JP2688508B2 - 反射型オキシメータ - Google Patents
反射型オキシメータInfo
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Description
【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は反射型オキシメータに関するものである。
従来の技術 第一波長の光を放射する第一発光素子と、第二波長の
光を放射する第二発光素子と、それら第一発光素子およ
び第二発光素子から生体の表面に向かって放射された光
の反射光を検出する受光素子とを備え、その受光素子に
より検出された反射光に基づいて血液中の酸素飽和度を
測定する形式の反射型オキシメータが考えられている。
光を放射する第二発光素子と、それら第一発光素子およ
び第二発光素子から生体の表面に向かって放射された光
の反射光を検出する受光素子とを備え、その受光素子に
より検出された反射光に基づいて血液中の酸素飽和度を
測定する形式の反射型オキシメータが考えられている。
発明が解決しようとする課題 しかしながら、上記第一発光素子および第二発光素子
は、通常、一個づつ設けられるので、生体内の毛細血管
が存在する組織（所謂血管床）の組成が不均一である場
合、たとえば血管床に比較的太い動脈や静脈が存在する
場合には、受光素子にて検出される第一波長および第二
波長の反射光の信号強度への影響が大きく異なって酸素
飽和度の測定精度が大幅に損なわれる場合がある。この
ことは、生体に装着されたハウジングの装着姿勢が傾い
てそれに取り付けられた第一発光素子および第二発光素
子の一方と生体表面との間に隙間が生じた場合において
も同様である。
は、通常、一個づつ設けられるので、生体内の毛細血管
が存在する組織（所謂血管床）の組成が不均一である場
合、たとえば血管床に比較的太い動脈や静脈が存在する
場合には、受光素子にて検出される第一波長および第二
波長の反射光の信号強度への影響が大きく異なって酸素
飽和度の測定精度が大幅に損なわれる場合がある。この
ことは、生体に装着されたハウジングの装着姿勢が傾い
てそれに取り付けられた第一発光素子および第二発光素
子の一方と生体表面との間に隙間が生じた場合において
も同様である。
本発明は以上の事情を背景として為されたものであっ
て、その目的とするところは、血管床の組成が不均一で
あったり発光素子が設けられた部材の姿勢が傾いたりし
ても酸素飽和度の測定にそれ程影響が及ぼされることの
ない反射型オキシメータを提供することにある。
て、その目的とするところは、血管床の組成が不均一で
あったり発光素子が設けられた部材の姿勢が傾いたりし
ても酸素飽和度の測定にそれ程影響が及ぼされることの
ない反射型オキシメータを提供することにある。
課題を解決するための手段 上記目的を達成するために、本発明は、第一波長の光
を放射する複数の第一発光素子、第二波長の光を放射す
る複数の第二発光素子と、それら第一発光素子および第
二発光素子から生体の表面に向かって放射された光の反
射光を検出する受光素子とを備え、その受光素子により
検出された反射光に基づいて血液中の酸素飽和度を測定
する形式の反射型オキシメータであって、前記受光素子
を中心とする同一半径の円周上に、全周に亘って前記第
一発光素子および前記第二発光素子を交互に配設したこ
とを特徴とする。
を放射する複数の第一発光素子、第二波長の光を放射す
る複数の第二発光素子と、それら第一発光素子および第
二発光素子から生体の表面に向かって放射された光の反
射光を検出する受光素子とを備え、その受光素子により
検出された反射光に基づいて血液中の酸素飽和度を測定
する形式の反射型オキシメータであって、前記受光素子
を中心とする同一半径の円周上に、全周に亘って前記第
一発光素子および前記第二発光素子を交互に配設したこ
とを特徴とする。
作用および発明の効果 このように構成された反射型オキシメータによれば、
複数の第一発光素子および複数の第二発光素子が受光素
子を中心とする同一半径の円周上に全周に亘って交互に
配設されているので、たとえ、血管床の組成が不均一で
