JP3270917B2 - 酸素飽和度測定装置、血中吸光物質濃度測定装置および生体信号処理方法 - Google Patents
酸素飽和度測定装置、血中吸光物質濃度測定装置および生体信号処理方法Info
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は医療の分野において、循
環器系の診断に用いられる酸素飽和度測定装置、血中吸
光物質濃度測定装置および生体信号処理方法の改良に関
する。
環器系の診断に用いられる酸素飽和度測定装置、血中吸
光物質濃度測定装置および生体信号処理方法の改良に関
する。
【０００２】
【従来の技術】侵襲を少なくし、測定を簡単にするこの
種装置としてパルスオキシメータやこのパルスオキシメ
ータの原理を用いた血中吸光物質濃度測定装置がある。
種装置としてパルスオキシメータやこのパルスオキシメ
ータの原理を用いた血中吸光物質濃度測定装置がある。
【０００３】パルスオキシメータの原理は、複数の波長
の光で生体の組織透過光を測定し組織透過光の脈動が組
織内の動脈血の実効的な厚みの変化によるものであると
して脈波の振幅の波長による差異に基づいて、複数の血
中吸光物質の濃度比を計算するものである。従って上記
のように血中吸光物質の濃度比を求めるには脈波の振
幅、すなわち、脈波の最大値、最小値を認識する必要が
あった。しかし脈波は体動や生理的な要因による末梢血
液量の変化があると変動が大きく、最大値、最小値の認
識は容易ではなく、そのため精度が低くなるおそれがあ
った。
の光で生体の組織透過光を測定し組織透過光の脈動が組
織内の動脈血の実効的な厚みの変化によるものであると
して脈波の振幅の波長による差異に基づいて、複数の血
中吸光物質の濃度比を計算するものである。従って上記
のように血中吸光物質の濃度比を求めるには脈波の振
幅、すなわち、脈波の最大値、最小値を認識する必要が
あった。しかし脈波は体動や生理的な要因による末梢血
液量の変化があると変動が大きく、最大値、最小値の認
識は容易ではなく、そのため精度が低くなるおそれがあ
った。
【０００４】例えば血中色素濃度をパルスオキシメータ
の原理で無侵襲連続測定するには、パルスオキシメータ
の原理でヘモグロビン濃度と血中色素濃度との比を求
め、これと、別に求めた血中ヘモグロビン濃度を組み合
わせて血中色素濃度の値を得る。
の原理で無侵襲連続測定するには、パルスオキシメータ
の原理でヘモグロビン濃度と血中色素濃度との比を求
め、これと、別に求めた血中ヘモグロビン濃度を組み合
わせて血中色素濃度の値を得る。
【０００５】前述したように、パルスオキシメータの原
理は脈波の振幅値に基づいて血中吸光物質の濃度を計算
するものである。しかし色素希釈曲線の初循環部分では
血中色素濃度が急速に変化するから、得られた血中色素
濃度を平滑化することは許されない。従って例えば色素
希釈曲線を求める対象である患者の循環状態が悪くて脈
波の振幅が小である場合には、脈波の１個毎から得た血
中色素濃度値の信頼性は低くなり、色素希釈曲線の形状
も乱れたものになる。
理は脈波の振幅値に基づいて血中吸光物質の濃度を計算
するものである。しかし色素希釈曲線の初循環部分では
血中色素濃度が急速に変化するから、得られた血中色素
濃度を平滑化することは許されない。従って例えば色素
希釈曲線を求める対象である患者の循環状態が悪くて脈
波の振幅が小である場合には、脈波の１個毎から得た血
中色素濃度値の信頼性は低くなり、色素希釈曲線の形状
も乱れたものになる。
【０００６】これを解決する手法として脈波の振幅だけ
でなく脈波の信号全体を用いることが考えられる。ここ
で、もし組織内の血液が無くなったならば実現するであ
ろう透過光強度を虚血レベルと呼ぶ。組織透過光の脈動
からこの虚血レベルを計算することができる。この虚血
レベルと実際の組織透過光とから血液による減光度が求
まり、２波長の血液減光度の時間的変化から色素希釈曲
線を求めることができる。この手法は既に開示されてい
る（特開昭６３−１６５７５７号参照）。
でなく脈波の信号全体を用いることが考えられる。ここ
で、もし組織内の血液が無くなったならば実現するであ
ろう透過光強度を虚血レベルと呼ぶ。組織透過光の脈動
からこの虚血レベルを計算することができる。この虚血
レベルと実際の組織透過光とから血液による減光度が求
まり、２波長の血液減光度の時間的変化から色素希釈曲
線を求めることができる。この手法は既に開示されてい
る（特開昭６３−１６５７５７号参照）。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】従来のパルスオキシメ
ータ、あるいは血中吸光物質濃度測定装置が用いるデー
タは組織透過光の脈動における最大値と最小値であっ
た。その値は前記のように脈波の振幅が小である場合に
は信頼性の低いものとなる。さらに、従来法では前記最
大値、最小値を認識するために、脈波信号の細かなサン
プリングを必要としたため、光発生手段のＬＥＤ点灯の
ための消費電力が大きいという欠点があった。
ータ、あるいは血中吸光物質濃度測定装置が用いるデー
タは組織透過光の脈動における最大値と最小値であっ
た。その値は前記のように脈波の振幅が小である場合に
は信頼性の低いものとなる。さらに、従来法では前記最
大値、最小値を認識するために、脈波信号の細かなサン
プリングを必要としたため、光発生手段のＬＥＤ点灯の
ための消費電力が大きいという欠点があった。
【０００８】また、虚血レベルを求める場合、色素希釈
曲線の出現前と出現後の２つの時点の組織透過光強度の
信号が必要である。この色素希釈曲線の出現後の時点に
おいて、血中色素濃度の変化速度が充分に安定であるこ
とが必要である。どの時点が妥当であるかをあらかじめ
決めると、それは充分に遅い時点にならざるを得ず、従
って血中色素濃度の非常に低い時点となり、虚血レベル
を精度良く求めることはできない。
曲線の出現前と出現後の２つの時点の組織透過光強度の
信号が必要である。この色素希釈曲線の出現後の時点に
おいて、血中色素濃度の変化速度が充分に安定であるこ
とが必要である。どの時点が妥当であるかをあらかじめ
決めると、それは充分に遅い時点にならざるを得ず、従
って血中色素濃度の非常に低い時点となり、虚血レベル
を精度良く求めることはできない。
【０００９】本発明はこのような従来装置の欠点に鑑み
なされたもので、その目的は測定精度が高く、低消費電
力の酸素飽和度測定装置および血中吸光物質濃度測定装
置を提供することである。
なされたもので、その目的は測定精度が高く、低消費電
力の酸素飽和度測定装置および血中吸光物質濃度測定装
置を提供することである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】請求項１の発明の装置
は、生体に異なる２つの波長の光を照射する光発生手段
と、この光発生手段から発生し前記生体を透過したそれ
ぞれの光を電気信号に変換する受光手段と、この受光手
段の２つの出力の複数の時点における値に基づいてそれ
ぞれの大きさを縦軸、横軸とする座標上の回帰直線を求
める回帰直線計算手段と、この回帰直線計算手段が求め
た直線の傾きを求める傾き計算手段と、この傾き計算手
段が求めた傾きに基づいて動脈血中の酸素飽和度を計算
する酸素飽和度計算手段とを具備する構成となってい
る。
は、生体に異なる２つの波長の光を照射する光発生手段
と、この光発生手段から発生し前記生体を透過したそれ
ぞれの光を電気信号に変換する受光手段と、この受光手
段の２つの出力の複数の時点における値に基づいてそれ
ぞれの大きさを縦軸、横軸とする座標上の回帰直線を求
める回帰直線計算手段と、この回帰直線計算手段が求め
た直線の傾きを求める傾き計算手段と、この傾き計算手
段が求めた傾きに基づいて動脈血中の酸素飽和度を計算
する酸素飽和度計算手段とを具備する構成となってい
