JP3273284B2 - 酸素飽和度および血流測定装置 - Google Patents
酸素飽和度および血流測定装置Info
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- JP3273284B2 JP3273284B2 JP06072694A JP6072694A JP3273284B2 JP 3273284 B2 JP3273284 B2 JP 3273284B2 JP 06072694 A JP06072694 A JP 06072694A JP 6072694 A JP6072694 A JP 6072694A JP 3273284 B2 JP3273284 B2 JP 3273284B2
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明はそれぞれは患者監視シス
テムの１つの機能である血中酸素飽和度の測定と血流速
度の測定をほぼ同時に行なうことができる装置に関す
る。
テムの１つの機能である血中酸素飽和度の測定と血流速
度の測定をほぼ同時に行なうことができる装置に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】従来、動脈血酸素飽和度と血流速度はそ
れぞれの測定装置によって別々に測定している。
れぞれの測定装置によって別々に測定している。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】呼吸不全などの場合、
血液ガス成分や血流情報が不可欠である。本来は肺動脈
カテーテルを肺動脈幹まで挿入し、熱希釈法で心拍出
量、採血して混合動静脈血の酸素飽和度などを測定し、 １ 組織への酸素の需要バランス ２ 疾患の要因が、心原性か非心原性かの鑑別 ３ 血行動態の評価 ４ 輸液、心血管作用薬の効果の確認 などの診断を行っている。カテーテルを挿入すること自
体、患者にかなりの侵襲を強いる。そこで近年、指尖脈
波型のパルスオキシメータが開発され、無侵襲で連続的
に測定できることから多用されている。しかし組織への
酸素供給の状況を正しく把握するには、動脈の酸素含有
量と血流量が必要であり、生体のホメオシテーシス（恒
常性の維持）から酸素飽和度が低下すれば、それを補お
うとして血流が増えねばならない。従ってパルスオキシ
メータのみでは不十分であり、他の血液情報（流量、ヘ
モグロビン、溶存酸素）が必要である。以上の観点から
動脈血酸素飽和度と血流速度を同時に同所で測定するこ
とは、診断においてきわめて有用である。しかし、この
ような測定を行なう場合、別々の装置を被験者に装着す
ればその作業は煩雑であり、全体で装置が占めるスペー
スが大きい。
血液ガス成分や血流情報が不可欠である。本来は肺動脈
カテーテルを肺動脈幹まで挿入し、熱希釈法で心拍出
量、採血して混合動静脈血の酸素飽和度などを測定し、 １ 組織への酸素の需要バランス ２ 疾患の要因が、心原性か非心原性かの鑑別 ３ 血行動態の評価 ４ 輸液、心血管作用薬の効果の確認 などの診断を行っている。カテーテルを挿入すること自
体、患者にかなりの侵襲を強いる。そこで近年、指尖脈
波型のパルスオキシメータが開発され、無侵襲で連続的
に測定できることから多用されている。しかし組織への
酸素供給の状況を正しく把握するには、動脈の酸素含有
量と血流量が必要であり、生体のホメオシテーシス（恒
常性の維持）から酸素飽和度が低下すれば、それを補お
うとして血流が増えねばならない。従ってパルスオキシ
メータのみでは不十分であり、他の血液情報（流量、ヘ
モグロビン、溶存酸素）が必要である。以上の観点から
動脈血酸素飽和度と血流速度を同時に同所で測定するこ
とは、診断においてきわめて有用である。しかし、この
ような測定を行なう場合、別々の装置を被験者に装着す
ればその作業は煩雑であり、全体で装置が占めるスペー
スが大きい。
【０００４】本発明はこのような従来の欠点を解決する
ためになされたものであり、その目的は酸素飽和度およ
び血流をほぼ同時に測定することができる装置であっ
て、小型で装着が容易な装置を提供することである。
ためになされたものであり、その目的は酸素飽和度およ
び血流をほぼ同時に測定することができる装置であっ
て、小型で装着が容易な装置を提供することである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】第１の発明は、第１の波
長の光を発生する第１の発光素子と、第２の波長の光を
発生する第２の発光素子と、前記第１および第２の発光
素子をそれぞれ異なる時期に発光させる駆動回路と、前
記第１および第２の発光素子の光が照射される位置に生
体組織を配置されたときに前記第１の発光素子からの光
であって前記生体組織を透過または散乱した光を受光す
るように配置された第１の受光素子と、前記第１および
第２の発光素子からの光であって前記生体組織を透過ま
たは散乱した光を受光するように前記第１の受光素子か
ら所定距離離れた位置に配置された第２の受光素子と、
前記第１および第２の発光素子からの光による前記第２
の受光素子の出力に基づいて前記生体組織の血液中の酸
素飽和度を計算する酸素飽和度計算手段と、前記第１の
発光素子からの光による前記第１および第２の受光素子
の出力の相互相関関数に基づいて前記生体組織の血液の
流速を計算する血流計算手段とを具備する構成となって
いる。
長の光を発生する第１の発光素子と、第２の波長の光を
発生する第２の発光素子と、前記第１および第２の発光
素子をそれぞれ異なる時期に発光させる駆動回路と、前
記第１および第２の発光素子の光が照射される位置に生
体組織を配置されたときに前記第１の発光素子からの光
であって前記生体組織を透過または散乱した光を受光す
るように配置された第１の受光素子と、前記第１および
第２の発光素子からの光であって前記生体組織を透過ま
たは散乱した光を受光するように前記第１の受光素子か
ら所定距離離れた位置に配置された第２の受光素子と、
前記第１および第２の発光素子からの光による前記第２
の受光素子の出力に基づいて前記生体組織の血液中の酸
素飽和度を計算する酸素飽和度計算手段と、前記第１の
発光素子からの光による前記第１および第２の受光素子
の出力の相互相関関数に基づいて前記生体組織の血液の
流速を計算する血流計算手段とを具備する構成となって
いる。
【０００６】第２の発明は、第１の波長の光を発生する
第１の発光素子と、第２の波長の光を発生する第２の発
光素子と、前記第１および第２の発光素子をそれぞれ異
なる時期に発光させる駆動回路と、前記第１および第２
の発光素子に対する所定位置に生体組織を配置されたと
きに前記第１および第２の発光素子からの光であって前
記生体組織を透過または散乱した光を受光するように配
置された受光素子と、前記第１および第２の発光素子か
らの光による前記受光素子の出力に基づいて前記生体組
織の血液中の酸素飽和度を計算する酸素飽和度計算手段
と、前記第１の発光素子からの光による前記受光素子の
出力の自己相関関数に基づいて前記生体組織の血液の流
速を計算する血流計算手段とを具備する構成となってい
る。
第１の発光素子と、第２の波長の光を発生する第２の発
光素子と、前記第１および第２の発光素子をそれぞれ異
なる時期に発光させる駆動回路と、前記第１および第２
の発光素子に対する所定位置に生体組織を配置されたと
きに前記第１および第２の発光素子からの光であって前
記生体組織を透過または散乱した光を受光するように配
置された受光素子と、前記第１および第２の発光素子か
らの光による前記受光素子の出力に基づいて前記生体組
織の血液中の酸素飽和度を計算する酸素飽和度計算手段
と、前記第１の発光素子からの光による前記受光素子の
出力の自己相関関数に基づいて前記生体組織の血液の流
速を計算する血流計算手段とを具備する構成となってい
る。
【０００７】
【作用】第１の発明において、駆動回路が第１および第
２の発光素子を交互に発光させると第２の受光素子はこ
れらの光のうち生体組織を透過または反射した光に応じ
た信号を交互に出力する。酸素飽和度計算手段は、これ
ら第１の波長の光、第２の波長の光に応じた信号に基づ
いて生体組織中の脈動する血液中の酸素飽和度を計算す
る。駆動回路が第１の発光素子を発光させるとこの光は
生体組織を透過または反射し、生体組織中の血流の移動
に応じて変化する。第１および第２の受光素子は相互に
所定距離離れた位置においてその透過光量に応じた信号
を検出する。血流計算手段はこれらの出力の相互相関関
数から血液の流速を計算する。
２の発光素子を交互に発光させると第２の受光素子はこ
れらの光のうち生体組織を透過または反射した光に応じ
た信号を交互に出力する。酸素飽和度計算手段は、これ
ら第１の波長の光、第２の波長の光に応じた信号に基づ
いて生体組織中の脈動する血液中の酸素飽和度を計算す
る。駆動回路が第１の発光素子を発光させるとこの光は
生体組織を透過または反射し、生体組織中の血流の移動
に応じて変化する。第１および第２の受光素子は相互に
所定距離離れた位置においてその透過光量に応じた信号
を検出する。血流計算手段はこれらの出力の相互相関関
数から血液の流速を計算する。
【０００８】第２の発明において、駆動回路が第１およ
び第２の発光素子を交互に発光させると受光素子はこれ
らの光のうち生体組織を透過または反射した光に応じた
信号を交互に出力する。酸素飽和度計算手段は、これら
第１の波長の光、第２の波長の光に応じた信号に基づい
て生体組織中の脈動する血液中の酸素飽和度を計算す
る。駆動回路が第１の発光素子を発光させるとこの光は
生体組織を透過または反射し、生体組織中の血流の移動
に応じて変化する。受光素子はその透過光量に応じた信
号を出力する。血流計算手段はこの出力の自己相関関数
から血液の流速を計算する。
び第２の発光素子を交互に発光させると受光素子はこれ
らの光のうち生体組織を透過または反射した光に応じた
信号を交互に出力する。酸素飽和度計算手段は、これら
第１の波長の光、第２の波長の光に応じた信号に基づい
て生体組織中の脈動する血液中の酸素飽和度を計算す
る。駆動回路が第１の発光素子を発光させるとこの光は
生体組織を透過または反射し、生体組織中の血流の移動
に応じて変化する。受光素子はその透過光量に応じた信
号を出力する。血流計算手段はこの出力の自己相関関数
から血液の流速を計算する。
【０００９】
【実施例】第１の実施例を図面を参照して説明する。図
２に発光素子と受光素子の配置を示す。本実施例では発
光素子として発光ダイオード（以下ＬＥＤと称する）１
とＬＥＤ２を用いる。ＬＥＤ１は波長λ1 の光を発生
し、ＬＥＤ２は波長λ2 の光を発生するものとする。Ｌ
ＥＤ１および２と受光素子３および４は図示せぬ保持部
材によって保持され、相互の位置は固定されている。測
定の対象となる生体組織５はＬＥＤ１および２の光を照
射されるようにこのＬＥＤ１および２と受光素子３およ
び４の間に挿入される。そして受光素子３は生体組織５
がＬＥＤ１の光を照射されたときにその透過光または反
射光を受ける位置に配置されており、受光素子４は生体
組織５がＬＥＤ１および２の光を照射されたときにそれ
らの透過光または反射光を受ける位置に配置されてい
る。
２に発光素子と受光素子の配置を示す。本実施例では発
光素子として発光ダイオード（以下ＬＥＤと称する）１
とＬＥＤ２を用いる。ＬＥＤ１は波長λ1 の光を発生
し、ＬＥＤ２は波長λ2 の光を発生するものとする。Ｌ
ＥＤ１および２と受光素子３および４は図示せぬ保持部
材によって保持され、相互の位置は固定されている。測
定の対象となる生体組織５はＬＥＤ１および２の光を照
射されるようにこのＬＥＤ１および２と受光素子３およ
び４の間に挿入される。そして受光素子３は生体組織５
がＬＥＤ１の光を照射されたときにその透過光または反
射光を受ける位置に配置されており、受光素子４は生体
組織５がＬＥＤ１および２の光を照射されたときにそれ
らの透過光または反射光を受ける位置に配置されてい
る。
【００１０】図１に本実施例の回路構成を示す。駆動回
路６は、図２に示したＬＥＤ１を図３の（Ｂ）に示すタ
イミングで発光させ、同じくＬＥＤ２を、図３の（Ｃ）
に示すタイミングで発光させる回路である。受光素子３
の出力はアンプ７で増幅され相互相関演算回路９の一方
の入力とされている。受光素子４の出力はアンプ８で増
幅されマルチプレクサ１０に至るようにされていると共
に、相互相関演算回路９の他方の入力とされている。相
互相関演算回路９は駆動回路６から与えられる信号が図
３の（Ａ）に示すようにＬｏｗレベルとなると、アンプ
７および８から与えられる信号に基づいて相互相関関数
Ｆ（τ）を求める回路である。τ計算回路１１は相互相
関演算回路９が求めたＦ（τ）が最大値をとるときのτ
を計算する回路である。割算回路１２はτ計算回路１１
が求めたτからＬ／τを計算する回路である。ここでＬ
は受光素子３および４の間の距離であり、予め割算回路
１２に与えられている値である。
路６は、図２に示したＬＥＤ１を図３の（Ｂ）に示すタ
イミングで発光させ、同じくＬＥＤ２を、図３の（Ｃ）
に示すタイミングで発光させる回路である。受光素子３
の出力はアンプ７で増幅され相互相関演算回路９の一方
の入力とされている。受光素子４の出力はアンプ８で増
幅されマルチプレクサ１０に至るようにされていると共
に、相互相関演算回路９の他方の入力とされている。相
互相関演算回路９は駆動回路６から与えられる信号が図
３の（Ａ）に示すようにＬｏｗレベルとなると、アンプ
７および８から与えられる信号に基づいて相互相関関数
Ｆ（τ）を求める回路である。τ計算回路１１は相互相
関演算回路９が求めたＦ（τ）が最大値をとるときのτ
を計算する回路である。割算回路１２はτ計算回路１１
が求めたτからＬ／τを計算する回路である。ここでＬ
は受光素子３および４の間の距離であり、予め割算回路
１２に与えられている値である。
【００１１】マルチプレクサ１０は、図３（Ｂ），
（Ｃ）に示したＬＥＤ１および２の点滅のタイミングに
応じてアンプ８の出力を第１の信号処理回路１３および
第２の信号処理回路１４それぞれに振り分ける回路であ
る。このため第１の信号処理回路１３にはＬＥＤ１の光
である第１の波長の光に応じた信号が入力され、第２の
信号処理回路１４にＬＥＤ２の光である第２の波長の光
に応じた信号が入力される。第１の信号処理回路１３
は、駆動回路６から与えられる信号が図３の（Ａ）に示
すようにＨｉｇｈレベルとなると、マルチプレクサ１０
から与えられる第１の波長λ1 の光に応じた信号Ｉλ1
とこのＩλ1 から求めた脈動による変化分ΔＩλ1 とに
よりｌｏｇ｛Ｉλ1 ／（Ｉλ1 −ΔＩλ1 ）｝を計算す
る回路である。同様に第２の信号処理回路１４は、駆動
回路６から与えられる信号が図３の（Ａ）に示すように
Ｈｉｇｈレベルとなると、マルチプレクサ１０から与え
られる第２の波長λ2 の光に応じた信号Ｉλ2 とこのＩ
λ2 から求めた脈動による変化分ΔＩλ2 とによりｌｏ
ｇ｛Ｉλ2 ／（Ｉλ2 −ΔＩλ2 ）｝を計算する回路で
ある。割算回路１５は第１および第２の信号処理回路１
３，１４それぞれの出力の比Φを計算する回路である。
酸素飽和度計算回路１６は割算回路１５の出力Φに基づ
いて酸素飽和度を計算する回路である。このような第１
の信号処理回路１３、第２の信号処理回路１４、割算回
路１５および酸素飽和度計算回路１６から成り、酸素飽
和度を求める装置はパルスオキシメータと呼ばれ、従来
より用いられている。簡単にその原理を説明する。
（Ｃ）に示したＬＥＤ１および２の点滅のタイミングに
応じてアンプ８の出力を第１の信号処理回路１３および
第２の信号処理回路１４それぞれに振り分ける回路であ
る。このため第１の信号処理回路１３にはＬＥＤ１の光
である第１の波長の光に応じた信号が入力され、第２の
信号処理回路１４にＬＥＤ２の光である第２の波長の光
に応じた信号が入力される。第１の信号処理回路１３
は、駆動回路６から与えられる信号が図３の（Ａ）に示
すようにＨｉｇｈレベルとなると、マルチプレクサ１０
から与えられる第１の波長λ1 の光に応じた信号Ｉλ1
とこのＩλ1 から求めた脈動による変化分ΔＩλ1 とに
よりｌｏｇ｛Ｉλ1 ／（Ｉλ1 −ΔＩλ1 ）｝を計算す
る回路である。同様に第２の信号処理回路１４は、駆動
回路６から与えられる信号が図３の（Ａ）に示すように
Ｈｉｇｈレベルとなると、マルチプレクサ１０から与え
られる第２の波長λ2 の光に応じた信号Ｉλ2 とこのＩ
λ2 から求めた脈動による変化分ΔＩλ2 とによりｌｏ
ｇ｛Ｉλ2 ／（Ｉλ2 −ΔＩλ2 ）｝を計算する回路で
ある。割算回路１５は第１および第２の信号処理回路１
３，１４それぞれの出力の比Φを計算する回路である。
酸素飽和度計算回路１６は割算回路１５の出力Φに基づ
いて酸素飽和度を計算する回路である。このような第１
の信号処理回路１３、第２の信号処理回路１４、割算回
路１５および酸素飽和度計算回路１６から成り、酸素飽
和度を求める装置はパルスオキシメータと呼ばれ、従来
より用いられている。簡単にその原理を説明する。
【００１２】脈動する血液を含む生体組織に光を照射す
るとランバート・ビアの法則により次式が成立つ。 Ａａ＋Ａｂ＝ｌｏｇ（Ｉｉｎ／Ｉ） （１） Ａａ：血液層を除く生体組織の吸光度 Ａｂ：血液層
の吸光度 Ｉｉｎ：入射光量 Ｉ：透過光量 Ａｂ＝Ｅ・Ｃ・Ｄ（Ｅ：血液の吸光係数 Ｃ：血液の濃
度 Ｄ：血液層の厚さ）であらわされるから（１）式は
次のようになる。 Ａａ＋Ｅ・Ｃ・Ｄ＝ｌｏｇ（Ｉｉｎ／Ｉ） （２） 血液層がΔＤ増加すると透過光量ＩがΔＩ減少する。こ
のとき（２）式は次のようになる。 Ａａ＋Ｅ・Ｃ・（Ｄ＋ΔＤ）＝ｌｏｇ｛Ｉｉｎ／（Ｉ−ΔＩ）｝ （３） （３）式−（２）式 Ｅ・Ｃ・ΔＤ＝ｌｏｇ｛Ｉ／（Ｉ−ΔＩ）｝ （４） 光の波長がλ1 のとき（４）式は次のようになる。 Ｅλ1 ・Ｃ・ΔＤ＝ｌｏｇ｛Ｉλ1 ／（Ｉλ1 −ΔＩλ1 ）｝ （５） 光の波長がλ2 のとき（４）式は次のようになる。 Ｅλ2 ・Ｃ・ΔＤ＝ｌｏｇ｛Ｉλ2 ／（Ｉλ2 −ΔＩλ2 ）｝ （６） （６）式÷（５）式 Ｅλ2 ／Ｅλ1 ＝ｌｏｇ｛Ｉλ2 ／（Ｉλ2 −ΔＩλ2 ）｝／ｌｏｇ｛Ｉλ1 ／（Ｉλ1 −ΔＩλ1 ）｝ （７） 血液の酸素飽和度が０％、１００％のときの吸光係数と
波長との関係を図４に示す。酸素飽和度Ｓを、波長λ1
のときの吸光係数Ｅλ1 で表わすと次のようになる。 Ｓ＝（Ｅａ−Ｅλ1 ）／（Ｅａ−Ｅｂ） （８） 同じく酸素飽和度Ｓを波長λ2 のときの吸光係数Ｅλ2
で表わすと次のようになる。 Ｓ＝（Ｅｃ−Ｅλ2 ）／（Ｅｃ−Ｅｄ） （９） （８）式および（９）式より次式が成立つ。 Ｓ＝（Ｅｃ−Φ・Ｅａ）／｛（Ｅｃ−Ｅｄ）−Φ・（Ｅａ−Ｅｂ）｝（10） ただしΦ＝Ｅλ1 ／Ｅλ2 である。従ってこの原理を本
実施例に対応させると、第１の信号処理回路１３がｌｏ
ｇ｛Ｉλ1 ／（Ｉλ1 −ΔＩλ1 ）｝を計算する回路で
あり、第２の処理回路１４がｌｏｇ｛Ｉλ2 ／（Ｉλ2
−ΔＩλ2 ）｝を計算する回路であり、割算回路１５が
それらの比ｌｏｇ｛Ｉλ1 ／（Ｉλ1 −ΔＩλ1 ）｝／
ｌｏｇ｛Ｉλ2 ／（Ｉλ2 −ΔＩλ2 ）｝＝Φを計算す
る回路であり、酸素飽和度計算回路１６がこのΦを（１
０）式に代入して計算する回路である。尚、第１の波長
λに８０５ｎｍを用いるならば、そのときの血液の吸光
係数Ｅλ1 は酸素飽和度に関係なく一定の値Ｅ1 であ
る。すなわちΦ＝Ｅλ2 ／Ｅ1 である。この式と（９）
式より次式が成立つ。 Ｓ＝（Ｅｃ−Φ・Ｅ1 ）／（Ｅｃ−Ｅｄ） （11） 従って酸素飽和度計算回路１６は第１の波長λ1 に８０
５ｎｍが用いられた場合（１１）式を計算すれば酸素飽
和度Ｓを求めることができる。
るとランバート・ビアの法則により次式が成立つ。 Ａａ＋Ａｂ＝ｌｏｇ（Ｉｉｎ／Ｉ） （１） Ａａ：血液層を除く生体組織の吸光度 Ａｂ：血液層
の吸光度 Ｉｉｎ：入射光量 Ｉ：透過光量 Ａｂ＝Ｅ・Ｃ・Ｄ（Ｅ：血液の吸光係数 Ｃ：血液の濃
度 Ｄ：血液層の厚さ）であらわされるから（１）式は
次のようになる。 Ａａ＋Ｅ・Ｃ・Ｄ＝ｌｏｇ（Ｉｉｎ／Ｉ） （２） 血液層がΔＤ増加すると透過光量ＩがΔＩ減少する。こ
のとき（２）式は次のようになる。 Ａａ＋Ｅ・Ｃ・（Ｄ＋ΔＤ）＝ｌｏｇ｛Ｉｉｎ／（Ｉ−ΔＩ）｝ （３） （３）式−（２）式 Ｅ・Ｃ・ΔＤ＝ｌｏｇ｛Ｉ／（Ｉ−ΔＩ）｝ （４） 光の波長がλ1 のとき（４）式は次のようになる。 Ｅλ1 ・Ｃ・ΔＤ＝ｌｏｇ｛Ｉλ1 ／（Ｉλ1 −ΔＩλ1 ）｝ （５） 光の波長がλ2 のとき（４）式は次のようになる。 Ｅλ2 ・Ｃ・ΔＤ＝ｌｏｇ｛Ｉλ2 ／（Ｉλ2 −ΔＩλ2 ）｝ （６） （６）式÷（５）式 Ｅλ2 ／Ｅλ1 ＝ｌｏｇ｛Ｉλ2 ／（Ｉλ2 −ΔＩλ2 ）｝／ｌｏｇ｛Ｉλ1 ／（Ｉλ1 −ΔＩλ1 ）｝ （７） 血液の酸素飽和度が０％、１００％のときの吸光係数と
波長との関係を図４に示す。酸素飽和度Ｓを、波長λ1
のときの吸光係数Ｅλ1 で表わすと次のようになる。 Ｓ＝（Ｅａ−Ｅλ1 ）／（Ｅａ−Ｅｂ） （８） 同じく酸素飽和度Ｓを波長λ2 のときの吸光係数Ｅλ2
で表わすと次のようになる。 Ｓ＝（Ｅｃ−Ｅλ2 ）／（Ｅｃ−Ｅｄ） （９） （８）式および（９）式より次式が成立つ。 Ｓ＝（Ｅｃ−Φ・Ｅａ）／｛（Ｅｃ−Ｅｄ）−Φ・（Ｅａ−Ｅｂ）｝（10） ただしΦ＝Ｅλ1 ／Ｅλ2 である。従ってこの原理を本
実施例に対応させると、第１の信号処理回路１３がｌｏ
ｇ｛Ｉλ1 ／（Ｉλ1 −ΔＩλ1 ）｝を計算する回路で
あり、第２の処理回路１４がｌｏｇ｛Ｉλ2 ／（Ｉλ2
−ΔＩλ2 ）｝を計算する回路であり、割算回路１５が
それらの比ｌｏｇ｛Ｉλ1 ／（Ｉλ1 −ΔＩλ1 ）｝／
ｌｏｇ｛Ｉλ2 ／（Ｉλ2 −ΔＩλ2 ）｝＝Φを計算す
る回路であり、酸素飽和度計算回路１６がこのΦを（１
０）式に代入して計算する回路である。尚、第１の波長
λに８０５ｎｍを用いるならば、そのときの血液の吸光
係数Ｅλ1 は酸素飽和度に関係なく一定の値Ｅ1 であ
る。すなわちΦ＝Ｅλ2 ／Ｅ1 である。この式と（９）
式より次式が成立つ。 Ｓ＝（Ｅｃ−Φ・Ｅ1 ）／（Ｅｃ−Ｅｄ） （11） 従って酸素飽和度計算回路１６は第１の波長λ1 に８０
５ｎｍが用いられた場合（１１）式を計算すれば酸素飽
和度Ｓを求めることができる。
【００１３】次にこのように構成された装置の動作を説
明する。オペレータは脈動する血液５ａを含む生体組織
５にＬＥＤ１および２と受光素子３および４を装着す
る。駆動回路６はＬＥＤ１および２を図３の（Ｂ），
（Ｃ）に示すタイミングで駆動すると共に、第１、第２
の信号処理回路１３，１４および相互相関演算回路９を
図３の（Ａ）に示すタイミングで動作させる。まず第
１、第２の信号処理回路１３，１４が動作する場合、す
なわち酸素飽和度を測定する場合について説明する。受
光素子４はＬＥＤ１および２で発生した光のうち血液５
ａを含む生体組織５を透過または反射した光を受光し、
電気信号に変換する。これらの信号はアンプ８で増幅さ
れマルチプレクサ１０に至る。マルチプレクサ１０はこ
の信号をＬＥＤ１および２それぞれの発光のタイミング
に応じて振り分け、第１の信号処理回路１３にはＬＥＤ
１で発生し生体組織５で透過または反射した波長λ1 の
光に応じた信号Ｉλ1 を出力し、第２の信号処理回路１
４にはＬＥＤ２で発生した生体組織５で透過または反射
した波長λ2 の光に応じた信号Ｉλ2 を出力する。第１
の信号処理回路１３は与えられた信号Ｉλ1 よりｌｏｇ
｛Ｉλ1 ／（Ｉλ1 −ΔＩλ1 ）｝を計算し、第２の信
号処理回路１４は与えられた信号Ｉλ2 よりｌｏｇ｛Ｉ
λ2 ／（Ｉλ2 −ΔＩλ2 ）｝を計算する。割算回路１
５は第１の信号処理回路１３の出力と第２の信号処理回
路１４の出力の比Φを計算する。酸素飽和度計算回路１
６はこのΦを前述した（１０）式に代入して酸素飽和度
Ｓを計算する。このＳは図示せぬ表示器に表示され、図
示せぬ記録器に記録される。
明する。オペレータは脈動する血液５ａを含む生体組織
５にＬＥＤ１および２と受光素子３および４を装着す
る。駆動回路６はＬＥＤ１および２を図３の（Ｂ），
（Ｃ）に示すタイミングで駆動すると共に、第１、第２
の信号処理回路１３，１４および相互相関演算回路９を
図３の（Ａ）に示すタイミングで動作させる。まず第
１、第２の信号処理回路１３，１４が動作する場合、す
なわち酸素飽和度を測定する場合について説明する。受
光素子４はＬＥＤ１および２で発生した光のうち血液５
ａを含む生体組織５を透過または反射した光を受光し、
電気信号に変換する。これらの信号はアンプ８で増幅さ
れマルチプレクサ１０に至る。マルチプレクサ１０はこ
の信号をＬＥＤ１および２それぞれの発光のタイミング
に応じて振り分け、第１の信号処理回路１３にはＬＥＤ
１で発生し生体組織５で透過または反射した波長λ1 の
光に応じた信号Ｉλ1 を出力し、第２の信号処理回路１
４にはＬＥＤ２で発生した生体組織５で透過または反射
した波長λ2 の光に応じた信号Ｉλ2 を出力する。第１
の信号処理回路１３は与えられた信号Ｉλ1 よりｌｏｇ
｛Ｉλ1 ／（Ｉλ1 −ΔＩλ1 ）｝を計算し、第２の信
号処理回路１４は与えられた信号Ｉλ2 よりｌｏｇ｛Ｉ
λ2 ／（Ｉλ2 −ΔＩλ2 ）｝を計算する。割算回路１
５は第１の信号処理回路１３の出力と第２の信号処理回
路１４の出力の比Φを計算する。酸素飽和度計算回路１
６はこのΦを前述した（１０）式に代入して酸素飽和度
Ｓを計算する。このＳは図示せぬ表示器に表示され、図
示せぬ記録器に記録される。
【００１４】次に駆動回路６の出力信号により相互相関
演算回路９が動作する場合、すなわち血流速度を測定す
る場合について説明する。この場合、図３の（Ｂ）に示
すようにＬＥＤ１のみが所定時間発光する。この光が生
体組織内の各所にあたって拡散透過する。血流に沿う方
向に距離Ｌだけ離れた２つの受光素子３および４は同じ
血球集団が通過したときに生じる信号波形をそれぞれ異
なる時点で出力する。受光素子３で検出されアンプ７で
増幅された信号と、受光素子４で検出されアンプ８で増
幅された信号とを与えられると、相互相関演算回路９は
それらの信号をあらわす関数ｆ1 （ｔ），ｆ2 （ｔ）を
求め、ｆ1 （ｔ）とｆ2 （ｔ−τ）の相互相関関数を求
める。τ計算回路１１はその相互相関関数が最大となる
τを求める。次に割算回路１２はτ計算回路１０が求め
たτからＬ／τを計算し血液の流速ｖを計算する。この
ｖは図示せぬ表示器に表示され、図示せぬ記録器に記録
される。
演算回路９が動作する場合、すなわち血流速度を測定す
る場合について説明する。この場合、図３の（Ｂ）に示
すようにＬＥＤ１のみが所定時間発光する。この光が生
体組織内の各所にあたって拡散透過する。血流に沿う方
向に距離Ｌだけ離れた２つの受光素子３および４は同じ
血球集団が通過したときに生じる信号波形をそれぞれ異
なる時点で出力する。受光素子３で検出されアンプ７で
増幅された信号と、受光素子４で検出されアンプ８で増
幅された信号とを与えられると、相互相関演算回路９は
それらの信号をあらわす関数ｆ1 （ｔ），ｆ2 （ｔ）を
求め、ｆ1 （ｔ）とｆ2 （ｔ−τ）の相互相関関数を求
める。τ計算回路１１はその相互相関関数が最大となる
τを求める。次に割算回路１２はτ計算回路１０が求め
たτからＬ／τを計算し血液の流速ｖを計算する。この
ｖは図示せぬ表示器に表示され、図示せぬ記録器に記録
される。
【００１５】このようにして酸素飽和度と血液の流速を
交互に求めることを頻繁に行なうならばそれらはほぼ同
時点の測定値とすることができる。
交互に求めることを頻繁に行なうならばそれらはほぼ同
時点の測定値とすることができる。
【００１６】本実施例によれば２つの発光素子のうちの
１つを酸素飽和度の測定と血液の流速の測定のいずれに
も用いるようにしているので装置の小型化を図ることが
できる。
１つを酸素飽和度の測定と血液の流速の測定のいずれに
も用いるようにしているので装置の小型化を図ることが
できる。
【００１７】次に第２の実施例を図５および図６を参照
して説明する。図５に示すようにこの実施例では受光素
子は１つで良い。図６に本実施例の回路構成を示す。図
１に示した第１の実施例を同一の構成要素には同一符号
をつけてその説明は省略する。自己相関演算回路２０は
受光素子４から出力され、アンプ８で増幅された信号に
基づいて自己相関関数を求める回路である。自己相関長
計算回路２１は自己相関演算回路２０が求めた自己相関
関数φ（τ）から自己相関長τｃを計算する回路であ
る。速度計算回路２２は自己相関長τｃから速度ｖを求
める回路である。
して説明する。図５に示すようにこの実施例では受光素
子は１つで良い。図６に本実施例の回路構成を示す。図
１に示した第１の実施例を同一の構成要素には同一符号
をつけてその説明は省略する。自己相関演算回路２０は
受光素子４から出力され、アンプ８で増幅された信号に
基づいて自己相関関数を求める回路である。自己相関長
計算回路２１は自己相関演算回路２０が求めた自己相関
関数φ（τ）から自己相関長τｃを計算する回路であ
る。速度計算回路２２は自己相関長τｃから速度ｖを求
める回路である。
【００１８】次にこのように構成された装置の動作を説
明する。オペレータは脈動する血液５ａを含む生体組織
５にＬＥＤ１および２と受光素子４を装着する。駆動回
路６はＬＥＤ１および２を図３の（Ｂ）および（Ｃ）に
示すタイミングで駆動すると共に、第１，第２の信号処
理回路１３，１４および自己相関演算回路２０を図３の
（Ａ）に示すタイミングで動作させる。まず第１、第２
の信号処理回路１３，１４が動作する場合、すなわち酸
素飽和度を測定する場合については第１の実施例と同じ
であるのでその説明は省略する。
明する。オペレータは脈動する血液５ａを含む生体組織
５にＬＥＤ１および２と受光素子４を装着する。駆動回
路６はＬＥＤ１および２を図３の（Ｂ）および（Ｃ）に
示すタイミングで駆動すると共に、第１，第２の信号処
理回路１３，１４および自己相関演算回路２０を図３の
（Ａ）に示すタイミングで動作させる。まず第１、第２
の信号処理回路１３，１４が動作する場合、すなわち酸
素飽和度を測定する場合については第１の実施例と同じ
であるのでその説明は省略する。
【００１９】次に駆動回路６の出力信号により自己相関
演算回路２０が動作する場合、すなわち血流速度を測定
する場合について説明する。この場合、図３の（Ｂ）に
示すようにＬＥＤ１のみが所定時間発光し、この光が血
液中の血球にあたり散乱透過してくることは第１の実施
例と同じである。血球は移動しているので散乱光量も変
化する。この光による信号はフォトダイオード４で検出
されアンプ８で増幅される。自己相関演算回路２０はこ
の信号をあらわす関数ｆ１（ｔ）を求め、ｆ１（ｔ）と
ｆ１（ｔ−τ）の自己相関関数φ（τ）を求め、これに
より自己相関長計算回路２１は自己相関長τｃを求め
る。速度計算回路２２はｖ＝Ｋ／τｃ（Ｋ：測定系によ
って決定される定数）を計算して血液の流速ｖを求め
る。
演算回路２０が動作する場合、すなわち血流速度を測定
する場合について説明する。この場合、図３の（Ｂ）に
示すようにＬＥＤ１のみが所定時間発光し、この光が血
液中の血球にあたり散乱透過してくることは第１の実施
例と同じである。血球は移動しているので散乱光量も変
化する。この光による信号はフォトダイオード４で検出
されアンプ８で増幅される。自己相関演算回路２０はこ
の信号をあらわす関数ｆ１（ｔ）を求め、ｆ１（ｔ）と
ｆ１（ｔ−τ）の自己相関関数φ（τ）を求め、これに
より自己相関長計算回路２１は自己相関長τｃを求め
る。速度計算回路２２はｖ＝Ｋ／τｃ（Ｋ：測定系によ
って決定される定数）を計算して血液の流速ｖを求め
る。
【００２０】本実施例によれば受光素子は１つで良いの
で第１の実施例よりも更に装置の小型化を図ることがで
きる。
で第１の実施例よりも更に装置の小型化を図ることがで
きる。
【００２１】
【発明の効果】本発明によれば血液の酸素飽和度の測定
および血液の流速の測定のいずれをも行うことができる
装置において、小型化を図ることができると共に、生体
組織に対する装着がきわめて簡単となる。
および血液の流速の測定のいずれをも行うことができる
装置において、小型化を図ることができると共に、生体
組織に対する装着がきわめて簡単となる。
【図１】第１の実施例の回路構成を示す図。
【図２】第１の実施例のＬＥＤと受光素子の配置を示す
図。
図。
【図３】第１の実施例および第２の実施例の動作を説明
するための図。
するための図。
【図４】第１の実施例の動作を説明するための図。
【図５】第２の実施例のＬＥＤと受光素子の配置を示す
図。
図。
【図６】第２の実施例の回路構成を示す図。
１，２ ＬＥＤ（発光ダイオード） ３，４ 受光
素子 ６ 駆動回路 ９ 相互相関
演算回路 １０ マルチプレクサ １１ τ計算
回路 １２ 割算回路 １３ 第１の
信号処理回路 １４ 第２の信号処理回路 １５ 割算回
路 １６ 酸素飽和度計算回路 ２０ 自己相
関演算回路 ２１ 自己相関長計算回路 ２２ 速度計
算回路
素子 ６ 駆動回路 ９ 相互相関
演算回路 １０ マルチプレクサ １１ τ計算
回路 １２ 割算回路 １３ 第１の
信号処理回路 １４ 第２の信号処理回路 １５ 割算回
路 １６ 酸素飽和度計算回路 ２０ 自己相
関演算回路 ２１ 自己相関長計算回路 ２２ 速度計
算回路
───────────────────────────────────────────────────── 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 A61B 5/026 G01P 3/80
Claims (2)
- 【請求項１】 第１の波長の光を発生する第１の発光素
子と、第２の波長の光を発生する第２の発光素子と、前
記第１および第２の発光素子をそれぞれ異なる時期に発
光させる駆動回路と、前記第１および第２の発光素子の
光が照射される位置に生体組織を配置されたときに前記
第１の発光素子からの光であって前記生体組織を透過ま
たは散乱した光を受光するように配置された第１の受光
素子と、前記第１および第２の発光素子からの光であっ
て前記生体組織を透過または散乱した光を受光するよう
に前記第１の受光素子から所定距離離れた位置に配置さ
れた第２の受光素子と、前記第１および第２の発光素子
からの光による前記第２の受光素子の出力に基づいて前
記生体組織の血液中の酸素飽和度を計算する酸素飽和度
計算手段と、前記第１の発光素子からの光による前記第
１および第２の受光素子の出力の相互相関関数に基づい
て前記生体組織の血液の流速を計算する血流計算手段と
を具備する酸素飽和度および血流測定装置。 - 【請求項２】 第１の波長の光を発生する第１の発光素
子と、第２の波長の光を発生する第２の発光素子と、前
記第１および第２の発光素子をそれぞれ異なる時期に発
光させる駆動回路と、前記第１および第２の発光素子の
光が照射される位置に生体組織を配置されたときに前記
第１および第２の発光素子からの光であって前記生体組
織を透過または散乱した光を受光するように配置された
受光素子と、前記第１および第２の発光素子からの光に
よる前記受光素子の出力に基づいて前記生体組織の血液
中の酸素飽和度を計算する酸素飽和度計算手段と、前記
第１の発光素子からの光による前記受光素子の出力の自
己相関関数に基づいて前記生体組織の血液の流速を計算
する血流計算手段とを具備する酸素飽和度および血流測
定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP06072694A JP3273284B2 (ja) | 1994-03-30 | 1994-03-30 | 酸素飽和度および血流測定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP06072694A JP3273284B2 (ja) | 1994-03-30 | 1994-03-30 | 酸素飽和度および血流測定装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07265284A JPH07265284A (ja) | 1995-10-17 |
| JP3273284B2 true JP3273284B2 (ja) | 2002-04-08 |
Family
ID=13150579
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP06072694A Expired - Fee Related JP3273284B2 (ja) | 1994-03-30 | 1994-03-30 | 酸素飽和度および血流測定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3273284B2 (ja) |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4817509B2 (ja) * | 2001-02-19 | 2011-11-16 | キヤノン株式会社 | 検眼装置 |
| US10376223B2 (en) * | 2016-03-28 | 2019-08-13 | Fuji Xerox Co., Ltd. | Living-body information measurement device and non-transitory computer readable medium |
| JP2017176264A (ja) * | 2016-03-28 | 2017-10-05 | 富士ゼロックス株式会社 | 生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラム |
| JP2017176263A (ja) * | 2016-03-28 | 2017-10-05 | 富士ゼロックス株式会社 | 生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラム |
| JPWO2018123676A1 (ja) * | 2016-12-27 | 2019-07-11 | アルプスアルパイン株式会社 | センサモジュールおよび生体関連情報表示システム |
| JP7102832B2 (ja) * | 2018-03-23 | 2022-07-20 | 富士フイルムビジネスイノベーション株式会社 | 生体情報測定装置 |
| EP3895607A4 (en) * | 2018-12-14 | 2022-09-28 | Sony Group Corporation | BIOSIGNAL MEASUREMENT DEVICE |
-
1994
- 1994-03-30 JP JP06072694A patent/JP3273284B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH07265284A (ja) | 1995-10-17 |
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