JP3107630B2 - パルスオキシメータ - Google Patents
パルスオキシメータInfo
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- JP3107630B2 JP3107630B2 JP04015540A JP1554092A JP3107630B2 JP 3107630 B2 JP3107630 B2 JP 3107630B2 JP 04015540 A JP04015540 A JP 04015540A JP 1554092 A JP1554092 A JP 1554092A JP 3107630 B2 JP3107630 B2 JP 3107630B2
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、生体の一部にセンサプ
ローブを装着し、非観血的に動脈血ヘモグロビンの酸素
飽和度を連続的に測定するパルスオキシメータに関する
ものである。
ローブを装着し、非観血的に動脈血ヘモグロビンの酸素
飽和度を連続的に測定するパルスオキシメータに関する
ものである。
【０００２】
【従来の技術】この種の従来公知の技術としては、特公
昭５３−２６４３７号公報や特公昭６１−１１０９７号
公報に開示されたようなものがある。
昭５３−２６４３７号公報や特公昭６１−１１０９７号
公報に開示されたようなものがある。
【０００３】これらの原理方式は、いずれも酸化ヘモグ
ロビンと還元ヘモグロビンの光に対する吸光度が異なる
のを利用し、波長が異なる２つの光に対する吸光度を測
定し、このときの抹消組織における拍動は、ほとんどが
動脈血によるものであり、透過光量も動脈血量に応じて
拍動する。その拍動部分だけを取り出し、その大きさの
比から動脈血酸素飽和度を測定する方式である。
ロビンと還元ヘモグロビンの光に対する吸光度が異なる
のを利用し、波長が異なる２つの光に対する吸光度を測
定し、このときの抹消組織における拍動は、ほとんどが
動脈血によるものであり、透過光量も動脈血量に応じて
拍動する。その拍動部分だけを取り出し、その大きさの
比から動脈血酸素飽和度を測定する方式である。
【０００４】添付図面の図４に示すように、酸化ヘモグ
ロビン（ＨｂＯ2 ）と還元ヘモグロビン（Ｈｂ）は、特
定の光に対する吸光度が異なっており、従って、２つの
特定の波長での吸光度を測定し、その比を求めることに
よって酸素飽和度を求めることができる。
ロビン（ＨｂＯ2 ）と還元ヘモグロビン（Ｈｂ）は、特
定の光に対する吸光度が異なっており、従って、２つの
特定の波長での吸光度を測定し、その比を求めることに
よって酸素飽和度を求めることができる。
【０００５】今、酸素飽和度をＳとすると、
【０００６】
【数１】
【０００７】で表される。Ｃ（ＨｂＯ2 ）、Ｃ（Ｈｂ）
は、それぞれ酸化ヘモグロビンの濃度、還元ヘモグロビ
ンの濃度を示している。ここで、赤色光波長（６６０ｎ
ｍ）の吸光度ＥR 、近赤外光波長（８００ｎｍ）の吸光
度ＥIRは、ランベール−ベールの法則に従えば、
は、それぞれ酸化ヘモグロビンの濃度、還元ヘモグロビ
ンの濃度を示している。ここで、赤色光波長（６６０ｎ
ｍ）の吸光度ＥR 、近赤外光波長（８００ｎｍ）の吸光
度ＥIRは、ランベール−ベールの法則に従えば、
【０００８】
【数２】
【０００９】
【数３】
【００１０】で示される。αR （ＨｂＯ2 ）、αR （Ｈ
ｂ）、αIR（ＨｂＯ2 ）、αIR（Ｈｂ）は、それぞれ、
赤色光波長、近赤外波長における酸化ヘモグロビン、還
元ヘモグロビンの吸光係数を示しており、前記（２）
式、（３）式より、Ｃ（ＨｂＯ2）、Ｃ（Ｈｂ）を求
め、図４から分かるように、αIR（ＨｂＯ2 ）＝α
IR（Ｈｂ）の関係を代入すると、
ｂ）、αIR（ＨｂＯ2 ）、αIR（Ｈｂ）は、それぞれ、
赤色光波長、近赤外波長における酸化ヘモグロビン、還
元ヘモグロビンの吸光係数を示しており、前記（２）
式、（３）式より、Ｃ（ＨｂＯ2）、Ｃ（Ｈｂ）を求
め、図４から分かるように、αIR（ＨｂＯ2 ）＝α
IR（Ｈｂ）の関係を代入すると、
【００１１】
【数４】
【００１２】となり、αIR（Ｈｂ）、αR （Ｈｂ
Ｏ2 ）、αR （Ｈｂ）は、既知であるから、ＥR および
ＥIRを実測すれば酸素飽和度が求められることになる。
Ｏ2 ）、αR （Ｈｂ）は、既知であるから、ＥR および
ＥIRを実測すれば酸素飽和度が求められることになる。
【００１３】しかし、パルスオキシメータは、更に以下
のような原理に基づいている。即ち、指尖に光を透過さ
せた際に光は、血液及びそれ以外の組織で吸収される。
血液は、拍動と共に、指尖の血管床に流出流入を繰り返
す。それに伴い、図５に示すように、透過光量が変化す
る。従って、この脈波成分を分光分析することによっ
て、動脈血の酸素飽和度を測定できる。ランベール−ベ
ールの法則が指尖に存在する全血にも応用されるとすれ
ば、指尖を通過して受光阻止に入射する光量は、
のような原理に基づいている。即ち、指尖に光を透過さ
