JP2551059B2

JP2551059B2 - 非観血血中色素測定装置

Info

Publication number: JP2551059B2
Application number: JP62304975A
Authority: JP
Inventors: 利一志賀; 琢而須崎
Original assignee: Omron Tateisi Electronics Co
Current assignee: Omron Corp
Priority date: 1987-12-02
Filing date: 1987-12-02
Publication date: 1996-11-06
Anticipated expiration: 2011-11-06
Also published as: JPH01146524A

Description

【発明の詳細な説明】（イ）産業上の利用分野この発明は、生体の血中酸素飽和度等の測定に適用さ
れる、非観血の血中色素測定装置に関し、詳しく言え
ば、生体静脈内の血中色素の測定を可能とする装置に関
する。

（ロ）従来の技術非観血で血中色素を測定する方法としては、Lambert
−Beer則を適用した光学的方法が用いられている。例え
ば、動脈の血中酸素飽和度（血中のヘモグロビンの酸素
型の存在比）を測定するには、第７図に示すように、指
ｆに光源ｓよりの光を照射する。そして指ｆよりの透過
光のうち、異なる２つの波長λ_１、λ_２（例えば805n
m、650nm）について、それぞれの透過光量の受光素子ｒ
で検出する。

指ｆへの入射光量をI₀、受光素子の受光量をＩとすれ
ば、両者の間には、Lambert−Beer則に基づき、以下の
関係がある。

Ｉ＝I₀F_T・10^-p・10^-q …（１）（ｐ＝α′γｄ、ｑ＝αγｌ）ここで、F_Tは生体組織による吸光度、α′は静脈血の
光吸収係数、αは動脈血の光吸収係数、γは血液濃度、
ｄ、ｌはそれぞれ静脈、動脈の血液層厚である。受光素
子ｒの感度も含む光電変換の際のゲインをＡとすると、
最終的に得られる受光素子ｒの電圧値としての受光信号
Ｅは、以下の（２）式で表される。

Ｅ＝AI₀F_T・10^-p・10^-q …（２）受光素子ｒの受光信号Ｅを、対数変換すると、（２）
式は、次の（３）式のように表される。

logE＝logAI₀F_T−ｐ−ｑ＝logAI₀F_T−α′γｄ−αγｌ …（３） logAI₀F_T、−α′γｄは、それぞれ組織、静脈の信号
成分であり、時間的には変化しない。一方、−αγｌは
動脈の信号成分であり、心臓の拍動に伴い、第８図に示
すような脈波信号として時間的に変化する。

この動脈の信号成分は、その時間的変動のために、電
気的フィルタ等の手法を用いて、他の成分より容易に分
離することができる。このようにして、波長λ_１、λ_２
について得られた−α_１γｌ、−α_２γｌの比Ｙを算出
する。

Ｙ＝−α_１γl/−α_２γｌ＝α₁/α_２ …（４）なお、この比は動脈の信号成分の振幅比あるいは波形
面積比等より容易に算出することができる。

動脈血酸素飽和度SaO₂は、上記Ｙとヘモグロビン（H
b）、酸化型ヘモグロビン（HbO₂）それぞれのそれぞれ
の吸収係数より導かれる係数Ｂ、Ｃより、以下の式に基
づいて求められる。

SaO₂＝Ｂ−CY …（５）（ハ）発明が解決しようとする問題点動脈血酸素飽和度と、静脈血酸素飽和度とを比較でき
れば、組織の活性度等を知ることができ、非常に有意義
である。しかしながら、上記測定方法では、静脈血酸素
飽和度あるいはその他の血中色素特性値を測定すること
ができない問題点があった。

これは、静脈中にも動脈中と同様にヘモグロビンが存
在すると共に、上述のように静脈の信号成分−α′γｄ
が時間的に変動しないことに起因するもので、静脈の信
号成分を、動脈、組織の信号成分より分離することがで
きないからである。

この発明は、上記に鑑みなされたもので、静脈血中の
色素測定も可能とする非観血血中色素測定装置の提供を
目的としている。

（ニ）問題点を解決するための手段上記問題点を解決するため、この発明の非観血血中色
素測定装置は、生体測定部位に光を照射する光照射手段
と、測定部位よりの出射光を受光する受光手段と、前記
生体の測定部位より体幹側に静脈血流を阻害する程度の
圧力を加える加圧手段と、前記受光手段からの少なくと
も２以上の波長についての受光信号を前記加圧手段に起
因する加圧部位の圧力の変化中にそれぞれ対数変換する
対数変換手段と、対数変換された信号より前記各波長に
対する静脈の信号成分を分離する信号成分分離手段と、
分離された静脈の信号成分に基づいて静脈血の血中色素
を算出する血中色素算出手段とを備えている。

