度が減少する。第１検出光及び第２検出光は、図５（ｂ），（ｃ）に示すような同様の光波形を有し、時間的に広がった波形となる。また、第１検出光及び第２検出光は、ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて光強度が変化する。第１検出光の光強度が大きい場合にはヘモグロビンの酸素飽和度が小さく、第２検出光の光強度が大きい場合にはヘモグロビンの酸素飽和度が大きい。
【００８８】
動脈収縮時には、第１検出光及び第２検出光は、動脈血管径が最小となるので、光路長が短くなり、図５（ｂ）に示すように、時間遅れ（ｔα）が最小となるとともに、血液量の減少によって光吸収が減少し、検出される光強度が最大となる。動脈拡張時には、第１検出光及び第２検出光は、動脈血管径が最大となるので、光路長が長くなり、図５（ｃ）に示すように、時間遅れ（ｔβ）が最大となるとともに、血液量の増加によって光吸収が増加し、検出される光強度が最小となる。
【００８９】
なお、図５（ｂ），（ｃ）に示す時間遅れｔα，ｔβは、第１入射光又は第２入射光のインパルス光の入射時間ｔinから第１検出光又は第２検出光の波形の重心時間ｔgα，ｔgβまでの時間である。この重心時間ｔgα，ｔgβは、時間的な広がりを有する第１検出光や第２検出光における検出光量の二分の一となる時間である。
【００９０】
増幅器３４は、検出器３３から出力された第１検出光及び第２検出光の光強度に応じた電流量を増幅する増幅器である。
【００９１】
時間重心検出器３５は、第１入射光に対する第１検出光の時間遅れ及び第２入射光に対する第２検出光の時間遅れを検出する検出回路である。時間重心検出器３５では、トリガ発生器３０から第１入射光をパルス駆動するためのトリガ信号と増幅器３４から第１検出光（電流波）とが入力され、その第１検出光の重心時間を検出し、さらに、第１入射光の入射時間から重心時間までの動脈収縮時及び動脈拡張時の時間遅れを各々検出する。また、時間重心検出器３５では、トリガ発生器３０から第２入射光をパルス駆動するためのトリガ信号と増幅器３４から第２検出光（電流波）とが入力され、その第２検出光の重心時間を検出し、さらに、第２入射光の入射時間から重心時間までの動脈収縮時及び動脈拡張時の時間遅れを各々検出する。この検出された時間遅れは、アナログ−デジタルコンバータ３６でアナログ量からデジタル量に変換されて、データプロセッサ４２に入力される。時間重心検出器３５では、動脈収縮時と動脈拡張時とを、時間ずれが最小時（収縮時）と最大時（拡張時）とで判別している。ちなみに、図５に示す例では、時間重心検出器３５では、赤外光又は赤色光に対して、動脈収縮時には図５（ｂ）に示す時間遅れｔαを検出し、動脈拡張時には図５（ｃ）に示す時間遅れｔβを検出する。
【００９２】
積分器３７は、第１検出光及び第２検出光の電流波の電流量を時間積分する積分回路である。積分器３７では、増幅器３４から第１検出光が入力される毎にその電流量を時間積分して積分強度（検出光量）を求め、時間とともに変化する積分強度からなる積分波を生成する。また、積分器３７では、増幅器３４から第２検出光が入力される毎にその電流量を時間積分して積分強度（検出光量）を求め、時間とともに変化する積分強度からなる積分波を生成する。
【００９３】
第１検出光による積分波及び第２検出光による積分波は、図６（ａ），（ｂ）に示すような同様の波形を有し、生体内（指Ｆ）の組織及び静脈血による直流成分（Ｉα，Ｉβ）と、動脈の脈動による周波数成分（ＰＷα，ＰＷβ）とが合成された波形となっている。第１検出光による積分波と第２検出光による積分波とは、その動脈血に対する吸光度の違いにより、直流成分（Ｉα，Ｉβ）と動脈の脈動による周波数成分（ＰＷα、ＰＷβ）の振幅電流（ΔＩ）との比率が異なるとともに、その検出光量（積分強度）が異なる。なお、図６（ａ）、（ｂ）に示す各ドットは、入射光の一つのインパルス光の入射に対して検出される検出光の検出光量（積分器３７で積分した積分強度）を示している。
【００９４】
動脈収縮時には、第１検出光による積分波及び第２検出光による積分波は、動脈血管径が最小となるので、光路長が短くなり、図６（ａ）に示すように、第１入射光あるいは第２入射光に対して、血液量の減少によって光吸収が減少し、検出光量が最大となる。動脈拡張時には、第１検出光による積分波及び第２検出光による積分波は、動脈血管径が最大となるので、光路長が長くなり、図６（ｂ）に示すように、第１入射光あるいは第２入射光に対して、血液量の増加によって光吸収が増加し、検出光量が最小となる。
【００９５】
バンドパスフィルタ３８は、第１検出光及び第２検出光の各積分波から、動脈の脈動に起因する周波数成分（例えば、１〜２Ｈｚ）のみを通過させるフィルタである。動脈収縮時には、バンドパスフィルタ３８では、図６（ａ）に示す脈動波ＰＷαを抽出する。動脈拡張時には、バンドパスフィルタ３８では、図６（ｂ）に示す脈動波ＰＷβを抽出する。
【００９６】
ローパスフィルタ３９は、第１検出光及び第２検出光の各積分波から、その直流成分のみを通過させるフィルタである。動脈収縮時には、ローパスフィルタ３９では、図６（ａ）に示す直流成分Ｉαを抽出する。動脈拡張時には、ローパスフィルタ３９では、図６（ｂ）に示す直流成分Ｉβを抽出する。
【００９７】
除算器４０は、第１検出光の積分波の脈動に起因する脈動波の振幅を第１検出光の積分波の直流成分で除算及び第２検出光の積分波の脈動に起因する脈動波の振幅を第２検出光の積分波の直流成分で除算する除算回路である。除算器４０では、バンドパスフィルタ３８から第１検出光の積分波の脈動波とローパスフィルタ３９から第１検出光の積分波の直流成分とが入力されると、動脈収縮時の脈動波の振幅を直流成分で除算する。また、除算器４０では、バンドパスフィルタ３８から第２検出光の積分波の脈動波とローパスフィルタ３９から第２検出光の積分波の直流成分とが入力されると、動脈収縮時の脈動波の振幅を直流成分で除算する。この除算値は、アナログ−デジタルコンバータ４１でアナログ量からデジタル量に変換されて、データプロセッサ４２に入力される。除算器４０では、動脈収縮時と動脈拡張時とを、脈動波の振幅の最大時（収縮時）と最小時（拡張時）とで判別している。ちなみに、図６に示す例では、除算器４０では、赤外光及び赤色光に対して、動脈収縮時には図６（ａ）に示す脈動波ＰＷαの振幅電圧ΔＩを直流成分Ｉαで除算する。なお、この除算器４０で算出している除算値は、赤外光の場合には式（６）の動脈拡大時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ1であり、赤色光の場合には式（７）の動脈拡大時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ2である。
【００９８】
データプロセッサ４２は、ヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を演算するためのコンピュータであり、例えば、マイクロコンピュータ等で構成される。データプロセッサ４２では、アナログ−コンバータ３６，４１から入力されたデジタルデータ等を一時記憶するためのメモリ４２ａを備えており、一時記憶しているデータに基づいて演算するとともに演算したデータを一時記憶する。データプロセッサ４２では、アナログ−デジタルコンバータ４１から入力された赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1と赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2とに基づいて、式（８）により吸光度の変化分の赤外光と赤色光との比ΔＡを演算する。さらに、データプロセッサ４２では、吸光度の変化分の赤外光と赤色光との比ΔＡに基づいて、式（９）によりヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ（％）を演算する。なお、式（８）、式（９）の吸光係数は、定数である。
【００９９】
また、データプロセッサ４２では、アナログ−デジタルコンバータ３６から入力された動脈収縮時の時間遅れｔαと動脈拡張時の時間遅れｔβとに基づいて、動脈拡張時の第１検出光（又は第２検出光）と動脈収縮時の第１検出光（又は第２検出光）との時間変化Δｔ（＝ｔβ―ｔα）を演算する（図５（ｂ），（ｃ）参照）。さらに、データプロセッサ４２では、時間変化Δｔに基づいて、以下に示す式（１５）により動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差（拡張時の動脈血管径と収縮時の動脈血管径との差）ΔＤを演算する。なお、式（１５）に示す屈折率ｎは、定数である。
【０１００】
【数８】
【０１０１】
さらに、データプロセッサ４２では、アナログ−デジタルコンバータ４１から入力された赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1と演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔＤと基づいて、式（１０）によりヘモグロビンの濃度Ｃ（ｇ／ｄｌ）を演算する。あるいは、データプロセッサ４２では、アナログ−デジタルコンバータ４１から入力された赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2と演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔＤと基づいて、式（１１）によりヘモグロビンの濃度Ｃ（ｇ／ｄｌ）を演算する。
【０１０２】
必要な場合には、データプロセッサ４２では、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び濃度Ｃに基づいて、式（１２）により酸化ヘモグロビンの濃度Ｃo（ｇ／ｄｌ）を演算する。また、データプロセッサ４２では、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙと濃度Ｃ及び酸化ヘモグロビン濃度Ｃoに基づいて、式（１３）により還元ヘモグロビンの濃度ＣR（ｇ／ｄｌ）を演算する。
【０１０３】
ディスプレイドライバ４３は、データプロセッサ４２で演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び濃度Ｃ並びにパルス駆動する際の発振周波数を表示するために、ディスプレイ４４を駆動するドライバである。
【０１０４】
ディスプレイ４４は、装置本体２の表示部２ａに表示するヘモグロビンの酸素飽和度（ＳａＯ2：％）、ヘモグロビンの濃度（Ｈｂ：ｇ／ｄｌ）、パルスの発振周波数（Ｐｕｌｓｅ Ｒａｔｅ：ｐｕｌｓｅ／ｍｉｎ）の各数値を表示する液晶ディスプレイである。
【０１０５】
図１及び図４乃至図６参照して、パルスオキシメータ１Ｂの動作について説明する。
【０１０６】
プローブ３の開口部３ａから挿入穴に指Ｆが挿入され、装置本体２の電源スイッチ２ｂがオンされると（図１参照）、パルスオキシメータ１Ｂでは、パルス駆動した第１入射光（赤外光）と第２入射光（赤色光）とを指Ｆに出射する（図５（ａ）参照）。第１入射光と第２入射光とは、指Ｆ内の動脈血以外では一定の吸光度によって同様に吸光されるが、動脈血ではヘモグロビンの酸素飽和度に応じた異なる吸光度かつ動脈の脈動に応じた吸光度で各々吸光される。また、第１入射光及び第２入射光は、動脈の脈動に応じて入射時に比べて時間が遅れて検出される。したがって、指Ｆから出たパルス駆動された赤外光と赤色光とは、ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて異なる光強度を有し、動脈収縮時と動脈拡張時とで異なる光強度及び時間遅れを有してる。
