JP3124073B2 - Blood oxygen saturation monitoring device - Google Patents

Blood oxygen saturation monitoring device

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JP3124073B2
JP3124073B2 JP24058491A JP24058491A JP3124073B2 JP 3124073 B2 JP3124073 B2 JP 3124073B2 JP 24058491 A JP24058491 A JP 24058491A JP 24058491 A JP24058491 A JP 24058491A JP 3124073 B2 JP3124073 B2 JP 3124073B2
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リューベン・ダヴリュ・エドガー
ロナルド・エル・ブランズテッター
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日本コーリン株式会社
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Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [0001]

【産業上の利用分野】本発明は生体動脈血の酸素飽和度の測定に使用され得るモニタ装置に関し、特に、信号アーチファクトの影響を受けない血液酸素飽和度を測定す The present invention relates to an monitor equipment that may be used to measure oxygen saturation of the living arterial, especially, to measure the blood oxygen saturation that is not affected by signal artifacts
る装置に関する。 That on the equipment.

【0002】 [0002]

【従来の技術】ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとは異なる光吸収スペクトルを示し、光学オキシメータは、吸収スペクトルにおけるこの差を基本原理として利用することにより構成される。 Show different light absorption spectra of the Related Art hemoglobin and oxyhemoglobin, optical oximeter is constructed by utilizing the difference in absorption spectrum as basic principle. 光学的技法により血中酸素飽和度の測定を行う現在入手可能なオキシメータの殆どは透過型である。 It is a transmission Most currently available oximeter for measuring the blood oxygen saturation by optical techniques. それらの装置は、指ないし耳たぶ等の生体の突起部に光を透過させ、その突起部の一方の側に透過した光とその反対側で検出される光とを比較することにより、酸素飽和度を決定する。 These devices, by comparing projections of living body such as a finger or an ear lobe by transmitting light to the light transmitted through the one side of the protrusion and the light detected at the opposite side, oxygen saturation to determine. しかし透過型測定法の大きな問題は、光の透過を許容する程度に充分に薄い生体部分でしか使用できないことである。 However major problem of transmission measurement is that it can only be used in sufficiently thin biological part to the extent that allows the transmission of light. 近年、反射光を利用して血液酸素飽和度を測定する反射型オキシメータの開発に関心が集まっている。 Recently, there has been interest in developing reflective oximeter for measuring blood oxygen saturation using reflected light. 反射型オキシメータは、透過型の測定に適さない生体部分においても血液酸素飽和度の測定が可能な点で有利である。 Reflective oximeter has the advantage that can measure blood oxygen saturation even in a biological moiety that is not suitable for the measurement of the transmission type.

【0003】血液酸素飽和度の測定に血液の光学的性質を利用する種々の方法および装置が従来の特許文献に開示されている。 [0003] Various methods and apparatus utilizing optical properties of the blood for measurement of blood oxygen saturation are disclosed in the prior patent documents. 透過型の測定法を採用する代表的な装置が、例えば、米国特許第4,586,513号、第4, Representative apparatus employing a transmission type measuring method, for example, U.S. Pat. No. 4,586,513, 4,
446,871号、第4,407,290号、第4,2 No. 446,871, No. 4,407,290, No. 4, 2
26,554号、第4,167,331号、第3,99 No. 26,554, No. 4,167,331, No. 3,99
8,550号等に見える。 It appears to 8,550 No. such as. また、反射型の測定装置および技法が、例えば、米国特許第4,447,150号、 The measurement apparatus and techniques of the reflection type, for example, U.S. Pat. No. 4,447,150,
第4,086,915号、第3,825,342号等に開示されている。 No. 4,086,915, are disclosed in No. 3,825,342 and the like. 反射型オキシメータの設計原理に関する理論的考察が、イツァーク・メンデルスン(Yitzhak Theoretical Study design principles of the reflective oximeter, Itzhak Menderusun (Yitzhak
Mendelson )の“動脈酸素飽和度の非観血測定のための経皮反射オキシメータ装置の理論および開発”(出版された博士論文,第8329355号,ユニヴァーシティ・マイクロフィルムズ,アナーバー,ミシガン州,19 "Theory and development of a transdermal reflection oximeter apparatus for non-invasive measurement of arterial oxygen saturation" of Mendelson) (published doctoral thesis, No. 8,329,355, Salt Lake City micro Films, Ann Arbor, Michigan, 19
83年)に示されている。 It has been shown in 83 years). また、血液の光学的性質についての理論的考察が、ナラヤナン・R. In addition, theoretical discussion of the optical properties of blood, Narayanan · R. ピシャロティ(Narayanan R. Pisharoty)の“血液による光学的散乱(optical scattering)”(出版された博士論文,第7 Pisharoti "optical scattering by blood (optical scattering)" (Narayanan R. Pisharoty) of (published doctoral thesis, 7
124816号,ユニヴァーシティ・マイクロフィルムズ,アナーバー,ミシガン州,1971年)に見える。 Nos. 124816, Salt Lake City micro Films, Ann Arbor, Michigan, appear in 1971).
さらに、血液その他の試料中における光のふるまいを分析した理論的研究が数多く開示されている。 Furthermore, theoretical studies have been disclosed a number of analysis of the behavior of light in the blood and other samples. その一部を簡単に紹介すると、ポール・クベルカ(Paul Kubelka) When you introduce some simple, Paul Kubelka (Paul Kubelka)
の“光を強く散乱させる試料の光学的性質についての諸考察−パート1”(ジャーナル・オブ・ザ・オプティカル・ソサイアティ・オブ・アメリカ,第38巻,第5 Of "various discussion of the optical properties of the sample to scatter light strongly - Part 1" (Journal of The Optical Society of America, Vol. 38, No. 5
号,5月,1948年)、R. Nos., May, 1948), R. J. J. ズドロジコウスキ(RJZdrojkowski )とN. Zudorojikousuki (RJZdrojkowski) and N. R. R. ピシャロティの“血液による光学的透過および反射”(IEEEトランザクション・オン・バイオメディカル・エンジニアリング,B "Optical transmission and reflection by blood" of Pisharoti (IEEE Transaction on Biomedical Engineering, B
ME−17巻,第2号,4月,1970年)がある。 ME-17 Vol., No. 2, April, there is a 1970).