（ホ）作用生体測定部位より体幹側に、最低血圧前後の圧力を加
えると、静脈の血流は阻害（完全に阻血する場合も含
む）される。しかし、第６図にも示すように、動脈ａは
阻血されないので、血液が流入してくる。従って、静脈
ｖが第６図中破線で示すように膨らみ、血液層厚が増加
して吸収光量が大きくなる。

この時、受光信号の対数変換値logEは、第５図に示す
ように、静脈信号成分が加圧の開始に伴い徐々に変動し
てくる。この変動は、動脈の信号成分とは波形が異なる
こと、また組織の信号成分は時間的に変動しないことか
ら、静脈の信号成分を、動脈及び組織の信号成分より分
離でき、静脈血中の色素を測定することを可能とする。
この発明の非観血血中色素測定装置では、測定部位で光
照射手段より光を照射し、測定部位より出射光を受光手
段で受光する。加圧手段で測定部位より体幹側を、静脈
血流を限定する程度の圧力をかける。この加圧手段の加
圧中、その開放中に、受光手段からの少なくとも２以上
の波長についての受光信号を対数変換手段で対数変換す
る。対数変換された信号より、各波長に対する静脈の信
号成分を信号成分分離手段で分離する。最後に分離され
た静脈の信号成分に基づいて静脈血の血中色素を算出す
る。

なお、動脈ａがもし加圧による影響を受け、その断面
積に多少の変化があっても、動脈の血流はほとんど変化
しない。また、測定部位は加圧されないので、加圧によ
る組織の光学的特性の変化に伴う測定誤差は生じない。

一方、加圧された圧力を急激に解放すると、第５図に
示すように、加圧中及び加圧後の変化よりも急激な静脈
信号成分の変動が生じる。この変動により、静脈の信号
成分を先と同様に分離して、静脈血中の色素測定を行う
こともできる。

（ヘ）実施例＜実施例１＞この発明の第１の実施例を主に第１図及び第２図に基
づいて説明する。

この実施例に係る非観血血中色素測定装置は、加圧中
の静脈の信号成分を抽出して、静脈血中の酸素飽和度を
測定するものである。第１図は、この装置の構成を説明
するブロック図である。

２は、プローブである。このプローブ２は、第１図紙
面右方向より、被験者の指ｆが挿入される。挿入された
指ｆは、その先端部（測定部位）f_a上下にそれぞれ光フ
ァイバ3₁、3₂の端面が接触する。また、指ｆは、カフ４
を挿通しており、測定部位f_aよりも体幹側で加圧され
る。このカフ４には、指用電子血圧計のカフが適用され
る。

光ファイバ3₁は、ハロゲンランプ（光照射手段の一
例）５よりの光を、測定部位f_aに導くためのものであ
る。ハロゲンランプ５よりの光は、熱線カットフィルタ
６を透過し、集光レンズ７に集光されて、光ファイバ3₁
の他端面に入射する。上記熱線カットフィルタ６、ハロ
ゲンランプ５よりも熱線により、測定部位f_aに火傷が生
じるのを防止するためのものである。なお、5aはハロゲ
ンランプ５用の電源である。

一方、受光用の光ファイバ3₂のもう一端は、２つに分
かれている（3₂₁、3₂₂）。光ファイバ端3₂₁よりの光
は、干渉フィルタ（透過波長λ_１＝805nm）8₁を透過し
て、受光手段の一例としてのホトダイオード（受光素
子）9₁で受光される。これに対して、光ファイバ端3₂₂
よりの光は、干渉フィルタ（透過波長λ_２＝650nm）8₂
を透過して、ホトダイオード9₂で受光される。

ホトダイオード9₁、9₂は、それぞれ受光信号処理回路
10₁、10₂に接続されている。受光信号処理回路10₁に
は、ホトダイオード9₁の光電流を電圧に変換する光電流
電圧変換回路11、この光電流電圧変換回路11の出力を増
幅するアンプ12、さらにこのアンプ12の出力を対数変換
する対数アンプ（対数変換手段の一例）13が含まれてい
る。対数アンプ13の出力は、アナログスイッチ14で切換
えられて、信号成分分離手段の一例としてハイパスフィ
ルタ（HPF）15又は20に入力される。

PHF15は、遮断周波数0.3Hzで、脈波成分（動脈の信号
成分）を分離するものであり、その分離された信号は、
アンプ16で増幅される。一方、HPF20は、静脈の信号成
分を分離するものであり、遮断周波数は0.003Hzとされ
る。HPF20で分離された信号は、さらにローパスフィル
タ（LPF）21を通り、脈波成分を除かれて、アンプ22で
増幅される。