【０１０７】
指Ｆから赤外光及び赤色光が出ると、パルスオキシメータ１Ｂでは、赤外光を第１検出光として受光して電流量に変換し、赤色光を第２検出光として受光して電流量に変換する（図５（ｂ），（ｃ）参照）。
【０１０８】
そして、パルスオキシメータ１Ｂでは、第１検出光及び第２検出光の電流波に基づいて、第１入射光に対する第１検出光（又は、第２入射光に対する第２検出光）の動脈収縮時の時間遅れｔα及び動脈拡張時の時間遅れｔβを検出する（図５（ｂ），（ｃ）参照）。
【０１０９】
また、パルスオキシメータ１Ｂでは、第１検出光の電流波を順次時間積分し、時間とともに変化する積分強度（検出光量）からなる積分波を生成するとともに、第２検出光の電流波を順次時間積分し、時間とともに変化する積分強度（検出光量）からなる積分波を生成する。そして、パルスオキシメータ１Ｂでは、第１検出光及び第２検出光の各積分波から、動脈の脈動に起因した成分、直流成分に分離して抽出する。さらに、パルスオキシメータ１Ｂでは、動脈の脈動に起因した成分及び直流成分に基づいて、動脈収縮時における第１検出光の脈動に起因する脈動波の振幅ΔＩ1を第１検出光の直流成分Ｉ1αで除算した赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1及び第２検出光の脈動に起因する脈動波の振幅ΔＩ2βを第２検出光の直流成分Ｉ2αで除算した赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2を求める。
【０１１０】
そして、パルスオキシメータ１Ｂでは、赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1と赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2とに基づいて、式（８）により吸光度の変化分の比ΔＡを演算し、さらに、式（９）によりヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ（％）を演算する。また、パルスオキシメータ１Ｂでは、動脈収縮時の時間遅れｔαと動脈拡張時の時間遅れｔβとに基づいて、動脈拡張時の第１検出光（又は第２検出光）と動脈収縮時の第１検出光（又は第２検出光）との時間変化Δｔ（＝ｔβ―ｔα）を演算し、式（１５）により動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔＤを演算する。さらに、パルスオキシメータ１Ｂでは、赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1（又は、赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2）、ヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔＤと基づいて、式（１０）（又は、式（１１））によりヘモグロビンの濃度Ｃ（ｇ／ｄｌ）を演算する。
【０１１１】
そして、パルスオキシメータ１Ｂは、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ（％）及び濃度Ｃ（ｇ／ｄｌ）を表示する。
【０１１２】
このパルスオキシメータ１Ｂによれば、赤外光及び赤色光をパルス駆動して指Ｆに入射し、動脈収縮時と動脈拡張時とにおける光路長差に起因する時間変化を検出することにより、動脈拡張時の動脈血管径と動脈収縮時の動脈血管径との差を求めることができ、その血管径差によりヘモグロビンの濃度を算出することができる。そのため、パルスオキシメータ１Ｂでは、採血を行うことなく非侵襲的にヘモグロビンの酸素飽和度のみならずヘモグロビンの濃度を求めることができ、安全かつ容易に貧血検査を行うことができる。また、パルスオキシメータ１Ｂは、従来のパルスオキシメータにパルス駆動をする手段や時間遅れを検出する手段等を設けるだけなので、装置も小型かつ安価に構成でき、屋外を含む各種運動施設や家庭内での使用も可能とする。
【０１１３】
パルスオキシメータ１Ｂでは、時間重心器３５によって第１入射光に対する第１検出光の動脈収縮時の時間遅れと動脈拡張時の時間遅れ及び第２入射光に対する第２検出光の動脈収縮時の時間遅れと動脈拡張時の時間遅れを検出することができ、その検出した動脈収縮時の時間遅れと動脈拡張時の時間遅れとにより動脈収縮時と動脈拡張時での時間変化を簡単に算出することができる。また、パルスオキシメータ１Ｂでは、積分器３７によって検出光の検出光量を求めることができ、動脈の脈動に起因した成分と直流成分とを示す積分波を生成することができる。さらに、パルスオキシメータ１Ｂでは、バンドパスフィルタ３８、ローパスフィルタ３９によって検出光による積分波を動脈の脈動に起因した成分と直流成分とに簡単に分離及び抽出できる。
【０１１４】
以上、本発明に係る実施の形態について説明したが、本発明は上記実施の形態に限定されることなく様々な形態で実施される。
例えば、本実施の形態では生体を通過した光を検出する構成としたが、生体を反射した光を検出し、その検出光を利用してヘモグロビン濃度等を測定する構成としてもよい。
また、本実施の形態では指を対象としてが、腕等の他の箇所を測定対象としてもよい。
また、本実施の形態では強度変調する際にサイン波を用いたが、方形波等の他の波形のものを用いてもよい。
また、本実施の形態では変調光としては強度変調やパルス駆動（パルス光源）による変調光を用いたが、パルス光源に替えて方形波光源を使用し、その方形波による変調光を用いてもよい。
【０１１５】
【発明の効果】
本発明によれば、動脈収縮時と動脈拡張時との光路長差による変調光の変化を検出する構成を有することにより、動脈収縮時と動脈拡張時との変調光の変化から光路長差を算出できるので、この光路長差によりヘモグロビンの濃度を算出することができる。
【０１１６】
特に、本発明によれば、動脈収縮時と動脈拡張時との光路長差による位相変化を検出する構成を有することにより、動脈収縮時と動脈拡張時との位相変化から光路長差を算出できるので、この光路長差によりヘモグロビンの濃度を算出することができる。
【０１１７】
また、本発明によれば、動脈収縮時と動脈拡張時との光路長差による時間変化を検出する構成を有することにより、動脈収縮時と動脈拡張時との時間変化から光路長差を算出できるので、この光路長差によりヘモグロビンの濃度を算出することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態に係るパルスオキシメータの外観図である。
【図２】本発明の第１の実施の形態に係るパルスオキシメータの構成図である。
【図３】図２のパルスオキシメータにおける光波形であり、（ａ）が入射光の波形であり、（ｂ）が動脈収縮時の検出光の波形であり、（ｃ）が動脈拡張時の検出光の波形である。
【図４】本発明の第２の実施の形態に係るパルスオキシメータの構成図である。
【図５】図４のパルスオキシメータにおける光波形であり、（ａ）が入射光の波形であり、（ｂ）が動脈収縮時の検出光の波形であり、（ｃ）が動脈拡張時の検出光の波形である。
【図６】図４のパルスオキシメータにおける検出光を積分した積分強度による積分波形であり、（ａ）が動脈収縮時の検出光の波形であり、（ｂ）が動脈拡張時の検出光の波形である。
【図７】酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光スペクトルである。
【図８】パルスオキシメータにおける吸光度を示す図である。
【図９】パルスオキシメータにおけるヘモグロビンの酸素飽和度に対する赤色光及び赤外光の波形を示す図である。
【図１０】パルスオキシメータにおける入射光の強度と検出光の強度との関係を示す図であり、（ａ）が動脈収縮時であり、（ｂ）が動脈拡張時である。
【符号の説明】
１，１Ａ，１Ｂ…パルスオキシメータ、２…装置本体、２ａ…表示部、２ｂ…電源スイッチ、３…プローブ、３ａ…開口部、４…ケーブル、１０…発振器、１１…２波長用光源駆動回路、１２，３２…光源、１３，３３…検出器、１４…電流−電圧コンバータ、１５…ハイパスフィルタ、１６，１８，２０，３４…増幅器、１７，３８…バンドパスフィルタ、１９，３９…ローパスフィルタ、２１…位相検波器、２２，２４，３６，４１…アナログーデジタルコンバータ、２３，４０…除算器、２５，４２…データプロセッサ、２５ａ，４２ａ…メモリ、２６，４３…ディスプレイドライバ、２７，４４…ディスプレイ、３０…トリガ発生器、３１…２波長用パルス光源駆動回路、３５…時間重心検出器、３７…積分器、Ｆ…指
【発明の属する技術分野】
本発明は、動脈血中のヘモグロビンの濃度を測定する血液測定装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
貧血検査は、スポーツ選手のみならず、一般の人でも健康管理する指標として重要である。貧血検査は、動脈血中のヘモグロビンの濃度を測定する検査であり従来、採血による方法が採られている。採血は、伝染病等の感染の恐れがあったり、病院や保健所等に出向く必要があったり、有資格者にしか行えなかったり、あるいは、検査結果がでるまでに時間を要したりと、様々な問題がある。
【０００３】
そこで、採血による方法でなく、光学的な方法による血液測定装置が開発されている。このような血液測定装置の中には、動脈血中のヘモグロビンを測定する装置もあり、例えば、非侵襲的にヘモグロビンを測定するパルスオキシメータがある。パルスオキシメータは、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとにおける赤色光と赤外光とに対する吸光度の違いを利用してヘモグロビンの酸素飽和度を測定する装置である。このパルスオキシメータの一般的な構成は、例えば、特許文献１に開示されている。この他にも、光学的な血液測定装置について開示している文献がある（例えば、特許文献２〜４参照）。
【０００４】
【特許文献１】
特開平５−２６９１１６号公報
【特許文献２】
特開平１１−３２３号公報
【特許文献３】
特許第２７５００２３号公報
【特許文献４】
特開昭５０−１２８３８７号公報
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来のパルスオキシメータでは、ＣＷ（Continuous Wave：連続波）光を用いているので、動脈の脈動による動脈血管径の変化を検出することができない。そのため、従来のパルスオキシメータでは、ヘモグロビンの濃度を測定することができなかった。
【０００６】
そこで、本発明は、ヘモグロビンの濃度を測定することができる血液測定装置を提供することを課題とする。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
本発明に係る血液測定装置は、動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置であって、第１波長の第１検査光を変調した第１入射光を生体内の動脈に向けて入射する第１光入射手段と、第１波長とは異なる第２波長の第２検査光を変調した第２入射光を生体内の動脈に向けて入射する第２光入射手段と、生体から出た第１波長の第１検出光を検出する第１検出手段と、生体から出た第２波長の第２検出光を検出する第２検出手段と、第１検出光及び第２検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに第１検査光又は第２検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、酸素飽和度及び光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する処理手段とを備えることを特徴とする。