せた際に光は、血液及びそれ以外の組織で吸収される。
血液は、拍動と共に、指尖の血管床に流出流入を繰り返
す。それに伴い、図５に示すように、透過光量が変化す
る。従って、この脈波成分を分光分析することによっ
て、動脈血の酸素飽和度を測定できる。ランベール−ベ
ールの法則が指尖に存在する全血にも応用されるとすれ
ば、指尖を通過して受光阻止に入射する光量は、
【００１４】
【数５】
【００１５】で表される。Ｉ0 、ＦO 、α´ｄ、αｌ
は、それぞれ、指尖への入射量、組織による光量減衰
率、流出期の終わりに指尖に存在する血液量とその吸光
係数、流入する血液量とその吸光係数を示している。従
って、光電出力は、
は、それぞれ、指尖への入射量、組織による光量減衰
率、流出期の終わりに指尖に存在する血液量とその吸光
係数、流入する血液量とその吸光係数を示している。従
って、光電出力は、
【００１６】
【数６】
【００１７】
【数７】
【００１８】となる。ＥAC+DC およびＥDC、Ａr は、そ
れぞれ光電出力、受光素子の特性係数を示している。こ
こで、両出力の対数の差Ｙは、
れぞれ光電出力、受光素子の特性係数を示している。こ
こで、両出力の対数の差Ｙは、
【００１９】
【数８】
【００２０】で示され、赤色光波長、近赤外光波長につ
いてそれぞれＹを求めると、
いてそれぞれＹを求めると、
【００２１】
【数９】
【００２２】
【数１０】
【００２３】となり、従って、αR ／αIR＝ＹR ／ＹIR
である。これを、前記数４の式に代入すると、
である。これを、前記数４の式に代入すると、
【００２４】
【数１１】
【００２５】となる。従って、酸素飽和度は、ＹR とＹ
IRとを測定することにより、前記数１１の式から求めら
れることがわかる。
IRとを測定することにより、前記数１１の式から求めら
れることがわかる。
【００２６】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、このよ
うな従来公知のパルスオキシメータは、酸素療法下の患
者に用いた時、図６に示すように、酸素飽和度は、ほと
んど９６％以上の値をとり、常に１００％に近い値が表
示される。そして、動脈血酸素分圧が極端に変化した場
合しか、酸素飽和度の値が変化しない。このように、酸
素化能の良い患者に用いる時、従来のパルスオキシメー
タは、酸素飽和度モニタというよりは、酸素アラームと
して動作してしまう。実際、動脈血酸素分圧が９０ｍｍ
Ｈｇ以上の高い酸素分圧領域では、現在普及している整
数表示のパルスオキシメータを酸素分圧の変化を反映す
るモニタとして使用するには限界がある。特に、酸素分
圧が４５０ｍｍＨｇから１５０ｍｍＨｇに変化したこと
を問題にする場合には、これらの従来のパルスオキシメ
ータは、全く無力である。
うな従来公知のパルスオキシメータは、酸素療法下の患
者に用いた時、図６に示すように、酸素飽和度は、ほと
んど９６％以上の値をとり、常に１００％に近い値が表
示される。そして、動脈血酸素分圧が極端に変化した場
合しか、酸素飽和度の値が変化しない。このように、酸
素化能の良い患者に用いる時、従来のパルスオキシメー
タは、酸素飽和度モニタというよりは、酸素アラームと
して動作してしまう。実際、動脈血酸素分圧が９０ｍｍ
Ｈｇ以上の高い酸素分圧領域では、現在普及している整
数表示のパルスオキシメータを酸素分圧の変化を反映す
るモニタとして使用するには限界がある。特に、酸素分
圧が４５０ｍｍＨｇから１５０ｍｍＨｇに変化したこと
を問題にする場合には、これらの従来のパルスオキシメ
ータは、全く無力である。
【００２７】理論的には、酸素飽和度を小数点以下まで
表示することができれば、酸素分圧をより正確に把握す
ることができ、前述の問題を解決することができること
となる。しかしながら、従来のパルスオキシメータで
は、酸素飽和度の表示のみを小数点以下に表示しても、
その値はバラツキが大きく表示されるだけで、正確に酸
素飽和度を小数点以下まで表示することはできない。
表示することができれば、酸素分圧をより正確に把握す
ることができ、前述の問題を解決することができること
となる。しかしながら、従来のパルスオキシメータで
は、酸素飽和度の表示のみを小数点以下に表示しても、
その値はバラツキが大きく表示されるだけで、正確に酸
素飽和度を小数点以下まで表示することはできない。
【００２８】何故ならば、従来のパルスオキシメータで
は、一般に生体の一部を透過した光量の変化を電気信号
に変換している。この電気信号は、図７に示すように、
動脈血の拍動に応じて脈動したものとなり、その全体の
透過光量に対してその脈波成分はわずかなものである。
前記数１１の式について説明したように、パルスオキシ
メータでは、この脈波成分に基づいて、ＹR とＹIRを算
出して、酸素飽和度を求めている。ところが、一般的
に、パルスオキシメータでは、生体の一部を透過した光
量の変化を表す電気信号を得るのに増幅器を使用してい
る。酸素飽和度を例えば、小数点以下１桁までの精度に
て求めるために、その電気信号の脈波成分を大きくする