あったり第一発光素子および第二発光素子が設けられた
ハウジングが傾いたりしても、受光素子にて検出される
第一波長および第二波長の反射光の信号強度への影響を
平均化し得て、血液中の酸素飽和度を従来に比べて一層
精度良く安定的に測定することができる。
複数の第一発光素子および複数の第二発光素子が受光素
子を中心とする同一半径の円周上に全周に亘って交互に
配設されているので、たとえ、血管床の組成が不均一で
あったり第一発光素子および第二発光素子が設けられた
ハウジングが傾いたりしても、受光素子にて検出される
第一波長および第二波長の反射光の信号強度への影響を
平均化し得て、血液中の酸素飽和度を従来に比べて一層
精度良く安定的に測定することができる。
実施例 以下、本発明の一実施例を示す図面に基づいて詳細に
説明する。
説明する。
第２図において、10は有底円筒状を成すハウジングで
あり、その開口端が人体の体表面11に対向する状態で図
示しないバンドにより腕等に取り付けられるようになっ
ている。ハウジング10の内部には、ダイヤフラム12を介
して有底円筒状を成す可動部材14がその開口端が体表面
11に対向する状態で且つハウジング10の開口端からの突
出し可能に取り付けられており、ハウジング10とダイヤ
フラム12とによって圧力室16が形成されている。そし
て、流体供給源18から調圧弁19を経て圧力室16内に圧力
エア等の圧力流体が供給されることにより、可動部材14
が体表面11に向って押圧されるようになっている。
あり、その開口端が人体の体表面11に対向する状態で図
示しないバンドにより腕等に取り付けられるようになっ
ている。ハウジング10の内部には、ダイヤフラム12を介
して有底円筒状を成す可動部材14がその開口端が体表面
11に対向する状態で且つハウジング10の開口端からの突
出し可能に取り付けられており、ハウジング10とダイヤ
フラム12とによって圧力室16が形成されている。そし
て、流体供給源18から調圧弁19を経て圧力室16内に圧力
エア等の圧力流体が供給されることにより、可動部材14
が体表面11に向って押圧されるようになっている。
可動部材14の底部内面には、第１図および第２図に示
すように、その中央部においてホトダイオードやホトト
ランジスタ等から成る受光素子20が設けられているとと
もに、その受光素子20を中心とする半径ｒの円周上にお
いてLED等から成るたとえば８個づつの第一発光素子22
および第二発光素子24が所定間隔毎に全周に亘って交互
に設けられている。両発光素子22,24は可動部材14内に
一体的に設けられた透明な樹脂26により覆われていると
ともに、受光素子20と両発光素子22,24との間には円筒
状を成す遮光部材28が設けられており、この遮光部材28
によって、体表面11から受光素子20に向う反射光が遮光
される。第一発光素子22は、たとえば660mμ程度の波長
の赤色光を発光し、第二発光素子24はたとえば800mμ程
度の波長の赤外光を発光するものであるが、必ずしもこ
れらの波長に限定されるものではなく、ヘモグロビンの
吸光係数を酸化ヘモグロビンの吸光係数とが大きく異な
る波長の光と、それら両吸光係数が略同じとなる波長の
光とを発光するものであればよい。これら第一発光素子
22および第二発光素子24は一定時間づつ順番に所定の周
波数で発光させられるとともに、両発光素子22,24から
照射された光の反射光は共通の受光素子20によりそれぞ
れ受光される。
すように、その中央部においてホトダイオードやホトト
ランジスタ等から成る受光素子20が設けられているとと
もに、その受光素子20を中心とする半径ｒの円周上にお
いてLED等から成るたとえば８個づつの第一発光素子22
および第二発光素子24が所定間隔毎に全周に亘って交互
に設けられている。両発光素子22,24は可動部材14内に
一体的に設けられた透明な樹脂26により覆われていると
ともに、受光素子20と両発光素子22,24との間には円筒
状を成す遮光部材28が設けられており、この遮光部材28
によって、体表面11から受光素子20に向う反射光が遮光
される。第一発光素子22は、たとえば660mμ程度の波長