【０００８】
この血液測定装置では、酸化ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第１波長の第１検査光（例えば、赤外光）を変調し、その変調された第１入射光を生体内の動脈に向けて入射し、生体から出た第１波長の光を検出する。また、血液測定装置では、還元ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第２波長の第２検査光（例えば、赤色光）を変調し、その変調された第２入射光を生体内の動脈に向けて入射し、生体から出た第２波長の光を検出する。そして、血液測定装置では、第１検出光に含まれる脈動に起因する成分と直流成分及び第２検出光に含まれる脈動に起因する成分と直流成分に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。また、血液測定装置では、動脈拡張時の検出光の変調成分と動脈収縮時の検出光の変調成分との変化から動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化（動脈血管径の変化）を算出する。そして、血液測定装置では、ヘモグロビンの酸素飽和度と光路長の変化からヘモグロビンの濃度を算出する。
【０００９】
本発明に係る血液測定装置は、動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置であって、第１波長の第１検査光を強度変調した第１入射光を生体内の動脈に向けて入射する第１光入射手段と、第１波長とは異なる第２波長の第２検査光を強度変調した第２入射光を生体内の動脈に向けて入射する第２光入射手段と、生体から出た第１波長の第１検出光を検出する第１検出手段と、生体から出た第２波長の第２検出光を検出する第２検出手段と、第１検出光及び第２検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに第１検査光又は第２検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との位相変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、酸素飽和度及び光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する処理手段とを備えることを特徴とする。
【００１０】
この血液測定装置では、酸化ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第１波長の第１検査光（例えば、赤外光）をサイン波等によって強度変調し、その強度変調された第１入射光を生体内の動脈に向けて入射し、生体から出た第１波長の光を検出する。また、血液測定装置では、還元ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第２波長の第２検査光（例えば、赤色光）をサイン波等によって強度変調し、その強度変調された第２入射光を生体内の動脈に向けて入射し、生体から出た第２波長の光を検出する。そして、血液測定装置では、第１検出光に含まれる脈動に起因する成分と直流成分及び第２検出光に含まれる脈動に起因する成分と直流成分に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。また、血液測定装置では、動脈拡張時の検出光の強度変調成分と動脈収縮時の検出光の強度変調成分との位相変化から動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化（動脈血管径の変化）を算出する。そして、血液測定装置では、ヘモグロビンの酸素飽和度と光路長の変化からヘモグロビンの濃度を算出する。
【００１１】
本発明の上記血液測定装置は、動脈拡張時及び動脈収縮時の第１入射光と第１検出光との位相差又は／及び動脈拡張時及び動脈収縮時の第２入射光と第２検出光との位相差を検出する位相検出手段を備え、処理手段では、位相検出手段で検出した動脈拡張時の位相差及び動脈収縮時の位相差に基づいて、第１検査光又は第２検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との位相変化を算出するように構成してもよい。
【００１２】
この血液測定装置では、動脈拡張時の第１入射光と第１検出光の強度変調成分との位相差及び動脈収縮時の第１入射光と第１検出光の強度変調成分との位相差を検出し、又は／及び、動脈拡張時の第２入射光と第２検出光の強度変調成分との位相差及び動脈収縮時の第２入射光と第２検出光の強度変調成分との位相差を検出する。そして、この血液測定装置では、動脈拡張時の位相差と動脈収縮時の位相差とにより動脈拡張時の検出光と動脈収縮時の検出光との位相変化を算出する。
【００１３】
本発明の上記血液測定装置は、第１検出光及び第２検出光の強度変調成分を通過させる第１フィルタと、第１検出光及び第２検出光の動脈の脈動に起因する成分を通過させる第２フィルタと、第１検出光及び第２検出光の直流成分を通過させる第３フィルタとを備える構成としてもよい。
【００１４】
この血液測定装置では、第１フィルタによって第１検出光及び第２検出光から強度変調成分を抽出し、第１入射光と第１検出光の強度変調成分との位相差又は／及び第２入射光と第２検出光の強度変調成分との位相差を検出する。また、この血液測定装置では、第２フィルタによって第１検出光及び第２検出光から動脈の脈動に起因する成分を抽出するとともに第３フィルタにより第１検出光及び第２検出光から直流成分を抽出し、その動脈の脈動に起因する成分を直流成分で除算した除算値を算出し、その除算値からヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。
【００１５】
本発明に係る血液測定装置は、動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置であって、第１波長の第１検査光をパルス駆動した第１入射光を生体内の動脈に向けて入射する第１光入射手段と、第１波長とは異なる第２波長の第２検査光をパルス駆動した第２入射光を生体内の動脈に向けて入射する第２光入射手段と、生体から出た第１波長の第１検出光を検出する第１検出手段と、生体から出た第２波長の第２検出光を検出する第２検出手段と、第１検出光及び第２検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに第１検査光又は第２検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との時間変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、酸素飽和度及び光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する処理手段とを備えることを特徴とする。
【００１６】
この血液測定装置では、酸化ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第１波長の第１検査光（例えば、赤外光）をパルス駆動し、パルス光からなる第１入射光を生体内の動脈に向けて繰り返し入射し、生体から出た第１波長の光を検出する。また、血液測定装置では、還元ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第２波長の第２検査光（例えば、赤色光）をパルス駆動し、そのパルス光からなる第２入射光を生体内の動脈に向けて繰り返し入射し、生体から出た第２波長の光を検出する。そして、血液測定装置では、第１検出光の検出光量の変化の脈動に起因する成分と直流成分及び第２検出光の検出光量の変化の脈動に起因する成分と直流成分に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。また、血液測定装置では、動脈拡張時の検出光と動脈収縮時の検出光との時間変化から動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化（動脈血管径の変化）を算出する。そして、血液測定装置では、ヘモグロビンの酸素飽和度と光路長の変化からヘモグロビンの濃度を算出する。
【００１７】
本発明の上記血液測定装置は、動脈拡張時及び動脈収縮時の第１入射光の入射時間と第１検出光の検出時間との時間差又は／及び動脈拡張時及び動脈収縮時の第２入射光の入射時間と第２検出光の検出時間との時間差を検出する時間検出手段を備え、処理手段では、時間検出手段で検出した動脈拡張時の時間差及び動脈収縮時の時間差に基づいて、動脈拡張時と動脈収縮時との時間変化を算出する構成としてもよい。
【００１８】
この血液測定装置では、動脈拡張時の第１入射光の入射時間と第１検出光の検出時間との時間差及び動脈収縮時の第１入射光の入射時間と第１検出光の検出時間との時間差を検出し、又は／及び、動脈拡張時の第２入射光の入射時間と第２検出光の検出時間との時間差及び動脈収縮時の第２入射光の入射時間と第２検出光の検出時間との時間差を検出する。そして、この血液測定装置では、動脈拡張時の時間差と動脈収縮時の時間差とにより動脈拡張時の検出光と動脈収縮時の検出光との時間変化を求める。
【００１９】
本発明の上記血液測定装置は、第１検出光及び前記第２検出光の光強度を積分する積分手段と、積分手段における積分強度で形成される波から動脈の脈動に起因する成分を通過させる第４フィルタと、積分手段における積分強度で形成される波から直流成分を通過させる第５フィルタとを備える構成としてもよい。
【００２０】
この血液測定装置では、積分手段によって第１検出光の検出光量及び第２検出光の検出光量を求める。そして、この血液測定装置では、第４フィルタによって積分手段から出力される第１検出光の検出光量の時間変化及び第２検出光の検出光量の時間変化から動脈の脈動に起因する成分を抽出するとともに第５フィルタにより積分手段から出力される第１検出光の検出光量の時間変化及び第２検出光の検出光量の時間変化から直流成分を抽出し、その動脈の脈動に起因する成分を直流成分で除算した除算値を求め、その除算値からヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。
【００２１】
なお、第１波長は、酸化ヘモグロビンに対する吸光度の大きい波長であり、例えば、赤外光の波長である。第２波長は、還元ヘモグロビンに対する吸光度の大きい波長であり、例えば、赤色光の波長である。
【００２２】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して、本発明に係る血液測定装置の実施の形態を説明する。
【００２３】
本発明は、非侵襲的にヘモグロビンの酸素飽和度のみならずヘモグロビンの濃度も測定するために、ヘモグロビンの濃度の算出に必要な動脈収縮時の動脈血管径と動脈拡張時の動脈血管径との差に相当する動脈収縮時と動脈拡張時との光路長差を求める構成を有する。そのために、本発明では、２つ異なる波長の検査光を強度変調して生体内の動脈に向かって入射させ、動脈を通過した光の動脈収縮時と動脈拡張時との位相変化から光路長差を求める。また、本発明では、２つ異なる波長の検査光をパルス駆動して生体内の動脈に向かって入射させ、動脈を通過した光の動脈収縮時と動脈拡張時との時間変化から光路長差を求める。
【００２４】