ために、その生体の一部に照射する発光素子の光量を単
に増加するのでは、図８に示すように、電気信号の大き
さがその増巾器の最適増巾領域を越えてしまい、脈波成
分の上限部が歪んでしまい、実際に得られる電気信号の
脈波成分はそれほど大きくならないからである。
は、一般に生体の一部を透過した光量の変化を電気信号
に変換している。この電気信号は、図７に示すように、
動脈血の拍動に応じて脈動したものとなり、その全体の
透過光量に対してその脈波成分はわずかなものである。
前記数１１の式について説明したように、パルスオキシ
メータでは、この脈波成分に基づいて、ＹR とＹIRを算
出して、酸素飽和度を求めている。ところが、一般的
に、パルスオキシメータでは、生体の一部を透過した光
量の変化を表す電気信号を得るのに増幅器を使用してい
る。酸素飽和度を例えば、小数点以下１桁までの精度に
て求めるために、その電気信号の脈波成分を大きくする
ために、その生体の一部に照射する発光素子の光量を単
に増加するのでは、図８に示すように、電気信号の大き
さがその増巾器の最適増巾領域を越えてしまい、脈波成
分の上限部が歪んでしまい、実際に得られる電気信号の
脈波成分はそれほど大きくならないからである。
【００２９】実際に酸素分圧が１００〜２００ｍｍＨｇ
の高い酸素分圧領域に保たれている場合、この領域での
酸素飽和度の変化量は、図６の酸素飽和度と酸素分圧の
関係を示す酸素解離曲線の高酸素分圧領域の拡大図であ
る、図９の酸素解離曲線に示されるように、ほぼ３％程
度で極めて小さい。したがって、前述したような理由の
ため、従来のパルスオキシメータでは、このような部分
の酸素分圧の変化を小数点以下１桁までの精度で捉える
ことは困難である。
の高い酸素分圧領域に保たれている場合、この領域での
酸素飽和度の変化量は、図６の酸素飽和度と酸素分圧の
関係を示す酸素解離曲線の高酸素分圧領域の拡大図であ
る、図９の酸素解離曲線に示されるように、ほぼ３％程
度で極めて小さい。したがって、前述したような理由の
ため、従来のパルスオキシメータでは、このような部分
の酸素分圧の変化を小数点以下１桁までの精度で捉える
ことは困難である。
【００３０】本発明の目的は、このような従来の問題点
を解消し、酸素飽和度をより正確に求めることができる
ようなパルスオキシメータを提供することである。
を解消し、酸素飽和度をより正確に求めることができる
ようなパルスオキシメータを提供することである。
【００３１】
【課題を解決するための手段】本発明によれば、動脈血
による波長が異なる２つの光に対する吸光度を測定し、
該測定値を演算処理することにより動脈血酸素飽和度を
求める型のパルスオキシメータにおいて、動脈血を通し
て受光部に前記波長の異なる２つの光をそれぞれ照射す
る発光部と、該受光部による受光量に応じた受光信号と
基準値との差を増巾するための受光信号増巾部と、該受
光信号増巾部からの増巾信号をサンプリングしそのサン
プル値を保持するためのサンプル／ホールド回路部と、
該サンプル／ホールド回路部によるサンプル値および前
記基準値を記憶するための記憶部と、前記受光信号増巾
部への基準値を変えるための基準値調整部と、前記受光
信号を監視して、その受光信号の大きさに応じて前記基
準値調整部を制御して、前記基準値を変化させて、前記
受光信号の増巾が常に前記最適増巾領域内で行われるよ
うにする制御部と、前記記憶部に記憶された各サンプル
値および基準値に基づく演算処理を一定時間毎に行うこ
とにより動脈血酸素飽和度を求める演算部とを備えるこ
とを特徴とする。
による波長が異なる２つの光に対する吸光度を測定し、
該測定値を演算処理することにより動脈血酸素飽和度を
求める型のパルスオキシメータにおいて、動脈血を通し
て受光部に前記波長の異なる２つの光をそれぞれ照射す
る発光部と、該受光部による受光量に応じた受光信号と
基準値との差を増巾するための受光信号増巾部と、該受
光信号増巾部からの増巾信号をサンプリングしそのサン
プル値を保持するためのサンプル／ホールド回路部と、
該サンプル／ホールド回路部によるサンプル値および前
記基準値を記憶するための記憶部と、前記受光信号増巾
部への基準値を変えるための基準値調整部と、前記受光
信号を監視して、その受光信号の大きさに応じて前記基
準値調整部を制御して、前記基準値を変化させて、前記
受光信号の増巾が常に前記最適増巾領域内で行われるよ
うにする制御部と、前記記憶部に記憶された各サンプル
値および基準値に基づく演算処理を一定時間毎に行うこ
とにより動脈血酸素飽和度を求める演算部とを備えるこ
とを特徴とする。
【００３２】
【実施例】次に、添付図面の特に、図１から図３を参照
して、本発明の実施例について本発明をより詳細に説明
する。
して、本発明の実施例について本発明をより詳細に説明
する。
【００３３】図１は、本発明の一実施例としてのパルス
オキシメータの構成を示すブロック図であり、図１に略
示されるように、この実施例のパルスオキシメータは、
波長６５０ｎｍの発光素子１と、波長９５０ｎｍの発光
素子２と、受光素子４とを備えている。発光素子１およ