る。
【００１１】請求項２の発明の装置は、生体に異なる２
つの波長の光を照射する光発生手段と、この光発生手段
から発生し前記生体を透過したそれぞれの光を電気信号
に変換する受光手段と、この受光手段の２つの出力の複
数の時点における値に基づいてそれぞれの大きさを縦
軸、横軸とする座標上の回帰直線を求める回帰直線計算
手段と、この回帰直線計算手段が求めた直線の傾きを求
める傾き計算手段と、この傾き計算手段が求めた傾きに
基づいて動脈血中の血中吸光物質濃度を計算する血中吸
光物質濃度計算手段とを具備する構成となっている。
つの波長の光を照射する光発生手段と、この光発生手段
から発生し前記生体を透過したそれぞれの光を電気信号
に変換する受光手段と、この受光手段の２つの出力の複
数の時点における値に基づいてそれぞれの大きさを縦
軸、横軸とする座標上の回帰直線を求める回帰直線計算
手段と、この回帰直線計算手段が求めた直線の傾きを求
める傾き計算手段と、この傾き計算手段が求めた傾きに
基づいて動脈血中の血中吸光物質濃度を計算する血中吸
光物質濃度計算手段とを具備する構成となっている。
【００１２】請求項３の発明の装置は、生体に異なる２
つの波長の光を照射する光発生手段と、この光発生手段
から発生し前記生体を透過したそれぞれの光を電気信号
に変換する受光手段と、この受光手段の２つの出力の複
数の時点における値に基づいてそれぞれの大きさを縦
軸、横軸とする座標上の回帰直線を少くとも２つの期間
についてそれぞれ求める回帰直線計算手段と、この回帰
直線計算手段が求めた少くとも２つの回帰直線の延長上
の交点に基づいて前記生体を透過した光の虚血レベルを
求める虚血レベル計算手段と、この虚血レベル計算手段
が求めた虚血レベルと前記受光手段の２つの出力から各
波長の透過光の血液減光度を求める血液減光度計算手段
と、この血液減光度計算手段が求めた血液減光度に基づ
いて血中吸光物質濃度を求める濃度計算手段とを具備す
る構成となっている。
つの波長の光を照射する光発生手段と、この光発生手段
から発生し前記生体を透過したそれぞれの光を電気信号
に変換する受光手段と、この受光手段の２つの出力の複
数の時点における値に基づいてそれぞれの大きさを縦
軸、横軸とする座標上の回帰直線を少くとも２つの期間
についてそれぞれ求める回帰直線計算手段と、この回帰
直線計算手段が求めた少くとも２つの回帰直線の延長上
の交点に基づいて前記生体を透過した光の虚血レベルを
求める虚血レベル計算手段と、この虚血レベル計算手段
が求めた虚血レベルと前記受光手段の２つの出力から各
波長の透過光の血液減光度を求める血液減光度計算手段
と、この血液減光度計算手段が求めた血液減光度に基づ
いて血中吸光物質濃度を求める濃度計算手段とを具備す
る構成となっている。
【００１３】請求項４の発明の装置は、請求項３の発明
の装置において、虚血レベル計算手段は、少なくとも２
つの回帰直線の交点であって、前記少なくとも２つの回
帰直線の一方は色素注入前の期間における回帰直線であ
り、前記少なくとも２つの回帰直線の他方は色素注入後
の期間における回帰直線である交点を逐次求め、その交
点のバラツキが所定範囲内となったときにその中心点を
虚血レベルとして決定することを特徴とする。
の装置において、虚血レベル計算手段は、少なくとも２
つの回帰直線の交点であって、前記少なくとも２つの回
帰直線の一方は色素注入前の期間における回帰直線であ
り、前記少なくとも２つの回帰直線の他方は色素注入後
の期間における回帰直線である交点を逐次求め、その交
点のバラツキが所定範囲内となったときにその中心点を
虚血レベルとして決定することを特徴とする。
【００１４】請求項５の発明の生体信号処理方法は、生
体に異なる２つの波長の光を照射し、前記生体を透過し
たそれぞれの光を電気信号の生体信号に変換し、これら
の生体信号を処理する生体信号処理方法であって、前記
２つの生体信号の複数の時点における値に基づいてそれ
ぞれの大きさを縦軸、横軸とする座標上の回帰直線を求
める第１のステップと、前記第１のステップで求めた回
帰直線の傾きを求める第２のステップと、前記第２のス
テップで求めた傾きに基づいて動脈血中の酸素飽和度を
計算する第３のステップとを有することを特徴とする。
体に異なる２つの波長の光を照射し、前記生体を透過し
たそれぞれの光を電気信号の生体信号に変換し、これら
の生体信号を処理する生体信号処理方法であって、前記
２つの生体信号の複数の時点における値に基づいてそれ
ぞれの大きさを縦軸、横軸とする座標上の回帰直線を求
める第１のステップと、前記第１のステップで求めた回
帰直線の傾きを求める第２のステップと、前記第２のス
テップで求めた傾きに基づいて動脈血中の酸素飽和度を
計算する第３のステップとを有することを特徴とする。
【００１５】請求項６の発明の生体信号処理方法は、生
体に異なる２つの波長の光を照射し、前記生体を透過し
たそれぞれの光を電気信号の生体信号に変換し、これら
の生体信号を処理する生体信号処理方法であって、前記
２つの生体信号の複数の時点における値に基づいてそれ
ぞれの大きさを縦軸、横軸とする座標上の回帰直線を求
める第１のステップと、前記第１のステップで求めた回
帰直線の傾きを求める第２のステップと、前記第２のス
テップで求めた傾きに基づいて動脈血中の血中吸光物質
濃度を計算する第３のステップとを具備する。
体に異なる２つの波長の光を照射し、前記生体を透過し
たそれぞれの光を電気信号の生体信号に変換し、これら
の生体信号を処理する生体信号処理方法であって、前記
２つの生体信号の複数の時点における値に基づいてそれ
ぞれの大きさを縦軸、横軸とする座標上の回帰直線を求
める第１のステップと、前記第１のステップで求めた回
帰直線の傾きを求める第２のステップと、前記第２のス
テップで求めた傾きに基づいて動脈血中の血中吸光物質
濃度を計算する第３のステップとを具備する。
【００１６】請求項７の発明の生体信号処理方法は、生
体に異なる２つの波長の光を照射し、前記生体を透過し
たそれぞれの光を電気信号の生体信号に変換し、これら
の生体信号を処理する生体信号処理方法であって、前記
２つの生体信号の複数の時点における値に基づいてそれ
ぞれの大きさを縦軸、横軸とする座標上の回帰直線を少
くとも２つの期間についてそれぞれ求める第１のステッ
プと、前記第１のステップで求めた少くとも２つの回帰
直線の延長上の交点に基づいて前記生体を透過した光の
虚血レベルを求める第２のステップと、前記第２のステ
ップで求めた虚血レベルと前記２つの生体信号から各波
長の透過光の血液減光度を求める第３のステップと、前
記第３のステップで求めた血液減光度に基づいて血中吸
光物質濃度を求める第４のステップとを具備する。
体に異なる２つの波長の光を照射し、前記生体を透過し
たそれぞれの光を電気信号の生体信号に変換し、これら
の生体信号を処理する生体信号処理方法であって、前記
２つの生体信号の複数の時点における値に基づいてそれ
ぞれの大きさを縦軸、横軸とする座標上の回帰直線を少
くとも２つの期間についてそれぞれ求める第１のステッ
プと、前記第１のステップで求めた少くとも２つの回帰
直線の延長上の交点に基づいて前記生体を透過した光の
虚血レベルを求める第２のステップと、前記第２のステ
ップで求めた虚血レベルと前記２つの生体信号から各波
長の透過光の血液減光度を求める第３のステップと、前
記第３のステップで求めた血液減光度に基づいて血中吸
光物質濃度を求める第４のステップとを具備する。
【００１７】請求項８の発明の生体信号処理方法は、請
求項７の方法において、前記第２のステップは、少なく
とも２つの回帰直線の交点であって、前記少なくとも２
つの回帰直線の一方は色素注入前の期間における回帰直
線であり、前記少なくとも２つの回帰直線の他方は色素
注入後の期間における回帰直線である交点を逐次求め、
その交点のバラツキが所定範囲内となったときにその中