本実施の形態では、本発明に係る血液測定装置を、動脈血液中のヘモグロビンの酸素飽和度及びヘモグロビン濃度を非侵襲的に測定する２つの形態のパルスオキシメータに適用する。第１の実施の形態に係るパルスオキシメータは、赤色光及び赤外光を強度変調して指に入射し、指から出た光の動脈収縮時と動脈拡張時との位相変化を求めるための手段を備えている。一方、第２の実施の形態に係るパルスオキシメータは、赤色光及び赤外光をパルス駆動して指に入射し、指から出た光の動脈収縮時と動脈拡張時との時間変化を求めるための手段を備えている。
【００２５】
本実施の形態に係るパルスオキシメータについて説明する前に、図７乃至図１０を参照して、パルスオキシメータの原理について説明しておく。図７は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光スペクトルである。図８は、パルスオキシメータにおける吸光度を示す図である。図９は、パルスオキシメータにおけるヘモグロビンの酸素飽和度に対する赤色光及び赤外光の波形を示す図である。図１０は、パルスオキシメータにおける入射光の光強度と検出光の光強度との関係を示す図であり、（ａ）が動脈収縮時であり、（ｂ）が動脈拡張時である。
【００２６】
血液は、ヘモグロビンの作用によって、酸素を多く含むほど明るい赤色となり、酸素が少ないほど暗い赤色になる。明るい赤色の血液は、赤色光をよく通し、赤外光を通し難い。図７は、横軸が光の波長、縦軸が吸光度であり、明るい赤色である酸化ヘモグロビン（破線）と暗い赤色である還元ヘモグロビン（実線）の吸光度を示している。酸化ヘモグロビンは、赤外光（９４０ｎｍ付近）に対する吸光度が大きく、赤外光を通し難く、赤色光を通し易い。一方、還元ヘモグロビンは、赤色光（６６０ｎｍ付近）に対する吸光度が大きく、赤色光を通し難く、赤外光を通し易い。
【００２７】
また、吸光度は、動脈の脈動によって変化する。図８は、動脈が脈動している場合の生体内の組織、静脈血、動脈血での各吸光度を示している。組織での吸光度（Ｘ部分）及び静脈血での吸光度（Ｙ部分）は、脈動に関係なく、一定である。しかし、動脈血での吸光度（Ｚ部分）は、脈動に応じて変化する。これは、脈動に応じて動脈血管が収縮と拡張とを繰り返すため、収縮時には動脈血管における光路長が短くなり、血液量の減少により吸光度が小さくなり、一方、拡張時には動脈血管における光路長が長くなり、血液量の増加により吸光度が大きくなるからである。
【００２８】
さらに、図９には、動脈血に含まれるヘモグロビンの酸素飽和度（ＳａＯ2）が０％、８５％、１００％の場合の赤色光（６６０ｎｍ）と赤外光（９４０ｎｍ）との図８のＸ部分の脈動波形及びその赤色光の脈動波成分に対する赤外光の脈動波成分の比（Ｒ／ＩＲ比）を示している。図９から判るように、赤色光の脈動波の振幅が大きいほど（赤色光の吸光度が大きいほど）、酸素飽和度が小さく（すなわち、還元ヘモグロビンが多い）、赤外光の脈動波が大きいほど（赤外光の吸光度が大きいほど）、酸素飽和度が大きい（すなわち、酸化ヘモグロビンが多い）。つまり、パルスオキシメータでは、赤色光を多く検出できるほど酸素飽和度が大きく、赤外光を多く検出できるほど酸素飽和度が小さい。
【００２９】
パルスオキシメータでは、上記に示す酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとにおける赤色光と赤外光とに対する吸光度の違い及び動脈の脈動による吸光度の変化を利用して、ヘモグロビンの酸素飽和度を測定している。以下に、パルスオキシメータにおけるヘモグロビンの酸素飽和度の算出式について説明する。
【００３０】
例えば、以下に示す算出式では、図１０に示すように、パルスオキシメータで指Ｆ（生体）に第１波長（９４０ｎｍ）の入射光（赤外光）と第２波長（６６０ｎｍ）の入射光（赤色光）とを入射させ、動脈ＡＲを通った後に指Ｆから出た光を検出した場合の入射光の光強度Ｉinや検出光の光強度Ｉα，Ｉβを利用して算出する。検出光としては、図（ａ）に示す動脈収縮時の検出光の光強度Ｉαと図（ｂ）に示す動脈拡張時の検出光の光強度Ｉβが利用される。動脈拡張時（血管径最大時）の血管径は、動脈収縮時（血管径最小時）の血管径Ｄに対してΔＤ分大きくなるとする。
【００３１】
第１波長の入射光を入射した場合、動脈収縮時における光が通る測定系全体（指Ｆの組織、静脈血、動脈血を含む）の吸光度Ａ1αsは、以下に示す式（１）によって求められる。また、第１波長の入射光を入射した場合、動脈拡張時における光が通る測定系全体の吸光度Ａ1βsは、以下の式（２）によって求められる。なお、第２波長の入射光を入射した場合の吸光度Ａ2αs、吸光度Ａ2βsも、式（１）、（２）と同様の式によって求められる。
【００３２】
【数１】
式（１）と式（２）から、第１波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ1は、以下に示す式（３）によって求められる。なお、第２波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ2も、式（３）と同様の式によって求められる。
【００３４】
【数２】
ここで、第１波長の場合の動脈収縮時の検出光の光強度Ｉ1αと動脈拡張時の検出光の光強度Ｉ1βとの変化分ΔＩ1（式（４））とは、以下に示す式（５）の関係が成立する。したがって、第１波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ1は、以下に示す式（６）で表すことができる。同様に、第２波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ2は、以下に示す式（７）で表すことができる。
【００３６】
【数３】
そして、第１波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ1と第２波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ2との比ΔＡは、以下に示す式（８）で表される。さらに、式（８）から、ヘモグロビンの酸素飽和度Ｙは、以下に示す式（９）で表される。
【００３８】
【数４】
したがって、パルスオキシメータでは、式（６）に示す（第１波長の動脈収縮時の検出光の光強度と動脈拡張時の検出光の光強度との変化分ΔＩ1／動脈収縮時の第１波長の検出光の光強度Ｉ1α）及び式（７）に示す（第２波長の動脈収縮時の検出光の光強度と動脈拡張時の検出光の光強度との変化分ΔＩ2／動脈収縮時の第２波長の検出光の光強度Ｉ2α）を求め、第１波長の場合の動脈収縮時の吸光度と動脈拡張時の吸光度との変化分ΔＡ1及び第２波長の場合の動脈収縮時の吸光度と動脈拡張時の吸光度との変化分ΔＡ2を算出し、さらに、その比ΔＡを算出することによって、ヘモグロビンの酸素飽和度Ｙを算出する。
【００４０】
ここで、動脈血管内を通る光は直進するとみなし、動脈血管内での光路長が動脈血管径に等しいとする。というのは、動脈血管内では血液濃度が非常に高いため、少しでも散乱された光は吸収され、パルスオキシメータの検出器には散乱光が到達しないと考えられるからである。したがって、散乱の影響を殆ど受けない直進した光のみを検出器に到達するとみなすことができる。そのため、動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差は、拡張時の動脈血管径と収縮時の動脈血管径との差ΔＤとみなすことができる。
【００４１】
ヘモグロビンの濃度Ｃは、式（８）から変形した式（１０）又は式（１１）によって算出することができる。式（１０）、式（１１）によってヘモグロビンの濃度Ｃを算出する場合、拡張時の動脈血管径と収縮時の動脈血管径との差ΔＤが必要となる。本実施の形態に係るパルスオキシメータでは、ヘモグロビンの酸素飽和度Ｙを算出した後に、式（１０）、式（１１）中のΔＤを動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差としてヘモグロビンの濃度Ｃを算出する。そのため、本実施の形態に係るパルスオキシメータは、動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差を求める手段を有している。
【００４２】
【数５】
さらに、算出したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙと濃度Ｃとによって、酸化ヘモグロビンの濃度Ｃoと還元ヘモグロビンの濃度ＣRとを以下に示す式（１２）と式（１３）で算出することができる。
【００４４】
【数６】
それでは、図１を参照して、本実施の形態に係るパルスオキシメータ１について説明する。図１は、パルスオキシメータの外観図である。
【００４６】
パルスオキシメータ１は、装置本体２とプローブ３とを備えており、装置本体２とプローブ３とがケーブル４で接続されている。パルスオキシメータ１では、プローブ３に挿入された指Ｆに向けて赤色光（６６０ｎｍ）と赤外光（９４０ｎｍ）とを入射させ、指Ｆを通過した赤色光（６６０ｎｍ）と赤外光（９４０ｎｍ）とを検出する。さらに、パルスオキシメータ１では、装置本体２において、その検出した赤色光（６６０ｎｍ）と赤外光（９４０ｎｍ）とに基づいてヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を求め、装置本体２の前面の表示部２ａにヘモグロビンの酸素飽和度（ＳａＯ2：％）、ヘモグロビンの濃度（Ｈｂ：ｇ／ｄｌ）を表示する。ちなみに、図１に示す表示部２ａにはパルスレート（パルス／分）も表示しているが、これは第２の実施の形態に係るパルスオキシメータにおけるパルス駆動時の毎分当たりの発振パルス数である。なお、パルスオキシメータ１では、酸化ヘモグロビンの濃度及び還元ヘモグロビンの濃度を求め、表示するようにしてもよい。
【００４７】
装置本体２は、各種回路、データプロセッサ、ディスプレイドライバ、ディスプレイ等を備えている。装置本体２では、プローブ３の光源を駆動するとともに、プローブ３で検出した検出光に各種処理を施す。そして、装置本体２では、その検出光に基づくデータを用いてヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を算出し、ヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を表示する。
【００４８】
プローブ３は、光源、検出器等を備えている。プローブ３では、光源から指Ｆに向かって赤色光及び赤外光を出射し、検出器で指Ｆを通過した赤色光及び赤外光を受光する。プローブ３は、前面に開口部３ａを有し、その内部に指Ｆを挿入できる挿入穴（図示せず）を有している。
【００４９】
第１の実施の形態について説明する。図１乃至図３を参照して、第１の実施の形態に係るパルスオキシメータ１Ａの構成について説明する。図２は、第１の実施の形態に係るパルスオキシメータの構成図である。図３は、図２のパルスオキシメータにおける光波形であり、（ａ）が入射光の波形であり、（ｂ）が動脈収縮時の検出光の波形であり、（ｃ）が動脈拡張時の検出光の波形である。
【００５０】
パルスオキシメータ１Ａは、第１検査光としての赤外光（９４０ｎｍ）及び第２検査光としての赤色光（６６０ｎｍ）をサイン波で強度変調し、その強度変調した赤外光の第１入射光及び赤色光の第２入射光を指Ｆに入射させる。そして、パルスオキシメータ１Ａでは、指Ｆから出た赤外光（第１検出光）及び赤色光（第２検出光）を検出し、その第１検出光及び第２検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を算出する。そのために、パルスオキシメータ１Ａは、発振器１０、２波長用光源駆動回路１１、光源１２、検出器１３、電流−電圧コンバータ１４、ハイパスフィルタ１５、増幅器１６、バンドパスフィルタ１７、増幅器１８、ローパスフィルタ１９、増幅器２０、位相検波器２１、アナログーデジタルコンバータ２２、除算器２３、アナログ−デジタルコンバータ２４、データプロセッサ２５、ディスプレイドライバ２６、ディスプレイ２７を備えている。なお、光源１２及び検出器１３がプローブ３に設けられ、それ以外のものが装置本体２に設けられる。