の赤色光を発光し、第二発光素子24はたとえば800mμ程
度の波長の赤外光を発光するものであるが、必ずしもこ
れらの波長に限定されるものではなく、ヘモグロビンの
吸光係数を酸化ヘモグロビンの吸光係数とが大きく異な
る波長の光と、それら両吸光係数が略同じとなる波長の
光とを発光するものであればよい。これら第一発光素子
22および第二発光素子24は一定時間づつ順番に所定の周
波数で発光させられるとともに、両発光素子22,24から
照射された光の反射光は共通の受光素子20によりそれぞ
れ受光される。
受光素子20は、その受光量に対応した大きさの電気信
号SVを増幅器30を介してローパスフィルタ32へ出力す
る。ローパスフィルタ32は、入力された電気信号SVから
脈波の周波数よりも高い周波数を有するノイズを除去
し、そのノイズが除去された信号SVをデマルチプレクサ
34へ出力する。デマルチプレクサ34は後述の切換信号SC
により第一発光素子22および第二発光素子24の発光に同
期して切り換えることにより、赤色光による電気信号SV
Rをサンプルホールド回路36およびA/D変換器38を介して
I/Oポート40へ逐次供給するとともに、赤外光による電
気信号SVIRをサンプルホールド回路42およびA/D変換器4
4を介してI/Oポート40へ逐次供給する。サンプルホール
ド回路36,42は、入力された電気信号SVR，SVIRをA/D変
換器38,44へ逐次出力する際に、前回出力した電気信号S
VR，SVIRについてのA/D変換器38,44における変換作動が
終了するまで次に出力する電気信号SVR，SVIRをそれぞ
れホールドするものである。
号SVを増幅器30を介してローパスフィルタ32へ出力す
る。ローパスフィルタ32は、入力された電気信号SVから
脈波の周波数よりも高い周波数を有するノイズを除去
し、そのノイズが除去された信号SVをデマルチプレクサ
34へ出力する。デマルチプレクサ34は後述の切換信号SC
により第一発光素子22および第二発光素子24の発光に同
期して切り換えることにより、赤色光による電気信号SV
Rをサンプルホールド回路36およびA/D変換器38を介して
I/Oポート40へ逐次供給するとともに、赤外光による電
気信号SVIRをサンプルホールド回路42およびA/D変換器4
4を介してI/Oポート40へ逐次供給する。サンプルホール
ド回路36,42は、入力された電気信号SVR，SVIRをA/D変
換器38,44へ逐次出力する際に、前回出力した電気信号S
VR，SVIRについてのA/D変換器38,44における変換作動が
終了するまで次に出力する電気信号SVR，SVIRをそれぞ
れホールドするものである。
I/Oポート40は、データバスラインを介してCPU46、RO
M48、RAM50、表示器52とそれぞれ接続されている。CPU4
6は、RAM50の記憶機能を利用しつつROM48に予め記憶さ
れたプログラムに従って測定動作を実行し、I/Oポート4
0から駆動回路54へ圧力信号SPDを出力することにより調
圧弁19を制御して圧力室16内の圧力を調節するととも
に、I/Oポート40から駆動回路56へ照射信号SLDを出力し
て第一発光素子22および第二発光素子24を順番に所定の
周波数で一定時間づつ発光させる一方、それら第一発光
素子22および第二発光素子24の発光に同期してデマルチ
プレクサ34へ切換信号SCを供給してデマルチプレクサ34
を切り換えることにより、前記電気信号SVRをサンプル
ホールド回路36へ、前記電気信号SVIRをサンプルホール
ド回路42へそれぞれ振り分ける。また、CPU46は、予め
記憶されたプログラムから入力信号に基づいて動脈の血
液中の酸素飽和度OSaおよび静脈の血液中の酸素飽和度O
Svを決定するとともに動脈の血液体積比VPaおよび静脈
の血液体積比VPvを決定し、それら酸素飽和度OSa，OSv
および血液体積比VPa，VPvを表示器52に表示させる。な
お、動脈の血液体積比VPaとは、被測定者の酸素飽和度
の測定に用いられている部分の血液を含む全体積に対す
る動脈血液の体積の比率を表すものであり、静脈の血液