心点を虚血レベルとして決定することを特徴とする。
求項７の方法において、前記第２のステップは、少なく
とも２つの回帰直線の交点であって、前記少なくとも２
つの回帰直線の一方は色素注入前の期間における回帰直
線であり、前記少なくとも２つの回帰直線の他方は色素
注入後の期間における回帰直線である交点を逐次求め、
その交点のバラツキが所定範囲内となったときにその中
心点を虚血レベルとして決定することを特徴とする。
【００１８】
【作用】請求項１の発明において、酸素飽和度が測定中
一定である場合、１本の回帰直線が求められる。この直
線の傾きは正確に２つの波長の透過光の減光度の比をあ
らわすので、正確な動脈血中の酸素飽和度が得られる。
一定である場合、１本の回帰直線が求められる。この直
線の傾きは正確に２つの波長の透過光の減光度の比をあ
らわすので、正確な動脈血中の酸素飽和度が得られる。
【００１９】請求項２の発明において、血中吸光物質濃
度が測定中一定である場合、１本の回帰直線が求められ
る。この直線の傾きは正確に２つの波長の透過光の減光
度の比をあらわすので正確な動脈血中の血中吸光物質濃
度が得られるばかりでなく、回帰直線を求めるための脈
波信号のサンプリングも少なくてすむため、光発生手段
のＬＥＤ点灯回路も少なくすることができ、低消費電力
とすることができる。
度が測定中一定である場合、１本の回帰直線が求められ
る。この直線の傾きは正確に２つの波長の透過光の減光
度の比をあらわすので正確な動脈血中の血中吸光物質濃
度が得られるばかりでなく、回帰直線を求めるための脈
波信号のサンプリングも少なくてすむため、光発生手段
のＬＥＤ点灯回路も少なくすることができ、低消費電力
とすることができる。
【００２０】請求項３の発明において、脈波全体を使っ
て虚血レベルを求めることができ、これにより血中吸光
物質の濃度を測定すれば、正確な測定結果が得られる。
て虚血レベルを求めることができ、これにより血中吸光
物質の濃度を測定すれば、正確な測定結果が得られる。
【００２１】請求項４の発明において、回帰直線が求め
られる度に逐次交点を求め、この交点のバラツキが所定
範囲内となったときにその中心点を虚血レベルとして採
用するので虚血レベルを求めるまでの時間を短縮するこ
とができる。
られる度に逐次交点を求め、この交点のバラツキが所定
範囲内となったときにその中心点を虚血レベルとして採
用するので虚血レベルを求めるまでの時間を短縮するこ
とができる。
【００２２】請求項５乃至８の発明の作用は、それぞれ
請求項１乃至４の発明装置の作用に対応している。
請求項１乃至４の発明装置の作用に対応している。
【００２３】
【実施例】本願請求項１の発明の実施例を説明する。こ
の実施例は酸素飽和度測定装置である。まずこの実施例
の原理を説明する。
の実施例は酸素飽和度測定装置である。まずこの実施例
の原理を説明する。
【００２４】シャスターの理論および実験から組織の透
過光の減光度Ａは血液の減光度をＡｂ、その他の組織の
減光度をＡａとすると次式であらわされる。 Ａ＝Ａｂ＋Ａａ＝ｌｎＩ−ｌｎＩｉｎ ＝｛Ｅｈ（Ｅｈ＋Ｆ）｝1/2 ・Ｈｂ・Ｄ＋Ａａ （１） Ｉ：透過光強度 Ｉｉｎ：入射光強度 Ｅｈ：ヘモグロビンの吸光係数 Ｆ：血液の光散乱係数 Ｈｂ：血中のヘモグロビン濃度 Ｄ：血液の厚み
過光の減光度Ａは血液の減光度をＡｂ、その他の組織の
減光度をＡａとすると次式であらわされる。 Ａ＝Ａｂ＋Ａａ＝ｌｎＩ−ｌｎＩｉｎ ＝｛Ｅｈ（Ｅｈ＋Ｆ）｝1/2 ・Ｈｂ・Ｄ＋Ａａ （１） Ｉ：透過光強度 Ｉｉｎ：入射光強度 Ｅｈ：ヘモグロビンの吸光係数 Ｆ：血液の光散乱係数 Ｈｂ：血中のヘモグロビン濃度 Ｄ：血液の厚み
【００２５】血液の脈動によりその厚みがＤ＋ΔＤとな
ったとき（１）式は次のようになる。 Ａ＋ΔＡｂ＝ｌｎＩ−ΔｌｎＩ−ｌｎＩｉｎ＝｛Ｅｈ（Ｅｈ＋Ｆ）｝1/2 ・ Ｈｂ・（Ｄ＋ΔＤ）＋Ａａ （２） （２）式−（１）式 ΔＡｂ＝−ΔｌｎＩ＝｛Ｅｈ（Ｅｈ＋Ｆ）｝1/2 ・Ｈｂ・ΔＤ （３） 波長λ1 ，λ2 それぞれについて（３）式は次のように
なる。 ΔＡｂ1 ＝−ΔｌｎＩ1 ＝｛Ｅｈ1 （Ｅｈ1 ＋Ｆ）｝1/2 ・Ｈｂ・ΔＤ （４） ΔＡｂ2 ＝−ΔｌｎＩ2 ＝｛Ｅｈ2 （Ｅｈ2 ＋Ｆ）｝1/2 ・Ｈｂ・ΔＤ （５） 添字１，２はそれぞれ波長λ1 ，λ2 に関するものであ
ることを示している。
ったとき（１）式は次のようになる。 Ａ＋ΔＡｂ＝ｌｎＩ−ΔｌｎＩ−ｌｎＩｉｎ＝｛Ｅｈ（Ｅｈ＋Ｆ）｝1/2 ・ Ｈｂ・（Ｄ＋ΔＤ）＋Ａａ （２） （２）式−（１）式 ΔＡｂ＝−ΔｌｎＩ＝｛Ｅｈ（Ｅｈ＋Ｆ）｝1/2 ・Ｈｂ・ΔＤ （３） 波長λ1 ，λ2 それぞれについて（３）式は次のように
なる。 ΔＡｂ1 ＝−ΔｌｎＩ1 ＝｛Ｅｈ1 （Ｅｈ1 ＋Ｆ）｝1/2 ・Ｈｂ・ΔＤ （４） ΔＡｂ2 ＝−ΔｌｎＩ2 ＝｛Ｅｈ2 （Ｅｈ2 ＋Ｆ）｝1/2 ・Ｈｂ・ΔＤ （５） 添字１，２はそれぞれ波長λ1 ，λ2 に関するものであ
ることを示している。
【００２６】（４）式÷（５）式＝Φ12とおくと Φ12＝ΔＡｂ1 ／ΔＡｂ2 ＝ΔｌｎＩ1 ／ΔｌｎＩ2 ＝｛Ｅｈ1 （Ｅｈ1 ＋Ｆ）｝1/2 ／｛Ｅｈ2 （Ｅｈ2 ＋Ｆ）｝1/2 （６） ここで、Ｅｈ1 ，Ｅｈ2 は次のようにあらわされる。 Ｅｈ1 ＝ＳＥｏ1 ＋（１−Ｓ）Ｅｒ1 （７） Ｅｈ2 ＝ＳＥｏ2 ＋（１−Ｓ）Ｅｒ2 （８） Ｓ：酸素飽和度 Ｅｏ1 ，Ｅｏ2 ：波長λ1 ，λ2 の光の酸化ヘモグロビ
ンの吸光係数 Ｅｒ1 ，Ｅｒ2 ：波長λ1 ，λ2 の光の還元ヘモグロビ
ンの吸光係数
ンの吸光係数 Ｅｒ1 ，Ｅｒ2 ：波長λ1 ，λ2 の光の還元ヘモグロビ
ンの吸光係数
【００２７】（６）〜（８）式において、Ｆ，Ｅｏ1 ，
Ｅｏ2 ，Ｅｒ1 ，Ｅｒ2 は既知であるからΔｌｎＩ1 ，
ΔｌｎＩ2 を測定してΦを求めるならば計算によりＳを
求めることができる。
Ｅｏ2 ，Ｅｒ1 ，Ｅｒ2 は既知であるからΔｌｎＩ1 ，
ΔｌｎＩ2 を測定してΦを求めるならば計算によりＳを
求めることができる。
【００２８】ところで、横軸にｌｎＩ2 ，縦軸にｌｎＩ
1 をとった座標に所定時間毎に測定したｌｎＩ2 ，ｌｎ
Ｉ1 を点であらわすと、図２のようになる。これらの点
から最小２乗法により回帰直線ａを求める。酸素飽和度
Ｓが一定ならば測定により得られる点はこの線上を１回
の脈動毎に１往復する。この直線の傾きがΔｌｎＩ1／
ΔｌｎＩ2 であるからこの傾きを求めるならば（６）〜
（８）式より酸素飽和度Ｓを求めることができる。
1 をとった座標に所定時間毎に測定したｌｎＩ2 ，ｌｎ
Ｉ1 を点であらわすと、図２のようになる。これらの点
から最小２乗法により回帰直線ａを求める。酸素飽和度
Ｓが一定ならば測定により得られる点はこの線上を１回
の脈動毎に１往復する。この直線の傾きがΔｌｎＩ1／
ΔｌｎＩ2 であるからこの傾きを求めるならば（６）〜
（８）式より酸素飽和度Ｓを求めることができる。
【００２９】次にこの原理に基づいて作成した装置を説
明する。図１はこの装置の全体構成を示すブロック図で
ある。ＬＥＤ１は波長λ1 の光を発生する素子であり、
ＬＥＤ２は波長λ2 の光を発生する素子である。ドライ
バ回路３はこれらＬＥＤ１，ＬＥＤ２を駆動する回路で
ある。フォトダイオード４はＬＥＤ１，ＬＥＤ２から発
生し生体組織５を透過した光を受光するように配置され
ている。フォトダイオード４はそれら透過光の強度に応
じた電気信号を出力する。この信号は増幅器６で増幅さ
れ復調回路７で復調される。タイミング発生回路９はド
ライバ回路３と復調回路７にタイミング信号を送出し、
ＬＥＤ１，ＬＥＤ２を所定のタイミングで発光させ、復
調回路７でそのタイミングに応じて波長λ1 ，λ2 それ
ぞれに対応する信号をとり出させる。Ａ／Ｄコンバータ
１０は復調回路７から与えられる各信号をディジタル値
に変換してＣＰＵ１１に与える。ＣＰＵ１１は、この与