アンプ16及び22の出力は、アナログスイッチ17で切換
えられて、LPF18に入力される。LPF18は、信号中のハム
を除くためのものであり、カットオフ周波数は16Hz程度
とされる。LPF18を通った信号は、サンプルホールド（S
/H）回路19に入力される。S/H回路19の出力、すなわち
受光信号処理回路10₁の出力は、マルチプレクサ（MUX）
23に入力される。なお、受光信号処理回路10₂の構成
は、受光信号処理回路10₁と全く同様であり、その出力
はやはりMUX23に入力される。

MUX23には、アナログにはデジタル（A/D）変換器24が
接続されている。A/D変換器24には、さらにCPU（血中色
素算出手段の一例）25が接続されている。このCPU25
は、受光信号処理回路10₁、10₂よりの信号に基づいて、
動脈及び静脈血中の酸素飽和度を算出する機能、アナロ
グスイッチ14、17を連動して切換える機能等を有してい
る。CPU25には、表示部26が接続されており、算出され
た酸素飽和度が表示される。

一方、カフ４には、圧力センサ27、電磁弁28、ポンプ
29が接続されている。圧力センサ27は、カフ４内の空気
圧（以下カフ圧という）を検出するものであり、電磁弁
28はカフ４内の空気を抜き加圧された圧力を解放する。
また、ポンプ29は、カフ４を加圧する。電磁弁28及びポ
ンプ29は、駆動回路30により駆動されるが、駆動回路30
は、CPU25に制御されている。圧力センサ27は、MUX23に
接続されており、カフ圧がCPU25に取り込まれる。ここ
では、カフ４、電磁弁28、ポンプ29、駆動回路30等によ
り加圧手段の一例が構成される。

次に、動脈血中の酸素飽和度測定について説明する。
この場合には、対数アンプ13の出力がHPF15及びアンプ1
6を通り、LPF18に入力されるよう、アナログSW14、17が
切換えられる。

ホトダイオード9₁の出力は、光電流電圧変換回路11で
電圧に変換され、アンプ12で増幅され、対数アンプ13で
対数変換される。この信号は、HPF15で脈波成分のみが
分離され、アンプ16で増幅される。さらに、LPF18でハ
ムを除去されて、S/H回路19でホールドされる。同様
に、ホトダイオード9₂の出力も、受光信号処理回路10₂
で処理され、ホールドされている。

受光信号処理回路10₁、10₂にそれぞれホールドされて
いる、波長λ_１、λ_２に対する動脈の信号成分は、MUX2
3で切換えられて、A/D変換器24でそれぞれデジタル変換
され、CPU25に取り込まれる。CPU25は、この２つの信号
成分の比を取り、周知の演算を行い動脈血中の酸素飽和
度SaO₂を算出し、この結果を表示部26に表示する。

一方、静脈血中の酸素飽和度を測定する場合には、対
数アンプ13の出力が、HPF20、LPF21、アンプ22を通っ
て、LPF18に入力されるようにアナログスイッチ14、17
が切換えられる。そして、CPU25が、電磁弁28を閉じ、
ポンプ29を作動させ、カフ４の加圧が開始される。ポン
プ29が作動中は、圧力センサ27によりカフ圧がサンプリ
ングされる。カフ圧が80mmHgに達したならば、ポンプ29
が停止する。この80mmHgは、平均的な人間の最低血圧値
であり、この値で、動脈の血流は阻害されないが、静脈
の血流は阻害れる。

この時、受光信号処理回路10₁の対数アンプ13の出力
は、第５図に示すようになっている。動脈及び組織の信
号成分は、加圧をしない場合と同様であるが、静脈の信
号成分は、時間の経過と共に変動していく。

対数アンプ13の出力は、HPF20で直流成分を除かれ、
さらにLPF21で脈波成分が除かれて、静脈の信号成分の
みが分離される。この静脈の信号成分は、アンプ22で増
幅されると共に、LPF18でハムを除かれ、S/H回路19でホ
ールドされる。なお、アンプ22の出力の変化を第２図に
示す。受光信号処理回路10₂でも、波長λ_２に対する静
脈の信号成分が分離され、ホールドされている。

CPU25は、λ_１、λ_２に対する静脈の信号成分を順次
取込み、その比を算出し、動脈血の場合と同様、静脈血
中の酸素飽和度SvO₂を演算する。このSvO₂は、表示部26
に表示される。信号成分の値が、所定の値（例えば1.5
V）を下回った時に、CPU25が電磁弁28を開放し、加圧を
終了する。

なお、静脈の信号成分を分離する手段は、HPF、LPFに
限定されるものではなく、例えば加圧しない場合の受光
信号と、加圧中の受光信号との差をとり、静脈の信号を
分離する構成としてもよい。