【0004】 [0004]

【発明が解決しようとする課題】一般に、反射型オキシメータによって測定されるパルスの振幅は、その反射信号強度全体の1%弱に過ぎない。 Generally [SUMMARY OF THE INVENTION], the amplitude of the pulse as measured by a reflection type oximeter, only less than 1% of the total reflected signal intensity. 従って、パルス振幅の測定精度が悪いと、結果として、血液酸素飽和度の測定が不精確となる。 Therefore, the measurement accuracy of the pulse amplitude is poor, as a result, the measurement of blood oxygen saturation is inaccurate. パルス振幅の測定誤差は、測定される信号波形に上向きもしくは下向きのトレンドが含まれる場合に生じやすい。 Measurement error of pulse amplitude tends to occur when included upward or downward trends in the measured signal waveform. 検出された信号波形に平均して上向きのトレンドが含まれる場合には、その波形のパルス振幅が実際より小さくなり、逆に、検出された信号波形に平均して下向きのトレンドが現れる場合には、パルスの振幅が実際より大きくなる傾向がある。 If it contains an upward trend in average detected signal waveform, the pulse amplitude of the waveform is actually smaller than, conversely, if the downward trend on average detected signal waveform appears at , there is a tendency that the amplitude of the pulse is larger than it actually is. 従来の装置では、信号波形に上向きもしくは下向きのトレンドが含まれる場合にもこれをそのまま利用するので、パルス振幅の測定精度が低下する傾向があり、その結果、それらのパルスからの血液酸素飽和度の算出が不精確となっていた。 In a conventional apparatus, since it utilizes the same even when the signal waveform includes an upward or downward trend, there is a tendency that the measurement accuracy of the pulse amplitude is reduced, as a result, the blood oxygen saturation from the pulses calculation of has been a inaccurate. 以下に詳しく記載されるように、本発明の装置はこれらの問題を解決する。 As described in detail below, equipment of the present invention solves these problems.

【0005】本発明は、患者の血液酸素飽和度を精度よく測定することができる非観血オキシメータを提供することである。 [0005] The present invention is to provide a non-invasive oximeter that can accurately measure the blood oxygen saturation of the patient. 本発明においては、患者の動脈血の酸素飽和度が、ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンの光吸収スペクトルの差を利用する非観血光学技法によって決定される。 In the present invention, the oxygen saturation of the patient's arterial blood is determined by non-invasive optical techniques utilizing the difference in light absorption spectra of hemoglobin and oxyhemoglobin.

【0006】 [0006]

【課題を解決するための手段】本発明の最も基本的な構成には、(a) 患者の動脈血を波長の異なる2種類の光で照射する光源と、(b) 前記血液に到達後の光の強度を測定する検出手段と、(c) その光強度と所定の酸素飽和度基準曲線とを相関させることにより患者の血液酸素飽和度を決定する手段とが含まれる。 The most basic configuration of the Summary of the present invention, light source, the light after reaching the (b) the blood to be irradiated in two light beams of different wavelengths (a) the patient's arterial blood detection means for the intensity of the measuring includes means for determining the blood oxygen saturation of a patient by correlating the (c) the light intensity and a predetermined oxygen saturation reference curve. 光源の一方から出る光の波長は、それに対するヘモグロビンと酸化ヘモグロビンの吸光係数が実質的に異なるものが用いられる。 One wavelength of light emitted from the light source, the absorption coefficient of hemoglobin and oxyhemoglobin with respect to it that substantially different is used. 本装置によって検出される光信号には、各波長の光の交流(AC)成分と直流(DC)成分とが含まれる。 The optical signal detected by the apparatus include a direct current (DC) component and an AC of light of each wavelength (AC) component. 各波長でのAC,DC両成分に基づいて振幅比が決定される。 AC at each wavelength, the amplitude ratio is determined based on the DC both components.
そしてこの振幅比が酸素飽和度基準曲線と相関させられて、患者の動脈血液酸素飽和度が決定される。 The amplitude ratio is correlated with the oxygen saturation reference curve, the arterial blood oxygen saturation of the patient is determined. 上記光信号のAD成分は、振幅比の算出に用いられる前に、その上向きまたは下向きの傾きの影響が信号補正手段により除去される。 AD component of the optical signal, before being used for the calculation of the amplitude ratio, the influence of the upward or downward inclination is removed by the signal correction means.

【0007】 [0007]