【００５１】
なお、第１の実施の形態では、発振器１０、２波長用光源駆動回路１１及び光源１２が第１光入射手段及び第２光入射手段に相当し、検出器１３が第１検出手段及び第２検出手段に相当し、ハイパスフィルタ１５が第１フィルタに相当し、バンドパスフィルタ１７が第２フィルタに相当し、ローパスフィルタ１９が第３フィルタに相当し、位相検波器２１が位相検出手段に相当し、データプロセッサ２５が処理手段に相当する。
【００５２】
発振器１０は、赤外光及び赤色光を強度変調するためのサイン波を発生させる発振器である。サイン波の周波数は、動脈の脈動に起因する周波数よりの高い周波数である１０ＭＨｚ〜１ＧＨｚ程度の周波数とする。
【００５３】
２波長用光源駆動回路１１は、光源１２を駆動する回路である。２波長用光源駆動回路１１では、光源１２から赤外光及び赤色光を発生させ、発振器１０で発生したサイン波により赤外光及び赤色光を各々強度変調し、強度変調した第１入射光（赤外光）及び第２入射光（赤色光）を生成する。第１入射光と第２入射光とは、図３（ａ）に示す光波形を有し、同じ光強度を有する。なお、第１入射光と第２入射光とは、同一の位相でもよいし、あるいは、異なる位相でもよい。
【００５４】
光源１２は、９４０ｎｍの波長を有する赤外光と６６０ｎｍの波長を有する赤色光とを発生する２個の光源からなり、例えば、レーザダイオードや発光ダイオード等で構成される。光源１２では、発生した赤外光及び赤色光が２波長用光源駆動回路１１によって各々強度変調され、赤外光からなる第１入射光及び赤色光からなる第２入射光を指Ｆに向かって各々出射する。
【００５５】
検出器１３は、９４０ｎｍの波長を有する赤外光と６６０ｎｍの波長を有する赤色光とを光電変換する２個の光電変換素子からなり、例えば、フォトダイオードや光電子増倍管等で構成される。検出器１３では、指Ｆから出た赤外光（第１検出光）及び赤色光（第２検出光）を受光し、その光強度に応じた電流量に各々変換する。
【００５６】
第１検出光及び第２検出光は、生体中（指Ｆ）での散乱及び吸収によって、第１入射光あるいは第２入射光に対して位相がずれるとともに光強度が減少する。第１検出光と第２検出光とは、図３（ｂ），（ｃ）に示すような同様の光波形を有し、生体内（指Ｆ）の組織及び静脈血による直流成分（Ｉα，Ｉβ）と、動脈の脈動による周波数成分（ＰＷα，ＰＷβ（破線の波））と、強度変調波成分（ＳＷα，ＳＷβ（実線の波））とが合成された波形となっている。さらに、第１検出光及び第２検出光は、ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて光強度が変化する。第１検出光の光強度が大きい場合にはヘモグロビンの酸素飽和度が小さく、第２検出光の光強度が大きい場合にはヘモグロビンの酸素飽和度が大きい。
【００５７】
動脈収縮時には、第１検出光及び第２検出光は、動脈血管径が最小となるので、光路長が短くなり、図３（ｂ）に示すように、第１入射光あるいは第２入射光に対して位相ずれ（φα）が最小となるとともに、血液量の減少によって光吸収が減少し、検出される光強度が最大となる。動脈拡張時には、第１検出光及び第２検出光は、動脈血管径が最大となるので、光路長が長くなり、図３（ｃ）に示すように、第１入射光あるいは第２入射光に対して位相ずれ（φβ）が最大となるとともに、血液量の増加によって光吸収が増加し、検出される光強度が最小となる。
【００５８】
電流−電圧コンバータ１４は、検出器１３から出力される第１検出光の光強度に応じた電流及び第２検出光の光強度に応じた電流を電圧に各々変換するコンバータである。
【００５９】
ハイパスフィルタ１５は、第１検出光及び第２検出光の光強度に応じた各電圧波から、強度変調波（サイン波）の成分である高周波成分（例えば、１０ＭＨｚ〜１ＧＨｚ）のみを通過させるフィルタである。動脈収縮時には、ハイパスフィルタ１５では、図３（ｂ）に示す強度変調波ＳＷαに応じた電圧波を抽出する。動脈拡張時には、ハイパスフィルタ１５では、図３（ｃ）に示す強度変調波ＳＷβに応じた電圧波を抽出する。このハイパスフィルタ１５で抽出された電圧波は、増幅器１６によって増幅され、位相検波器２１に入力される。
【００６０】
バンドパスフィルタ１７は、第１検出光及び第２検出光の光強度に応じた各電圧波から、動脈の脈動に起因する低周波成分（例えば、１〜２Ｈｚ）のみを通過させるフィルタである。動脈収縮時には、バンドパスフィルタ１７では、図３（ｂ）に示す脈動波ＰＷαに応じた電圧波を抽出する。動脈拡張時には、バンドパスフィルタ１７では、図３（ｃ）に示す脈動波ＰＷβに応じた電圧波を抽出する。このバンドパスフィルタ１７で抽出された電圧波は、増幅器１８によって増幅され、除算器２３に入力される。
【００６１】
ローパスフィルタ１９は、第１検出光及び第２検出光の光強度に応じた各電圧波から、その直流成分のみを通過させるフィルタである。動脈収縮時には、ローパスフィルタ１９では、図３（ｂ）に示す直流電圧Ｉαを抽出する。動脈拡張時には、ローパスフィルタ１９では、図３（ｃ）に示す直流電圧Ｉβを抽出する。このローパスフィルタ１９で抽出された電圧は、増幅器２０によって増幅され、除算器２３に入力される。
【００６２】
位相検波器２１は、第１入射光に対する第１検出光の位相ずれ及び第２入射光に対する第２検出光の位相ずれを検出する位相検波回路であり、例えば、ホモダイン方式やヘテロダイン方式等によって構成される。位相検波器２１では、発振器１０から第１入射光を強度変調するためのサイン波（電圧波）と増幅器１６から第１検出光の強度変調波成分（電圧波）とが入力され、その２つ波の動脈収縮時と動脈拡張時の位相ずれを各々検出する。また、位相検波器２１では、発振器１０から第２入射光を強度変調するためのサイン波（電圧波）と増幅器１６から第２検出光の強度変調波成分（電圧波）とが入力され、その２つ波の動脈収縮時と動脈拡張時の位相ずれを各々検出する。この検出された位相ずれは、アナログ−デジタルコンバータ２２でアナログ量からデジタル量に変換されて、データプロセッサ２５に入力される。位相検波器２１では、動脈収縮時と動脈拡張時とを、位相ずれが最小時（収縮時）と最大時（拡張時）とで判別している。図３に示す例では、位相検波器２１では、動脈収縮時には図３（ｂ）に示す位相ずれφαを検出し、動脈拡張時には図３（ｃ）に示す位相ずれφβを検出する。
【００６３】
なお、ホモダイン方式の場合、高周波成分と同じ変調周波数を用いて位相検波する。ヘテロダイン方式の場合、高周波成分に１ＫＨｚ等の低い変調周波数をミキシングし、そのビートから位相検波する。
【００６４】
除算器２３は、第１検出光の脈動に起因する脈動波の振幅を第１検出光の直流成分で除算及び第２検出光の脈動に起因する脈動波の振幅を第２検出光の直流成分で除算する除算回路である。除算器２３では、増幅器１８から第１検出光の脈動波（電圧波）と増幅器２０から第１検出光の直流成分の電圧とが入力されると、動脈収縮時の脈動波（電圧波）の振幅電圧を直流成分電圧で除算する。また、除算器２３では、増幅器１８から第２検出光の脈動波（電圧波）と増幅器２０から第２検出光の直流成分の電圧とが入力されると、動脈収縮時の脈動波（電圧波）の振幅電圧を直流成分電圧で除算する。この除算値は、アナログ−デジタルコンバータ２４でアナログ量からデジタル量に変換されて、データプロセッサ２５に入力される。除算器２３では、動脈収縮時と動脈拡張時とを、脈動波の振幅の最大時（収縮時）と最小時（拡張時）とで判別している。ちなみに、図３に示す例では、除算器２３では、動脈収縮時に図３（ｂ）に示す脈動波ＰＷαの振幅電圧ΔＩを直流電圧Ｉαで除算する。なお、この除算器２３で算出している除算値は、赤外光の場合には式（６）の動脈拡大時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ1であり、赤色光の場合には式（７）の動脈拡大時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ2である。
【００６５】
データプロセッサ２５は、ヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を演算するためのコンピュータであり、例えば、マイクロコンピュータ等で構成される。データプロセッサ２５では、アナログ−コンバータ２２，２４から入力されたデジタルデータ等を一時記憶するためのメモリ２５ａを備えており、一時記憶しているデータに基づいて演算するとともに演算したデータを一時記憶する。データプロセッサ２５では、アナログ−デジタルコンバータ２４から入力された赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1と赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2とに基づいて、式（８）により吸光度の変化分の赤外光と赤色光との比ΔＡを演算する。さらに、データプロセッサ２５では、吸光度の変化分の赤外光と赤色光との比ΔＡに基づいて、式（９）によりヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ（％）を演算する。なお、式（８）、式（９）の吸光係数は、定数である。
【００６６】
また、データプロセッサ２５では、アナログ−デジタルコンバータ２２から入力された動脈収縮時の位相ずれφαと動脈拡張時の位相ずれφβとに基づいて、動脈拡張時の第１検出光（又は第２検出光）と動脈収縮時の第１検出光（又は第２検出光）との位相変化Δφ（＝φβ―φα）を演算する（図３（ｂ），（ｃ）参照）。さらに、データプロセッサ２５では、位相変化Δφに基づいて、以下に示す式（１４）により動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差（拡張時の動脈血管径と収縮時の動脈血管径との差）ΔＤを演算する。なお、式（１４）に示す屈折率ｎは、定数である。また、式（１４）に示す強度変調周波数ｆは、強度変調する際のサイン波の周波数である。
【００６７】
【数７】
例えば、強度変調周波数ｆが１ＧＨｚ、位相変化Δφが１°の場合、式（１４）より、光路長差ΔＤが０．６３ｍｍとなる。但し、動脈血管中の屈折率は、１．３３である。
【００６９】
さらに、データプロセッサ２５では、アナログ−デジタルコンバータ２４から入力された赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1と演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔＤと基づいて、式（１０）によりヘモグロビンの濃度Ｃ（ｇ／ｄｌ）を演算する。あるいは、データプロセッサ２５では、アナログ−デジタルコンバータ２４から入力された赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2と演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔＤと基づいて、式（１１）によりヘモグロビンの濃度Ｃ（ｇ／ｄｌ）を演算する。
【００７０】
必要な場合には、データプロセッサ２５では、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び濃度Ｃに基づいて、式（１２）により酸化ヘモグロビンの濃度Ｃo（ｇ／ｄｌ）を演算する。また、データプロセッサ２５では、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙと濃度Ｃ及び酸化ヘモグロビン濃度Ｃoに基づいて、式（１３）により還元ヘモグロビンの濃度ＣR（ｇ／ｄｌ）を演算する。