＜実施例２＞この発明の第２の実施例を第３図及び第４図に基づい
て以下に説明する。

この実施例に係る非観血血中色素測定装置は、加圧を
急激に解放した直後の静脈の信号成分を抽出して、静脈
血中の酸素飽和度を測定するものである。第３図は、こ
の装置の構成を示すブロック図であり、図中第１図と同
一の符号を付したものは同じ要素である。

静脈血中の酸素飽和度を測定するには、CPU25が、電
磁弁28を閉じ、ポンプ29を作動させて、カフ４の圧力を
80mmHgまで加圧する。そして約１秒後に電磁弁28を開放
し、指ｆを加圧より解放する。

この時に、静脈に蓄えられていた静脈血が急速に流れ
出し、透過光量が増大する。透過光量が増大すれば、第
５図に示すように、対数アンプ13の出力が減少する。こ
の減少は、静脈の信号成分の減少変化によるものである
が、この変化は、加圧中の変化に比べて急激なものであ
るから、HPF15（遮断周波数0.3Hz）を通過する。第４図
は、HPF15を通過した信号を示す図である。HPF15を透過
した静脈の信号成分は、アンプ16で増幅され、LPF18で
ハム成分を除去され、S/H回路19にホールドされる。

こうして、受光信号処理回路10₁、10₂に波長λ_１、λ
_２に対する静脈信号成分がそれぞれホールドされる。CP
U25は、これら信号成分を取り込み、第１の実施例と同
様に静脈血の酸素飽和度SvO₂を算出し、表示部26に表示
する。

なお、この実施例での静脈の信号成分の変動は、第１
の実施例の場合に比べると速いので、生体の動き等によ
るアーチファクトの影響を受けにくい。

上記第１及び第２の実施例では、光源を１つのハロゲ
ンランプ、受光素子を２つのホトダイオードとしている
が、光源、受光素子の種類、数は、これに限定されるも
のではない。例えば、異なる波長成分を有する複数の光
源と、一つの受光素子とを備え、各光源を交替でオンに
して、各波長の受光信号を得るように構成してもよく、
あるいは複数の光源と、各光源に対する複数の受光素子
を設ける構成としてもよい。

また、上記実施例では、光ファイバ3₁、3₂を使用して
いるが、測定部位のすぐそばに光源及び／又は受光素子
を設け、光源よりの光を直接測定部位に照射し、測定部
位よりの出射光を直接受光素子である構成としてもよく
適宜設計変更可能である。

さらに、上記実施例では、受光信号を対数アンプ13で
対数変換し、HPF15で静脈の信号成分を分離する構成と
しているが、受光信号を直ちにデジタル化してCPUに取
り込み、CPU内で対数変換演算及びデジタルフィルタリ
ング処理を行う構成としてもよく、適宜変更可能であ
る。

（ト）発明の効果以上説明したように、この発明の非観血血中色素測定
装置は、生体の測定部位より体幹側に圧力を加えて静脈
血流を阻害し、前記各波長に対する受光信号の静脈の信
号成分に変動を与え、これら静脈の信号成分を対数変換
された受光信号より分離するものであるから静脈血中の
色素測定を行うことができる利点を有している。

【図面の簡単な説明】

第１図は、この発明の一実施例に係る非観血血中色素測
定装置の構成を説明するブロック図、第２図は、同非観
血血中色素測定装置における静脈の信号成分の変化を説
明する図、第３図は、この発明の他の実施例に係る非観
血血中色素測定装置の構成を説明するブロック図、第４
図は、同非観血血中色素測定装置における静脈の信号成
分を説明する図、第５図は、この発明の作用を説明する
図、第６図は、加圧による静脈の変化を説明する図、第
７図及び第８図は、従来の血中色素測定方法を説明する
図である。 4:カフ、9₁・9₂:ホトダイオード、 13:対数アンプ、20:ハイパスフィルタ、 21:ローパスフィルタ、25:CPU、 27:圧力センサ、28:電磁弁、 29:ポンプ。

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】生体測定部位に光を照射する光照射手段
と、測定部位よりの出射光を受光する受光手段と、前記生体の測定部位より体幹側に静脈血流を阻害する程
度の圧力を加える加圧手段と、前記受光手段からの少なくとも２以上の波長についての
受光信号を前記加圧手段に起因する加圧部位の圧力の変
化中にそれぞれ対数変換する対数変換手段と、対数変換された信号より前記各波長に対する静脈の信号
成分を分離する信号成分分離手段と、分離された静脈の信号成分に基づいて静脈血の血中色素
を算出する血中色素算出手段とを備えることを特徴とす
る非観血血中測定装置。