び発光素子２は、手足の指、耳介、鼻等の生体の一部３
を通して、受光素子４へ時分割的に各波長の光を照射す
るようになっており、発光素子１および２と受光素子４
とで、生体の一部に装着されるセンサプローブを構成し
ている。
オキシメータの構成を示すブロック図であり、図１に略
示されるように、この実施例のパルスオキシメータは、
波長６５０ｎｍの発光素子１と、波長９５０ｎｍの発光
素子２と、受光素子４とを備えている。発光素子１およ
び発光素子２は、手足の指、耳介、鼻等の生体の一部３
を通して、受光素子４へ時分割的に各波長の光を照射す
るようになっており、発光素子１および２と受光素子４
とで、生体の一部に装着されるセンサプローブを構成し
ている。
【００３４】さらに、このパルスオキシメータは、電流
増巾器５を備えており、この電流増巾器５は、受光素子
４で受けた透過光量の変化である微少電流を増巾し電圧
に変換するもので、その出力は、バッファ増巾器６の一
方の入力に接続されている。このバッファ増巾器６の他
方の入力には、直流バイアス増巾器１２の出力が基準値
として加えられている。バッファ増巾器６は、電流増巾
器５からの受光信号と直流バイアス増巾器１２からの基
準値との差を増巾して、サンプル／ホールド回路７へ出
力する。
増巾器５を備えており、この電流増巾器５は、受光素子
４で受けた透過光量の変化である微少電流を増巾し電圧
に変換するもので、その出力は、バッファ増巾器６の一
方の入力に接続されている。このバッファ増巾器６の他
方の入力には、直流バイアス増巾器１２の出力が基準値
として加えられている。バッファ増巾器６は、電流増巾
器５からの受光信号と直流バイアス増巾器１２からの基
準値との差を増巾して、サンプル／ホールド回路７へ出
力する。
【００３５】サンプル／ホールド回路７は、ライン１７
を介して、図２の（Ｄ）に示すようなタイミングクロッ
クを受けて、そのタイミングにて、バッファ増巾器６の
出力である透過光量の変化である電圧変化をサンプルし
て、サンプル値として保持する。アナログ−デジタル変
換器８は、サンプル／ホールド回路７に保持されたサン
プル値をデジタル値に変換するためのものであり、これ
らデジタル値は、後述するようにして、演算部−制御部
及び記憶装置１３に取り込まれるようになっている。
を介して、図２の（Ｄ）に示すようなタイミングクロッ
クを受けて、そのタイミングにて、バッファ増巾器６の
出力である透過光量の変化である電圧変化をサンプルし
て、サンプル値として保持する。アナログ−デジタル変
換器８は、サンプル／ホールド回路７に保持されたサン
プル値をデジタル値に変換するためのものであり、これ
らデジタル値は、後述するようにして、演算部−制御部
及び記憶装置１３に取り込まれるようになっている。
【００３６】演算部−制御部及び記憶装置１３は、図２
の（Ａ）に示すような主タイミングクロックを発生し
て、ライン１４を通してタイミング発生回路９へそれを
加える。タイミング発生回路９は、その主タイミングク
ロックに基づいて、図２の（Ｂ）に示すような波長６５
０ｎｍの発光素子１のオンタイミングクロックをライン
１５に発生し、図２の（Ｃ）に示すような波長９５０ｎ
ｍの発光素子２のオンタイミングクロックをライン１６
に発生し、さらに、図２の（Ｄ）に示すようなサンプル
／ホールドタイミングクロックをライン１７に発生し、
図２の（Ｄ）に示すようなアナログ−デジタル変換器タ
イミングクロックをライン１８に発生する。
の（Ａ）に示すような主タイミングクロックを発生し
て、ライン１４を通してタイミング発生回路９へそれを
加える。タイミング発生回路９は、その主タイミングク
ロックに基づいて、図２の（Ｂ）に示すような波長６５
０ｎｍの発光素子１のオンタイミングクロックをライン
１５に発生し、図２の（Ｃ）に示すような波長９５０ｎ
ｍの発光素子２のオンタイミングクロックをライン１６
に発生し、さらに、図２の（Ｄ）に示すようなサンプル
／ホールドタイミングクロックをライン１７に発生し、
図２の（Ｄ）に示すようなアナログ−デジタル変換器タ
イミングクロックをライン１８に発生する。
【００３７】発光素子駆動用電流増巾器１０は、発光素
子１と発光素子２とを、図２に示すようなタイミングで
交互にパルス電流駆動する。このパルス電流の大きさ
は、演算部−制御部及び記憶装置１３からライン２０を
介しての制御信号にて制御できるようになっており、発
光素子１および２の光量を受光素子４の最適なレベルに
なるように自動調整している。
子１と発光素子２とを、図２に示すようなタイミングで
交互にパルス電流駆動する。このパルス電流の大きさ
は、演算部−制御部及び記憶装置１３からライン２０を
介しての制御信号にて制御できるようになっており、発
光素子１および２の光量を受光素子４の最適なレベルに
なるように自動調整している。
【００３８】さらにまた、演算部−制御部及び記憶装置
１３は、後述するような目的で、ライン２１を介して制
御信号を直流バイアス発生器１１に送って、直流バイア
ス発生器１１を制御して、発生する直流バイアス値を調