【００７１】
ディスプレイドライバ２６は、データプロセッサ２５で演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び濃度Ｃを表示するために、ディスプレイ２７を駆動するドライバである。
【００７２】
ディスプレイ２７は、装置本体２の表示部２ａに表示するヘモグロビンの酸素飽和度（ＳａＯ2：％）、ヘモグロビンの濃度（Ｈｂ：ｇ／ｄｌ）の各数値を表示する液晶ディスプレイである。
【００７３】
図１乃至図３参照して、パルスオキシメータ１Ａの動作について説明する。
【００７４】
プローブ３の開口部３ａから挿入穴に指Ｆが挿入され、装置本体２の電源スイッチ２ｂがオンされると（図１参照）、パルスオキシメータ１Ａでは、サイン波によって強度変調した第１入射光（赤外光）と第２入射光（赤色光）とを指Ｆに出射する（図３（ａ）参照）。第１入射光と第２入射光とは、指Ｆ内の動脈血以外では一定の吸光度によって同様に吸光されるが、動脈血ではヘモグロビンの酸素飽和度に応じた異なる吸光度かつ動脈の脈動に応じた吸光度で各々吸光される。また、第１入射光及び第２入射光は、動脈の脈動に応じて入射時に比べて位相がずれて検出される。したがって、指Ｆから出る強度変調された赤外光と赤色光とは、ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて異なる光強度を有し、動脈収縮時と動脈拡張時とで異なる光強度及び位相ずれを有してる。
【００７５】
指Ｆから赤外光及び赤色光が出ると、パルスオキシメータ１Ａでは、赤外光（第１検出光）を受光して電流量に変換し、赤色光（第２検出光）を受光して電流量に変換する（図３（ｂ），（ｃ）参照）。そして、パルスオキシメータ１Ａでは、第１検出光及び第２検出光の電流量を電圧量に変換後、その各電圧波から強度変調成分、動脈の脈動に起因した成分、直流成分に分離して抽出する。さらに、パルスオキシメータ１Ａでは、強度変調成分に基づいて、第１入射光に対する第１検出光（又は、第２入射光に対する第２検出光）の動脈収縮時の位相ずれφα及び動脈拡張時の位相ずれφβを検出する（図３（ｂ），（ｃ）参照）。また、パルスオキシメータ１Ａでは、動脈の脈動に起因した成分及び直流成分に基づいて、動脈収縮時における第１検出光の脈動に起因する脈動波の振幅ΔＩ1を第１検出光の直流成分Ｉ1αで除算した吸光度の変化分ΔＡ1及び第２検出光の脈動に起因する脈動波の振幅ΔＩ2を第２検出光の直流成分Ｉ2βで除算した吸光度の変化分ΔＡ2を求める。
【００７６】
そして、パルスオキシメータ１Ａでは、赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1と赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2とに基づいて、式（８）により吸光度の変化分の比ΔＡを演算し、さらに、式（９）によりヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ（％）を演算する。また、パルスオキシメータ１Ａでは、動脈収縮時の位相ずれφαと動脈拡張時の位相ずれφβとに基づいて、動脈拡張時の第１検出光（又は第２検出光）と動脈収縮時の第１検出光（又は第２検出光）との位相変化Δφ（＝φβ―φα）を演算し、式（１４）により動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔＤを演算する。さらに、パルスオキシメータ１Ａでは、赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1（又は、赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2）、ヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔＤと基づいて、式（１０）（又は、式（１１））によりヘモグロビンの濃度Ｃ（ｇ／ｄｌ）を演算する。
【００７７】
そして、パルスオキシメータ１Ａでは、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ（％）及び濃度Ｃ（ｇ／ｄｌ）を表示する。
【００７８】
このパルスオキシメータ１Ａによれば、赤外光及び赤色光をサイン波で強度変調して指Ｆに入射し、動脈収縮時と動脈拡張時とにおける光路長差に起因する位相変化を検出することにより、動脈拡張時の動脈血管径と動脈収縮時の動脈血管径との差を求めることができ、その血管径差によりヘモグロビンの濃度を算出することができる。そのため、パルスオキシメータ１Ａでは、採血を行うことなく非侵襲的にヘモグロビンの酸素飽和度のみならずヘモグロビンの濃度を求めることができ、安全かつ容易に貧血検査を行うことができる。また、パルスオキシメータ１Ａは、従来のパルスオキシメータに強度変調をする手段や位相ずれを検出する手段等を設けるだけなので、装置を小型かつ安価に構成でき、屋外を含む各種運動施設や家庭内での使用も可能である。
【００７９】
パルスオキシメータ１Ａでは、位相検波器２１によって第１入射光に対する第１検出光の動脈収縮時の位相ずれと動脈拡張時の位相ずれ及び第２入射光に対する第２検出光の動脈収縮時の位相ずれと動脈拡張時の位相ずれを検出することができ、その検出した動脈収縮時の位相ずれと動脈拡張時の位相ずれとにより動脈収縮時と動脈拡張時での位相変化を簡単に算出することができる。また、パルスオキシメータ１Ａでは、ハイパスフィルタ１５、バンドパスフィルタ１７、ローパスフィルタ１９によって検出光を強度変調成分、動脈の脈動に起因した成分と直流成分とに簡単に分離及び抽出できる。
【００８０】
第２の実施の形態について説明する。図１及び図４乃至図６を参照して、第２の実施の形態に係るパルスオキシメータ１Ｂの構成について説明する。図４は、第２の実施の形態に係るパルスオキシメータの構成図である。図５は、図４のパルスオキシメータにおける光波形であり、（ａ）が入射光の波形であり、（ｂ）が動脈収縮時の検出光の波形であり、（ｃ）が動脈拡張時の検出光の波形である。図６は、図４のパルスオキシメータにおける検出光を積分した積分強度による積分波形であり、（ａ）が動脈収縮時の検出光の波形であり、（ｂ）が動脈拡張時の検出光の波形である。
【００８１】
パルスオキシメータ１Ｂは、第１検査光としての赤外光（９４０ｎｍ）及び第２検査光としての赤色光（６６０ｎｍ）をパルス駆動し、そのパルス駆動した赤外光の第１入射光及び赤色光の第２入射光を指Ｆに入射する。そして、パルスオキシメータ１Ｂでは、指Ｆから出た赤外光（第１検出光）及び赤色光（第２検出光）を検出し、その第１検出光及び第２検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を算出する。そのために、パルスオキシメータ１Ｂは、トリガ発生器３０、２波長用パルス光源駆動回路３１、光源３２、検出器３３、増幅器３４、時間重心検出器３５、アナログ−デジタルコンバータ３６、積分器３７、バンドパスフィルタ３８、ローパスフィルタ３９、除算器４０、アナログーデジタルコンバータ４１、データプロセッサ４２、ディスプレイドライバ４３、ディスプレイ４４を備えている。なお、光源３２及び検出器３３がプローブ３に設けられ、それ以外のものが装置本体２に設けられる。
【００８２】
なお、第２の実施の形態では、トリガ発生器３０、２波長用パルス光源駆動回路３１及び光源３２が第１光入射手段及び第２光入射手段に相当し、検出器３３が第１検出手段及び第２検出手段に相当し、時間重心検出器３５が時間検出手段に相当し、積分器３７が積分手段に相当し、バンドパスフィルタ３８が第４フィルタに相当し、ローパスフィルタ３９が第５フィルタに相当し、データプロセッサ４２が処理手段に相当する。
【００８３】
トリガ発生器３０は、赤外光及び赤色光をパルス駆動するためのトリガ信号を一定の周期で繰り返し発生させる発生器である。パルス駆動では繰り返しパルスを発生させるので、そのパルスの発振周波数（トリガ信号の発振周波数）は、脈拍より十分に速い周波数である数１０Ｈｚ〜数１００Ｈｚ程度の周波数とする。
【００８４】
２波長用パルス光源駆動回路３１は、光源３２を駆動する回路である。２波長用パルス光源駆動回路３１では、光源３２から赤外光及び赤色光を発生させ、トリガ発生器３０で発生したトリガ信号により赤外光及び赤色光を各々パルス駆動し、パルス駆動した第１入射光（赤外光）及び第２入射光（赤色光）を生成する。第１入射光と第２入射光とは、図５（ａ）に示す光波形を有し、同じ光強度と同じ発振周波数に応じて繰り返し発振するインパルス光からなる。なお、第１入射光と第２入射光とは、同一の発振タイミングでもよいし、異なる発振タイミングでもよい。
【００８５】
光源３２は、９４０ｎｍの波長を有する赤外光と６６０ｎｍの波長を有する赤色光とを発生する２個の光源からなり、例えば、レーザダイオードや発光ダイオードで構成される。光源３２では、発生した赤外光及び赤色光が２波長用パルス光源駆動回路３１によって各々パルス駆動され、赤外光からなる第１入射光及び赤色光からなる第２入射光を指Ｆに向かって各々出射する。
【００８６】
検出器３３は、９４０ｎｍの波長を有する赤外光と６６０ｎｍの波長を有する赤色光とを光電変換する２個の光電変換素子からなり、例えば、フォトダイオードや光電子増倍管で構成される。検出器３３では、指Ｆから出た赤外光（第１検出光）及び赤色光（第２検出光）を各々受光し、その光強度に応じた電流量に各々変換する。
【００８７】
第１検出光及び第２検出光は、生体中（指Ｆ）での散乱及び吸収によって、第１入射光あるいは第２入射光に対して時間が遅れて検出されるとともに光強度が減少する。第１検出光及び第２検出光は、図５（ｂ），（ｃ）に示すような同様の光波形を有し、時間的に広がった波形となる。また、第１検出光及び第２検出光は、ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて光強度が変化する。第１検出光の光強度が大きい場合にはヘモグロビンの酸素飽和度が小さく、第２検出光の光強度が大きい場合にはヘモグロビンの酸素飽和度が大きい。
【００８８】
動脈収縮時には、第１検出光及び第２検出光は、動脈血管径が最小となるので、光路長が短くなり、図５（ｂ）に示すように、時間遅れ（ｔα）が最小となるとともに、血液量の減少によって光吸収が減少し、検出される光強度が最大となる。動脈拡張時には、第１検出光及び第２検出光は、動脈血管径が最大となるので、光路長が長くなり、図５（ｃ）に示すように、時間遅れ（ｔβ）が最大となるとともに、血液量の増加によって光吸収が増加し、検出される光強度が最小となる。
【００８９】
なお、図５（ｂ），（ｃ）に示す時間遅れｔα，ｔβは、第１入射光又は第２入射光のインパルス光の入射時間ｔinから第１検出光又は第２検出光の波形の重心時間ｔgα，ｔgβまでの時間である。この重心時間ｔgα，ｔgβは、時間的な広がりを有する第１検出光や第２検出光における検出光量の二分の一となる時間である。
【００９０】
増幅器３４は、検出器３３から出力された第１検出光及び第２検出光の光強度に応じた電流量を増幅する増幅器である。
【００９１】