えられた信号と、ＲＯＭ１２に格納されたプログラムや
データに基づいてＲＡＭ１３に必要なデータを書込み、
またはそのデータを読出して演算を行ない、その結果を
表示装置１４や記録器（図示せず）に出力するものであ
る。ＲＯＭ１２には図３のフローチャートに示すような
プログラムが格納されている。
明する。図１はこの装置の全体構成を示すブロック図で
ある。ＬＥＤ１は波長λ1 の光を発生する素子であり、
ＬＥＤ２は波長λ2 の光を発生する素子である。ドライ
バ回路３はこれらＬＥＤ１，ＬＥＤ２を駆動する回路で
ある。フォトダイオード４はＬＥＤ１，ＬＥＤ２から発
生し生体組織５を透過した光を受光するように配置され
ている。フォトダイオード４はそれら透過光の強度に応
じた電気信号を出力する。この信号は増幅器６で増幅さ
れ復調回路７で復調される。タイミング発生回路９はド
ライバ回路３と復調回路７にタイミング信号を送出し、
ＬＥＤ１，ＬＥＤ２を所定のタイミングで発光させ、復
調回路７でそのタイミングに応じて波長λ1 ，λ2 それ
ぞれに対応する信号をとり出させる。Ａ／Ｄコンバータ
１０は復調回路７から与えられる各信号をディジタル値
に変換してＣＰＵ１１に与える。ＣＰＵ１１は、この与
えられた信号と、ＲＯＭ１２に格納されたプログラムや
データに基づいてＲＡＭ１３に必要なデータを書込み、
またはそのデータを読出して演算を行ない、その結果を
表示装置１４や記録器（図示せず）に出力するものであ
る。ＲＯＭ１２には図３のフローチャートに示すような
プログラムが格納されている。
【００３０】次に、このフローチャートに基づいて本実
施例装置の動作を説明する。ＣＰＵ１１はＡ／Ｄコンバ
ータ１０から与えられる所定時間毎の透過光の強度
Ｉ1 ，Ｉ2 に応じた信号を対数変換してこれらを記憶す
る（ステップ１０１）。ここでは１つの脈波について２
以上の時点（ピーク、ボトムを含む）のｌｎＩ1 ，ｌｎ
Ｉ2 を２以上の脈波について採る。次にＣＰＵ１１はこ
れらのデータに基づいて横軸ｌｎＩ2 ，縦軸ｌｎＩ1 と
する座標上にステップ１０１で記憶したデータをあらわ
し、最小２乗法により回帰直線を求める（ステップ１０
２）。次にＣＰＵ１１はその回帰直線の傾きを求め（ス
テップ１０３）、その傾きから（６）〜（８）式に基づ
く式によりＳを計算する（ステップ１０４）。この結果
は表示器１４に表示され、図示せぬ記録器に記録され
る。
施例装置の動作を説明する。ＣＰＵ１１はＡ／Ｄコンバ
ータ１０から与えられる所定時間毎の透過光の強度
Ｉ1 ，Ｉ2 に応じた信号を対数変換してこれらを記憶す
る（ステップ１０１）。ここでは１つの脈波について２
以上の時点（ピーク、ボトムを含む）のｌｎＩ1 ，ｌｎ
Ｉ2 を２以上の脈波について採る。次にＣＰＵ１１はこ
れらのデータに基づいて横軸ｌｎＩ2 ，縦軸ｌｎＩ1 と
する座標上にステップ１０１で記憶したデータをあらわ
し、最小２乗法により回帰直線を求める（ステップ１０
２）。次にＣＰＵ１１はその回帰直線の傾きを求め（ス
テップ１０３）、その傾きから（６）〜（８）式に基づ
く式によりＳを計算する（ステップ１０４）。この結果
は表示器１４に表示され、図示せぬ記録器に記録され
る。
【００３１】本実施例では２以上の脈波にわたってｌｎ
Ｉ1 ，ｌｎＩ2 の値を測定し、これを用いたので正確な
酸素飽和度をＳを求めることができる。
Ｉ1 ，ｌｎＩ2 の値を測定し、これを用いたので正確な
酸素飽和度をＳを求めることができる。
【００３２】次に本願の請求項２の発明の実施例を説明
する。この実施例は血中吸光物質濃度測定装置である。
まずこの実施例の原理を説明する。
する。この実施例は血中吸光物質濃度測定装置である。
まずこの実施例の原理を説明する。
【００３３】ヘモグロビンの他に吸光物質が血液中に存
在する場合、その吸光物質の吸光係数をＥｄ、その濃度
をＣｄとすると次式が得られる。 Φ32＝ΔｌｎＩ3 ／ΔｌｎＩ4 ＝｛（Ｅｈ3 ＋Ｅｄ3 Ｃｄ／Ｈｂ）（Ｅｈ3 ＋Ｅｄ3 Ｃｄ／Ｈｂ＋Ｆ）｝1/2 ／｛（Ｅｈ4 ＋Ｅｄ4 Ｃｄ／Ｈｂ）（Ｅｈ4 ＋Ｅｄ4 Ｃｄ／Ｈｂ＋Ｆ）｝1/2 （９） これはＡｂ＝｛（Ｅｈ＋ＥｄＣｄ／Ｈｂ）（Ｅｈ＋Ｅｄ
Ｃｄ／Ｈｂ＋Ｆ）｝1/2 ・Ｈｂ・Ｄとして（１）式から
（６）式を導いた方法と同じ方法により求めることがで
きる。Ｅｈ，Ｈｂ，Ｆ，Ｄは前述したものと同じであ
る。添字３，４はそれぞれ波長λ3 ，λ4 に関するもの
であることを示す。ここにおいてＥｈ3 ，Ｅｈ4 は次式
であらわされる。 Ｅｈ3 ＝ＳＥｏ3 ＋（１−Ｓ）Ｅｒ3 （１０） Ｅｈ4 ＝ＳＥｏ4 ＋（１−Ｓ）Ｅｒ4 （１１） Ｅｏ，Ｅｒは前述したようにそれぞれ酸化ヘモグロビン
の吸光係数、還元ヘモグロビンの吸光係数である。
在する場合、その吸光物質の吸光係数をＥｄ、その濃度
をＣｄとすると次式が得られる。 Φ32＝ΔｌｎＩ3 ／ΔｌｎＩ4 ＝｛（Ｅｈ3 ＋Ｅｄ3 Ｃｄ／Ｈｂ）（Ｅｈ3 ＋Ｅｄ3 Ｃｄ／Ｈｂ＋Ｆ）｝1/2 ／｛（Ｅｈ4 ＋Ｅｄ4 Ｃｄ／Ｈｂ）（Ｅｈ4 ＋Ｅｄ4 Ｃｄ／Ｈｂ＋Ｆ）｝1/2 （９） これはＡｂ＝｛（Ｅｈ＋ＥｄＣｄ／Ｈｂ）（Ｅｈ＋Ｅｄ
Ｃｄ／Ｈｂ＋Ｆ）｝1/2 ・Ｈｂ・Ｄとして（１）式から
（６）式を導いた方法と同じ方法により求めることがで
きる。Ｅｈ，Ｈｂ，Ｆ，Ｄは前述したものと同じであ
る。添字３，４はそれぞれ波長λ3 ，λ4 に関するもの
であることを示す。ここにおいてＥｈ3 ，Ｅｈ4 は次式
であらわされる。 Ｅｈ3 ＝ＳＥｏ3 ＋（１−Ｓ）Ｅｒ3 （１０） Ｅｈ4 ＝ＳＥｏ4 ＋（１−Ｓ）Ｅｒ4 （１１） Ｅｏ，Ｅｒは前述したようにそれぞれ酸化ヘモグロビン
の吸光係数、還元ヘモグロビンの吸光係数である。
【００３４】ここで波長λ4 を吸光物質の吸光係数Ｅｄ
4 がゼロとなる波長とすれば（９）式は次のようにな
る。 Φ34＝ΔｌｎＩ3 ／ΔｌｎＩ4 ＝｛（Ｅｈ3 ＋Ｅｄ3 Ｃｄ／Ｈｂ）（Ｅｈ3 ＋Ｅｄ3 Ｃｄ／Ｈｂ＋Ｆ）｝1/2 ／｛Ｅｈ4 （Ｅｄ4 ＋Ｆ）｝1/2 （１２）
4 がゼロとなる波長とすれば（９）式は次のようにな
る。 Φ34＝ΔｌｎＩ3 ／ΔｌｎＩ4 ＝｛（Ｅｈ3 ＋Ｅｄ3 Ｃｄ／Ｈｂ）（Ｅｈ3 ＋Ｅｄ3 Ｃｄ／Ｈｂ＋Ｆ）｝1/2 ／｛Ｅｈ4 （Ｅｄ4 ＋Ｆ）｝1/2 （１２）
【００３５】ここで酸素飽和度Ｓおよびヘモグロビン濃
度Ｈｂが予め測定されている血液ならば（１２）式にお
いてＣｄを除く各要素は既知であるからΔｌｎＩ3 ，Δ
ｌｎＩ4 を測定しΦ34を求めるならばＣｄを求めること
ができる。
度Ｈｂが予め測定されている血液ならば（１２）式にお
いてＣｄを除く各要素は既知であるからΔｌｎＩ3 ，Δ
ｌｎＩ4 を測定しΦ34を求めるならばＣｄを求めること
ができる。
【００３６】ところで横軸にｌｎＩ4 ，縦軸にｌｎＩ3
をとった座標に所定時間毎に測定したｌｎＩ4 ，ｌｎＩ
3 を点であらわすと図４のようになる。これらの点から
最小２乗法により回帰直線ｂを求める。吸光物質の濃度
Ｃｄが一定ならば測定により得られる点はこの線上を１
回の脈動毎に１往復する。この直線の傾きがΔｌｎＩ3
／ΔｌｎＩ4 であるからこの傾きを求めるならば（１
２）式より吸光物質濃度Ｃｄを求めることができる。
をとった座標に所定時間毎に測定したｌｎＩ4 ，ｌｎＩ
3 を点であらわすと図４のようになる。これらの点から
最小２乗法により回帰直線ｂを求める。吸光物質の濃度
Ｃｄが一定ならば測定により得られる点はこの線上を１
回の脈動毎に１往復する。この直線の傾きがΔｌｎＩ3
／ΔｌｎＩ4 であるからこの傾きを求めるならば（１
２）式より吸光物質濃度Ｃｄを求めることができる。
【００３７】次にこの原理に基づいて作成した装置を説
明する。この装置の全体構成を図５に示す。この図５に
おいて図１と同一構成要素は同一の符号を付して説明は
省略する。ただしＬＥＤ１０は波長λ3 の光を発生する