体積比VPvとは、前記全体積に対する静脈血液の体積の
比率を表すものである。
M48、RAM50、表示器52とそれぞれ接続されている。CPU4
6は、RAM50の記憶機能を利用しつつROM48に予め記憶さ
れたプログラムに従って測定動作を実行し、I/Oポート4
0から駆動回路54へ圧力信号SPDを出力することにより調
圧弁19を制御して圧力室16内の圧力を調節するととも
に、I/Oポート40から駆動回路56へ照射信号SLDを出力し
て第一発光素子22および第二発光素子24を順番に所定の
周波数で一定時間づつ発光させる一方、それら第一発光
素子22および第二発光素子24の発光に同期してデマルチ
プレクサ34へ切換信号SCを供給してデマルチプレクサ34
を切り換えることにより、前記電気信号SVRをサンプル
ホールド回路36へ、前記電気信号SVIRをサンプルホール
ド回路42へそれぞれ振り分ける。また、CPU46は、予め
記憶されたプログラムから入力信号に基づいて動脈の血
液中の酸素飽和度OSaおよび静脈の血液中の酸素飽和度O
Svを決定するとともに動脈の血液体積比VPaおよび静脈
の血液体積比VPvを決定し、それら酸素飽和度OSa，OSv
および血液体積比VPa，VPvを表示器52に表示させる。な
お、動脈の血液体積比VPaとは、被測定者の酸素飽和度
の測定に用いられている部分の血液を含む全体積に対す
る動脈血液の体積の比率を表すものであり、静脈の血液
体積比VPvとは、前記全体積に対する静脈血液の体積の
比率を表すものである。
次に、以上のように構成された反射型オキシメータの
作動を第３図のフローチャートに従って説明する。
作動を第３図のフローチャートに従って説明する。
まず、ステップS1においては、圧力室16内が予め定め
られた一定圧まで昇圧されて可動部材14が体表面11に押
圧されることにより、体表面11の下の血管床に存在する
毛細血管内の血液が押し出されて虚血状態とされる。次
に、ステップS2が実行されて、照射信号SLDが駆動回路5
6へ出力されることにより、第一発光素子22からの赤色
光と第二発光素子24からの赤外光とが所定の周波数の短
幅パルス（たとえば約10μsec）で順番に照射される。
これにより、虚血状態の血管床からの反射光の強度を表
す前記電気信号SVR，SVIRが逐次検出され、検出された
電気信号SVR，SVIRに基づいて虚血状態での反射強度VtR
およびVtIRがそれぞれ決定される。続くステップS3にお
いて圧力室16内が排圧された後、ステップS4が実行され
ることにより、非虚血状態（虚血されていない通常の状
態）において第一発光素子22からの赤色光と第二発光素
子24からの赤外光とが所定の周波数で順番に照射され
る。この所定の周波数は、反射光強度を示すデータポイ
ント（電気信号SVR，SVIR）により動脈の脈動に同期し
た脈波形を高い分解能にて得られるようにする周波数で
ある。これにより、光虚血状態の血管床からの反射光の
強度を表す電気信号SVR，SVIRが逐次検出され、検出さ
れた電気信号SVRが表す１脈波形の上ピーク値VdR（心臓
拡張期の反射光強度に対応）および下ピーク値VSR（心
臓収縮期の反射光強度に対応）が決定されるとともに、
電気信号SVIRが表す１脈波形の上ピーク値VdIRおよび下
ピーク値VSIRが決定される。第４図は、虚血状態および
非虚血状態において検出される電気信号SVR，SVIRを示
すグラフであって、上記反射光強度VtR，VtIR、上ピー
ク値VdR，VdIR、下ピーク値VSR，VSIRを併せて示したも
のである。第４図において、Δａは、動脈での光の吸収
分を反映し且つ動脈の酸素飽和度OSaを反映している一
方、Δｖは、静脈での光の吸収分を反映し且つ静脈の酸
素飽和度OSvを反映している。
られた一定圧まで昇圧されて可動部材14が体表面11に押
圧されることにより、体表面11の下の血管床に存在する
毛細血管内の血液が押し出されて虚血状態とされる。次
に、ステップS2が実行されて、照射信号SLDが駆動回路5
6へ出力されることにより、第一発光素子22からの赤色
光と第二発光素子24からの赤外光とが所定の周波数の短
幅パルス（たとえば約10μsec）で順番に照射される。