整することができるようになっている。この直流バイア
ス発生器１１からの直流バイアスは、直流バイアス増巾
器１２によって増巾されて、前述したようにバッファ増
巾器６の一方の入力に加えられる。
１３は、後述するような目的で、ライン２１を介して制
御信号を直流バイアス発生器１１に送って、直流バイア
ス発生器１１を制御して、発生する直流バイアス値を調
整することができるようになっている。この直流バイア
ス発生器１１からの直流バイアスは、直流バイアス増巾
器１２によって増巾されて、前述したようにバッファ増
巾器６の一方の入力に加えられる。
【００３９】この発明のパルスオキシメータの構成にお
いては、演算部−制御部及び記憶装置１３は、常に、ア
ナログ−デジタル変換器８にて変換された各透過光量を
示すサンプル値を監視して、例えば、図８に示すよう
に、透過光量が大きく、バッファ増巾器の最適増巾領域
を越えてしまうような場合には、ライン２１を介して制
御信号を直流バイアス発生器１１に送り、バッファー増
巾器６に加えられる基準値としての直流バイアスの値を
調整して、バッファ増巾器６において行われる受光信号
と基準値との差の増巾が、そのバッファ増巾器６の最適
増巾領域内に行われるようにし、例えば、透過光量の実
質的に脈波成分だけが増巾されるようにする。この場合
のバッファ増巾器６において行われる透過光量の増巾の
様子を図３に示している。
いては、演算部−制御部及び記憶装置１３は、常に、ア
ナログ−デジタル変換器８にて変換された各透過光量を
示すサンプル値を監視して、例えば、図８に示すよう
に、透過光量が大きく、バッファ増巾器の最適増巾領域
を越えてしまうような場合には、ライン２１を介して制
御信号を直流バイアス発生器１１に送り、バッファー増
巾器６に加えられる基準値としての直流バイアスの値を
調整して、バッファ増巾器６において行われる受光信号
と基準値との差の増巾が、そのバッファ増巾器６の最適
増巾領域内に行われるようにし、例えば、透過光量の実
質的に脈波成分だけが増巾されるようにする。この場合
のバッファ増巾器６において行われる透過光量の増巾の
様子を図３に示している。
【００４０】逆に、透過光量が小さく且つ透過光量の脈
波成分が大きくて、透過光量の変化の谷部がバッファ増
巾器６の最適増巾領域の下限を越えてしまうような場合
にも、ライン２１を介して制御信号を直流バイアス発生
器１１に送り、バッファー増巾器６に加えられる基準値
としての直流バイアスの値を調整して、バッファ増巾器
６において行われる受光信号と基準値との差の増巾が、
そのバッファ増巾器６の最適増巾領域内に行われるよう
にする。
波成分が大きくて、透過光量の変化の谷部がバッファ増
巾器６の最適増巾領域の下限を越えてしまうような場合
にも、ライン２１を介して制御信号を直流バイアス発生
器１１に送り、バッファー増巾器６に加えられる基準値
としての直流バイアスの値を調整して、バッファ増巾器
６において行われる受光信号と基準値との差の増巾が、
そのバッファ増巾器６の最適増巾領域内に行われるよう
にする。
【００４１】このような場合には、演算部−制御部及び
記憶装置１３は、前記数１１の式にしたがって動脈血酸
素飽和度を算出するため、そのＹR とＹIRの値を求める
に際して、アナログ−デジタル変換器８からデジタルサ
ンプル値に、バッファ増巾器６に加えた調整基準値であ
る直流バイアス値のデジタル値を加えた値または差し引
いた値を、各波長の透過光量の変化を示すデータとして
用いるようにする。
記憶装置１３は、前記数１１の式にしたがって動脈血酸
素飽和度を算出するため、そのＹR とＹIRの値を求める
に際して、アナログ−デジタル変換器８からデジタルサ
ンプル値に、バッファ増巾器６に加えた調整基準値であ
る直流バイアス値のデジタル値を加えた値または差し引
いた値を、各波長の透過光量の変化を示すデータとして
用いるようにする。
【００４２】このように、演算部−制御部及び記憶装置
１３は、そこに記憶された各サンプル値および基準値
（バッファ増巾器に加えられる直流バイアスが０Ｖであ
るときは零である）に基づいて、前記数１１の式のＹR
とＹIRを算出すると共に、その式に従った演算処理を一
定時間毎に行うことにより動脈血酸素飽和度を算出し
て、酸素飽和度表示器１９に、酸素飽和度を小数点以下
１桁まで表示するようにする。
１３は、そこに記憶された各サンプル値および基準値
（バッファ増巾器に加えられる直流バイアスが０Ｖであ
るときは零である）に基づいて、前記数１１の式のＹR
とＹIRを算出すると共に、その式に従った演算処理を一
定時間毎に行うことにより動脈血酸素飽和度を算出し
て、酸素飽和度表示器１９に、酸素飽和度を小数点以下
１桁まで表示するようにする。
【００４３】前述したように、透過光量が大きくて、バ
ッファ増巾器６に加える直流バイアスを大きくする場合
に、もし透過光量の脈波成分が小さいようなときには、
バッファ増巾器６の増巾度を上げたり、ライン２０を介
して制御信号を発光素子駆動電流増巾器１０に加えて発
光素子１およに２に加える駆動電流を増して発光量を増