素子であり、ＬＥＤ２０は波長λ4 の光を発生する素子
である。また、ＲＯＭ３０には図６に示すフローチャー
トのプログラムが格納されている。
明する。この装置の全体構成を図５に示す。この図５に
おいて図１と同一構成要素は同一の符号を付して説明は
省略する。ただしＬＥＤ１０は波長λ3 の光を発生する
素子であり、ＬＥＤ２０は波長λ4 の光を発生する素子
である。また、ＲＯＭ３０には図６に示すフローチャー
トのプログラムが格納されている。
【００３８】次に、図６に示すフローチャートに基づい
て本実施例装置の動作を説明する。ステップ２０１〜２
０３は図３で示したステップ１０１〜１０３と同じであ
るのでその説明は省略する。次にＣＰＵ１１はステップ
２０３で求めた傾きから（１２）式を用いた式によりＣ
ｄを計算する（ステップ２０４）。この結果は表示器１
４に表示され図示せぬ記録器に記録される。
て本実施例装置の動作を説明する。ステップ２０１〜２
０３は図３で示したステップ１０１〜１０３と同じであ
るのでその説明は省略する。次にＣＰＵ１１はステップ
２０３で求めた傾きから（１２）式を用いた式によりＣ
ｄを計算する（ステップ２０４）。この結果は表示器１
４に表示され図示せぬ記録器に記録される。
【００３９】次に本願の請求項３および請求項４の発明
の実施例について説明する。この実施例は色素希釈曲線
測定装置である。まずこの実施例の原理を説明する。
の実施例について説明する。この実施例は色素希釈曲線
測定装置である。まずこの実施例の原理を説明する。
【００４０】注入された色素を含む血液の透過光の減光
度Ａｂは前述したように次式であらわされる。 Ａｂ＝｛（Ｅｈ＋ＥｄＣｄ／Ｈｂ）（Ｅｈ＋ＥｄＣｄ／Ｈｂ＋Ｆ）｝1/2 ・ Ｈｂ・Ｄ （１３） 色素はＩＣＧ（ｉｎｄｏｃｙａｎｉｎｅ−ｇｒｅｅｎ）
とする。用いる２波長をλ5 ，λ6 とし、添字５，６は
波長を示すものとし、それぞれ次の値であるとする。
度Ａｂは前述したように次式であらわされる。 Ａｂ＝｛（Ｅｈ＋ＥｄＣｄ／Ｈｂ）（Ｅｈ＋ＥｄＣｄ／Ｈｂ＋Ｆ）｝1/2 ・ Ｈｂ・Ｄ （１３） 色素はＩＣＧ（ｉｎｄｏｃｙａｎｉｎｅ−ｇｒｅｅｎ）
とする。用いる２波長をλ5 ，λ6 とし、添字５，６は
波長を示すものとし、それぞれ次の値であるとする。
【００４１】λ5 ＝８０５ｎｍ：この波長においては、
ＩＣＧの吸光は最大で、ヘモグロビン吸光係数は酸素飽
和度によらず一定である。 λ6 ＝８９０ｎｍ：この波長においては、ＩＣＧの吸光
は無視でき、ヘモグロビン吸光係数は酸素飽和度によら
ず略一定である。従って（１３）式は波長λ5，λ6 に
ついては次のようになる。 Ａｂ5 ＝｛（Ｅｏ5 ＋Ｅｄ5 Ｃｄ／Ｈｂ）（Ｅｏ5 ＋Ｅｄ5 Ｃｄ／Ｈｂ＋Ｆ ）｝1/2 ・Ｈｂ・Ｄ （１４） Ａｂ6 ＝｛Ｅｏ6 （Ｅｏ6 ＋Ｆ）｝1/2 ・Ｈｂ・Ｄ （１５） Ｅｏ5 ，Ｅｏ6 はそれぞれ波長λ5 ，λ6 の酸化ヘモグ
ロビンの吸光係数である。Ａｂ5 ，Ａｂ6 を測定してそ
の比をとれば次のようになる。 Ψ＝Ａｂ5 ／Ａｂ6 ＝｛（Ｅｏ5 ＋Ｅｄ5 Ｃｄ／Ｈｂ）（Ｅｏ5 ＋Ｅｄ5 Ｃｄ／Ｈｂ＋Ｆ）｝1/2 ／｛Ｅｏ6 （Ｅｏ6 ＋Ｆ）｝1/2 （１６）
ＩＣＧの吸光は最大で、ヘモグロビン吸光係数は酸素飽
和度によらず一定である。 λ6 ＝８９０ｎｍ：この波長においては、ＩＣＧの吸光
は無視でき、ヘモグロビン吸光係数は酸素飽和度によら
ず略一定である。従って（１３）式は波長λ5，λ6 に
ついては次のようになる。 Ａｂ5 ＝｛（Ｅｏ5 ＋Ｅｄ5 Ｃｄ／Ｈｂ）（Ｅｏ5 ＋Ｅｄ5 Ｃｄ／Ｈｂ＋Ｆ ）｝1/2 ・Ｈｂ・Ｄ （１４） Ａｂ6 ＝｛Ｅｏ6 （Ｅｏ6 ＋Ｆ）｝1/2 ・Ｈｂ・Ｄ （１５） Ｅｏ5 ，Ｅｏ6 はそれぞれ波長λ5 ，λ6 の酸化ヘモグ
ロビンの吸光係数である。Ａｂ5 ，Ａｂ6 を測定してそ
の比をとれば次のようになる。 Ψ＝Ａｂ5 ／Ａｂ6 ＝｛（Ｅｏ5 ＋Ｅｄ5 Ｃｄ／Ｈｂ）（Ｅｏ5 ＋Ｅｄ5 Ｃｄ／Ｈｂ＋Ｆ）｝1/2 ／｛Ｅｏ6 （Ｅｏ6 ＋Ｆ）｝1/2 （１６）
【００４２】ヘモグロビン濃度Ｈｂは被験者について実
測する。（１６）式において未知数はＣｄだけである。
この式からＣｄは２次方程式の根として計算される。減
光度Ａｂ5 ，Ａｂ6 を求めるには、組織中に血液が有る
場合の透過光強度Ｉ5 ，Ｉ6 と無い場合の透過光強度Ｉ
05，Ｉ06との両方の透過光強度が得られるならば次の式
で計算する。 Ａｂ5 ＝ｌｎＩ05−ｌｎＩ5 （１７） Ａｂ6 ＝ｌｎＩ06−ｌｎＩ6 （１８）
測する。（１６）式において未知数はＣｄだけである。
この式からＣｄは２次方程式の根として計算される。減
光度Ａｂ5 ，Ａｂ6 を求めるには、組織中に血液が有る
場合の透過光強度Ｉ5 ，Ｉ6 と無い場合の透過光強度Ｉ
05，Ｉ06との両方の透過光強度が得られるならば次の式
で計算する。 Ａｂ5 ＝ｌｎＩ05−ｌｎＩ5 （１７） Ａｂ6 ＝ｌｎＩ06−ｌｎＩ6 （１８）
【００４３】血液が無い場合の組織透過光強度ｌｎ
Ｉ05，ｌｎＩ06をいかにして決定するかを次に説明す
る。組織内血液は脈動している。これは組織内の動脈血
の量の脈動によるものである。もし、動脈血と静脈血と
が減光率（減光度を厚みで割ったもの）において等しい
場合、すなわち動脈血と静脈血とでヘモグロビンの吸光
係数が等しく、かつ血中色素濃度が等しい場合には血液
脈動分の減光度ΔＡｂが全血液減光度Ａｂに占める比率
はλ5 ，λ6 において等しい。これは次のように表わさ
れる。 ΔＡｂ5 ／ΔＡｂ6 ＝Ａｂ5 ／Ａｂ6 （１９） 従って（１６）式は次のようにあらわすことができる。 Ψ＝ΔＡｂ5 ／ΔＡｂ6 ＝ΔｌｎＩ5 ／ΔｌｎＩ6 ＝｛（Ｅｏ5 ＋Ｅｄ5 Ｃｄ／Ｈｂ）（Ｅｏ5 ＋Ｅｄ5 Ｃｄ／Ｈｂ＋Ｆ）｝1/2 ／｛Ｅｏ6 （Ｅｏ6 ＋Ｆ）｝1/2 （２０）
Ｉ05，ｌｎＩ06をいかにして決定するかを次に説明す
る。組織内血液は脈動している。これは組織内の動脈血
の量の脈動によるものである。もし、動脈血と静脈血と
が減光率（減光度を厚みで割ったもの）において等しい
場合、すなわち動脈血と静脈血とでヘモグロビンの吸光
係数が等しく、かつ血中色素濃度が等しい場合には血液
脈動分の減光度ΔＡｂが全血液減光度Ａｂに占める比率
はλ5 ，λ6 において等しい。これは次のように表わさ
れる。 ΔＡｂ5 ／ΔＡｂ6 ＝Ａｂ5 ／Ａｂ6 （１９） 従って（１６）式は次のようにあらわすことができる。 Ψ＝ΔＡｂ5 ／ΔＡｂ6 ＝ΔｌｎＩ5 ／ΔｌｎＩ6 ＝｛（Ｅｏ5 ＋Ｅｄ5 Ｃｄ／Ｈｂ）（Ｅｏ5 ＋Ｅｄ5 Ｃｄ／Ｈｂ＋Ｆ）｝1/2 ／｛Ｅｏ6 （Ｅｏ6 ＋Ｆ）｝1/2 （２０）
【００４４】ここで縦軸をｌｎＩ5 ，横軸をｌｎＩ6 と
する座標上に測定したｌｎＩ5 ，ｌｎＩ6 を点として描
くなら血中色素濃度Ｃｄが変化しないときは透過光は脈
動による血液の厚みの変化の影響のみにより変化するの
でそれらの点は直線状に配置される。この回帰直線を求
め、この直線を延長すれば虚血レベル点（ｌｎＩ05，ｌ
ｎＩ06）を通過する。図７に示すように安定した血中色
素濃度の異なる２つの期間Ｔ1 ，Ｔ2 それぞれにおいて
複数の時点の測定値ｌｎＩ5 ，ｌｎＩ6 が得られるなら
ば虚血レベル点を通過する直線が２本得られる。すなわ
ち図８に示すようにこれらの直線を延長することにより
虚血レベル点が得られ、虚血レベルｌｎＩ05，ｌｎＩ06
を求めることができる。この虚血レベルｌｎＩ05，ｌｎ
Ｉ06が求められるならば（１６）〜（１８）式より刻々
変化するΨが得られ、それに応じて変化するＣｄを求め
ることができ、色素希釈曲線を描くことができる。
する座標上に測定したｌｎＩ5 ，ｌｎＩ6 を点として描
くなら血中色素濃度Ｃｄが変化しないときは透過光は脈
動による血液の厚みの変化の影響のみにより変化するの
でそれらの点は直線状に配置される。この回帰直線を求
め、この直線を延長すれば虚血レベル点（ｌｎＩ05，ｌ