【作用および発明の効果】本発明の装置は、パルス信号を処理してその信号波形に含まれるトレンドの影響を除くことにより、そのトレンドに関係した従来の問題を解決する。 Equipment of the operation and effect of the present invention, by excluding the influence of trends included in the signal waveform by processing the pulse signal, to solve the conventional problems related to the trend. 血液酸素飽和度の算出に使用されるパルス振幅信号から上向きもしくは下向きのトレンドの影響が除去され、それにより血液酸素飽和度の決定精度が飛躍的に向上する。 Effect of the upward or downward trend from the pulse amplitude signal which is used to calculate the blood oxygen saturation is eliminated, thereby determining the accuracy of the blood oxygen saturation is remarkably improved. 本発明におけるトレンド補正法には、(a) Trend correction method of the present invention, (a)
今回のパルス信号と前回のパルス信号の各々について、 For each of the current pulse signal and the previous pulse signal,
最低血圧−最高血圧信号間区間時間とメジアンパルス振幅とを算出する工程と、(b)トレンドの傾斜率を第1 Diastolic blood pressure - a step of calculating the interval time and the median pulse amplitude between systolic signal, a ramp rate of (b) Trends first
の量と第2の量の比として算出する工程と、上記第1の量は今回のメジアン信号と前回のメジアン信号との差として計算され、上記第2の量は今回の最低血圧−最高血圧信号間区間時間と前回の最低血圧−最高血圧信号間区間時間との差として計算される、(c)今回測定された最高および最低血圧信号値からトレンド量を減ずることによりそれら最高および最低血圧信号値を補正する工程と、上記トレンド量は前記トレンド傾斜率と今回のパルスの最低血圧−最高血圧信号間区間時間との積である、 Systolic - diastolic blood pressure of the quantity and the step of calculating as the ratio of the second amount, the first amount is calculated as the difference between the current median signal and the previous median signal, said second amount of time signal between the interval time and the previous minimum blood pressure - is calculated as the difference between the interval time between the systolic blood pressure signal, (c) their highest and lowest blood pressure signal by subtracting the trend value from the current measured maximum and minimum blood pressure signal values a step of correcting the values, the trend amount diastolic blood pressure of the trend ramp rate and current pulse - which is the product of the time systolic signals between sections,
の各工程が含まれる。 It includes the steps of.

【0008】 [0008]

【実施例】図1には、本発明の実施例としての非観血血液酸素飽和度モニタ装置10が示されている。 DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS FIG. 1, there is shown a non-invasive blood oxygen saturation monitoring device 10 as an embodiment of the present invention. 検出プローブ12が患者の組織14上に置かれることにより、2 By detecting probe 12 is placed on the patient's tissue 14, 2
個の発光ダイオード(LED)16,18から交互に出た光が組織14の動脈血によって反射され、その反射光が光検出器20によって検出される。 Light emitted from the pieces of light emitting diodes (LED) 16, 18 are alternately reflected by arterial tissue 14, and the reflected light is detected by the photodetector 20. 本実施例においては、第1のLED16が660nmの波長の光(赤色光)を出し、第2のLED18が900nmの波長の光(赤外光)を出す。 In the present embodiment, the first LED16 issues a 660nm wavelengths of light (red light), the second LED18 issues light of a wavelength of 900 nm (infrared light). しかし本発明は、光源から出る光の波長について何ら限定されない。 However, the present invention is not limited in any way for the wavelength of light emitted from the light source. ただし、本発明が有効に機能するためには、2つの光源16,18の一方から出でる光の波長は、それに対するヘモグロビンと酸化ヘモグロビンの吸光係数が実質的に異なるものが用いられる必要がある。 However, for the present invention to function effectively, the wavelength of the output is in the light from one of the two light sources 16, 18, it is necessary to use extinction coefficient of hemoglobin and oxyhemoglobin with respect to those substantially different it . 光検出器20は、組織14で動脈血によって反射させられ直流(DC)と交流(AC)の両成分を同時に含む光に対応する電気信号を出力する。 Photodetector 20 outputs an electrical signal corresponding to light containing both components of the AC and DC are to be reflected (DC) by arterial blood in the tissue 14 (AC) simultaneously.

【0009】図2は、各波長の反射光について、光検出器20が出力するパルス信号の波形の典型例を示すグラフであり、図3と図4はそれぞれ上向きと下向きの傾きを持つパルス振幅信号を示すグラフである。 [0009] Figure 2, the reflected light of each wavelength, a graph showing a typical example of the waveform of the pulse signal light detector 20 outputs a pulse amplitude, respectively 3 and 4 has an upward and downward inclination is a graph showing the signal. 前記のように、これらの傾きはパルス振幅の測定精度を損ない、それにより組織14の血液酸素飽和度の測定精度を損なう。 As noted above, these slopes impair the measurement accuracy of the pulse amplitude, thereby compromising the measurement accuracy of the blood oxygen saturation of the tissue 14. 本発明においては、検出された信号に含まれるこのようなトレンドの影響が信号トレンド補正装置22によって除かれる。 In the present invention, the influence of such a trend that is included in the detected signal is removed by the signal trend correcting device 22. 信号トレンド補正装置22は後述のトレンド補正方法を実行する。 Signal trend correcting unit 22 performs a trend correction method described below.

【0010】光検出器20からの出力信号はトレンド補正装置22によって補正された後、各波長の光について適当なフィルタ24によって処理されることにより、A [0010] After the output signal from the photodetector 20 is corrected by the trend correction device 22, by being processed by a suitable filter 24 for light of each wavelength, A
CとDCの両電圧成分に各々分離される。 Are each separated into two voltage components of C and DC. 各波長についてのAC,DC両電圧信号はその後電圧振幅比決定回路26によって処理されて各反射光信号のAC/DC比に対応する信号とされ、各波長についてのこのAC/DC AC for each wavelength, DC both voltage signal is the subsequent voltage amplitude ratio determination circuit is processed by 26 signal corresponding to AC / DC ratio of the reflected optical signal, the AC / DC for each wavelength
比を用いて最終的な複合比(composite ratio )が求められる。 Final composite ratio (composite ratio) is calculated using the ratio. そしてこの複合的な電圧振幅比を表す信号がマイクロプロセッサ28に供給される。 The signal representing this complex voltage amplitude ratio is supplied to the microprocessor 28. マイクロプロセッサ28はプログラムメモリ30に記憶されたアルゴリズムと所定のデータ基準曲線に従って血液酸素飽和度を算出する。 Microprocessor 28 calculates the blood oxygen saturation in accordance with a predetermined data criterion curve and stored algorithm in the program memory 30. こうして決定された血液酸素飽和度は適当な表示器32上に表示される。 Blood oxygen saturation determined in this way is displayed on a suitable display 32.