これにより、虚血状態の血管床からの反射光の強度を表
す前記電気信号SVR，SVIRが逐次検出され、検出された
電気信号SVR，SVIRに基づいて虚血状態での反射強度VtR
およびVtIRがそれぞれ決定される。続くステップS3にお
いて圧力室16内が排圧された後、ステップS4が実行され
ることにより、非虚血状態（虚血されていない通常の状
態）において第一発光素子22からの赤色光と第二発光素
子24からの赤外光とが所定の周波数で順番に照射され
る。この所定の周波数は、反射光強度を示すデータポイ
ント（電気信号SVR，SVIR）により動脈の脈動に同期し
た脈波形を高い分解能にて得られるようにする周波数で
ある。これにより、光虚血状態の血管床からの反射光の
強度を表す電気信号SVR，SVIRが逐次検出され、検出さ
れた電気信号SVRが表す１脈波形の上ピーク値VdR（心臓
拡張期の反射光強度に対応）および下ピーク値VSR（心
臓収縮期の反射光強度に対応）が決定されるとともに、
電気信号SVIRが表す１脈波形の上ピーク値VdIRおよび下
ピーク値VSIRが決定される。第４図は、虚血状態および
非虚血状態において検出される電気信号SVR，SVIRを示
すグラフであって、上記反射光強度VtR，VtIR、上ピー
ク値VdR，VdIR、下ピーク値VSR，VSIRを併せて示したも
のである。第４図において、Δａは、動脈での光の吸収
分を反映し且つ動脈の酸素飽和度OSaを反映している一
方、Δｖは、静脈での光の吸収分を反映し且つ静脈の酸
素飽和度OSvを反映している。
次にステップS5が実行されると、ステップS2およびS4
にて決定された値に基づいて、VdR−VsR、VdR＋VsR、V
dIR−VSIR、VdIR＋VSIR、VtR−VdR、VtR＋VdR、VtIR−V
dIR、VtIR＋VdIR、VtIR−VSIR、VtIR＋VSIRがそれぞれ
算出されるとともに、下記の（１）乃至（５）の比がそ
れぞれ算出される。VdR−VsRお （VdR−VsR）／（VdR＋VsR） …（１） （VdIR−VSIR）／（VdIR＋VSIR） …（２） （VtR−VdR）／（VtR＋VdR） …（３） （VtIR−VdIR）／（VtIR＋VdIR …（４） （VtIR−VSIR）／（VtIR＋VSIR …（５） よびVdIR−VSIRは脈波形の振幅を表すものであって前記
Δａに相当するとともに、VtR−VdRおよびVtIR−VdIRは
前記Δｖに相当し、上記（１）および（２）の比はΔａ
に対応し且つ上記（３）および（４）の比はΔｖに対応
する。そして、このように比をとることにより、発光素
子22,24の発光強度、受光素子20の特性、皮膚色素によ
る光の吸収特性、および血管床での光の散乱・吸収の光
の波長による相違などに起因する測定への影響が回避さ
れる。
にて決定された値に基づいて、VdR−VsR、VdR＋VsR、V
dIR−VSIR、VdIR＋VSIR、VtR−VdR、VtR＋VdR、VtIR−V
dIR、VtIR＋VdIR、VtIR−VSIR、VtIR＋VSIRがそれぞれ
算出されるとともに、下記の（１）乃至（５）の比がそ
れぞれ算出される。VdR−VsRお （VdR−VsR）／（VdR＋VsR） …（１） （VdIR−VSIR）／（VdIR＋VSIR） …（２） （VtR−VdR）／（VtR＋VdR） …（３） （VtIR−VdIR）／（VtIR＋VdIR …（４） （VtIR−VSIR）／（VtIR＋VSIR …（５） よびVdIR−VSIRは脈波形の振幅を表すものであって前記
Δａに相当するとともに、VtR−VdRおよびVtIR−VdIRは
前記Δｖに相当し、上記（１）および（２）の比はΔａ
に対応し且つ上記（３）および（４）の比はΔｖに対応
する。そして、このように比をとることにより、発光素
子22,24の発光強度、受光素子20の特性、皮膚色素によ
る光の吸収特性、および血管床での光の散乱・吸収の光
の波長による相違などに起因する測定への影響が回避さ
れる。
続くステップS6においては、下記の（６）および
（７）の比が算出される。この比をとることにより血液