時間重心検出器３５は、第１入射光に対する第１検出光の時間遅れ及び第２入射光に対する第２検出光の時間遅れを検出する検出回路である。時間重心検出器３５では、トリガ発生器３０から第１入射光をパルス駆動するためのトリガ信号と増幅器３４から第１検出光（電流波）とが入力され、その第１検出光の重心時間を検出し、さらに、第１入射光の入射時間から重心時間までの動脈収縮時及び動脈拡張時の時間遅れを各々検出する。また、時間重心検出器３５では、トリガ発生器３０から第２入射光をパルス駆動するためのトリガ信号と増幅器３４から第２検出光（電流波）とが入力され、その第２検出光の重心時間を検出し、さらに、第２入射光の入射時間から重心時間までの動脈収縮時及び動脈拡張時の時間遅れを各々検出する。この検出された時間遅れは、アナログ−デジタルコンバータ３６でアナログ量からデジタル量に変換されて、データプロセッサ４２に入力される。時間重心検出器３５では、動脈収縮時と動脈拡張時とを、時間ずれが最小時（収縮時）と最大時（拡張時）とで判別している。ちなみに、図５に示す例では、時間重心検出器３５では、赤外光又は赤色光に対して、動脈収縮時には図５（ｂ）に示す時間遅れｔαを検出し、動脈拡張時には図５（ｃ）に示す時間遅れｔβを検出する。
【００９２】
積分器３７は、第１検出光及び第２検出光の電流波の電流量を時間積分する積分回路である。積分器３７では、増幅器３４から第１検出光が入力される毎にその電流量を時間積分して積分強度（検出光量）を求め、時間とともに変化する積分強度からなる積分波を生成する。また、積分器３７では、増幅器３４から第２検出光が入力される毎にその電流量を時間積分して積分強度（検出光量）を求め、時間とともに変化する積分強度からなる積分波を生成する。
【００９３】
第１検出光による積分波及び第２検出光による積分波は、図６（ａ），（ｂ）に示すような同様の波形を有し、生体内（指Ｆ）の組織及び静脈血による直流成分（Ｉα，Ｉβ）と、動脈の脈動による周波数成分（ＰＷα，ＰＷβ）とが合成された波形となっている。第１検出光による積分波と第２検出光による積分波とは、その動脈血に対する吸光度の違いにより、直流成分（Ｉα，Ｉβ）と動脈の脈動による周波数成分（ＰＷα、ＰＷβ）の振幅電流（ΔＩ）との比率が異なるとともに、その検出光量（積分強度）が異なる。なお、図６（ａ）、（ｂ）に示す各ドットは、入射光の一つのインパルス光の入射に対して検出される検出光の検出光量（積分器３７で積分した積分強度）を示している。
【００９４】
動脈収縮時には、第１検出光による積分波及び第２検出光による積分波は、動脈血管径が最小となるので、光路長が短くなり、図６（ａ）に示すように、第１入射光あるいは第２入射光に対して、血液量の減少によって光吸収が減少し、検出光量が最大となる。動脈拡張時には、第１検出光による積分波及び第２検出光による積分波は、動脈血管径が最大となるので、光路長が長くなり、図６（ｂ）に示すように、第１入射光あるいは第２入射光に対して、血液量の増加によって光吸収が増加し、検出光量が最小となる。
【００９５】
バンドパスフィルタ３８は、第１検出光及び第２検出光の各積分波から、動脈の脈動に起因する周波数成分（例えば、１〜２Ｈｚ）のみを通過させるフィルタである。動脈収縮時には、バンドパスフィルタ３８では、図６（ａ）に示す脈動波ＰＷαを抽出する。動脈拡張時には、バンドパスフィルタ３８では、図６（ｂ）に示す脈動波ＰＷβを抽出する。
【００９６】
ローパスフィルタ３９は、第１検出光及び第２検出光の各積分波から、その直流成分のみを通過させるフィルタである。動脈収縮時には、ローパスフィルタ３９では、図６（ａ）に示す直流成分Ｉαを抽出する。動脈拡張時には、ローパスフィルタ３９では、図６（ｂ）に示す直流成分Ｉβを抽出する。
【００９７】
除算器４０は、第１検出光の積分波の脈動に起因する脈動波の振幅を第１検出光の積分波の直流成分で除算及び第２検出光の積分波の脈動に起因する脈動波の振幅を第２検出光の積分波の直流成分で除算する除算回路である。除算器４０では、バンドパスフィルタ３８から第１検出光の積分波の脈動波とローパスフィルタ３９から第１検出光の積分波の直流成分とが入力されると、動脈収縮時の脈動波の振幅を直流成分で除算する。また、除算器４０では、バンドパスフィルタ３８から第２検出光の積分波の脈動波とローパスフィルタ３９から第２検出光の積分波の直流成分とが入力されると、動脈収縮時の脈動波の振幅を直流成分で除算する。この除算値は、アナログ−デジタルコンバータ４１でアナログ量からデジタル量に変換されて、データプロセッサ４２に入力される。除算器４０では、動脈収縮時と動脈拡張時とを、脈動波の振幅の最大時（収縮時）と最小時（拡張時）とで判別している。ちなみに、図６に示す例では、除算器４０では、赤外光及び赤色光に対して、動脈収縮時には図６（ａ）に示す脈動波ＰＷαの振幅電圧ΔＩを直流成分Ｉαで除算する。なお、この除算器４０で算出している除算値は、赤外光の場合には式（６）の動脈拡大時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ1であり、赤色光の場合には式（７）の動脈拡大時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔＡ2である。
【００９８】
データプロセッサ４２は、ヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を演算するためのコンピュータであり、例えば、マイクロコンピュータ等で構成される。データプロセッサ４２では、アナログ−コンバータ３６，４１から入力されたデジタルデータ等を一時記憶するためのメモリ４２ａを備えており、一時記憶しているデータに基づいて演算するとともに演算したデータを一時記憶する。データプロセッサ４２では、アナログ−デジタルコンバータ４１から入力された赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1と赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2とに基づいて、式（８）により吸光度の変化分の赤外光と赤色光との比ΔＡを演算する。さらに、データプロセッサ４２では、吸光度の変化分の赤外光と赤色光との比ΔＡに基づいて、式（９）によりヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ（％）を演算する。なお、式（８）、式（９）の吸光係数は、定数である。
【００９９】
また、データプロセッサ４２では、アナログ−デジタルコンバータ３６から入力された動脈収縮時の時間遅れｔαと動脈拡張時の時間遅れｔβとに基づいて、動脈拡張時の第１検出光（又は第２検出光）と動脈収縮時の第１検出光（又は第２検出光）との時間変化Δｔ（＝ｔβ―ｔα）を演算する（図５（ｂ），（ｃ）参照）。さらに、データプロセッサ４２では、時間変化Δｔに基づいて、以下に示す式（１５）により動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差（拡張時の動脈血管径と収縮時の動脈血管径との差）ΔＤを演算する。なお、式（１５）に示す屈折率ｎは、定数である。
【０１００】
【数８】
さらに、データプロセッサ４２では、アナログ−デジタルコンバータ４１から入力された赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1と演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔＤと基づいて、式（１０）によりヘモグロビンの濃度Ｃ（ｇ／ｄｌ）を演算する。あるいは、データプロセッサ４２では、アナログ−デジタルコンバータ４１から入力された赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2と演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔＤと基づいて、式（１１）によりヘモグロビンの濃度Ｃ（ｇ／ｄｌ）を演算する。
【０１０２】
必要な場合には、データプロセッサ４２では、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び濃度Ｃに基づいて、式（１２）により酸化ヘモグロビンの濃度Ｃo（ｇ／ｄｌ）を演算する。また、データプロセッサ４２では、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙと濃度Ｃ及び酸化ヘモグロビン濃度Ｃoに基づいて、式（１３）により還元ヘモグロビンの濃度ＣR（ｇ／ｄｌ）を演算する。
【０１０３】
ディスプレイドライバ４３は、データプロセッサ４２で演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び濃度Ｃ並びにパルス駆動する際の発振周波数を表示するために、ディスプレイ４４を駆動するドライバである。
【０１０４】
ディスプレイ４４は、装置本体２の表示部２ａに表示するヘモグロビンの酸素飽和度（ＳａＯ2：％）、ヘモグロビンの濃度（Ｈｂ：ｇ／ｄｌ）、パルスの発振周波数（Ｐｕｌｓｅ Ｒａｔｅ：ｐｕｌｓｅ／ｍｉｎ）の各数値を表示する液晶ディスプレイである。
【０１０５】
図１及び図４乃至図６参照して、パルスオキシメータ１Ｂの動作について説明する。
【０１０６】
プローブ３の開口部３ａから挿入穴に指Ｆが挿入され、装置本体２の電源スイッチ２ｂがオンされると（図１参照）、パルスオキシメータ１Ｂでは、パルス駆動した第１入射光（赤外光）と第２入射光（赤色光）とを指Ｆに出射する（図５（ａ）参照）。第１入射光と第２入射光とは、指Ｆ内の動脈血以外では一定の吸光度によって同様に吸光されるが、動脈血ではヘモグロビンの酸素飽和度に応じた異なる吸光度かつ動脈の脈動に応じた吸光度で各々吸光される。また、第１入射光及び第２入射光は、動脈の脈動に応じて入射時に比べて時間が遅れて検出される。したがって、指Ｆから出たパルス駆動された赤外光と赤色光とは、ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて異なる光強度を有し、動脈収縮時と動脈拡張時とで異なる光強度及び時間遅れを有してる。
【０１０７】
指Ｆから赤外光及び赤色光が出ると、パルスオキシメータ１Ｂでは、赤外光を第１検出光として受光して電流量に変換し、赤色光を第２検出光として受光して電流量に変換する（図５（ｂ），（ｃ）参照）。
【０１０８】
そして、パルスオキシメータ１Ｂでは、第１検出光及び第２検出光の電流波に基づいて、第１入射光に対する第１検出光（又は、第２入射光に対する第２検出光）の動脈収縮時の時間遅れｔα及び動脈拡張時の時間遅れｔβを検出する（図５（ｂ），（ｃ）参照）。
【０１０９】
また、パルスオキシメータ１Ｂでは、第１検出光の電流波を順次時間積分し、時間とともに変化する積分強度（検出光量）からなる積分波を生成するとともに、第２検出光の電流波を順次時間積分し、時間とともに変化する積分強度（検出光量）からなる積分波を生成する。そして、パルスオキシメータ１Ｂでは、第１検出光及び第２検出光の各積分波から、動脈の脈動に起因した成分、直流成分に分離して抽出する。さらに、パルスオキシメータ１Ｂでは、動脈の脈動に起因した成分及び直流成分に基づいて、動脈収縮時における第１検出光の脈動に起因する脈動波の振幅ΔＩ1を第１検出光の直流成分Ｉ1αで除算した赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1及び第２検出光の脈動に起因する脈動波の振幅ΔＩ2βを第２検出光の直流成分Ｉ2αで除算した赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2を求める。
【０１１０】