すようにすると、算出される酸素飽和度の精度をさらに
上げることもできる。
ッファ増巾器６に加える直流バイアスを大きくする場合
に、もし透過光量の脈波成分が小さいようなときには、
バッファ増巾器６の増巾度を上げたり、ライン２０を介
して制御信号を発光素子駆動電流増巾器１０に加えて発
光素子１およに２に加える駆動電流を増して発光量を増
すようにすると、算出される酸素飽和度の精度をさらに
上げることもできる。
【００４４】また、前述した実施例では、透過光量が非
常に大きいか、小さいかする場合だけ、バッファ増巾器
に加える直流バイアスを調整してバッファ増巾の最適増
巾領域内にて増巾を行うようにしたのであるが、本発明
は、これに限らず、透過光量を常に監視して、バッファ
増巾器による増巾がその最適増巾領域の中心において行
われるように、常にそこに加えられる直流バイアスを調
整するようにしてもよい。また、この場合に、同時にバ
ッファ増巾器の増巾度を適当に調整したり、発光素子の
発光量を適当に調整するようにしてもよい。
常に大きいか、小さいかする場合だけ、バッファ増巾器
に加える直流バイアスを調整してバッファ増巾の最適増
巾領域内にて増巾を行うようにしたのであるが、本発明
は、これに限らず、透過光量を常に監視して、バッファ
増巾器による増巾がその最適増巾領域の中心において行
われるように、常にそこに加えられる直流バイアスを調
整するようにしてもよい。また、この場合に、同時にバ
ッファ増巾器の増巾度を適当に調整したり、発光素子の
発光量を適当に調整するようにしてもよい。
【００４５】
【発明の効果】本発明のパルスオキシメータは、動脈血
酸素飽和度を算出する重要なデータである透過光量を示
す受光信号を、常に最適増巾領域にて増巾することによ
り得ることができ、従って、常に、歪みのない精密なデ
ータに基づいて酸素飽和度を算出できるので、例えば、
小数点以下１桁までも正確に且つ安定に酸素飽和度を表
示させることができる。
酸素飽和度を算出する重要なデータである透過光量を示
す受光信号を、常に最適増巾領域にて増巾することによ
り得ることができ、従って、常に、歪みのない精密なデ
ータに基づいて酸素飽和度を算出できるので、例えば、
小数点以下１桁までも正確に且つ安定に酸素飽和度を表
示させることができる。
【００４６】このため、本発明のパルスオキシメータ
は、従来の酸素飽和度アラームとしては勿論、酸素療法
中の患者において動脈血酸素分圧の変化をより正確に把
握するのにも使用することが可能となり、その臨床応用
が広がる。
は、従来の酸素飽和度アラームとしては勿論、酸素療法
中の患者において動脈血酸素分圧の変化をより正確に把
握するのにも使用することが可能となり、その臨床応用
が広がる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例としてのパルスオキシメータ
の構成を示す概略ブロック図である。
の構成を示す概略ブロック図である。
【図２】図１のパルスオキシメータにおける種々なタイ
ミングクロックを示すタイミング図である。
ミングクロックを示すタイミング図である。
【図３】図１のパルスオキシメータにおいてバッファ増
巾器に直流バイアスを加えたときの生体透過光量の変化
例を示す図である。
巾器に直流バイアスを加えたときの生体透過光量の変化
例を示す図である。
【図４】酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ2 ）および還元ヘモ
グロビン（Ｈｂ）の各波長における吸光係数の変化を示
す図である。
グロビン（Ｈｂ）の各波長における吸光係数の変化を示
す図である。
【図５】パルスオキシメータにおける光電出力の脈波様
変動を示す図である。
変動を示す図である。
【図６】酸素飽和度と酸素分圧の関係を示す酸素解離曲
線を示す図である。
線を示す図である。
【図７】通常の生体透過光量の変化例を示す図である。
【図８】発光素子による光量を増加したときの生体透過
光量の変化例を示す図である。
光量の変化例を示す図である。
【図９】酸素飽和度と高酸素分圧の関係を示す酸素解離
曲線を示す図である。
曲線を示す図である。
１ 発光素子 ２ 発光素子 ３ 生体 ４ 受光素子 ５ 電流増巾器 ６ バッファ増巾器 ７ サンプル／ホールド回路 ８ アナログ−デジタル変換器 ９ タイミング発生回路 １０ 発光素子駆動用電流増巾器 １１ 直流バイアス発生器 １２ 直流バイアス増巾器 １３ 演算部−制御部及び記憶装置 １９ 酸素飽和度表示器
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/145
Claims (7)
- 【請求項１】 動脈血による波長が異なる２つの光に対
する吸光度を測定し、該測定値を演算処理することによ
り動脈血酸素飽和度を求める型のパルスオキシメータに
おいて、動脈血を通して受光部に前記波長の異なる２つ
の光をそれぞれ照射する発光部と、該受光部による受光
量に応じた受光信号と基準値との差を増巾するための受