ｎＩ06）を通過する。図７に示すように安定した血中色
素濃度の異なる２つの期間Ｔ1 ，Ｔ2 それぞれにおいて
複数の時点の測定値ｌｎＩ5 ，ｌｎＩ6 が得られるなら
ば虚血レベル点を通過する直線が２本得られる。すなわ
ち図８に示すようにこれらの直線を延長することにより
虚血レベル点が得られ、虚血レベルｌｎＩ05，ｌｎＩ06
を求めることができる。この虚血レベルｌｎＩ05，ｌｎ
Ｉ06が求められるならば（１６）〜（１８）式より刻々
変化するΨが得られ、それに応じて変化するＣｄを求め
ることができ、色素希釈曲線を描くことができる。
【００４５】なお、例えば色素注入前は、充分に長い時
間において血中色素濃度はゼロであるから、脈動の毎拍
の回帰直線は同じであり、多数の拍をまとめて回帰直線
を求めるならば回帰直線の信頼性が高くなる。また第２
の回帰直線を求める場合も必ずしも１拍毎である必要は
ない。
間において血中色素濃度はゼロであるから、脈動の毎拍
の回帰直線は同じであり、多数の拍をまとめて回帰直線
を求めるならば回帰直線の信頼性が高くなる。また第２
の回帰直線を求める場合も必ずしも１拍毎である必要は
ない。
【００４６】次にこのような原理に基づいて作成された
色素希釈曲線測定装置を説明する。
色素希釈曲線測定装置を説明する。
【００４７】図９は全体構成を示すブロック図である。
図１と同じ要素には同一符号を付して説明は省略する。
図１に示す装置と異なるのはＬＥＤ４０が波長λ5 の光
を発生する点、ＬＥＤ５０が波長λ6 の光を発生する
点、ＲＯＭ６０に格納されたプログラムが図１０に示す
ようなものである点である。更にＣＰＵ７０には色素を
注入したことを知らせるスイッチ８０が接続されている
点である。
図１と同じ要素には同一符号を付して説明は省略する。
図１に示す装置と異なるのはＬＥＤ４０が波長λ5 の光
を発生する点、ＬＥＤ５０が波長λ6 の光を発生する
点、ＲＯＭ６０に格納されたプログラムが図１０に示す
ようなものである点である。更にＣＰＵ７０には色素を
注入したことを知らせるスイッチ８０が接続されている
点である。
【００４８】この装置の動作を図１０を参照して説明す
る。まずＣＰＵ７０はＡ／Ｄコンバータ１０から与えら
れるＩ5 ，Ｉ6 のデータを取込み、それらの対数を求め
て記憶する（ステップ３０１）。これはオペレータが色
素を注入してスイッチ８０をオンにするまで続く。ＣＰ
Ｕ７０はスイッチ８０がオンにされたことを判断すると
（ステップ３０２）、ステップ３０１で記憶したデータ
から図８に示す第１の回帰直線ｃ（色素注入前）を求め
る（ステップ３０３）。次にＣＰＵ７０はＡ／Ｄコンバ
ータ１０から与えられるＩ5 ，Ｉ6 のデータを所定時間
分（例えば脈動の略１０拍分）取込み、対数変換し（ス
テップ３０４）、このデータから回帰直線を求め、この
回帰直線と前記第１の回帰直線との交点を求める（ステ
ップ３０５）。ＣＰＵ７０はこの交点が所定数以上とな
りかつこれら交点のバラツキが所定の大きさの範囲内に
あるか否かを判断し（ステップ３０７）、ＮＯであれば
ステップ３０４に戻り、ＹＥＳであればステップ３０８
に進む。ＣＰＵ７０はステップ３０８において上記所定
の大きさの範囲の中心点を求める（ステップ３０８）。
この点が虚血レベル点（ｌｎＩ05，ｌｎＩ06）である。
次にＣＰＵ１１はステップ３０４において取込んだすべ
てのデータと、虚血レベルｌｎＩ03，ｌｎＩ04と、（１
６）〜（１８）式より図１１に示すような色素希釈曲線
を求める。
る。まずＣＰＵ７０はＡ／Ｄコンバータ１０から与えら
れるＩ5 ，Ｉ6 のデータを取込み、それらの対数を求め
て記憶する（ステップ３０１）。これはオペレータが色
素を注入してスイッチ８０をオンにするまで続く。ＣＰ
Ｕ７０はスイッチ８０がオンにされたことを判断すると
（ステップ３０２）、ステップ３０１で記憶したデータ
から図８に示す第１の回帰直線ｃ（色素注入前）を求め
る（ステップ３０３）。次にＣＰＵ７０はＡ／Ｄコンバ
ータ１０から与えられるＩ5 ，Ｉ6 のデータを所定時間
分（例えば脈動の略１０拍分）取込み、対数変換し（ス
テップ３０４）、このデータから回帰直線を求め、この
回帰直線と前記第１の回帰直線との交点を求める（ステ
ップ３０５）。ＣＰＵ７０はこの交点が所定数以上とな
りかつこれら交点のバラツキが所定の大きさの範囲内に
あるか否かを判断し（ステップ３０７）、ＮＯであれば
ステップ３０４に戻り、ＹＥＳであればステップ３０８
に進む。ＣＰＵ７０はステップ３０８において上記所定
の大きさの範囲の中心点を求める（ステップ３０８）。
この点が虚血レベル点（ｌｎＩ05，ｌｎＩ06）である。
次にＣＰＵ１１はステップ３０４において取込んだすべ
てのデータと、虚血レベルｌｎＩ03，ｌｎＩ04と、（１
６）〜（１８）式より図１１に示すような色素希釈曲線
を求める。
【００４９】この実施例によればリアルタイムで虚血レ
ベルを求めるので、測定開始から虚血レベル検出までの
時間が短縮できる。以上は１回の色素の注入により虚血
レベルを求め更に色素希釈曲線も求めたが、１回の色素
の注入では虚血レベルのみを求め、２回目の色素の注入
時に前回求めた虚血レベルを使ってリアルタイムで色素
希釈曲線を求めても良い。また本実施例では多数の回帰
直線を求めて虚血レベルを算出したが、図７に示したよ
うに色素濃度が充分安定した２つの期間においてそれぞ
れ回帰直線を求め、その交点を求めるようにすれば２本
の回帰直線であっても正確な虚血レベルが得られる。
ベルを求めるので、測定開始から虚血レベル検出までの
時間が短縮できる。以上は１回の色素の注入により虚血
レベルを求め更に色素希釈曲線も求めたが、１回の色素
の注入では虚血レベルのみを求め、２回目の色素の注入
時に前回求めた虚血レベルを使ってリアルタイムで色素
希釈曲線を求めても良い。また本実施例では多数の回帰
直線を求めて虚血レベルを算出したが、図７に示したよ
うに色素濃度が充分安定した２つの期間においてそれぞ
れ回帰直線を求め、その交点を求めるようにすれば２本
の回帰直線であっても正確な虚血レベルが得られる。
【００５０】
【発明の効果】請求項１の発明によれば測定精度が高い
動脈血中の酸素飽和度測定装置が得られる。請求項２〜
４の発明によれば測定精度が高く、低消費電力の動脈血
中の血中吸光物質濃度測定装置が得られる。請求項５の
発明によれば高い精度で動脈血中の酸素飽和度を測定す
ることができる。請求項６〜８の発明によれば高い精度
で、かつ低消費電力で動脈血中の血中吸光物質濃度を測
定することができる。
動脈血中の酸素飽和度測定装置が得られる。請求項２〜
４の発明によれば測定精度が高く、低消費電力の動脈血
中の血中吸光物質濃度測定装置が得られる。請求項５の
発明によれば高い精度で動脈血中の酸素飽和度を測定す
ることができる。請求項６〜８の発明によれば高い精度
で、かつ低消費電力で動脈血中の血中吸光物質濃度を測
定することができる。
【図１】請求項１の発明の実施例の全体構成を示すブロ
ック図。
ック図。
【図２】請求項１の発明の実施例の動作を説明するため
の図。
の図。
【図３】請求項１の発明の実施例の動作を説明するため
の図。
の図。
【図４】請求項２の発明の実施例の動作を説明するため
の図。
の図。
【図５】請求項２の発明の実施例の全体構成を示す図。
【図６】請求項２の発明の実施例の動作を説明するため
の図。
の図。
【図７】請求項３および請求項４の発明の実施例の動作
を説明するための図。
を説明するための図。
【図８】請求項３および請求項４の発明の実施例の動作
を説明するための図。
を説明するための図。
【図９】請求項３および請求項４の発明の実施例の全体
構成を示すブロック図。
構成を示すブロック図。
【図１０】請求項３および請求項４の発明の実施例の動
作を説明するための図。
作を説明するための図。
【図１１】請求項３および請求項４の発明の実施例によ