量に起因する測定への影響が回避される。
（７）の比が算出される。この比をとることにより血液
量に起因する測定への影響が回避される。
ステップS7においては、上記（６）に示す比と動脈の
酸素飽和度OSaとの間の予め求められた関係からステッ
プS6にて算出された実際の比に基づいて実際の動脈血液
中の酸素飽和度OSaが決定されるとともに、上記（７）
に示す比と静脈の酸素飽和度OSvとの間の予め求められ
た関係からステップS6にて算出された実際の比に基づい
て実際の静脈血液中の酸素飽和度OSvが決定される。
酸素飽和度OSaとの間の予め求められた関係からステッ
プS6にて算出された実際の比に基づいて実際の動脈血液
中の酸素飽和度OSaが決定されるとともに、上記（７）
に示す比と静脈の酸素飽和度OSvとの間の予め求められ
た関係からステップS6にて算出された実際の比に基づい
て実際の静脈血液中の酸素飽和度OSvが決定される。
次に、ステップS8が実行されることにより、動脈の血
液体積比VPaおよび静脈の血液体積比VPvが求められる。
ところで、波長800mμの赤外光においては血液中の酸素
飽和度に拘わらず光の吸収率が一定であることが知られ
ており、この波長800mμの赤外光を用いて検出された反
射光強度の前記上ピーク値VdIRは、心臓拡張期において
毛細血管中の動脈血液量が零であると仮定すると、静脈
血だけに関連した値になると考えられる。そこで、上記
（４）に示す比（VtIR−VdIR）／（VtIR＋VdIR）と静脈
の血液体積比VPvとの間の関係（第５図にその一例を示
す）を予め求めておき、その関係からステップS5におい
て算出された実際の比に基づいて実際の静脈の血液体積
比VPvが決定される。また、上記（５）に示す比（VtIR
−VSIR）／（VtIR＋VSIR）と動脈および静脈の血液体積
比VPavとの関係を予め求めておき、その関係からステッ
プS5において算出された実際の比に基づいて実際の動脈
および静脈の血液体積比VPavを求め、この血液体積比VP
avから前記決定された静脈の血液体積比VPvを差し引く
ことにより動脈の血液体積比VPaが決定されるのであ
る。
液体積比VPaおよび静脈の血液体積比VPvが求められる。
ところで、波長800mμの赤外光においては血液中の酸素
飽和度に拘わらず光の吸収率が一定であることが知られ
ており、この波長800mμの赤外光を用いて検出された反
射光強度の前記上ピーク値VdIRは、心臓拡張期において
毛細血管中の動脈血液量が零であると仮定すると、静脈
血だけに関連した値になると考えられる。そこで、上記
（４）に示す比（VtIR−VdIR）／（VtIR＋VdIR）と静脈
の血液体積比VPvとの間の関係（第５図にその一例を示
す）を予め求めておき、その関係からステップS5におい
て算出された実際の比に基づいて実際の静脈の血液体積
比VPvが決定される。また、上記（５）に示す比（VtIR
−VSIR）／（VtIR＋VSIR）と動脈および静脈の血液体積
比VPavとの関係を予め求めておき、その関係からステッ
プS5において算出された実際の比に基づいて実際の動脈
および静脈の血液体積比VPavを求め、この血液体積比VP
avから前記決定された静脈の血液体積比VPvを差し引く
ことにより動脈の血液体積比VPaが決定されるのであ
る。
次に、ステップS9が実行されて、ステップS7にて決定
された動脈の酸素飽和度OSaおよび静脈の酸素飽和度OSv
と、ステップS8にて決定された動脈の血液体積比VPaお
よび静脈の血液体積比VPvとが表示器52にそれぞれ表示
され、その後ステップS4以下が繰り返し実行されること
により酸素飽和度および血液体積比が連続的に決定され
且つ表示されることとなる。
された動脈の酸素飽和度OSaおよび静脈の酸素飽和度OSv
と、ステップS8にて決定された動脈の血液体積比VPaお
よび静脈の血液体積比VPvとが表示器52にそれぞれ表示
され、その後ステップS4以下が繰り返し実行されること
により酸素飽和度および血液体積比が連続的に決定され
且つ表示されることとなる。
このように本実施例の反射型オキシメータによれば、
受光素子20を中心とする同一半径の円周上に複数の第一