光信号増巾部と、該受光信号増巾部からの増巾信号をサ
ンプリングしそのサンプル値を保持するためのサンプル
／ホールド回路部と、該サンプル／ホールド回路部によ
るサンプル値および前記基準値を記憶するための記憶部
と、前記受光信号増巾部への基準値を変えるための基準
値調整部と、前記受光信号を監視して、その受光信号の
大きさに応じて前記基準値調整部を制御して、前記基準
値を変化させて、前記受光信号の増巾が常に前記最適増
巾領域内で行われるようにする制御部と、前記記憶部に
記憶された各サンプル値および基準値に基づく演算処理
を一定時間毎に行うことにより動脈血酸素飽和度を求め
る演算部とを備えることを特徴とするパルスオキシメー
タ。 - 【請求項２】 前記制御部は、前記受光信号が前記受光
信号増巾部の最適増巾領域から外れる場合にのみ、前記
基準値調整部を制御して前記基準値を変化させる請求項
１記載のパルスオキシメータ。 - 【請求項３】 前記制御部は、前記基準値の変化と同時
に、前記発光部の発光量または前記受光信号増巾部の増
巾度を制御する請求項１または２記載のパルスオキシメ
ータ。 - 【請求項４】 前記サンプル／ホールド回路部によるサ
ンプル値をデジタル値に変換するためのアナログ−デジ
タル変換部を備えており、前記記憶部は、前記サンプル
値および基準値をデジタル値にて記憶する請求項１また
は２または３記載のパルスオキシメータ。 - 【請求項５】 前記発光部は、前記波長の異なる２つの
光を時分割的に交互に照射するように制御される請求項
１または２または３または４記載のパルスオキシメー
タ。 - 【請求項６】 前記演算部は、酸素飽和度表示器に少数
点以下１桁までの酸素飽和度を表示する請求項１または
２または３または４または５記載のパルスオキシメー
タ。 - 【請求項７】 前記波長の異なる２つの光は、赤色光と
近赤外光である請求項１または２または３または４また
は５または６記載のパルスオキシメータ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP04015540A JP3107630B2 (ja) | 1992-01-30 | 1992-01-30 | パルスオキシメータ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP04015540A JP3107630B2 (ja) | 1992-01-30 | 1992-01-30 | パルスオキシメータ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05207993A JPH05207993A (ja) | 1993-08-20 |
| JP3107630B2 true JP3107630B2 (ja) | 2000-11-13 |
Family
ID=11891633
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP04015540A Expired - Lifetime JP3107630B2 (ja) | 1992-01-30 | 1992-01-30 | パルスオキシメータ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3107630B2 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US11426103B2 (en) | 2008-07-03 | 2022-08-30 | Masimo Corporation | Multi-stream data collection system for noninvasive measurement of blood constituents |
| US11571150B2 (en) | 2020-10-24 | 2023-02-07 | Spectronix Inc. | Optical device, system and method for monitoring blood-borne chromophores |
| US11638532B2 (en) | 2008-07-03 | 2023-05-02 | Masimo Corporation | User-worn device for noninvasively measuring a physiological parameter of a user |
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| US7880626B2 (en) | 2006-10-12 | 2011-02-01 | Masimo Corporation | System and method for monitoring the life of a physiological sensor |
| US8374665B2 (en) | 2007-04-21 | 2013-02-12 | Cercacor Laboratories, Inc. | Tissue profile wellness monitor |