そして、パルスオキシメータ１Ｂでは、赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1と赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2とに基づいて、式（８）により吸光度の変化分の比ΔＡを演算し、さらに、式（９）によりヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ（％）を演算する。また、パルスオキシメータ１Ｂでは、動脈収縮時の時間遅れｔαと動脈拡張時の時間遅れｔβとに基づいて、動脈拡張時の第１検出光（又は第２検出光）と動脈収縮時の第１検出光（又は第２検出光）との時間変化Δｔ（＝ｔβ―ｔα）を演算し、式（１５）により動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔＤを演算する。さらに、パルスオキシメータ１Ｂでは、赤外光の吸光度の変化分ΔＡ1（又は、赤色光の吸光度の変化分ΔＡ2）、ヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔＤと基づいて、式（１０）（又は、式（１１））によりヘモグロビンの濃度Ｃ（ｇ／ｄｌ）を演算する。
【０１１１】
そして、パルスオキシメータ１Ｂは、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Ｙ（％）及び濃度Ｃ（ｇ／ｄｌ）を表示する。
【０１１２】
このパルスオキシメータ１Ｂによれば、赤外光及び赤色光をパルス駆動して指Ｆに入射し、動脈収縮時と動脈拡張時とにおける光路長差に起因する時間変化を検出することにより、動脈拡張時の動脈血管径と動脈収縮時の動脈血管径との差を求めることができ、その血管径差によりヘモグロビンの濃度を算出することができる。そのため、パルスオキシメータ１Ｂでは、採血を行うことなく非侵襲的にヘモグロビンの酸素飽和度のみならずヘモグロビンの濃度を求めることができ、安全かつ容易に貧血検査を行うことができる。また、パルスオキシメータ１Ｂは、従来のパルスオキシメータにパルス駆動をする手段や時間遅れを検出する手段等を設けるだけなので、装置も小型かつ安価に構成でき、屋外を含む各種運動施設や家庭内での使用も可能とする。
【０１１３】
パルスオキシメータ１Ｂでは、時間重心器３５によって第１入射光に対する第１検出光の動脈収縮時の時間遅れと動脈拡張時の時間遅れ及び第２入射光に対する第２検出光の動脈収縮時の時間遅れと動脈拡張時の時間遅れを検出することができ、その検出した動脈収縮時の時間遅れと動脈拡張時の時間遅れとにより動脈収縮時と動脈拡張時での時間変化を簡単に算出することができる。また、パルスオキシメータ１Ｂでは、積分器３７によって検出光の検出光量を求めることができ、動脈の脈動に起因した成分と直流成分とを示す積分波を生成することができる。さらに、パルスオキシメータ１Ｂでは、バンドパスフィルタ３８、ローパスフィルタ３９によって検出光による積分波を動脈の脈動に起因した成分と直流成分とに簡単に分離及び抽出できる。
【０１１４】
以上、本発明に係る実施の形態について説明したが、本発明は上記実施の形態に限定されることなく様々な形態で実施される。
例えば、本実施の形態では生体を通過した光を検出する構成としたが、生体を反射した光を検出し、その検出光を利用してヘモグロビン濃度等を測定する構成としてもよい。
また、本実施の形態では指を対象としてが、腕等の他の箇所を測定対象としてもよい。
また、本実施の形態では強度変調する際にサイン波を用いたが、方形波等の他の波形のものを用いてもよい。
また、本実施の形態では変調光としては強度変調やパルス駆動（パルス光源）による変調光を用いたが、パルス光源に替えて方形波光源を使用し、その方形波による変調光を用いてもよい。
【０１１５】
【発明の効果】
本発明によれば、動脈収縮時と動脈拡張時との光路長差による変調光の変化を検出する構成を有することにより、動脈収縮時と動脈拡張時との変調光の変化から光路長差を算出できるので、この光路長差によりヘモグロビンの濃度を算出することができる。
【０１１６】
特に、本発明によれば、動脈収縮時と動脈拡張時との光路長差による位相変化を検出する構成を有することにより、動脈収縮時と動脈拡張時との位相変化から光路長差を算出できるので、この光路長差によりヘモグロビンの濃度を算出することができる。
【０１１７】
また、本発明によれば、動脈収縮時と動脈拡張時との光路長差による時間変化を検出する構成を有することにより、動脈収縮時と動脈拡張時との時間変化から光路長差を算出できるので、この光路長差によりヘモグロビンの濃度を算出することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施の形態に係るパルスオキシメータの外観図である。
【図２】本発明の第１の実施の形態に係るパルスオキシメータの構成図である。
【図３】図２のパルスオキシメータにおける光波形であり、（ａ）が入射光の波形であり、（ｂ）が動脈収縮時の検出光の波形であり、（ｃ）が動脈拡張時の検出光の波形である。
【図４】本発明の第２の実施の形態に係るパルスオキシメータの構成図である。
【図５】図４のパルスオキシメータにおける光波形であり、（ａ）が入射光の波形であり、（ｂ）が動脈収縮時の検出光の波形であり、（ｃ）が動脈拡張時の検出光の波形である。
【図６】図４のパルスオキシメータにおける検出光を積分した積分強度による積分波形であり、（ａ）が動脈収縮時の検出光の波形であり、（ｂ）が動脈拡張時の検出光の波形である。
【図７】酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光スペクトルである。
【図８】パルスオキシメータにおける吸光度を示す図である。
【図９】パルスオキシメータにおけるヘモグロビンの酸素飽和度に対する赤色光及び赤外光の波形を示す図である。
【図１０】パルスオキシメータにおける入射光の強度と検出光の強度との関係を示す図であり、（ａ）が動脈収縮時であり、（ｂ）が動脈拡張時である。
【符号の説明】
１，１Ａ，１Ｂ…パルスオキシメータ、２…装置本体、２ａ…表示部、２ｂ…電源スイッチ、３…プローブ、３ａ…開口部、４…ケーブル、１０…発振器、１１…２波長用光源駆動回路、１２，３２…光源、１３，３３…検出器、１４…電流−電圧コンバータ、１５…ハイパスフィルタ、１６，１８，２０，３４…増幅器、１７，３８…バンドパスフィルタ、１９，３９…ローパスフィルタ、２１…位相検波器、２２，２４，３６，４１…アナログーデジタルコンバータ、２３，４０…除算器、２５，４２…データプロセッサ、２５ａ，４２ａ…メモリ、２６，４３…ディスプレイドライバ、２７，４４…ディスプレイ、３０…トリガ発生器、３１…２波長用パルス光源駆動回路、３５…時間重心検出器、３７…積分器、Ｆ…指
Claims (7)
- 動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置であって、
第１波長の第１検査光を変調した第１入射光を生体内の動脈に向けて入射する第１光入射手段と、
第１波長とは異なる第２波長の第２検査光を変調した第２入射光を生体内の動脈に向けて入射する第２光入射手段と、
前記生体から出た第１波長の第１検出光を検出する第１検出手段と、
前記生体から出た第２波長の第２検出光を検出する第２検出手段と、
前記第１検出光及び前記第２検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに前記第１検査光又は前記第２検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、前記酸素飽和度及び前記光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する処理手段と
を備えることを特徴とする血液測定装置。 - 動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置であって、
第１波長の第１検査光を強度変調した第１入射光を生体内の動脈に向けて入射する第１光入射手段と、
第１波長とは異なる第２波長の第２検査光を強度変調した第２入射光を生体内の動脈に向けて入射する第２光入射手段と、
前記生体から出た第１波長の第１検出光を検出する第１検出手段と、
前記生体から出た第２波長の第２検出光を検出する第２検出手段と、
前記第１検出光及び前記第２検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに前記第１検査光又は前記第２検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との位相変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、前記酸素飽和度及び前記光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する処理手段と
を備えることを特徴とする血液測定装置。 - 動脈拡張時及び動脈収縮時の前記第１入射光と前記第１検出光との位相差又は／及び動脈拡張時及び動脈収縮時の前記第２入射光と前記第２検出光との位相差を検出する位相検出手段を備え、
前記処理手段では、前記位相検出手段で検出した動脈拡張時の位相差及び動脈収縮時の位相差に基づいて、前記第１検査光又は前記第２検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との位相変化を算出すること
を特徴とする請求項２に記載する血液測定装置。 - 前記第１検出光及び前記第２検出光の強度変調成分を通過させる第１フィルタと、
前記第１検出光及び前記第２検出光の動脈の脈動に起因する成分を通過させる第２フィルタと、
前記第１検出光及び前記第２検出光の直流成分を通過させる第３フィルタと
を備えること特徴とする請求項２又は３に記載する血圧測定装置。 - 動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置であって、
第１波長の第１検査光をパルス駆動した第１入射光を生体内の動脈に向けて入射する第１光入射手段と、
第１波長とは異なる第２波長の第２検査光をパルス駆動した第２入射光を生体内の動脈に向けて入射する第２光入射手段と、
前記生体から出た第１波長の第１検出光を検出する第１検出手段と、
前記生体から出た第２波長の第２検出光を検出する第２検出手段と、
前記第１検出光及び前記第２検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに前記第１検査光又は前記第２検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との時間変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、前記酸素飽和度及び前記光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する処理手段と
を備えることを特徴とする血液測定装置。 - 動脈拡張時及び動脈収縮時の前記第１入射光の入射時間と前記第１検出光の検出時間との時間差又は／及び動脈拡張時及び動脈収縮時の前記第２入射光の入射時間と前記第２検出光の検出時間との時間差を検出する時間検出手段を備え、
前記処理手段では、前記時間検出手段で検出した動脈拡張時の時間差及び動脈収縮時の時間差に基づいて、動脈拡張時と動脈収縮時との時間変化を算出すること
を特徴とする請求項５に記載する血液測定装置。 - 前記第１検出光及び前記第２検出光の光強度を積分する積分手段と、
前記積分手段における積分強度で形成される波から動脈の脈動に起因する成分を通過させる第４フィルタと、
前記積分手段における積分強度で形成される波から直流成分を通過させる第５フィルタと
を備えることを特徴とする請求項５又は６に記載する血液測定装置。
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