【0011】以下、パルス振幅を決定するためのトレンド補正方法について詳述する。 [0011] will be described in detail below trend correction method for determining the pulse amplitude. 図2は、光検出器20によって検出されるパルス振幅信号の典型例を示すグラフである。 Figure 2 is a graph showing a typical example of the pulse amplitude signal detected by the photodetector 20. この信号は組織14から反射された光を表し、 This signal represents the light reflected from the tissue 14,
その極大値に対応する時間が心臓の弛緩期(最低血圧) Diastolic of time the heart corresponding to the maximum value (diastolic blood pressure)
に相当し、他方、その極小値に対応する時間が心臓の収縮期(最高血圧)に相当する。 Corresponds to the other, the time corresponding to the minimum value corresponds to a cardiac systolic (maximum blood pressure).

【0012】パルス検出ウィンドウ(各パルスの最小値と最大値を特定するために使用される検査ウィンドウ) [0012] pulse detection window (inspection window that is used to identify the minimum and maximum values ​​of each pulse)
は、次回のパルスの予想される最低血圧−最高血圧信号間区間時間であり、例えば、図2ではt3−t4の区間時間に相当する。 The lowest blood pressure is expected the next pulse - a section time between systolic signal, for example, corresponds to the interval time in FIG. 2, t3-t4. このように、本モニタ装置においては、光検出器20からのチャネルを通して送られてくる信号波形の前回のパルスの最大値および最小値が認識され、かつ、今回のパルスの最大値(最低血圧時間)からのデータサンプリング時間が少なくとも前記パルス検出ウィンドウと同一時間に達するまでは当該信号波形を一個のパルスとして認識しない。 Thus, in the present monitoring device, the previous maximum and minimum values ​​of the pulse of the signal waveform transmitted through the channel from the photodetector 20 is recognized, and the maximum value (diastolic blood pressure time of the current pulse ) from the data until the sampling time reaches at least the pulse detection window and the same time does not recognize the signal waveform as a single pulse. その結果、本装置において決定される信号の最小値は実際の最高血圧に対応し、 As a result, the minimum value of the signal determined in the present apparatus corresponds to the actual systolic blood pressure,
体動,電気ノイズ等のアーチファクトによるものでないことが保証される。 Body movement, it is guaranteed not due artifacts such as electrical noise. このパルス検出ウィンドウが小さすぎ(短すぎ)れば、アーチファクトを誤ってパルスと認識してしまう可能性があり、逆に大きすぎ(長すぎ)ると、1つのウィンドウ内で2個以上のパルスが発生して結局どのパルスも認識できなくなる。 The pulse detection window is too small (too short) lever, there is a possibility that recognizes the pulse accidentally artifacts and Ru conversely too large (too long), two or more pulses within one window but any pulse also can not be recognized eventually occurred.

【0013】従来の装置の多くは、各パルスの直前のパルスについての最低血圧−最高血圧信号間区間時間(心臓の弛緩と収縮の間の時間量)をその次に発生するパルスのための検出ウィンドウの算出に利用してきた。 [0013] Many conventional devices, the diastolic blood pressure of the immediately preceding pulse of each pulse - detection for pulse generated systolic signal between the interval time (amount of time between the relaxation and contraction of the heart) to the next It has been used to calculate the window. 例えば、図2において、第1の区間時間t1−t2を利用して、次回のパルスの予想される最低血圧−最高血圧信号間区間としてt3−t4が決定される。 For example, in FIG. 2, by using the first interval time t1-t2, the diastolic blood pressure is expected the next pulse - t3-t4 as the systolic blood pressure signal between intervals is determined. 従って、第1の区間時間t1−t2の決定の際に仮に最低もしくは最高血圧時間の認識を誤ると、次回のパルスのための検出ウィンドウを間違って予想してしまい、当該パルスを見逃すかないしは誤って認識してしまう可能性がある。 Therefore, if that incorrect recognition of the minimum or systolic time in the determination of the first period time t1-t2, will expect incorrectly detection window for the next pulse, or miss the pulse or there is a possibility that is recognized by mistake.

【0014】また、直前に認識されたパルスの最低血圧−最高血圧信号間区間時間をその次のパルスのための検出ウィンドウの決定に利用する従来のパルス検出技法は、信号アーチファクトの影響を受けやすい。 [0014] In addition, the recognized pulse diastolic blood pressure of just before - conventional pulse detection techniques to be used to determine the detection window for the next the interval time between the systolic blood pressure signal pulse is susceptible to signal artifacts . アーチファクトが誤ってパルスと認識されると、間違った最低血圧−最高血圧信号間区間時間が新しいパルス検出ウィンドウのために使われ、そのために、アーチファクトばかりを検出して真のパルスを見逃してしまう結果になりやすい。 When the artifact is recognized as pulse by mistake, wrong diastolic blood pressure - is used for the systolic blood pressure signal between the interval time a new pulse detection window, the results for the, miss the true pulse is detected the only artifact prone to. 本実施例においては、直前の4個のパルスについての最低血圧−最高血圧信号間区間時間の平均値が、次のパルスのための検出ウィンドウを決定するために用いられる。 In the present embodiment, a diastolic blood pressure of four pulses of the immediately preceding - the average value of the systolic blood pressure signal between interval time is used to determine the detection window for the next pulse.