る測定結果を示す図。
る測定結果を示す図。
１，２，１０，２０，４０，５０ ＬＥＤ ４ フォトダイオード １１，７０ ＣＰＵ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平３−18742（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−129837（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−309929（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−129839（ＪＰ，Ａ) 特開 昭64−17630（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/145
Claims (8)
- 【請求項１】 生体に異なる２つの波長の光を照射する
光発生手段と、 この光発生手段から発生し前記生体を透過したそれぞれ
の光を電気信号に変換する受光手段と、 この受光手段の２つの出力の複数の時点における値に基
づいてそれぞれの大きさを縦軸、横軸とする座標上の回
帰直線を求める回帰直線計算手段と、 この回帰直線計算手段が求めた直線の傾きを求める傾き
計算手段と、 この傾き計算手段が求めた傾きに基づいて動脈血中の酸
素飽和度を計算する酸素飽和度計算手段とを具備する酸
素飽和度測定装置。 - 【請求項２】 生体に異なる２つの波長の光を照射する
光発生手段と、 この光発生手段から発生し前記生体を透過したそれぞれ
の光を電気信号に変換する受光手段と、 この受光手段の２つの出力の複数の時点における値に基
づいてそれぞれの大きさを縦軸、横軸とする座標上の回
帰直線を求める回帰直線計算手段と、 この回帰直線計算手段が求めた直線の傾きを求める傾き
計算手段と、 この傾き計算手段が求めた傾きに基づいて動脈血中の吸
光物質濃度を計算する血中吸光物質濃度計算手段とを具
備する血中吸光物質濃度測定装置。 - 【請求項３】 生体に異なる２つの波長の光を照射する
光発生手段と、この光発生手段から発生し前記生体を透
過したそれぞれの光を電気信号に変換する受光手段と、
この受光手段の２つの出力の複数の時点における値に基
づいてそれぞれの大きさを縦軸、横軸とする座標上の回
帰直線を少くとも２つの期間についてそれぞれ求める回
帰直線計算手段と、この回帰直線計算手段が求めた少く
とも２つの回帰直線の延長上の交点に基づいて前記生体
を透過した光の虚血レベルを求める虚血レベル計算手段
と、この虚血レベル計算手段が求めた虚血レベルと前記
受光手段の２つの出力から各波長の透過光の血液減光度
を求める血液減光度計算手段と、この血液減光度計算手
段が求めた血液減光度に基づいて血中吸光物質濃度を求
める濃度計算手段とを具備する血中吸光物質濃度測定装
置。 - 【請求項４】 虚血レベル計算手段は、少なくとも２つ
の回帰直線の交点で あって、前記少なくとも２つの回帰
直線の一方は色素注入前の期間における回帰直線であ
り、前記少なくとも２つの回帰直線の他方は色素注入後
の期間における回帰直線である交点を逐次求め、その交
点のバラツキが所定範囲内となったときにその中心点を
虚血レベルとして決定することを特徴とする請求項３記
載の血中吸光物質濃度測定装置。 - 【請求項５】 生体に異なる２つの波長の光を照射し、
前記生体を透過したそれぞれの光を電気信号の生体信号
に変換し、これらの生体信号を処理する生体信号処理方
法であって、 前記２つの生体信号の複数の時点における値に基づいて
それぞれの大きさを縦軸、横軸とする座標上の回帰直線
を求める第１ステップと、 前記第１のステップで求めた回帰直線の傾きを求める第
２のステップと、 前記第２のステップで求めた傾きに基づいて動脈血中の
酸素飽和度を計算する第３のステップとを有することを
特徴とする生体信号処理方法。 - 【請求項６】 生体に異なる２つの波長の光を照射し、
前記生体を透過したそれぞれの光を電気信号の生体信号
に変換し、これらの生体信号を処理する生体信号処理方
法であって、 前記２つの生体信号の複数の時点における値に基づいて
それぞれの大きさを縦軸、横軸とする座標上の回帰直線
を求める第１ステップと、 前記第１のステップで求めた回帰直線の傾きを求める第
２のステップと、 前記第２のステップで求めた傾きに基づいて動脈血中の
吸光物質濃度を計算する第３のステップとを有すること
を特徴とする生体信号処理方法。 - 【請求項７】 生体に異なる２つの波長の光を照射し、
前記生体を透過したそれぞれの光を電気信号の生体信号
に変換し、これらの生体信号を処理する生体信号処理方
法であって、 前記２つの生体信号の複数の時点における値に基づいて
それぞれの大きさを縦軸、横軸とする座標上の回帰直線
を少くとも２つの期間についてそれぞれ求める第１のス
テップと、 前記第１のステップで求めた少くとも２つの回帰直線の
延長上の交点に基づいて前記生体を透過した光の虚血レ
ベルを求める第２のステップと、 前記第２のステップで求めた虚血レベルと前記２つの生
体信号から各波長の透過光の血液減光度を求める第３の
ステップと、 前記第３のステップで求めた血液減光度に基づいて血中
吸光物質濃度を求める第４のステップとを具備する生体
信号処理方法。 - 【請求項８】 前記第２のステップは、少なくとも２つ
の回帰直線の交点であって、前記少なくとも２つの回帰
直線の一方は色素注入前の期間における回帰直線であ
り、前記少なくとも２つの回帰直線の他方は色素注入後
の期間における回帰直線である交点を逐次求め、その交
点のバラツキが所定範囲内となったときにその中心点を
虚血レベルとして決定することを特徴とする請求項７記
載の生体信号処理方法。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP12134694A JP3270917B2 (ja) | 1994-06-02 | 1994-06-02 | 酸素飽和度測定装置、血中吸光物質濃度測定装置および生体信号処理方法 |
| US08/661,169 US5690104A (en) | 1994-06-02 | 1996-06-10 | Apparatus and method for measuring oxygen saturation in blood and apparatus and method for measuring concentration of light-absorbing materials in blood |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP12134694A JP3270917B2 (ja) | 1994-06-02 | 1994-06-02 | 酸素飽和度測定装置、血中吸光物質濃度測定装置および生体信号処理方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07327964A JPH07327964A (ja) | 1995-12-19 |
| JP3270917B2 true JP3270917B2 (ja) | 2002-04-02 |
Family
ID=14809004
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP12134694A Expired - Fee Related JP3270917B2 (ja) | 1994-06-02 | 1994-06-02 | 酸素飽和度測定装置、血中吸光物質濃度測定装置および生体信号処理方法 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5690104A (ja) |
| JP (1) | JP3270917B2 (ja) |