発光素子22および複数の第二発光素子24が全周に亘って
交互に設けられているので、受光素子20にて検出される
反射光の信号強度が増大されるのに加えて、比較的太い
動脈や静脈の存在等に起因して血管床の組成が不均一で
ある場合や、可動部材14の姿勢が傾いて樹脂26と体表面
11との間に隙間が生じた場合においても、受光素子20に
て検出される赤色光および赤外光の反射光の信号強度へ
の影響を平均化し得て、血液中の酸素飽和度を従来に比
べて一層精度良く安定的に測定することができる。
受光素子20を中心とする同一半径の円周上に複数の第一
発光素子22および複数の第二発光素子24が全周に亘って
交互に設けられているので、受光素子20にて検出される
反射光の信号強度が増大されるのに加えて、比較的太い
動脈や静脈の存在等に起因して血管床の組成が不均一で
ある場合や、可動部材14の姿勢が傾いて樹脂26と体表面
11との間に隙間が生じた場合においても、受光素子20に
て検出される赤色光および赤外光の反射光の信号強度へ
の影響を平均化し得て、血液中の酸素飽和度を従来に比
べて一層精度良く安定的に測定することができる。
また、本実施例によれば、非虚血状態において検出さ
れる脈波状の電気信号SVR，SVIRの上ピーク値VdR，VdIR
および下ピーク値VSR，VSIRと、虚血状態において検出
される反射光強度VtRおよびVtIRとに基づいて、動脈血
液中の酸素飽和度OSaだけでなく静脈血液中の酸素飽和
度OSvをも容易に測定し得る利点がある。
れる脈波状の電気信号SVR，SVIRの上ピーク値VdR，VdIR
および下ピーク値VSR，VSIRと、虚血状態において検出
される反射光強度VtRおよびVtIRとに基づいて、動脈血
液中の酸素飽和度OSaだけでなく静脈血液中の酸素飽和
度OSvをも容易に測定し得る利点がある。
また、本実施例によれば、酸素飽和度OSa，OSvを測定
するためにステップS2およびS4において決定された値に
基づいて血液体積比VPa，VOvを求めることができるた
め、そのような血液体積比あるいはそれに対応する値を
求めるために別個にデータを要しない利点がある。
するためにステップS2およびS4において決定された値に
基づいて血液体積比VPa，VOvを求めることができるた
め、そのような血液体積比あるいはそれに対応する値を
求めるために別個にデータを要しない利点がある。
なお、前述の実施例において、血液体積比VPa，VPvは
測定されなくてもよいし、酸素飽和度はたとえば動脈血
液中の酸素飽和度OSaだけが測定されてもよい。
測定されなくてもよいし、酸素飽和度はたとえば動脈血
液中の酸素飽和度OSaだけが測定されてもよい。
また、前述の実施例では、第一発光素子22および第二
発光素子24は一個置に交互に設けられているが、必ずし
もその必要はなく、たとえば二個置に交互に設けられて
いる場合においても本考案のある程度の効果を得ること
が可能である。
発光素子24は一個置に交互に設けられているが、必ずし
もその必要はなく、たとえば二個置に交互に設けられて
いる場合においても本考案のある程度の効果を得ること
が可能である。
その他、本発明はその趣旨を逸脱しない範囲において
種々変更が加えられ得るものである。
種々変更が加えられ得るものである。
第１図は第２図の可動部材を体表面側から見た図であ
る。第２図は本発明が適用されたオキシメータの構成を
示す図である。第３図は第２図のオキシメータの作動を
説明するためのフローチャートである。第４図は虚血状
態および非虚血状態において検出される反射光の強度を
示すグラフである。第５図は第３図のフローチャートの
ステップS8において用いられる関係の一例を示す図であ
る。 11:体表面 20:受光素子 22:第一発光素子 24:第二発光素子
る。第２図は本発明が適用されたオキシメータの構成を
示す図である。第３図は第２図のオキシメータの作動を
説明するためのフローチャートである。第４図は虚血状
態および非虚血状態において検出される反射光の強度を
示すグラフである。第５図は第３図のフローチャートの
ステップS8において用いられる関係の一例を示す図であ