【0015】パルス振幅とは、光検出器20によって検出された信号波形のAC成分をいう。 [0015] The pulse amplitude refers to the AC component of the detected signal waveform by the photodetector 20. 例えば、図2において区間t1−t2におけるパルス振幅はa 1 −a 2である。 For example, the pulse amplitude in the interval t1-t2 in FIG. 2 is a 1 -a 2. 本装置においては、パルス振幅の上限値と下限値が、既に検出された少なくとも1個のパルスからのパルス振幅情報を利用して算出される。 In this apparatus, the upper limit value and the lower limit value of the pulse amplitude is already calculated using pulse amplitude information from at least one pulse has been detected. 本装置は、パルス波形の振幅がこれら上下の限界値の範囲内にない場合には、当該波形をパスルとして認識しない。 This device, when the amplitude of the pulse waveform is not within the upper and lower limit values ​​does not recognize the waveform as Pasuru. その結果、正しいタイミングで入ってきたアーチファクトや、アーチファクトによってつぶされたパルスを正規のパルスとして採用することを防いでいる。 As a result, it prevents artifacts and which came at the right time, to adopt pulses crushed by artifacts as normal pulse. パルス振幅の上下の限界値が互いに極めて近い値をとる場合には、真のパルスであってもそれらの振幅が当該範囲に入らず、そのために多くの正しいパルスが見逃されることになり、パルス振幅の上下の限界値が大きく隔たっている場合には、排除されるべき偽のもしくは潰れたパルスが採用されてしまう。 If the limit value of the upper and lower pulse amplitude takes a value extremely close to each other, will be their amplitudes be true pulse does not enter into this range, a number of correct pulse for the missed, pulse amplitude If the limit value of the upper and lower are spaced largely, or collapsed pulses false should be excluded from being adopted.

【0016】従来の多くの装置では有効なパルスを排除してしまうことがあるが、これはパルス振幅の上下の限界値の間隔が狭すぎるためである。 [0016] sometimes the conventional many devices would eliminate a valid pulse, but this is because the spacing between the limit values ​​of the upper and lower pulse amplitudes is too narrow. さらに、不適当なパルスを間違って真のパルスと認識し、これを次のパルス振幅のための上下の限界値の決定に使用することがある。 Furthermore, it may be used to recognize a true pulse incorrectly improper pulse, this to determine the upper and lower limit values ​​for the next pulse amplitude. それに対して本実施例は、次回のパルスのためのパルス振幅の上下の限界値を算出するためにその直前の4 This embodiment whereas, immediately before to calculate the limit values ​​of the upper and lower pulse amplitude for the next pulse 4
個のパルス振幅の平均値と以下の関係式を用いることによって、これらの問題を解決した。 By using the following relationship between the average value of the number of pulse amplitude, we have solved these problems. パルス振幅の下限値=パルス振幅の平均値/3.0 パルス振幅の上限値=パルス振幅の平均値×3.0 上記の式中に使用されている換算率(sale factor)の3.0という数字は、1.5〜5.0の範囲内の複数の換算率を用いて得られたデータを比較検討することによって選定された。 That 3.0 pulse amplitude limit value = pulse amplitude average value /3.0 pulse amplitude upper limit = pulse amplitude average value × 3.0 the conversion factor used in the formulas of the of the (sale factor) numbers, has been selected by weighing the data obtained using a plurality of conversion rates in the range of 1.5 to 5.0. 当該換算率の値が小さくなるほど多くの真のパルスが排除され、その値が大きくなるほど多くの不適当なパルスが採用されてしまう。 The value of the conversion factor is eliminated so many true pulse decreases, many improper pulse as its value increases from being adopted. 一般に、換算率が約3.0のとき、真のパルスの採用率が最も高くかつ不適当なパルスの混入率が最も低くなることが確認された。 In general, when the conversion ratio is about 3.0, the highest and inadequate pulse contamination rate of adoption rate of true pulse that is the lowest was confirmed.

【0017】本実施例においては、プログラムメモリ3 [0017] In the present embodiment, the program memory 3
0に記憶されたアルゴリズムを利用して血液酸素飽和度(SaO 2 )が算出される。 Using the stored algorithms 0 blood oxygen saturation (SaO 2) is calculated. このアルゴリズムは、血液酸素飽和度を、2種類の波長の光の各反射光強度から得られる比に基づいて決定する。 This algorithm, a blood oxygen saturation is determined based on the ratio obtained from two respective reflected light intensity of the light wavelength. 以下、経験的に導かれた関係式を示す。 Below, it shows the empirically derived relationship equation. SaO 2 =A+B×〔(パルス振幅/メジアン信号) red SaO 2 = A + B × [(pulse amplitude / median signal) red /
(パルス振幅/メジアン信号) infrared 〕 但し、AおよびBは経験的に得られる定数であり、添字のredinfraredはそれぞれ赤色光,赤外光であることを示す。 (Pulse amplitude / median signal) infrared] However, A and B are constants obtained empirically, subscript red, respectively infrared red light, indicating that the infrared light.

【0018】経験的定数Aは数学的に導かれ、その例がエドガ(Edgar )Jr. [0018] The empirical constant A is mathematically derived, an example of which Edoga (Edgar) Jr. らの米国特許第4,714,0 Luo US Patent No. 4,714,0
80号やブランステッタ(Branstetter )らの米国特許第4,796,636号に開示されている。 80 No. and Buransutetta (Branstetter) et al is disclosed in U.S. Patent No. 4,796,636. これらの内容は本明細書の一部を構成するものとする。 These contents of which constitute a part of this specification. 例えば、定数Aは以下の等式から算出され得る。 For example, the constant A may be calculated from the following equation. A=〔(K BDr )/(35H BDr (W Or A = [(K B W Dr) / ( 35H B K Dr (W Or -
Rr ))〕+〔W Rr /(W Rr −W Or )〕 但し、K Bは血液による散乱 K Drは波長660nmでの最低血圧時における組織と血液による散乱 H Bはヘモグロビンを含む血液体積の変化(fraction) W Drは波長660nmでの最低血圧時における組織と血液による吸収 W Rrは波長660nmでの還元ヘモグロビンの吸率 W Orは波長660nmでの酸化ヘモグロビンの吸率 上記の式の第1項の値は極めて小さく、従ってこれを無視して計算しても定数Aの精度にそれほど影響しない。 W Rr))] + [W Rr / (W Rr -W Or ) ] However, the blood volume K B, including a scattering H B hemoglobin by tissue and blood scattering K Dr by blood during the diastolic blood pressure at a wavelength of 660nm change (fraction) W Dr absorption by tissue and blood during the diastolic blood pressure at a wavelength of 660nm W Rr is absorption light rate above formula oxyhemoglobin in absorption light ratio W Or wavelength 660nm of the reduced hemoglobin at the wavelength 660nm the first term value is very small and therefore does not significantly affect the accuracy of the constant a may be calculated by ignoring them.
第2項は、波長660nm(赤色)等の既知の波長での酸化および還元ヘモグロビンの吸光率のみから成っている。 The second term consists of only the extinction coefficient of the oxidation and reduced hemoglobin in the known wavelength such as a wavelength 660 nm (red). これらの値は血液を照射する光の波長に関係する既知の定数である。 These values ​​are known constant related to the wavelength of light illuminating the blood. 従って、定数Aは上記の第2項中の吸光度W Rr ,W Orに具体的な数字をあてはめることによって算出される。 Therefore, the constant A is calculated by fitting the concrete numbers absorbance W Rr, W Or in 2 above. 例えば、660nmの光の場合には、W For example, in the case of 660nm of light, W
Rrが1.732であり、W Orが0.211であるので、 Rr is 1.732, since W Or is a 0.211,
これらの値を上記の式の第2項に代入すると、定数Aは112%と計算される。 Substituting these values ​​into the second term of the above formula, the constant A is calculated and 112%.

【0019】経験的定数Bは、98%等の既知の酸素飽和度を有する少なくとも1人の患者に本モニタ装置をキャリブレートすることによって経験的に決定される。 [0019] Empirical constant B is determined empirically by calibrating the present monitoring apparatus in at least one patient having a known oxygen saturation, such as 98%.

【0020】その他の実施態様として、血液酸素飽和度を算出する経験式は、前記のようにメジアンパルス信号を利用する代わりに平均パルス信号に基づいてもよい。 [0020] As another embodiment, empirical formula for calculating blood oxygen saturation may be based on the average pulse signal instead of using a median pulse signal as described above.
平均パルス信号に基づく計算によっても精確な結果を得ることができるが、ただし、マイクロプロセッサ28において平均化アルゴリズムを実行することは望ましくない。 Although it is possible to obtain accurate results by calculation based on the average pulse signal, however, possible to perform an averaging algorithm in the microprocessor 28 it is not desirable.

【0021】一般に、光検出器20によって検出されるパルス振幅は反射信号強度全体の1%弱に過ぎない。 [0021] Generally, the pulse amplitude detected by the light detector 20 is only less than 1% of the total reflected signal intensity. 従って、パルス振幅の測定誤差はそれがたとえ小さなものであっても血液酸素飽和度の算出を不精確にする。 Therefore, a measurement error of pulse amplitude it Even a small one to inaccurate calculation of blood oxygen saturation. パルス振幅の測定における誤差は、信号波形の大きさに上向きもしくは下向きの傾きが含まれている場合に生じ得る。 Error in the measurement of the pulse amplitude may occur if it contains up or down the slope to the magnitude of the signal waveform. 信号波形のメジアン(または平均)信号が上向きの傾きを含むときには、当該波形のパルス振幅は実際よりも小さくなる。 When median (or mean) signals of the signal waveform includes an upward slope, the pulse amplitude of the waveform is actually smaller than. 図3のグラフはこのことを示しており、 Graph in Figure 3 shows that this,
実際のパルス振幅のほうが検出されたパルス振幅よりも大きいことがわかる。 It is found greater than the actual pulse amplitude is detected more of the pulse amplitude. 同様に、信号波形のメジアン信号が下向きの傾きを含むときには、当該波形のパルス振幅は実際よりも大きくなる。 Similarly, when the median signal of the signal waveform includes a downward slope, the pulse amplitude of the waveform is larger than the actual. この現象は図4のグラフに示されている。 This phenomenon is shown in the graph of FIG.

【0022】従来の装置の多くは、信号波形が上向きもしくは下向きの傾きを含む場合にも、当該波形のパルス振幅をそのまま利用するので不精確な結果となり、そのために、それらのパルスに基づく血液酸素飽和度の算出も不精確なものとなっていた。 [0022] Many conventional apparatus, when the signal waveform includes an upward or downward slope also becomes inaccurate results because it utilizes the pulse amplitude of the waveform, in order that the blood oxygen based on the pulses calculation of saturation also has become a thing inaccurate. 本モニタ装置は、信号波形に含まれる上向きもしくは下向きの傾きの影響を除くことによって、前記の問題を解決する。 This monitoring device, by excluding the influence of the upward or downward slope in the signal waveform, to solve the above problems. 本実施例では、 In this embodiment,
信号波形の中の最低血圧時と最高血圧時に対応する信号値を以下のように補正する。 A signal value corresponding to the time of minimum blood pressure at the systolic blood pressure in the signal waveform is corrected as follows. 最初に、各パルスの区間の平均時間を求める。 First, an average time for each pulse interval. 区間平均時間=(最低血圧時+最高血圧時)/2 次に、各区間におけるメジアン信号を計算する。 Interval average time = (time minimum blood pressure at + systolic) / 2 Next, calculate the median signal in each section. メジアン信号=(最低血圧信号値+最高血圧信号値)/ The median signal = (diastolic blood pressure signal value + systolic blood pressure signal value) /
2 これらから、トレンド傾斜率を以下のように計算する。 2 From these, calculates the trend ramp rate as follows. トレンド傾斜率=(今回のメジアン信号−前回のメジアン信号)/(今回の区間平均信号−前回の区間平均信号) 最高血圧信号値および最低血圧信号値は以下のように補正される(但し、添字correctmeasuredはそれぞれ補正値,測定値を示す。以下同じ)。 Trend ramping rate = (current median signal - the previous median signal) / (current interval average signal - the previous interval average signal) systolic signal value and the diastolic blood pressure signal values ​​are corrected as follows (where the subscript correct, each measured correction value, indicating the measured values. hereinafter the same). 最高血圧信号値correct =最高血圧信号値measured Systolic blood pressure signal value correct = systolic blood pressure signal values measured -
(トレンド傾斜率*最低血圧−最高血圧信号間区間時間) 最低血圧信号値correct =最低血圧信号値measured (Trends ramp rate * diastolic blood pressure - interval time between systolic signal) diastolic blood pressure signal values correct = diastolic blood pressure signal value Measured +
(トレンド傾斜率*最低血圧−最高血圧信号間区間時間) 最後に、パルス振幅が以下のように補正される。 (Trends ramp rate * diastolic blood pressure - interval time between systolic signal) Finally, the pulse amplitude is corrected as follows. パルス振幅correct =最低血圧信号値correct −最高血圧信号値correct Pulse amplitude correct = diastolic blood pressure signal value correct - the systolic blood pressure signal value correct

【0023】上記のトレンドの影響を除く操作によって、信号波形の各パルス振幅の測定精度が向上し、その結果、本モニタ装置による血液酸素飽和度の測定精度が顕著に向上する。 [0023] By operation of removing the influence of the trend to improve the measurement accuracy of each pulse amplitude of the signal waveform, as a result, the measurement accuracy of the blood oxygen saturation by the monitoring apparatus is remarkably improved. もっとも、信号波形のトレンド変化が極めて急激な場合(例えば、2〜3パルス程度しか継続しない場合)には、上記のトレンド除去操作の結果却って生のデータを歪めてしまうことがある。 However, if the trend change in the signal waveform is very rapid (e.g., if only 2 to 3 pulses not continue), the it may distort the results rather raw data of the trend removal operation.

【0024】上記のような問題を防止するための1つの方法は、各パルスについて、トレンド除去操作を受けなければ採用されたはずであるのにも関わらず当該操作を受けたために除去されるべきであるとされたパルス振幅については、元の“当該操作を受けない状態の”最低血圧信号値および最高血圧信号値を採用することである。 [0024] One to prevent problems such as the method, for each pulse, to be removed to also undergo the operation regardless of which should have been adopted to undergo a detrending operation for is the pulse amplitude at, it is to employ a minimum blood pressure signal values ​​and the systolic blood pressure signal values ​​"in the state not subjected to the operation" original.
例えば、トレンド除去操作を受けたパルスの振幅がパルス振幅の上限値もしくは下限値を超えたにも関わらず、 For example, despite the amplitude of the pulses received a detrending operation exceeds the upper limit value or lower limit value of the pulse amplitude,
トレンド除去操作を受ける前のパルス振幅は何れの限界値も超えない場合には、血液酸素飽和度の算出を後者のトレンド除去操作を受けていないパルス振幅に基づいて行うこととするのである。 If the pulse amplitude before undergoing trend removal operation does not exceed any limit is taken as the be based the calculation of the blood oxygen saturation pulse amplitude does not receive the latter trend removal operation.

【0025】その他の実施態様として、トレンド除去方法はまた、今回と前回のパルス情報に加えてそれ以前および/またはそれ以後のパルスから得られる情報に基づいて行うことができる。 [0025] As another embodiment, the method detrending can also be based on the current and previous thereto in addition to the previous pulse information and / or information obtained from further pulse. 例えば、始めに今回のパルス(n)について、それと前回のパルス(n−1)とのトレンド傾斜率とそれと次回のパルス(n+1)とのトレンド傾斜率とをそれぞれ個別に求めておき、次いで、それら複数の傾きの平均値をとるかあるいは比較を行うことによって全体的なトレンドの傾きの値を求め、その値に基づいてパルス振幅を補正するのである。 For example, the beginning to the current pulse (n), at the same advance each previous pulse (n-1) and the trend slope ratio and therewith the next pulse (n + 1) and the trend ramp rate of calculated separately, then obtains the value of the slope of the overall trend by performing or comparison taking the average value of the plurality of slope, it is to correct the pulse amplitude on the basis of the value. さらに、種々の曲線あてはめ(curve fitting )手法を利用することにより複数のパルスからの情報に基づいてトレンドの傾きを決定する態様とすることも可能である。 Furthermore, it is also possible to aspects of determining the slope of the trend, based on information from a plurality of pulses by utilizing fitting various curves (curve fitting) method.

【0026】以上本発明の装置の具体例について詳細に説明したが、本発明は上記の具体的態様に何ら限定されず、特許請求の範囲に記載された本発明の精神および範囲内での変更、修正、改良を含むことが理解されるべきである。 The above has been described in detail a specific example of equipment of the present invention, the present invention is not limited to any specific embodiment of the above, within the spirit and scope of the invention as set forth in the appended claims changes, modifications, it should be understood to include improved.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【図1】本発明の非観血血液酸素飽和度モニタ装置の基本的な実施態様を概略的に示すブロック図である。 1 is a block diagram schematically showing a basic embodiment of the non-invasive blood oxygen saturation monitoring device of the present invention.

【図2】本発明の反射型オキシメータ装置の光学センサによって検出されたパルスの波形を表すグラフである。 2 is a graph representing the detected pulse wave by an optical sensor of the reflection type oximeter apparatus of the present invention.

【図3】上向きのトレンドを含むパルスの波形を表すグラフである。 Figure 3 is a graph showing the pulse waveform including an upward trend.

【図4】下向きのトレンドを含むパルスの波形を表すグラフである。 4 is a graph showing a pulse waveform including a downward trend.

【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS

12 検出プローブ 16 第1の発光ダイオード(第1の光源) 18 第2の発光ダイオード(第2の光源) 20 光検出器 22 信号トレンド補正装置 24 フィルタ 26 電圧振幅比決定回路 28 マイクロプロセッサ 30 プログラムメモリ 12 detection probe 16 first light-emitting diodes (first light source) 18 second light emitting diode (second light source) 20 light detector 22 signal trend correction apparatus 24 filter 26 voltage amplitude ratio determination circuit 28 a microprocessor 30 program memory

Claims (6)

    (57)【特許請求の範囲】 (57) [the claims]
  1. 【請求項1】 第1波長の光で照射を行う第1の照射光源と、 第2波長の光で照射を行う第2の照射光源と、 前記第1と第2の照射光源を血液試料を照射するために配置する配置手段と、 前記血液試料を経た各光を検出し、該検出された各光をAC脈動成分とDC成分を含む信号に変換し、該信号を出力する検出手段と、 前記各信号のAC脈動成分を補正して該成分から上向きもしくは下向きの傾きの影響を除く信号補正手段と、 前記各出力信号のAC成分とDC成分の振幅の比をそれぞれ求める振幅比算出手段と、 前記2つの振幅比の商と、所定の酸素飽和度特性基準曲線とを相関させることにより血液酸素飽和度を算出する手段とを含むことを特徴とする血液酸素飽和度モニタ装置。 And 1. A first irradiation light source which performs irradiation with light of a first wavelength, and a second irradiation light source which performs irradiation with light of a second wavelength, a blood sample the first and second irradiation light source and arrangement means for arranging for illuminating, detecting the respective light having passed through the blood sample, and converts each light issued 該検 the signal including the AC ripple component and DC component, a detecting means for outputting the signal, said signal correction means to eliminate the influence of the upward or downward inclination from said components by correcting the AC ripple component of each signal, the amplitude ratio calculating means for determining respective amplitudes ratio of AC and DC components of the output signals the quotient of the two amplitude ratio, blood oxygen saturation monitor apparatus characterized by comprising means for calculating the blood oxygen saturation by correlating the predetermined oxygen saturation characteristic reference curve.
  2. 【請求項2】 前記各AC脈動成分の各パルス振幅が、 Wherein said each pulse amplitude of each AC pulse component,
    該パルス振幅より前に検出された少なくとも1つのパルス振幅からのパルス振幅情報に基づく最小および最大パルス振幅によって規定されるパルス振幅範囲を外れる場合に、該検出パルス振幅を排除する手段を、前記信号補正手段が含む請求項の装置。 When departing from the pulse amplitude range defined by minimum and maximum pulse amplitude based on the pulse amplitude information from the at least one pulse amplitude is detected before the pulse amplitude, a means for eliminating the detection pulse amplitude, the signal the apparatus of claim 1, including the correction means.
  3. 【請求項3】 前記パルス振幅範囲の最小および最大振幅が、 最小パルス振幅=Avg pulse ÷換算率 最大パルス振幅=Avg pulse ×換算率 但し、Avg pulseは、前記各パルス振幅より前に検出されたパルスのパルス振幅と、該各パルス振幅の前に検出された少なくとも2つのパルスのパルス振幅の平均値との何れかである請求項の装置。 3. A minimum and maximum amplitude of the pulse amplitude range, the minimum pulse amplitude = Avg pulse ÷ conversion factor maximum pulse amplitude = Avg pulse × conversion factor, however, Avg pulse, the previously detected from the pulse amplitude and pulse amplitude of the pulse, according to claim 2 is any one of an average value of the pulse amplitude of at least two pulses detected before the respective pulse amplitudes.
  4. 【請求項4】 前記換算率が約3.0である請求項の装置。 4. The apparatus of claim 3 wherein the conversion factor is about 3.0.
  5. 【請求項5】 前記各AC脈動成分の各パルス振幅の前に検出された少なくとも1つのパルスについての最低血圧−最高血圧信号間区間時間に基づいて、該パルスの最低血圧信号値と最高血圧信号値を決定するためのパルス検出ウィンドウを設定する手段と、少なくとも前記パルス検出ウィンドウと同じ時間だけ互いに隔てられた最低血圧信号値と最高血圧信号値を有するパルスのみを血液酸素飽和度の算出に適した真のパルスと認定する手段とを更に含む請求項の装置。 Wherein said diastolic blood pressure for at least one pulse is detected before each pulse amplitude of each AC ripple component - on the basis of the interval time between systolic signal, diastolic blood pressure signal values ​​and the systolic blood pressure signal of the pulse means for setting a pulse detection window to determine a value, suitable only pulses having at least said pulse detecting diastolic blood pressure signal values ​​only separated from each other the same time as the window and the systolic blood pressure signal values ​​for the calculation of the blood oxygen saturation further comprising apparatus according to claim 1 and means to certify a true pulses.
  6. 【請求項6】 前記パルス検出ウィンドウの区間時間が、複数のパルスについての最低血圧−最高血圧信号間区間時間の平均値に基づくものである請求項の装置。 6. A section time of the pulse detection window, diastolic blood pressure for a plurality of pulses - device of claim 5 is based on the average value of the systolic blood pressure signal between the interval time.
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