Cited By (6)
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|---|---|---|---|---|
| US7025728B2 (en) | 2003-06-30 | 2006-04-11 | Nihon Kohden Corporation | Method for reducing noise, and pulse photometer using the method |
| EP1757224A2 (en) | 2005-08-24 | 2007-02-28 | Nihon Kohden Corporation | Apparatus and method for measuring oxygen saturation in blood |
| JP2009261458A (ja) * | 2008-04-22 | 2009-11-12 | Nippon Koden Corp | 信号処理方法及びそれを用いたパルスフォトメータ |
| JP2009279384A (ja) * | 2008-04-22 | 2009-12-03 | Nippon Koden Corp | 信号処理方法、信号処理装置及びそれを用いたパルスフォトメータ |
| US8437820B2 (en) | 2008-04-22 | 2013-05-07 | Nihon Kohden Corporation | Signal processing method, signal processing apparatus, and pulse photometer using the same |
| US8649837B2 (en) | 2007-07-19 | 2014-02-11 | Nihon Kohden Corporation | Method and apparatus for measuring pulse rate and oxygen saturation achieved during exercise |
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| US6153109A (en) | 1994-09-16 | 2000-11-28 | Transonic Systmes, Inc. | Method and apparatus to measure blood flow rate in hemodialysis shunts |
| US20040220455A1 (en) * | 1996-06-26 | 2004-11-04 | Lowe Robert I. | Method for monitoring blood characteristics and cardiopulmonary function |
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| JP4352315B2 (ja) * | 2002-10-31 | 2009-10-28 | 日本光電工業株式会社 | 信号処理方法／装置及びそれを用いたパルスフォトメータ |
| JP5328159B2 (ja) | 2005-03-01 | 2013-10-30 | セルカコア・ラボラトリーズ・インコーポレーテッド | 多波長センサ発光体 |
| JP4844291B2 (ja) * | 2005-08-30 | 2011-12-28 | 日本光電工業株式会社 | 時間区分パルスオキシメトリおよびパルスオキシメータ |
| US8123695B2 (en) | 2006-09-27 | 2012-02-28 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Method and apparatus for detection of venous pulsation |
| US8221326B2 (en) | 2007-03-09 | 2012-07-17 | Nellcor Puritan Bennett Llc | Detection of oximetry sensor sites based on waveform characteristics |
| US8229530B2 (en) | 2007-03-09 | 2012-07-24 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for detection of venous pulsation |
| US8109882B2 (en) | 2007-03-09 | 2012-02-07 | Nellcor Puritan Bennett Llc | System and method for venous pulsation detection using near infrared wavelengths |
| US8781544B2 (en) | 2007-03-27 | 2014-07-15 | Cercacor Laboratories, Inc. | Multiple wavelength optical sensor |
| US8374665B2 (en) | 2007-04-21 | 2013-02-12 | Cercacor Laboratories, Inc. | Tissue profile wellness monitor |
| JP5029150B2 (ja) * | 2007-06-06 | 2012-09-19 | ソニー株式会社 | 生体情報取得装置および生体情報取得方法 |
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| GB2487882B (en) | 2009-12-04 | 2017-03-29 | Masimo Corp | Calibration for multi-stage physiological monitors |
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| JPH0657216B2 (ja) * | 1988-09-14 | 1994-08-03 | 住友電気工業株式会社 | 肝機能検査装置 |
| JPH02309929A (ja) * | 1989-05-24 | 1990-12-25 | Sumitomo Electric Ind Ltd | 肝機能検査装置 |
| DE59207599D1 (de) * | 1991-03-25 | 1997-01-16 | Andreas Prof Dr Med Hoeft | Vorrichtung und Verfahren zur Ermittlung des Herzzeitvolumens |
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1994
- 1994-06-02 JP JP12134694A patent/JP3270917B2/ja not_active Expired - Fee Related
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1996
- 1996-06-10 US US08/661,169 patent/US5690104A/en not_active Expired - Lifetime
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5690104A (en) | 1997-11-25 |
| JPH07327964A (ja) | 1995-12-19 |
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