| JP4962234B2 (ja) * | 2007-09-12 | 2012-06-27 | コニカミノルタオプティクス株式会社 | パルスオキシメータ |
| US20090259116A1 (en) * | 2007-11-14 | 2009-10-15 | Yoram Wasserman | Method and Apparatus for Processing a Pulsatile Biometric Signal |
| JP5388891B2 (ja) * | 2009-02-09 | 2014-01-15 | 株式会社 タウザー研究所 | 血管脈波測定システム及び光を用いる物性特性測定システム |
| JP5195589B2 (ja) * | 2009-03-31 | 2013-05-08 | コニカミノルタオプティクス株式会社 | パルスオキシメータ |
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| US9839381B1 (en) | 2009-11-24 | 2017-12-12 | Cercacor Laboratories, Inc. | Physiological measurement system with automatic wavelength adjustment |
| GB2487882B (en) | 2009-12-04 | 2017-03-29 | Masimo Corp | Calibration for multi-stage physiological monitors |
| JP5568037B2 (ja) | 2011-03-11 | 2014-08-06 | 日本光電工業株式会社 | 心肺蘇生術モニタリング装置 |
| JP5455135B1 (ja) * | 2012-12-24 | 2014-03-26 | 卓 山口 | 血糖値ウォッチ装置 |
| JP5742884B2 (ja) * | 2013-05-31 | 2015-07-01 | 株式会社デンソー | 生体状態検出装置 |
| EP3769679A4 (en) * | 2018-03-20 | 2022-01-26 | Dynamic Brain Lab, LLC. | DEVICE FOR MEASURING BIOLOGICAL INFORMATION |
-
1992
- 1992-01-30 JP JP04015540A patent/JP3107630B2/ja not_active Expired - Lifetime
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| US11484230B2 (en) | 2008-07-03 | 2022-11-01 | Masimo Corporation | User-worn device for noninvasively measuring a physiological parameter of a user |
| US11484229B2 (en) | 2008-07-03 | 2022-11-01 | Masimo Corporation | User-worn device for noninvasively measuring a physiological parameter of a user |
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| US11642036B2 (en) | 2008-07-03 | 2023-05-09 | Masimo Corporation | User-worn device for noninvasively measuring a physiological parameter of a user |
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| US11647914B2 (en) | 2008-07-03 | 2023-05-16 | Masimo Corporation | User-worn device for noninvasively measuring a physiological parameter of a user |
| US11571150B2 (en) | 2020-10-24 | 2023-02-07 | Spectronix Inc. | Optical device, system and method for monitoring blood-borne chromophores |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH05207993A (ja) | 1993-08-20 |
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