る。 11:体表面 20:受光素子 22:第一発光素子 24:第二発光素子
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭59−230533（ＪＰ，Ａ) 特開 昭50−51779（ＪＰ，Ａ)
Claims (1)
- 【請求項１】第一波長の光を放射する複数の第一発光素
子と、第二波長の光を放射する複数の第二発光素子と、
該第一発光素子および該第二発光素子から生体の表面に
向かって放射された光の反射光を検出する受光素子とを
備え、該受光素子により検出された反射光に基づいて血
液中の酸素飽和度を測定する形式の反射型オキシメータ
であって、 前記受光素子を中心とする同一半径の円周上に、全周に
亘って前記第一発光素子および前記第二発光素子を交互
に配設したことを特徴とする反射型オキシメータ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63266689A JP2688508B2 (ja) | 1988-10-21 | 1988-10-21 | 反射型オキシメータ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63266689A JP2688508B2 (ja) | 1988-10-21 | 1988-10-21 | 反射型オキシメータ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02111344A JPH02111344A (ja) | 1990-04-24 |
| JP2688508B2 true JP2688508B2 (ja) | 1997-12-10 |
Family
ID=17434328
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63266689A Expired - Fee Related JP2688508B2 (ja) | 1988-10-21 | 1988-10-21 | 反射型オキシメータ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2688508B2 (ja) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2555828Y2 (ja) * | 1991-08-27 | 1997-11-26 | 日本コーリン株式会社 | 反射型オキシメータ用プローブ |
| EP0722691A1 (de) * | 1994-12-24 | 1996-07-24 | Roche Diagnostics GmbH | System zur Bestimmung von Gewebeeigenschaften |
| JP4630255B2 (ja) * | 2006-10-16 | 2011-02-09 | パナソニック電工株式会社 | 照明器具 |
| WO2012162665A1 (en) * | 2011-05-25 | 2012-11-29 | First Pulse, Llc | Non-invasive trans-reflective monitoring apparatus |
| JP6593443B2 (ja) | 2015-09-11 | 2019-10-23 | 株式会社村田製作所 | 光電センサモジュール |
-
1988
- 1988-10-21 JP JP63266689A patent/JP2688508B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH02111344A (ja) | 1990-04-24 |
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Legal Events
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|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |