JP3944448B2 - Blood measurement device - Google Patents

Blood measurement device

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JP3944448B2
JP3944448B2 JP2002367127A JP2002367127A JP3944448B2 JP 3944448 B2 JP3944448 B2 JP 3944448B2 JP 2002367127 A JP2002367127 A JP 2002367127A JP 2002367127 A JP2002367127 A JP 2002367127A JP 3944448 B2 JP3944448 B2 JP 3944448B2
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光春 三輪
恒幸 浦上
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浜松ホトニクス株式会社
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Description

【0001】 [0001]
【発明の属する技術分野】 BACKGROUND OF THE INVENTION
本発明は、動脈血中のヘモグロビンの濃度を測定する血液測定装置に関する。 The present invention relates to a blood measurement device for measuring the concentration of hemoglobin in arterial blood.
【0002】 [0002]
【従来の技術】 BACKGROUND OF THE INVENTION
貧血検査は、スポーツ選手のみならず、一般の人でも健康管理する指標として重要である。 Anemia test, not only the athletes, it is important as an index for health management at the general public. 貧血検査は、動脈血中のヘモグロビンの濃度を測定する検査であり従来、採血による方法が採られている。 Anemia testing is conventionally a test that measures the concentration of hemoglobin in arterial blood, methods have been adopted by blood collection. 採血は、伝染病等の感染の恐れがあったり、病院や保健所等に出向く必要があったり、有資格者にしか行えなかったり、あるいは、検査結果がでるまでに時間を要したりと、様々な問題がある。 Blood collection, or there is a risk of infection of infectious diseases, etc., or there is a need to go to hospitals and health centers, etc., may not be performed only to qualified personnel, or, and it takes time until the test results come out, various there is a problem.
【0003】 [0003]
そこで、採血による方法でなく、光学的な方法による血液測定装置が開発されている。 Therefore, instead of the method according to blood collection, the blood measuring apparatus have been developed by the optical method. このような血液測定装置の中には、動脈血中のヘモグロビンを測定する装置もあり、例えば、非侵襲的にヘモグロビンを測定するパルスオキシメータがある。 Among such blood measuring apparatus, there is also a device for measuring the hemoglobin in the arterial blood, for example, non-invasively is a pulse oximeter for measuring hemoglobin. パルスオキシメータは、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとにおける赤色光と赤外光とに対する吸光度の違いを利用してヘモグロビンの酸素飽和度を測定する装置である。 Pulse oximeter is a device for measuring the red light and infrared by utilizing the difference in absorbance with respect to an optical oxygen saturation of hemoglobin in the oxyhemoglobin and reduced hemoglobin. このパルスオキシメータの一般的な構成は、例えば、特許文献1に開示されている。 General structure of the pulse oximeter, for example, disclosed in Patent Document 1. この他にも、光学的な血液測定装置について開示している文献がある(例えば、特許文献2〜4参照)。 Besides this, there is a document that discloses an optical blood measuring apparatus (for example, see Patent Documents 2 to 4).
【0004】 [0004]
【特許文献1】 [Patent Document 1]
特開平5−269116号公報【特許文献2】 JP 5-269116 [Patent Document 2]
特開平11−323号公報【特許文献3】 JP 11-323 [Patent Document 3]
特許第2750023号公報【特許文献4】 Japanese Patent No. 2750023 [Patent Document 4]
特開昭50−128387号公報【0005】 JP-A-50-128387 Patent Publication No. [0005]
【発明が解決しようとする課題】 [Problems that the Invention is to Solve
しかしながら、従来のパルスオキシメータでは、CW(Continuous Wave:連続波)光を用いているので、動脈の脈動による動脈血管径の変化を検出することができない。 However, the conventional pulse oximeter, CW: because of the use of (Continuous Wave continuous wave) light, it is impossible to detect the change in arterial diameter caused by the pulsation of the artery. そのため、従来のパルスオキシメータでは、ヘモグロビンの濃度を測定することができなかった。 Therefore, in the conventional pulse oximeter, it was not possible to measure the concentration of hemoglobin.
【0006】 [0006]
そこで、本発明は、ヘモグロビンの濃度を測定することができる血液測定装置を提供することを課題とする。 The present invention aims to provide a blood measuring apparatus capable of measuring the concentration of hemoglobin.
【0007】 [0007]
【課題を解決するための手段】 In order to solve the problems]
本発明に係る血液測定装置は、動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置であって、第1波長の第1検査光を変調した第1入射光を生体内の動脈に向けて入射する第1光入射手段と、第1波長とは異なる第2波長の第2検査光を変調した第2入射光を生体内の動脈に向けて入射する第2光入射手段と、生体から出た第1波長の第1検出光を検出する第1検出手段と、生体から出た第2波長の第2検出光を検出する第2検出手段と、第1検出光及び第2検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに第1検査光又は第2検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、酸素飽和度及び光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する処理手段とを Blood measuring device according to the present invention is a blood measuring apparatus for measuring the hemoglobin in the arterial blood optically, the first incident light obtained by modulating the first inspection light having a first wavelength towards the artery in vivo incident a first light entrance device for, and the second light incident means for the second incident light obtained by modulating the second inspection light having different second wavelength from the first wavelength incident toward an artery in a living body, leaving the biological first detecting means for detecting a first detection light of a first wavelength, a second detection means for detecting the second detection light of the second wavelength emitted from the living body, based on the first detection light and second detection light It calculates the oxygen saturation of hemoglobin based on a change between the first inspection light or at the time of arterial contraction arterial expansion of the second test light to calculate the change in optical path length between the time of artery during expansion and arterial contraction, oxygen and processing means for calculating the concentration of hemoglobin based on the change in saturation and the optical path length えることを特徴とする。 Characterized in that it obtain.
【0008】 [0008]
この血液測定装置では、酸化ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第1波長の第1検査光(例えば、赤外光)を変調し、その変調された第1入射光を生体内の動脈に向けて入射し、生体から出た第1波長の光を検出する。 The blood measuring apparatus, first inspection light larger first wavelength of absorbance for oxyhemoglobin (e.g., infrared light) modulates, the first incident light and the modulated incident toward an artery in a living body, detecting light of a first wavelength emitted from the living body. また、血液測定装置では、還元ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第2波長の第2検査光(例えば、赤色光)を変調し、その変調された第2入射光を生体内の動脈に向けて入射し、生体から出た第2波長の光を検出する。 Further, in the blood measurement device, the second inspection light larger second wavelength of absorbance for reduced hemoglobin (e.g., red light) modulates the second incident light which is the modulated incident toward an artery in a living body, detecting light of the second wavelength emitted from the living body. そして、血液測定装置では、第1検出光に含まれる脈動に起因する成分と直流成分及び第2検出光に含まれる脈動に起因する成分と直流成分に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。 The blood measuring apparatus calculates the oxygen saturation of hemoglobin based on component and a DC component due to the pulsation included in the component and a DC component and a second detection light due to the pulsation included in the first detection light. また、血液測定装置では、動脈拡張時の検出光の変調成分と動脈収縮時の検出光の変調成分との変化から動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化(動脈血管径の変化)を算出する。 Further, in the blood measurement device, the change in optical path length from the change of the detection light modulated component upon modulation component and arterial contraction of the detection light during arterial expanded during arterial expansion during the arterial contraction (change in arterial diameter) It is calculated. そして、血液測定装置では、ヘモグロビンの酸素飽和度と光路長の変化からヘモグロビンの濃度を算出する。 The blood measuring apparatus calculates the concentration of hemoglobin from the change in the oxygen saturation and the optical path length of the hemoglobin.
【0009】 [0009]
本発明に係る血液測定装置は、動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置であって、第1波長の第1検査光を強度変調した第1入射光を生体内の動脈に向けて入射する第1光入射手段と、第1波長とは異なる第2波長の第2検査光を強度変調した第2入射光を生体内の動脈に向けて入射する第2光入射手段と、生体から出た第1波長の第1検出光を検出する第1検出手段と、生体から出た第2波長の第2検出光を検出する第2検出手段と、第1検出光及び第2検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに第1検査光又は第2検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との位相変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、酸素飽和度及び光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する Blood measuring device according to the present invention is a blood measuring apparatus for measuring the hemoglobin in the arterial blood optically, the first incident light of the first inspection light having a first wavelength and the intensity modulation toward the artery in vivo a first light entrance device for entering, and the second light incident means for the second incident light intensity modulating the second inspection light having different second wavelength from the first wavelength incident toward an artery in a living body, from a living body first detecting means for detecting a first detection light of a first wavelength emitted, and the second detection means for detecting a second detection light in the second wavelength emitted from the living body, the first detection light and second detection light calculating the change in optical path length between the time of the arterial expansion during the arterial contraction based on a phase change in the first time arterial expansion of the inspection light or the second inspection light and the time of arterial contraction calculates the oxygen saturation of hemoglobin based and calculates the concentration of hemoglobin based on a change in oxygen saturation and the optical path length 理手段とを備えることを特徴とする。 Characterized in that it comprises a management unit.
【0010】 [0010]
この血液測定装置では、酸化ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第1波長の第1検査光(例えば、赤外光)をサイン波等によって強度変調し、その強度変調された第1入射光を生体内の動脈に向けて入射し、生体から出た第1波長の光を検出する。 In this blood measuring apparatus, first inspection light larger first wavelength of absorbance for oxyhemoglobin (e.g., infrared light) the intensity-modulated by a sine wave or the like, the first incident light intensity-modulated in vivo arterial It enters toward, for detecting light of a first wavelength emitted from the living body. また、血液測定装置では、還元ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第2波長の第2検査光(例えば、赤色光)をサイン波等によって強度変調し、その強度変調された第2入射光を生体内の動脈に向けて入射し、生体から出た第2波長の光を検出する。 Further, in the blood measurement device, the second inspection light larger second wavelength of absorbance for reduced hemoglobin (e.g., red light) intensity-modulated by a sine wave or the like, arteries in vivo the second incident light intensity modulation It enters toward, for detecting light of a second wavelength emitted from the living body. そして、血液測定装置では、第1検出光に含まれる脈動に起因する成分と直流成分及び第2検出光に含まれる脈動に起因する成分と直流成分に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。 The blood measuring apparatus calculates the oxygen saturation of hemoglobin based on component and a DC component due to the pulsation included in the component and a DC component and a second detection light due to the pulsation included in the first detection light. また、血液測定装置では、動脈拡張時の検出光の強度変調成分と動脈収縮時の検出光の強度変調成分との位相変化から動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化(動脈血管径の変化)を算出する。 Further, in the blood measurement device, the change in optical path length (arterial diameter at the time of arterial expansion during the arterial contraction from the phase change in the detected light intensity modulation components during intensity modulation component and arterial contraction of the detection light during the arterial expansion changes in) is calculated. そして、血液測定装置では、ヘモグロビンの酸素飽和度と光路長の変化からヘモグロビンの濃度を算出する。 The blood measuring apparatus calculates the concentration of hemoglobin from the change in the oxygen saturation and the optical path length of the hemoglobin.
【0011】 [0011]
本発明の上記血液測定装置は、動脈拡張時及び動脈収縮時の第1入射光と第1検出光との位相差又は/及び動脈拡張時及び動脈収縮時の第2入射光と第2検出光との位相差を検出する位相検出手段を備え、処理手段では、位相検出手段で検出した動脈拡張時の位相差及び動脈収縮時の位相差に基づいて、第1検査光又は第2検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との位相変化を算出するように構成してもよい。 The blood measuring instrument of the present invention, the artery when expanded and a phase difference and / or the arterial expansion and during the second incident light and second detection light during arterial contraction of the first incident light and the first detection light during arterial contraction a phase detector for detecting a phase difference between, the processing unit, based on the phase difference and the phase difference at the time the arterial contraction during arterial expansion detected by the phase detecting means, the first test light and the second inspection light it may be configured to calculate the phase change between the time the artery during expansion and arterial contraction.
【0012】 [0012]
この血液測定装置では、動脈拡張時の第1入射光と第1検出光の強度変調成分との位相差及び動脈収縮時の第1入射光と第1検出光の強度変調成分との位相差を検出し、又は/及び、動脈拡張時の第2入射光と第2検出光の強度変調成分との位相差及び動脈収縮時の第2入射光と第2検出光の強度変調成分との位相差を検出する。 In this blood measurement device, a phase difference between the phase difference and the first incident light and the intensity modulation component of the first detection light during arterial contraction between the intensity modulation component of the first incident light and the first detection light during arterial expansion detecting or / and, the phase difference between the phase difference and the intensity modulation component of the second incident light and second detection light during arterial contraction between the intensity modulation component of the second incident light and second detection light during arterial expansion to detect. そして、この血液測定装置では、動脈拡張時の位相差と動脈収縮時の位相差とにより動脈拡張時の検出光と動脈収縮時の検出光との位相変化を算出する。 Then, the blood measuring apparatus calculates the phase change of the detected light at the time of detection light and the arterial contraction during arterial extended by the phase difference at the time phase difference and arterial contraction during arterial expansion.
【0013】 [0013]
本発明の上記血液測定装置は、第1検出光及び第2検出光の強度変調成分を通過させる第1フィルタと、第1検出光及び第2検出光の動脈の脈動に起因する成分を通過させる第2フィルタと、第1検出光及び第2検出光の直流成分を通過させる第3フィルタとを備える構成としてもよい。 The blood measuring instrument of the present invention is passed through a first filter which passes intensity modulation component of the first detection light and second detection light, a component due to arterial pulsation of the first detection light and second detection light a second filter may be configured to include a third filter for passing a DC component of the first detection light and second detection light.
【0014】 [0014]
この血液測定装置では、第1フィルタによって第1検出光及び第2検出光から強度変調成分を抽出し、第1入射光と第1検出光の強度変調成分との位相差又は/及び第2入射光と第2検出光の強度変調成分との位相差を検出する。 In this blood measuring apparatus, by the first filter to extract the intensity modulation component from the first detection light and second detection light, the phase difference between the intensity modulation component of the first incident light and the first detection light and / or the second incident detecting the phase difference between the light and the intensity modulation component of the second detection light. また、この血液測定装置では、第2フィルタによって第1検出光及び第2検出光から動脈の脈動に起因する成分を抽出するとともに第3フィルタにより第1検出光及び第2検出光から直流成分を抽出し、その動脈の脈動に起因する成分を直流成分で除算した除算値を算出し、その除算値からヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。 Further, in the blood measuring apparatus, a DC component from the first detection light and second detection light by the third filter with the second filter from the first detection light and second detection light extracting a component caused by arterial pulsation extracted, the component due to the pulsation of the artery to calculate the division value obtained by dividing the DC component, to calculate the oxygen saturation of hemoglobin from the division value.
【0015】 [0015]
本発明に係る血液測定装置は、動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置であって、第1波長の第1検査光をパルス駆動した第1入射光を生体内の動脈に向けて入射する第1光入射手段と、第1波長とは異なる第2波長の第2検査光をパルス駆動した第2入射光を生体内の動脈に向けて入射する第2光入射手段と、生体から出た第1波長の第1検出光を検出する第1検出手段と、生体から出た第2波長の第2検出光を検出する第2検出手段と、第1検出光及び第2検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに第1検査光又は第2検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との時間変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、酸素飽和度及び光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出 Blood measuring device according to the present invention is a blood measuring apparatus for measuring the hemoglobin in the arterial blood optically, the first incident light of the first inspection light having a first wavelength and pulse drive towards the artery in vivo a first light entrance device for entering, and the second light incident means for the second incident light pulse driving the second inspection light having different second wavelength from the first wavelength incident toward an artery in a living body, from a living body first detecting means for detecting a first detection light of a first wavelength emitted, and the second detection means for detecting a second detection light in the second wavelength emitted from the living body, the first detection light and second detection light calculating the change in optical path length between the time of the arterial expansion during the arterial contraction on the basis of the time variation of the first time the arterial expansion of the inspection light or the second inspection light and the time of arterial contraction calculates the oxygen saturation of hemoglobin based and, calculate the concentration of hemoglobin based on a change in oxygen saturation and the optical path length る処理手段とを備えることを特徴とする。 Characterized in that it comprises a processing unit that.
【0016】 [0016]
この血液測定装置では、酸化ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第1波長の第1検査光(例えば、赤外光)をパルス駆動し、パルス光からなる第1入射光を生体内の動脈に向けて繰り返し入射し、生体から出た第1波長の光を検出する。 In this blood measuring apparatus, first inspection light larger first wavelength of absorbance for oxyhemoglobin (e.g., infrared light) was pulsed, repeated first incident light including a pulse light to an artery in vivo incident and, detecting the light of the first wavelength emitted from the living body. また、血液測定装置では、還元ヘモグロビンに対する吸光度の大きい第2波長の第2検査光(例えば、赤色光)をパルス駆動し、そのパルス光からなる第2入射光を生体内の動脈に向けて繰り返し入射し、生体から出た第2波長の光を検出する。 Further, in the blood measurement device, the second inspection light larger second wavelength of absorbance for reduced hemoglobin (e.g., red light) was pulsed, repeated a second incident light comprising the pulse light to the artery in vivo incident, detecting light of a second wavelength emitted from the living body. そして、血液測定装置では、第1検出光の検出光量の変化の脈動に起因する成分と直流成分及び第2検出光の検出光量の変化の脈動に起因する成分と直流成分に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。 The blood measuring apparatus, component and DC component and oxygen hemoglobin based on the DC component and due to the component to the pulsation of the change of the second detection light detected light due to the pulsation of the change in detected light intensity of the first detection light and calculates the degree of saturation. また、血液測定装置では、動脈拡張時の検出光と動脈収縮時の検出光との時間変化から動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化(動脈血管径の変化)を算出する。 Further, in the blood measuring apparatus calculates a change in optical path length from the time variation of the detected light at the time of detection light and the arterial contraction during arterial expanded during arterial expansion during the arterial contraction (change in arterial diameter). そして、血液測定装置では、ヘモグロビンの酸素飽和度と光路長の変化からヘモグロビンの濃度を算出する。 The blood measuring apparatus calculates the concentration of hemoglobin from the change in the oxygen saturation and the optical path length of the hemoglobin.
【0017】 [0017]
本発明の上記血液測定装置は、動脈拡張時及び動脈収縮時の第1入射光の入射時間と第1検出光の検出時間との時間差又は/及び動脈拡張時及び動脈収縮時の第2入射光の入射時間と第2検出光の検出時間との時間差を検出する時間検出手段を備え、処理手段では、時間検出手段で検出した動脈拡張時の時間差及び動脈収縮時の時間差に基づいて、動脈拡張時と動脈収縮時との時間変化を算出する構成としてもよい。 The blood measuring instrument of the present invention, the second incident light at the time of the time difference and / or arterial expansion during and arterial contraction between the detection time of the incident time of the first incident light at the time when arteries expand and arterial contraction in the first detection light comprising a time detecting means for entering time and detecting the time difference between the detection time of the second detection light, the processing means, based on the time difference between the time of the time difference and arterial contraction at the time of detection arteries extension in time detecting means, arterial expansion it may be configured to calculate the time variation of the time of time and arterial contraction.
【0018】 [0018]
この血液測定装置では、動脈拡張時の第1入射光の入射時間と第1検出光の検出時間との時間差及び動脈収縮時の第1入射光の入射時間と第1検出光の検出時間との時間差を検出し、又は/及び、動脈拡張時の第2入射光の入射時間と第2検出光の検出時間との時間差及び動脈収縮時の第2入射光の入射時間と第2検出光の検出時間との時間差を検出する。 The blood measuring apparatus, the detection time of the incident time of the first incident light at the time of the time difference and arterial contraction of the detection time of the incident time of the first incident light at the time of the arterial extension and the first detection light and the first detection light detecting a time difference, or / and, the time difference and the incident time of the second incident light at the time of arterial contraction and detection of the second detection light and the detection time of the incident time of the second incident light at the time of the arterial expansion and the second detection light to detect the time difference between the time. そして、この血液測定装置では、動脈拡張時の時間差と動脈収縮時の時間差とにより動脈拡張時の検出光と動脈収縮時の検出光との時間変化を求める。 Then, the blood measuring apparatus, determining the time change of the detected light at the time of detection light and the arterial contraction during arterial extended by the time difference between the time of the time difference and arterial contraction during arterial expansion.
【0019】 [0019]
本発明の上記血液測定装置は、第1検出光及び前記第2検出光の光強度を積分する積分手段と、積分手段における積分強度で形成される波から動脈の脈動に起因する成分を通過させる第4フィルタと、積分手段における積分強度で形成される波から直流成分を通過させる第5フィルタとを備える構成としてもよい。 The blood measuring instrument of the present invention is passed through an integrating means for integrating the light intensity of the first detection light and the second detection light, a component caused from the wave to be formed in integral intensity in the integrating means to the pulsation of the artery a fourth filter may be configured to include a fifth filter for passing a DC component from the wave to be formed in integral intensity in the integrating means.
【0020】 [0020]
この血液測定装置では、積分手段によって第1検出光の検出光量及び第2検出光の検出光量を求める。 The blood measuring apparatus to determine the quantity of detected light and the detection light intensity of the second detection light of the first detection light by the integrating means. そして、この血液測定装置では、第4フィルタによって積分手段から出力される第1検出光の検出光量の時間変化及び第2検出光の検出光量の時間変化から動脈の脈動に起因する成分を抽出するとともに第5フィルタにより積分手段から出力される第1検出光の検出光量の時間変化及び第2検出光の検出光量の時間変化から直流成分を抽出し、その動脈の脈動に起因する成分を直流成分で除算した除算値を求め、その除算値からヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。 Then, the blood measuring apparatus, extracts a component attributable from the time variation of the time change and the second detection light detected light intensity of the first detection light detected light output from the integrating means by the fourth filter to the pulsation of the artery together by the fifth filter to extract the DC component from the time variation of the detected light intensity of the time variation and the second detection light detected light intensity of the first detection light output from the integrating means, the DC component of the component due to the pulsation of the artery in search of dividing the divided value, to calculate the oxygen saturation of hemoglobin from the division value.
【0021】 [0021]
なお、第1波長は、酸化ヘモグロビンに対する吸光度の大きい波長であり、例えば、赤外光の波長である。 The first wavelength is a wavelength greater the absorbance for oxyhemoglobin, for example, the wavelength of infrared light. 第2波長は、還元ヘモグロビンに対する吸光度の大きい波長であり、例えば、赤色光の波長である。 The second wavelength is a great wavelength of absorbance versus reduced hemoglobin, for example, the wavelength of red light.
【0022】 [0022]
【発明の実施の形態】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
以下、図面を参照して、本発明に係る血液測定装置の実施の形態を説明する。 Hereinafter, with reference to the drawings, an embodiment of the blood measuring apparatus according to the present invention.
【0023】 [0023]
本発明は、非侵襲的にヘモグロビンの酸素飽和度のみならずヘモグロビンの濃度も測定するために、ヘモグロビンの濃度の算出に必要な動脈収縮時の動脈血管径と動脈拡張時の動脈血管径との差に相当する動脈収縮時と動脈拡張時との光路長差を求める構成を有する。 The present invention, in order to concentration noninvasively hemoglobin not only the oxygen saturation of hemoglobin may be measured at the time of arterial contraction required for calculating the concentration of hemoglobin arterial vessel diameter and at arterial expansion of the arterial blood vessel diameter has a configuration for obtaining the optical path length difference between the time when the arterial expansion artery contraction corresponding to the difference. そのために、本発明では、2つ異なる波長の検査光を強度変調して生体内の動脈に向かって入射させ、動脈を通過した光の動脈収縮時と動脈拡張時との位相変化から光路長差を求める。 Therefore, in the present invention, the inspection light between two different wavelengths intensity modulated and is incident towards the artery in a living body, the optical path length difference from the phase change between the time when the arterial expansion arterial contraction of the light passing through the artery the seek. また、本発明では、2つ異なる波長の検査光をパルス駆動して生体内の動脈に向かって入射させ、動脈を通過した光の動脈収縮時と動脈拡張時との時間変化から光路長差を求める。 In the present invention, the inspection light between two different wavelengths and pulse-driven is incident towards the artery in a living body, an optical path length difference from the time variation of the time during the arterial expansion arterial contraction of the light passing through the artery Ask.
【0024】 [0024]
本実施の形態では、本発明に係る血液測定装置を、動脈血液中のヘモグロビンの酸素飽和度及びヘモグロビン濃度を非侵襲的に測定する2つの形態のパルスオキシメータに適用する。 In this embodiment, the blood measuring apparatus according to the present invention is applied to a pulse oximeter two forms of measuring the oxygen saturation and hemoglobin concentration of hemoglobin in arterial blood noninvasively. 第1の実施の形態に係るパルスオキシメータは、赤色光及び赤外光を強度変調して指に入射し、指から出た光の動脈収縮時と動脈拡張時との位相変化を求めるための手段を備えている。 Pulse oximeter according to the first embodiment, the red light and infrared light intensity modulation is incident on the finger, for determining the phase change between the time when the arterial expansion arterial contraction of the light emitted from the finger It is provided with means. 一方、第2の実施の形態に係るパルスオキシメータは、赤色光及び赤外光をパルス駆動して指に入射し、指から出た光の動脈収縮時と動脈拡張時との時間変化を求めるための手段を備えている。 On the other hand, a pulse oximeter according to the second embodiment, the red light and infrared light and pulse-driven is incident on the finger to determine the time variation of the time during the arterial expansion arterial contraction of the light emitted from the finger It is provided with a means for.
【0025】 [0025]
本実施の形態に係るパルスオキシメータについて説明する前に、図7乃至図10を参照して、パルスオキシメータの原理について説明しておく。 Before describing pulse oximeter according to the present embodiment, with reference to FIG. 7 to FIG. 10, previously described principle of the pulse oximeter. 図7は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光スペクトルである。 Figure 7 is a light absorption spectrum of oxyhemoglobin and reduced hemoglobin. 図8は、パルスオキシメータにおける吸光度を示す図である。 Figure 8 is a diagram showing the absorbance at the oximeter. 図9は、パルスオキシメータにおけるヘモグロビンの酸素飽和度に対する赤色光及び赤外光の波形を示す図である。 Figure 9 is a diagram showing a waveform of a red light and infrared light to the oxygen saturation of hemoglobin in the pulse oximeter. 図10は、パルスオキシメータにおける入射光の光強度と検出光の光強度との関係を示す図であり、(a)が動脈収縮時であり、(b)が動脈拡張時である。 Figure 10 is a diagram showing the relationship between the light intensity of the light intensity of the incident light and the detection light in the pulse oximeter, (a) is at arterial contraction, a time arterial extension (b).
【0026】 [0026]
血液は、ヘモグロビンの作用によって、酸素を多く含むほど明るい赤色となり、酸素が少ないほど暗い赤色になる。 Blood, by the action of hemoglobin, become brighter as oxygen-rich red becomes darker red as less oxygen. 明るい赤色の血液は、赤色光をよく通し、赤外光を通し難い。 Bright red blood, through good red light, it is difficult through the infrared light. 図7は、横軸が光の波長、縦軸が吸光度であり、明るい赤色である酸化ヘモグロビン(破線)と暗い赤色である還元ヘモグロビン(実線)の吸光度を示している。 7, the wavelength of the horizontal axis is the optical, vertical axis represents absorbance, indicating the absorbance of reduced hemoglobin (solid line) is a dark red oxyhemoglobin (dashed line) is a bright red. 酸化ヘモグロビンは、赤外光(940nm付近)に対する吸光度が大きく、赤外光を通し難く、赤色光を通し易い。 Oxyhemoglobin, large absorbance to infrared light (near 940 nm), difficult through infrared light, easily passed through the red light. 一方、還元ヘモグロビンは、赤色光(660nm付近)に対する吸光度が大きく、赤色光を通し難く、赤外光を通し易い。 On the other hand, the reduced hemoglobin is large absorbance for red light (around 660 nm), difficult through a red light, easily passed through the infrared light.
【0027】 [0027]
また、吸光度は、動脈の脈動によって変化する。 Further, the absorbance varies with arterial pulsation. 図8は、動脈が脈動している場合の生体内の組織、静脈血、動脈血での各吸光度を示している。 Figure 8 is a tissue in a living body when the artery is pulsating, venous blood, shows each absorbance at arterial. 組織での吸光度(X部分)及び静脈血での吸光度(Y部分)は、脈動に関係なく、一定である。 Absorbance at tissue (X portion) and the absorbance of venous blood (Y portion), regardless of the pulsation is constant. しかし、動脈血での吸光度(Z部分)は、脈動に応じて変化する。 However, the absorbance of arterial blood (Z moiety) varies according to the pulsation. これは、脈動に応じて動脈血管が収縮と拡張とを繰り返すため、収縮時には動脈血管における光路長が短くなり、血液量の減少により吸光度が小さくなり、一方、拡張時には動脈血管における光路長が長くなり、血液量の増加により吸光度が大きくなるからである。 This is because repeating the expansion arterial blood vessels and contract in response to the pulsation, the optical path length becomes short in the arterial vessels during contraction, the absorbance is reduced by a decrease in blood volume, while the long optical path length in the arterial vessels during expansion it is because absorbance due to an increase in blood volume increases.
【0028】 [0028]
さらに、図9には、動脈血に含まれるヘモグロビンの酸素飽和度(SaO 2 )が0%、85%、100%の場合の赤色光(660nm)と赤外光(940nm)との図8のX部分の脈動波形及びその赤色光の脈動波成分に対する赤外光の脈動波成分の比(R/IR比)を示している。 Further, in FIG. 9, the oxygen saturation of hemoglobin contained in the arterial blood (SaO 2) is 0%, 85%, X in Figure 8 of the red light in the case of 100% (660 nm) infrared light and (940 nm) It shows a partial pulsation waveform and the ratio of the pulsating wave component of the infrared light to the pulsating wave component of the red light (R / IR ratio). 図9から判るように、赤色光の脈動波の振幅が大きいほど(赤色光の吸光度が大きいほど)、酸素飽和度が小さく(すなわち、還元ヘモグロビンが多い)、赤外光の脈動波が大きいほど(赤外光の吸光度が大きいほど)、酸素飽和度が大きい(すなわち、酸化ヘモグロビンが多い)。 As can be seen from FIG. 9, (as the absorbance of red light is large) as the amplitude of the pulsation wave of the red light is large, oxygen saturation is small (i.e., reduced hemoglobin is large), as pulsating vibration infrared light is large (the larger the absorbance of infrared light), oxygen saturation is high (i.e., often oxyhemoglobin). つまり、パルスオキシメータでは、赤色光を多く検出できるほど酸素飽和度が大きく、赤外光を多く検出できるほど酸素飽和度が小さい。 In other words, in the pulse oximeter, large enough oxygen saturation can be detected more red light, the smaller the oxygen saturation can be detected more infrared light.
【0029】 [0029]
パルスオキシメータでは、上記に示す酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとにおける赤色光と赤外光とに対する吸光度の違い及び動脈の脈動による吸光度の変化を利用して、ヘモグロビンの酸素飽和度を測定している。 The pulse oximeter, using the change in absorbance due to pulsation of the absorbance difference and arterial for the red light and infrared light in the oxyhemoglobin and reduced hemoglobin shown above, measures the oxygen saturation of hemoglobin. 以下に、パルスオキシメータにおけるヘモグロビンの酸素飽和度の算出式について説明する。 The following describes the calculation formula of the oxygen saturation of hemoglobin in the pulse oximeter.
【0030】 [0030]
例えば、以下に示す算出式では、図10に示すように、パルスオキシメータで指F(生体)に第1波長(940nm)の入射光(赤外光)と第2波長(660nm)の入射光(赤色光)とを入射させ、動脈ARを通った後に指Fから出た光を検出した場合の入射光の光強度I inや検出光の光強度Iα,Iβを利用して算出する。 For example, in the calculation formula shown below, as shown in FIG. 10, the incident light of the incident light of the first wavelength with a pulse oximeter finger F (bio) (940 nm) (infrared light) and the second wavelength (660 nm) (red light) and is incident, the light intensity of incident light when it detects light emitted from the finger F after passing through the artery AR I in and the detection of the light intensity I.alpha, calculated by using the I beta. 検出光としては、図(a)に示す動脈収縮時の検出光の光強度Iαと図(b)に示す動脈拡張時の検出光の光強度Iβが利用される。 As detection light, the detection light of the optical intensity Iβ during arterial expansion shown in light intensity Iα and Figure of the detection light (b) at the time of arterial contraction shown in Fig. (A) is used. 動脈拡張時(血管径最大時)の血管径は、動脈収縮時(血管径最小時)の血管径Dに対してΔD分大きくなるとする。 Vessel diameter during arterial expansion (the maximum blood vessel diameter), and ΔD min increases against the vessel diameter D during arterial contraction (during vascular 径最 small).
【0031】 [0031]
第1波長の入射光を入射した場合、動脈収縮時における光が通る測定系全体(指Fの組織、静脈血、動脈血を含む)の吸光度A 1 α sは、以下に示す式(1)によって求められる。 If incident incident light of a first wavelength, measuring whole system through which light at the time of the arterial contraction absorbance A 1 alpha s of (tissue of the finger F, venous blood, including arterial blood) is by equation (1) below Desired. また、第1波長の入射光を入射した場合、動脈拡張時における光が通る測定系全体の吸光度A 1 β sは、以下の式(2)によって求められる。 Further, when the incident light enters the first wavelength, the absorbance A 1 beta s overall measurement system through which light at the time of the arterial extension, determined by the following equation (2). なお、第2波長の入射光を入射した場合の吸光度A 2 α s 、吸光度A 2 β sも、式(1)、(2)と同様の式によって求められる。 Incidentally, the absorbance A 2 alpha s in the case where incident light enters the second wavelength, even absorbance A 2 beta s, equation (1) is determined by equation similar to (2).
【0032】 [0032]
【数1】 [Number 1]
【0033】 [0033]
式(1)と式(2)から、第1波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔA 1は、以下に示す式(3)によって求められる。 From equations (1) and (2), change in .DELTA.A 1 between the absorbance at the absorbance and arterial contraction during arterial expansion in the case of the first wavelength is determined by the equation (3) below. なお、第2波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔA 2も、式(3)と同様の式によって求められる。 Incidentally, variation .DELTA.A 2 between the absorbance of the absorbance and time arterial contraction during arterial expansion in the case of the second wavelength is also obtained by the same equation as equation (3).
【0034】 [0034]
【数2】 [Number 2]
【0035】 [0035]
ここで、第1波長の場合の動脈収縮時の検出光の光強度I 1 αと動脈拡張時の検出光の光強度I 1 βとの変化分ΔI 1 (式(4))とは、以下に示す式(5)の関係が成立する。 Here, the variation [Delta] I 1 between the light intensity I 1 beta arterial systolic detection light of the optical intensity I 1 alpha and artery during expansion of the detection light in the first wavelength (Equation (4)), the following relationship of equation (5) is established as shown in. したがって、第1波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔA 1は、以下に示す式(6)で表すことができる。 Thus, variation .DELTA.A 1 between the absorbance at the absorbance and arterial contraction during arterial expansion in the case of the first wavelength can be expressed by Equation (6) shown below. 同様に、第2波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔA 2は、以下に示す式(7)で表すことができる。 Similarly, variation .DELTA.A 2 between the absorbance at the absorbance and arterial contraction during arterial expansion in the case of the second wavelength can be expressed by Equation (7) shown below.
【0036】 [0036]
【数3】 [Number 3]
【0037】 [0037]
そして、第1波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔA 1と第2波長の場合の動脈拡張時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔA 2との比ΔAは、以下に示す式(8)で表される。 Then, a variation .DELTA.A 2 absorbance and variation .DELTA.A 1 absorbance and the absorbance at arterial contraction during arterial expansion in the case of the second wavelength and the absorbance at arterial contraction during arterial expansion in the case of the first wavelength the ratio ΔA of the formula (8) shown below. さらに、式(8)から、ヘモグロビンの酸素飽和度Yは、以下に示す式(9)で表される。 Further, from equation (8), the oxygen saturation Y of hemoglobin is expressed by Equation (9) below.
【0038】 [0038]
【数4】 [Number 4]
【0039】 [0039]
したがって、パルスオキシメータでは、式(6)に示す(第1波長の動脈収縮時の検出光の光強度と動脈拡張時の検出光の光強度との変化分ΔI 1 /動脈収縮時の第1波長の検出光の光強度I 1 α)及び式(7)に示す(第2波長の動脈収縮時の検出光の光強度と動脈拡張時の検出光の光強度との変化分ΔI 2 /動脈収縮時の第2波長の検出光の光強度I 2 α)を求め、第1波長の場合の動脈収縮時の吸光度と動脈拡張時の吸光度との変化分ΔA 1及び第2波長の場合の動脈収縮時の吸光度と動脈拡張時の吸光度との変化分ΔA 2を算出し、さらに、その比ΔAを算出することによって、ヘモグロビンの酸素飽和度Yを算出する。 Accordingly, a pulse oximeter, the at variation [Delta] I 1 / arterial contraction between the light intensity of the detection light during the light intensity and the arterial expansion of the detection light during arterial contraction (first wavelength shown in equation (6) 1 shows the light intensity I 1 alpha) and the formula of the detection light wavelength (7) (change in [Delta] I 2 / arteries between the light intensity of the detection light during the light intensity and the arterial expansion of the second time arterial contraction wavelength detection light obtains a light intensity I 2 alpha) of the second wavelength of the detection light during contraction, when the change amount .DELTA.A 1 and the second wavelength absorbance and the absorbance at the arterial expansion during arterial contraction in the case of the first wavelength artery calculating a variation .DELTA.A 2 between the absorbance and the absorbance at the arterial expansion during contraction, further by calculating the ratio .DELTA.A, calculates the oxygen saturation Y of hemoglobin.
【0040】 [0040]
ここで、動脈血管内を通る光は直進するとみなし、動脈血管内での光路長が動脈血管径に等しいとする。 Here, it is assumed that light passing through the arterial blood vessel is straight, the optical path length of the arterial blood vessel is equal to the arterial blood vessel diameter. というのは、動脈血管内では血液濃度が非常に高いため、少しでも散乱された光は吸収され、パルスオキシメータの検出器には散乱光が到達しないと考えられるからである。 Because, in the arterial blood tube for very high blood concentration, since the light scattered little absorption, the detector of a pulse oximeter is considered that the scattered light does not reach. したがって、散乱の影響を殆ど受けない直進した光のみを検出器に到達するとみなすことができる。 Therefore, it can be considered that only reach the detector light straight to hardly affected by scattering. そのため、動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差は、拡張時の動脈血管径と収縮時の動脈血管径との差ΔDとみなすことができる。 Therefore, the difference between the maximum time of the optical path length of the optical path length and the minimum time of the arterial blood tube can be regarded as a difference ΔD between the arterial blood vessel diameter during expansion and arterial diameter during shrinking.
【0041】 [0041]
ヘモグロビンの濃度Cは、式(8)から変形した式(10)又は式(11)によって算出することができる。 The concentration C of hemoglobin can be calculated by the equation which is a modification from the equation (8) (10) or (11). 式(10)、式(11)によってヘモグロビンの濃度Cを算出する場合、拡張時の動脈血管径と収縮時の動脈血管径との差ΔDが必要となる。 Equation (10), when calculating the concentration C of hemoglobin by equation (11), it made the difference ΔD between the arterial blood vessel diameter during expansion and arterial diameter during shrinking is needed. 本実施の形態に係るパルスオキシメータでは、ヘモグロビンの酸素飽和度Yを算出した後に、式(10)、式(11)中のΔDを動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差としてヘモグロビンの濃度Cを算出する。 The pulse oximeter according to the present embodiment, after the calculation of the oxygen saturation Y of hemoglobin, the formula (10), the optical path length of the optical path length and the minimum time at maximum of ΔD in equation (11) in the arterial blood tube calculating a concentration C of hemoglobin as the difference between. そのため、本実施の形態に係るパルスオキシメータは、動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差を求める手段を有している。 Therefore, a pulse oximeter according to the present embodiment has a means for determining the difference between the optical path length of the optical path length and the minimum time at maximum in the arterial blood vessel.
【0042】 [0042]
【数5】 [Number 5]
【0043】 [0043]
さらに、算出したヘモグロビンの酸素飽和度Yと濃度Cとによって、酸化ヘモグロビンの濃度C oと還元ヘモグロビンの濃度C Rとを以下に示す式(12)と式(13)で算出することができる。 Further, the oxygen saturation Y and concentration C of hemoglobin calculated equation showing the concentration C o of oxyhemoglobin and a concentration C R of reduced hemoglobin below as (12) can be calculated by the formula (13).
【0044】 [0044]
【数6】 [6]
【0045】 [0045]
それでは、図1を参照して、本実施の形態に係るパルスオキシメータ1について説明する。 Now, with reference to FIG. 1, it will be described pulse oximeter 1 according to this embodiment. 図1は、パルスオキシメータの外観図である。 Figure 1 is an external view of a pulse oximeter.
【0046】 [0046]
パルスオキシメータ1は、装置本体2とプローブ3とを備えており、装置本体2とプローブ3とがケーブル4で接続されている。 Pulse oximeter 1 is provided with a device main body 2 and the probe 3, an apparatus main body 2 and the probe 3 are connected by a cable 4. パルスオキシメータ1では、プローブ3に挿入された指Fに向けて赤色光(660nm)と赤外光(940nm)とを入射させ、指Fを通過した赤色光(660nm)と赤外光(940nm)とを検出する。 In the pulse oximeter 1, the red light toward the finger F that is inserted into the probe 3 (660 nm) and infrared light (940 nm) and is incident red light which has passed through the finger F (660 nm) and infrared light (940 nm ) and to detect. さらに、パルスオキシメータ1では、装置本体2において、その検出した赤色光(660nm)と赤外光(940nm)とに基づいてヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を求め、装置本体2の前面の表示部2aにヘモグロビンの酸素飽和度(SaO 2 :%)、ヘモグロビンの濃度(Hb:g/dl)を表示する。 Further, in the pulse oximeter 1, an apparatus in the main body 2, obtains the oxygen saturation and the concentration of hemoglobin based on the detected red light and (660 nm) infrared light and (940 nm), the front surface of the display portion of the apparatus main body 2 hemoglobin oxygen saturation in 2a (SaO 2:%), the concentration of hemoglobin: Show (Hb g / dl). ちなみに、図1に示す表示部2aにはパルスレート(パルス/分)も表示しているが、これは第2の実施の形態に係るパルスオキシメータにおけるパルス駆動時の毎分当たりの発振パルス数である。 Incidentally, although also displays pulse rate (pulses / minute) on the display unit 2a shown in FIG. 1, which is the number of oscillation pulses per minute during pulsing the pulse oximeter according to the second embodiment it is. なお、パルスオキシメータ1では、酸化ヘモグロビンの濃度及び還元ヘモグロビンの濃度を求め、表示するようにしてもよい。 Incidentally, the pulse oximeter 1, determine the concentration and the concentration of reduced hemoglobin oxyhemoglobin, may be displayed.
【0047】 [0047]
装置本体2は、各種回路、データプロセッサ、ディスプレイドライバ、ディスプレイ等を備えている。 Apparatus main body 2, various kinds of circuits, a data processor, a display driver, and a display or the like. 装置本体2では、プローブ3の光源を駆動するとともに、プローブ3で検出した検出光に各種処理を施す。 In apparatus main body 2, it drives the light source of the probe 3, various processing on the detection light detected by the probe 3 applied. そして、装置本体2では、その検出光に基づくデータを用いてヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を算出し、ヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を表示する。 Then, in the apparatus main body 2, and calculates the oxygen saturation and the concentration of hemoglobin using the data based on the detected light, and displays the oxygen saturation and the concentration of hemoglobin.
【0048】 [0048]
プローブ3は、光源、検出器等を備えている。 Probe 3 comprises a light source, a detector and the like. プローブ3では、光源から指Fに向かって赤色光及び赤外光を出射し、検出器で指Fを通過した赤色光及び赤外光を受光する。 In the probe 3, the red light and infrared light emitted toward the light source to the finger F, for receiving red light and infrared light passing through the finger F at the detector. プローブ3は、前面に開口部3aを有し、その内部に指Fを挿入できる挿入穴(図示せず)を有している。 Probe 3 has an has an opening 3a in the front, insertion hole can be inserted a finger F therein (not shown).
【0049】 [0049]
第1の実施の形態について説明する。 A first embodiment will be described. 図1乃至図3を参照して、第1の実施の形態に係るパルスオキシメータ1Aの構成について説明する。 Referring to FIGS. 1 to 3, the configuration of a pulse oximeter 1A according to the first embodiment. 図2は、第1の実施の形態に係るパルスオキシメータの構成図である。 Figure 2 is a block diagram of a pulse oximeter according to the first embodiment. 図3は、図2のパルスオキシメータにおける光波形であり、(a)が入射光の波形であり、(b)が動脈収縮時の検出光の波形であり、(c)が動脈拡張時の検出光の波形である。 Figure 3 is an optical waveform of the pulse oximeter 2, the waveform of the incident light (a), (b) is a detection light waveform during arterial contraction, (c) is at arterial expansion it is a waveform of the detected light.
【0050】 [0050]
パルスオキシメータ1Aは、第1検査光としての赤外光(940nm)及び第2検査光としての赤色光(660nm)をサイン波で強度変調し、その強度変調した赤外光の第1入射光及び赤色光の第2入射光を指Fに入射させる。 Pulse oximeter 1A is infrared light (940 nm) and red light as the second inspection light (660 nm) intensity-modulated with sine wave, the first incident light of the intensity modulated infrared light as the first inspection light and a second incident light of the red light is incident on the finger F. そして、パルスオキシメータ1Aでは、指Fから出た赤外光(第1検出光)及び赤色光(第2検出光)を検出し、その第1検出光及び第2検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を算出する。 Then, the pulse oximeter 1A, detects infrared light emitted from the finger F (first detection light) and red light (second detection light), hemoglobin based on the first detection light and second detection light calculating the oxygen saturation and concentration. そのために、パルスオキシメータ1Aは、発振器10、2波長用光源駆動回路11、光源12、検出器13、電流−電圧コンバータ14、ハイパスフィルタ15、増幅器16、バンドパスフィルタ17、増幅器18、ローパスフィルタ19、増幅器20、位相検波器21、アナログーデジタルコンバータ22、除算器23、アナログ−デジタルコンバータ24、データプロセッサ25、ディスプレイドライバ26、ディスプレイ27を備えている。 Therefore, the pulse oximeter. 1A, an oscillator 10, 2 wavelength light source driving circuit 11, light source 12, a detector 13, a current - voltage converter 14, the high-pass filter 15, amplifier 16, bandpass filter 17, an amplifier 18, a low pass filter 19, an amplifier 20, a phase detector 21, analog-to-digital converter 22, a divider 23, an analog - digital converter 24, data processor 25, display driver 26, and a display 27. なお、光源12及び検出器13がプローブ3に設けられ、それ以外のものが装置本体2に設けられる。 The light source 12 and the detector 13 is provided in the probe 3, those otherwise provided on the apparatus main body 2.
【0051】 [0051]
なお、第1の実施の形態では、発振器10、2波長用光源駆動回路11及び光源12が第1光入射手段及び第2光入射手段に相当し、検出器13が第1検出手段及び第2検出手段に相当し、ハイパスフィルタ15が第1フィルタに相当し、バンドパスフィルタ17が第2フィルタに相当し、ローパスフィルタ19が第3フィルタに相当し、位相検波器21が位相検出手段に相当し、データプロセッサ25が処理手段に相当する。 In the first embodiment, the oscillator 10, 2 wavelength light source driving circuit 11 and the light source 12 corresponds to the first light projecting means and the second light entrance means, the detector 13 is the first detection means and the second corresponds to the detection means, the high-pass filter 15 corresponds to the first filter, the band-pass filter 17 corresponds to the second filter, the low pass filter 19 corresponds to the third filter, the phase detector 21 corresponds to the phase detection means and, the data processor 25 corresponds to the processing means.
【0052】 [0052]
発振器10は、赤外光及び赤色光を強度変調するためのサイン波を発生させる発振器である。 Oscillator 10 is an oscillator for generating a sine wave for intensity modulated infrared light and red light. サイン波の周波数は、動脈の脈動に起因する周波数よりの高い周波数である10MHz〜1GHz程度の周波数とする。 Frequency of the sine wave, and a frequency of about 10MHz~1GHz is a higher frequency than the frequency due to the pulsation of the artery.
【0053】 [0053]
2波長用光源駆動回路11は、光源12を駆動する回路である。 For two-wavelength light source driving circuit 11 is a circuit for driving the light source 12. 2波長用光源駆動回路11では、光源12から赤外光及び赤色光を発生させ、発振器10で発生したサイン波により赤外光及び赤色光を各々強度変調し、強度変調した第1入射光(赤外光)及び第2入射光(赤色光)を生成する。 In a two-wavelength light source drive circuit 11, from the light source 12 generates an infrared light and red light, infrared light and red light respectively intensity-modulated by sine wave generated by an oscillator 10, a first incident light intensity modulation ( generating infrared light) and the second incident light (red light). 第1入射光と第2入射光とは、図3(a)に示す光波形を有し、同じ光強度を有する。 A first incident light and second incident light having a light waveform shown in FIG. 3 (a), have the same light intensity. なお、第1入射光と第2入射光とは、同一の位相でもよいし、あるいは、異なる位相でもよい。 Note that the first incident light and second incident light may be the same phase, or may be in different phases.
【0054】 [0054]
光源12は、940nmの波長を有する赤外光と660nmの波長を有する赤色光とを発生する2個の光源からなり、例えば、レーザダイオードや発光ダイオード等で構成される。 Light source 12 is composed of two light source for generating red light having an infrared light and a wavelength of 660nm with a wavelength of 940 nm, for example, a laser diode or a light emitting diode or the like. 光源12では、発生した赤外光及び赤色光が2波長用光源駆動回路11によって各々強度変調され、赤外光からなる第1入射光及び赤色光からなる第2入射光を指Fに向かって各々出射する。 In the light source 12, are respectively intensity-modulated infrared light and red light generated by the two-wavelength light source driving circuit 11, the second incident light comprising the first incident light and the red light consisting infrared light toward the finger F each emitted.
【0055】 [0055]
検出器13は、940nmの波長を有する赤外光と660nmの波長を有する赤色光とを光電変換する2個の光電変換素子からなり、例えば、フォトダイオードや光電子増倍管等で構成される。 Detector 13 is made up of two photoelectric conversion element for photoelectrically converting red light having an infrared light and a wavelength of 660nm with a wavelength of 940 nm, for example, a photodiode or photomultiplier tube or the like. 検出器13では、指Fから出た赤外光(第1検出光)及び赤色光(第2検出光)を受光し、その光強度に応じた電流量に各々変換する。 The detector 13, receives infrared light emitted from the finger F (first detection light) and red light (second detection light), respectively converted into the amount of current corresponding to the light intensity.
【0056】 [0056]
第1検出光及び第2検出光は、生体中(指F)での散乱及び吸収によって、第1入射光あるいは第2入射光に対して位相がずれるとともに光強度が減少する。 First detection light and second detection light, by scattering and absorption in the living body (finger F), the light intensity decreases with phase with respect to the first incident light or the second incident light. 第1検出光と第2検出光とは、図3(b),(c)に示すような同様の光波形を有し、生体内(指F)の組織及び静脈血による直流成分(Iα,Iβ)と、動脈の脈動による周波数成分(PWα,PWβ(破線の波))と、強度変調波成分(SWα,SWβ(実線の波))とが合成された波形となっている。 The first detection light and second detection light, FIG. 3 (b), the has a similar light waveform as shown in (c), a DC component due to tissue and venous blood in the living body (finger F) (I.alpha, and i.beta), the frequency component due to arterial pulsation and (PWα, PWβ (wave dashed)), intensity modulated wave component (SWα, SWβ (wave solid line)) and is in the synthesized waveform. さらに、第1検出光及び第2検出光は、ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて光強度が変化する。 Furthermore, the first detection light and second detection light, the light intensity changes according to the oxygen saturation of hemoglobin. 第1検出光の光強度が大きい場合にはヘモグロビンの酸素飽和度が小さく、第2検出光の光強度が大きい場合にはヘモグロビンの酸素飽和度が大きい。 If the light intensity of the first detection light is large has a small oxygen saturation of hemoglobin, if the light intensity of the second detection light is large it is larger oxygen saturation of hemoglobin.
【0057】 [0057]
動脈収縮時には、第1検出光及び第2検出光は、動脈血管径が最小となるので、光路長が短くなり、図3(b)に示すように、第1入射光あるいは第2入射光に対して位相ずれ(φα)が最小となるとともに、血液量の減少によって光吸収が減少し、検出される光強度が最大となる。 During arterial contraction, the first detection light and second detection light, since the arterial blood vessel diameter is minimized, the optical path length becomes shorter, as shown in FIG. 3 (b), the first incident light or the second light incident with a phase shift (Fa) is minimized for light absorption is reduced by a decrease in blood volume, the detected light intensity becomes maximum. 動脈拡張時には、第1検出光及び第2検出光は、動脈血管径が最大となるので、光路長が長くなり、図3(c)に示すように、第1入射光あるいは第2入射光に対して位相ずれ(φβ)が最大となるとともに、血液量の増加によって光吸収が増加し、検出される光強度が最小となる。 During arterial expansion, the first detection light and second detection light, since the arterial vascular diameter is largest, the optical path length becomes longer, as shown in FIG. 3 (c), the first incident light or the second light incident with a phase shift (φβ) is maximum for the light absorption is increased by the increase of blood volume, the detected light intensity is minimized.
【0058】 [0058]
電流−電圧コンバータ14は、検出器13から出力される第1検出光の光強度に応じた電流及び第2検出光の光強度に応じた電流を電圧に各々変換するコンバータである。 Current - Voltage converter 14 is a converter for each converting a current corresponding to the light intensity of the current and the second detection light according to the light intensity of the first detection light output from the detector 13 into a voltage.
【0059】 [0059]
ハイパスフィルタ15は、第1検出光及び第2検出光の光強度に応じた各電圧波から、強度変調波(サイン波)の成分である高周波成分(例えば、10MHz〜1GHz)のみを通過させるフィルタである。 High-pass filter 15, filter for passing from the voltage wave corresponding to the light intensity of the first detection light and second detection light, which is a component of intensity modulation wave (sine wave) high-frequency components (e.g., 10MHz~1GHz) only it is. 動脈収縮時には、ハイパスフィルタ15では、図3(b)に示す強度変調波SWαに応じた電圧波を抽出する。 During arterial contraction, the high-pass filter 15 to extract the voltage wave in accordance with the intensity modulated wave SWα shown in FIG. 3 (b). 動脈拡張時には、ハイパスフィルタ15では、図3(c)に示す強度変調波SWβに応じた電圧波を抽出する。 During arterial expansion, the high-pass filter 15 to extract the voltage wave in accordance with the intensity modulated wave SWβ shown in Figure 3 (c). このハイパスフィルタ15で抽出された電圧波は、増幅器16によって増幅され、位相検波器21に入力される。 This voltage wave is extracted by a high-pass filter 15 is amplified by the amplifier 16, is input to the phase detector 21.
【0060】 [0060]
バンドパスフィルタ17は、第1検出光及び第2検出光の光強度に応じた各電圧波から、動脈の脈動に起因する低周波成分(例えば、1〜2Hz)のみを通過させるフィルタである。 Bandpass filter 17, from the voltage wave corresponding to the light intensity of the first detection light and second detection light, low-frequency components due to the pulsation of the artery (e.g., 1 to 2 Hz) is a filter which passes only. 動脈収縮時には、バンドパスフィルタ17では、図3(b)に示す脈動波PWαに応じた電圧波を抽出する。 During arterial contraction, the band-pass filter 17 to extract the voltage wave corresponding to the pulsation wave PWα shown in FIG. 3 (b). 動脈拡張時には、バンドパスフィルタ17では、図3(c)に示す脈動波PWβに応じた電圧波を抽出する。 During arterial expansion, the band-pass filter 17 to extract the voltage wave corresponding to the pulsation wave PWβ shown in Figure 3 (c). このバンドパスフィルタ17で抽出された電圧波は、増幅器18によって増幅され、除算器23に入力される。 Voltage wave extracted by the band-pass filter 17 is amplified by amplifier 18, is inputted to the divider 23.
【0061】 [0061]
ローパスフィルタ19は、第1検出光及び第2検出光の光強度に応じた各電圧波から、その直流成分のみを通過させるフィルタである。 Low pass filter 19, from the voltage wave corresponding to the light intensity of the first detection light and second detection light, a filter for passing only the DC component. 動脈収縮時には、ローパスフィルタ19では、図3(b)に示す直流電圧Iαを抽出する。 During arterial contraction, the low-pass filter 19 extracts a direct current voltage Iα shown in FIG. 3 (b). 動脈拡張時には、ローパスフィルタ19では、図3(c)に示す直流電圧Iβを抽出する。 During arterial expansion, the low-pass filter 19 extracts a direct current voltage Iβ shown in Figure 3 (c). このローパスフィルタ19で抽出された電圧は、増幅器20によって増幅され、除算器23に入力される。 Voltage extracted by the low-pass filter 19 is amplified by the amplifier 20, is inputted to the divider 23.
【0062】 [0062]
位相検波器21は、第1入射光に対する第1検出光の位相ずれ及び第2入射光に対する第2検出光の位相ずれを検出する位相検波回路であり、例えば、ホモダイン方式やヘテロダイン方式等によって構成される。 Phase detector 21 is a phase detection circuit for detecting a phase shift of the second detection light of the first detection light to the first light incident on the phase shift and the second incident light, for example, constituted by a homodyne or heterodyne method, etc. It is. 位相検波器21では、発振器10から第1入射光を強度変調するためのサイン波(電圧波)と増幅器16から第1検出光の強度変調波成分(電圧波)とが入力され、その2つ波の動脈収縮時と動脈拡張時の位相ずれを各々検出する。 The phase detector 21, a sine wave for the oscillator 10 intensity modulates the first incident light (voltage peak) intensity-modulated wave components of the first detection light from the amplifier 16 (voltage wave) and is input, two of respectively detect the phase shift at the time of the arterial expansion arterial contraction wave. また、位相検波器21では、発振器10から第2入射光を強度変調するためのサイン波(電圧波)と増幅器16から第2検出光の強度変調波成分(電圧波)とが入力され、その2つ波の動脈収縮時と動脈拡張時の位相ずれを各々検出する。 Further, the phase detector 21, a sine wave for the oscillator 10 intensity modulating a second incident light (voltage peak) intensity-modulated wave components from the amplifier 16 and the second detection light (voltage peak) and is input, the two time waves of arterial contraction and phase shift at the time of the arterial expansion detect respectively. この検出された位相ずれは、アナログ−デジタルコンバータ22でアナログ量からデジタル量に変換されて、データプロセッサ25に入力される。 The detected phase shift, analog - is converted from an analog quantity into a digital quantity by the digital converter 22 is input to the data processor 25. 位相検波器21では、動脈収縮時と動脈拡張時とを、位相ずれが最小時(収縮時)と最大時(拡張時)とで判別している。 The phase detector 21, a time when the arterial expansion arterial contraction, and determine on the time phase shift minimum (during contraction) maximum at a (when expanded). 図3に示す例では、位相検波器21では、動脈収縮時には図3(b)に示す位相ずれφαを検出し、動脈拡張時には図3(c)に示す位相ずれφβを検出する。 In the example shown in FIG. 3, the phase detector 21, at the time of arterial contraction detects a phase shift φα shown in FIG. 3 (b), at the time of the arterial expansion detects a phase shift φβ shown in Figure 3 (c).
【0063】 [0063]
なお、ホモダイン方式の場合、高周波成分と同じ変調周波数を用いて位相検波する。 In the case of homodyne and phase detection using the same modulation frequency as the high frequency components. ヘテロダイン方式の場合、高周波成分に1KHz等の低い変調周波数をミキシングし、そのビートから位相検波する。 For heterodyne system, it mixes the low modulation frequency of 1KHz such high frequency components, to phase detection from the beat.
【0064】 [0064]
除算器23は、第1検出光の脈動に起因する脈動波の振幅を第1検出光の直流成分で除算及び第2検出光の脈動に起因する脈動波の振幅を第2検出光の直流成分で除算する除算回路である。 Divider 23, a direct current component of the amplitude of the pulsating vibration caused the amplitude of the pulsating vibration caused by the pulsation of the first detection light to the pulsation of the division and the second detection light in the direct-current component of the first detection light second detection light in a divider circuit dividing. 除算器23では、増幅器18から第1検出光の脈動波(電圧波)と増幅器20から第1検出光の直流成分の電圧とが入力されると、動脈収縮時の脈動波(電圧波)の振幅電圧を直流成分電圧で除算する。 The divider 23, when the first detection light pulsating vibration from the amplifier 18 and the voltage of the DC component from (voltage peak) and the amplifier 20 first detection light is inputted, pulsating wave at an artery contraction (voltage peak) dividing the amplitude voltage at the DC component voltage. また、除算器23では、増幅器18から第2検出光の脈動波(電圧波)と増幅器20から第2検出光の直流成分の電圧とが入力されると、動脈収縮時の脈動波(電圧波)の振幅電圧を直流成分電圧で除算する。 Also, the divider 23, when the voltage of the DC component of the pulsation wave from the amplifier 18 and the second detection light (voltage peak) from the amplifier 20 and the second detection light is input, the pulsating vibration during arterial contraction (voltage wave the amplitude voltage of the) divided by the DC component voltage. この除算値は、アナログ−デジタルコンバータ24でアナログ量からデジタル量に変換されて、データプロセッサ25に入力される。 This quotient is an analog - is converted from an analog quantity into a digital quantity by the digital converter 24 is input to the data processor 25. 除算器23では、動脈収縮時と動脈拡張時とを、脈動波の振幅の最大時(収縮時)と最小時(拡張時)とで判別している。 The divider 23, a time when the arterial expansion arterial contraction, and determine on the maximum amplitude of the pulsation wave (during contraction) at minimum and (when expanded). ちなみに、図3に示す例では、除算器23では、動脈収縮時に図3(b)に示す脈動波PWαの振幅電圧ΔIを直流電圧Iαで除算する。 Incidentally, in the example shown in FIG. 3, the divider 23 divides the amplitude voltage ΔI of the pulsation wave PWα shown in FIG. 3 (b) during the arterial contraction DC voltage I.alpha. なお、この除算器23で算出している除算値は、赤外光の場合には式(6)の動脈拡大時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔA 1であり、赤色光の場合には式(7)の動脈拡大時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔA 2である。 Incidentally, the division value is calculated in this divider 23, when the infrared light is variation .DELTA.A 1 between the absorbance at the arterial expansion and absorbance at arterial contraction of the formula (6), the red light case a change in .DELTA.A 2 between the absorbance at the arterial expansion and absorbance at arterial contraction of the formula (7).
【0065】 [0065]
データプロセッサ25は、ヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を演算するためのコンピュータであり、例えば、マイクロコンピュータ等で構成される。 Data processor 25 is a computer for computing the oxygen saturation and the concentration of hemoglobin, for example, a microcomputer or the like. データプロセッサ25では、アナログ−コンバータ22,24から入力されたデジタルデータ等を一時記憶するためのメモリ25aを備えており、一時記憶しているデータに基づいて演算するとともに演算したデータを一時記憶する。 In the data processor 25, analog - includes a memory 25a for temporarily storing the digital data or the like input from the converter 22, temporarily stores data calculated with computed based on the data temporarily stored . データプロセッサ25では、アナログ−デジタルコンバータ24から入力された赤外光の吸光度の変化分ΔA 1と赤色光の吸光度の変化分ΔA 2とに基づいて、式(8)により吸光度の変化分の赤外光と赤色光との比ΔAを演算する。 In the data processor 25, an analog - digital converter based on 24 and variation .DELTA.A 1 absorbance of infrared light that is input from the variation .DELTA.A 2 absorbance of the red light, the change in absorbance by the equation (8) Red calculating a ratio ΔA between the external light and red light. さらに、データプロセッサ25では、吸光度の変化分の赤外光と赤色光との比ΔAに基づいて、式(9)によりヘモグロビンの酸素飽和度Y(%)を演算する。 Further, the data processor 25, based on the ratio ΔA between the absorbance of the change in infrared light and red light, calculates the hemoglobin oxygen saturation Y (%) by the equation (9). なお、式(8)、式(9)の吸光係数は、定数である。 Incidentally, the absorption coefficient of the formula (8), equation (9) is a constant.
【0066】 [0066]
また、データプロセッサ25では、アナログ−デジタルコンバータ22から入力された動脈収縮時の位相ずれφαと動脈拡張時の位相ずれφβとに基づいて、動脈拡張時の第1検出光(又は第2検出光)と動脈収縮時の第1検出光(又は第2検出光)との位相変化Δφ(=φβ―φα)を演算する(図3(b),(c)参照)。 Further, the data processor 25, analog - on the basis of the digital converter 22 the phase shift at the phase shift φα and arterial expansion during arterial contraction input from Faibeta, the first detection light during arterial expansion (or second detection light ) and (calculates a phase variation Δφ (= φβ-φα) and or second detection light) (see FIG. 3 (b) first detection light during arterial contraction reference, (c)). さらに、データプロセッサ25では、位相変化Δφに基づいて、以下に示す式(14)により動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差(拡張時の動脈血管径と収縮時の動脈血管径との差)ΔDを演算する。 Further, the data processor 25, based on the phase change [Delta] [phi, when the arterial diameter difference (extended when the optical path length of the optical path length and the minimum time at maximum in arterial blood vessel contracted by equation (14) below calculating a difference) [Delta] D between the arterial vascular diameter. なお、式(14)に示す屈折率nは、定数である。 The refractive index n shown in equation (14) is a constant. また、式(14)に示す強度変調周波数fは、強度変調する際のサイン波の周波数である。 The intensity modulation frequency f shown in equation (14) is the frequency of the sine wave at the time of intensity modulation.
【0067】 [0067]
【数7】 [Equation 7]
【0068】 [0068]
例えば、強度変調周波数fが1GHz、位相変化Δφが1°の場合、式(14)より、光路長差ΔDが0.63mmとなる。 For example, the intensity modulation frequency f is 1 GHz, if the phase change Δφ is 1 °, the equation (14), the optical path length difference ΔD is 0.63 mm. 但し、動脈血管中の屈折率は、1.33である。 However, the refractive index in the arterial vessels is 1.33.
【0069】 [0069]
さらに、データプロセッサ25では、アナログ−デジタルコンバータ24から入力された赤外光の吸光度の変化分ΔA 1と演算したヘモグロビンの酸素飽和度Y及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔDと基づいて、式(10)によりヘモグロビンの濃度C(g/dl)を演算する。 Further, the data processor 25, analog - the difference between the optical path length of the digital converter 24 the optical path length of the oxygen saturation Y and the maximum of hemoglobin computed as change in .DELTA.A 1 absorbance of infrared light entered from the minimum time based the [Delta] D, and calculates the concentration of hemoglobin C (g / dl) by the equation (10). あるいは、データプロセッサ25では、アナログ−デジタルコンバータ24から入力された赤色光の吸光度の変化分ΔA 2と演算したヘモグロビンの酸素飽和度Y及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔDと基づいて、式(11)によりヘモグロビンの濃度C(g/dl)を演算する。 Alternatively, the data processor 25, analog - a difference ΔD between the optical path length of the digital converter 24 the oxygen saturation of hemoglobin calculated with variation .DELTA.A 2 absorbance of the input red light from Y and the optical path length of the maximum and minimum time based and calculates the concentration of hemoglobin C (g / dl) by the equation (11).
【0070】 [0070]
必要な場合には、データプロセッサ25では、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Y及び濃度Cに基づいて、式(12)により酸化ヘモグロビンの濃度C o (g/dl)を演算する。 If necessary, the data processor 25, based on the oxygen saturation Y and concentration C of computed hemoglobin, calculates the concentration of oxyhemoglobin C o (g / dl) by the equation (12). また、データプロセッサ25では、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Yと濃度C及び酸化ヘモグロビン濃度C oに基づいて、式(13)により還元ヘモグロビンの濃度C R (g/dl)を演算する。 Further, the data processor 25, based on the concentration and oxygen saturation Y of computed hemoglobin C and oxygenated hemoglobin concentration C o, calculates the concentration of reduced hemoglobin C R (g / dl) by the equation (13).
【0071】 [0071]
ディスプレイドライバ26は、データプロセッサ25で演算したヘモグロビンの酸素飽和度Y及び濃度Cを表示するために、ディスプレイ27を駆動するドライバである。 Display driver 26, in order to display the oxygen saturation Y and concentration C of hemoglobin calculated by the data processor 25, a driver for driving the display 27.
【0072】 [0072]
ディスプレイ27は、装置本体2の表示部2aに表示するヘモグロビンの酸素飽和度(SaO 2 :%)、ヘモグロビンの濃度(Hb:g/dl)の各数値を表示する液晶ディスプレイである。 Display 27, an oxygen saturation of hemoglobin to be displayed on the display unit 2a of the apparatus body 2 (SaO 2:%), the concentration of hemoglobin: a liquid crystal display for displaying the respective numerical values of the (Hb g / dl).
【0073】 [0073]
図1乃至図3参照して、パルスオキシメータ1Aの動作について説明する。 Figure 1 with reference FIG. 3, the operation of the pulse oximeter 1A.
【0074】 [0074]
プローブ3の開口部3aから挿入穴に指Fが挿入され、装置本体2の電源スイッチ2bがオンされると(図1参照)、パルスオキシメータ1Aでは、サイン波によって強度変調した第1入射光(赤外光)と第2入射光(赤色光)とを指Fに出射する(図3(a)参照)。 Finger F into the insertion hole from the opening portion 3a of the probe 3 is inserted, the device power supply when the switch 2b is turned on (see FIG. 1) of the main body 2, the pulse oximeter 1A, the first incident light intensity-modulated by a sine wave (infrared light) and the second incident light and the (red light) emitted to the finger F (see Figure 3 (a)). 第1入射光と第2入射光とは、指F内の動脈血以外では一定の吸光度によって同様に吸光されるが、動脈血ではヘモグロビンの酸素飽和度に応じた異なる吸光度かつ動脈の脈動に応じた吸光度で各々吸光される。 A first incident light and second incident light, the absorbance is other than arterial blood in the finger F is absorbance in the same manner by a constant absorbance, the arterial blood according to the pulsation of different absorbance and arteries corresponding to the oxygen saturation of hemoglobin each is absorbance in. また、第1入射光及び第2入射光は、動脈の脈動に応じて入射時に比べて位相がずれて検出される。 The first incident light and second incident light is phase compared to the time of incidence in accordance with the pulsation of the artery is detected offset. したがって、指Fから出る強度変調された赤外光と赤色光とは、ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて異なる光強度を有し、動脈収縮時と動脈拡張時とで異なる光強度及び位相ずれを有してる。 Therefore, the intensity-modulated infrared light and the red light leaving the finger F, has a light intensity that varies depending on the oxygen saturation of hemoglobin, a different light intensity and phase shift between the time when the arterial expansion arterial contraction It has.
【0075】 [0075]
指Fから赤外光及び赤色光が出ると、パルスオキシメータ1Aでは、赤外光(第1検出光)を受光して電流量に変換し、赤色光(第2検出光)を受光して電流量に変換する(図3(b),(c)参照)。 When the infrared light and red light from the finger F comes, the pulse oximeter 1A, converted to the amount of current by receiving infrared light (first detection light), and receives red light (second detection light) converted to the amount of current (see FIG. 3 (b), (c)). そして、パルスオキシメータ1Aでは、第1検出光及び第2検出光の電流量を電圧量に変換後、その各電圧波から強度変調成分、動脈の脈動に起因した成分、直流成分に分離して抽出する。 Then, the pulse oximeter 1A, after converting the current amount of the first detection light and second detection light into a voltage amount, intensity modulation component from the respective voltage wave component caused by arterial pulsation, is separated into the DC component Extract. さらに、パルスオキシメータ1Aでは、強度変調成分に基づいて、第1入射光に対する第1検出光(又は、第2入射光に対する第2検出光)の動脈収縮時の位相ずれφα及び動脈拡張時の位相ずれφβを検出する(図3(b),(c)参照)。 Further, in the pulse oximeter 1A, based on the intensity modulation component, the first detection light to the first incident light (or the second detection light for the second incident light) at the time of phase shift φα and arterial expansion during arterial contraction detecting the phase shift Faibeta (FIG. 3 (b), the reference (c)). また、パルスオキシメータ1Aでは、動脈の脈動に起因した成分及び直流成分に基づいて、動脈収縮時における第1検出光の脈動に起因する脈動波の振幅ΔI 1を第1検出光の直流成分I 1 αで除算した吸光度の変化分ΔA 1及び第2検出光の脈動に起因する脈動波の振幅ΔI 2を第2検出光の直流成分I 2 βで除算した吸光度の変化分ΔA 2を求める。 Further, in the pulse oximeter 1A, based on the component caused by arterial pulsation and the DC component, the DC component I of the amplitude [Delta] I 1 of the pulsating vibration caused by the pulsation of the first detection light during arterial contraction first detection light 1 alpha in determining the variation .DELTA.A 2 absorbance obtained by dividing the amplitude [Delta] I 2 of the pulsation wave due to pulsation of variation .DELTA.A 1 and the second detection light absorbance divided by the second detection light DC component I 2 beta.
【0076】 [0076]
そして、パルスオキシメータ1Aでは、赤外光の吸光度の変化分ΔA 1と赤色光の吸光度の変化分ΔA 2とに基づいて、式(8)により吸光度の変化分の比ΔAを演算し、さらに、式(9)によりヘモグロビンの酸素飽和度Y(%)を演算する。 Then, the pulse oximeter 1A, on the basis of the change in .DELTA.A 2 of variation .DELTA.A 1 and red light absorbance of the absorbance of infrared light, and calculates the ratio .DELTA.A of change in absorbance by the equation (8), further calculates hemoglobin oxygen saturation Y (%) of the equation (9). また、パルスオキシメータ1Aでは、動脈収縮時の位相ずれφαと動脈拡張時の位相ずれφβとに基づいて、動脈拡張時の第1検出光(又は第2検出光)と動脈収縮時の第1検出光(又は第2検出光)との位相変化Δφ(=φβ―φα)を演算し、式(14)により動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔDを演算する。 Further, in the pulse oximeter 1A, based on the phase shift φβ during phase shift φα and arterial expansion during arterial contraction, first at the first detection light during arterial expanded (or second detection light) arterial contraction It calculates the detection light (or the second detection light) phase change Δφ between (= φβ-φα), calculates the difference ΔD between the optical path length of the optical path length and the minimum time at maximum in arterial blood tube by the formula (14) to. さらに、パルスオキシメータ1Aでは、赤外光の吸光度の変化分ΔA 1 (又は、赤色光の吸光度の変化分ΔA 2 )、ヘモグロビンの酸素飽和度Y及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔDと基づいて、式(10)(又は、式(11))によりヘモグロビンの濃度C(g/dl)を演算する。 Further, in the pulse oximeter 1A, variation .DELTA.A 1 absorbance of infrared light (or, variation .DELTA.A 2 absorbance of the red light), the optical path length of the optical path length and the minimum time during the oxygen saturation Y and maximum hemoglobin It based the difference ΔD between the formula (10) (or formula (11)) to calculate the concentration of hemoglobin by C (g / dl).
【0077】 [0077]
そして、パルスオキシメータ1Aでは、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Y(%)及び濃度C(g/dl)を表示する。 Then, the pulse oximeter. 1A, displays the computed hemoglobin oxygen saturation Y (%) and concentration C (g / dl).
【0078】 [0078]
このパルスオキシメータ1Aによれば、赤外光及び赤色光をサイン波で強度変調して指Fに入射し、動脈収縮時と動脈拡張時とにおける光路長差に起因する位相変化を検出することにより、動脈拡張時の動脈血管径と動脈収縮時の動脈血管径との差を求めることができ、その血管径差によりヘモグロビンの濃度を算出することができる。 According to the pulse oximeter 1A, that are intensity-modulated infrared light and red light by sine wave incident on the finger F, for detecting the phase change due to the optical path length difference at the time when the arterial expansion arterial contraction Accordingly, it is possible to determine the difference between the arterial blood vessel diameter during arterial vessel diameter and arterial contraction during arterial expansion, it is possible to calculate the concentration of hemoglobin by the vascular diameter difference. そのため、パルスオキシメータ1Aでは、採血を行うことなく非侵襲的にヘモグロビンの酸素飽和度のみならずヘモグロビンの濃度を求めることができ、安全かつ容易に貧血検査を行うことができる。 Therefore, the pulse oximeter 1A, noninvasively can determine the concentration of hemoglobin not oxygen saturation only of hemoglobin without performing blood sampling can be performed safely and easily anemia testing. また、パルスオキシメータ1Aは、従来のパルスオキシメータに強度変調をする手段や位相ずれを検出する手段等を設けるだけなので、装置を小型かつ安価に構成でき、屋外を含む各種運動施設や家庭内での使用も可能である。 The pulse oximeter 1A, since only providing conventional means for detecting the means and phase shift of the intensity modulation to the pulse oximeter, devices can be made smaller and constructed at low cost, and various sports facilities and homes including outdoor use in is also possible.
【0079】 [0079]
パルスオキシメータ1Aでは、位相検波器21によって第1入射光に対する第1検出光の動脈収縮時の位相ずれと動脈拡張時の位相ずれ及び第2入射光に対する第2検出光の動脈収縮時の位相ずれと動脈拡張時の位相ずれを検出することができ、その検出した動脈収縮時の位相ずれと動脈拡張時の位相ずれとにより動脈収縮時と動脈拡張時での位相変化を簡単に算出することができる。 In the pulse oximeter 1A, when the first detection light arterial contraction to the first incident light by the phase detector 21 phase shift and the artery during expansion of the phase shift and the second second detection light phase during arterial contraction to incident light can detect the phase shift of the time deviation and the arterial expansion, possible to easily calculate a phase change at the time when the arterial expansion arterial contraction by a phase shift at the time of phase shift and arterial expansion during the detected arterial contraction can. また、パルスオキシメータ1Aでは、ハイパスフィルタ15、バンドパスフィルタ17、ローパスフィルタ19によって検出光を強度変調成分、動脈の脈動に起因した成分と直流成分とに簡単に分離及び抽出できる。 Further, in the pulse oximeter 1A, the high-pass filter 15, bandpass filter 17, the intensity modulation component of detected light by the low-pass filter 19, can be easily separated and extracted with a DC component resulting from the component to the pulsation of the artery.
【0080】 [0080]
第2の実施の形態について説明する。 A second embodiment will be described. 図1及び図4乃至図6を参照して、第2の実施の形態に係るパルスオキシメータ1Bの構成について説明する。 Referring to FIGS. 1 and 4 through 6, the configuration of a pulse oximeter 1B according to the second embodiment. 図4は、第2の実施の形態に係るパルスオキシメータの構成図である。 Figure 4 is a block diagram of a pulse oximeter according to the second embodiment. 図5は、図4のパルスオキシメータにおける光波形であり、(a)が入射光の波形であり、(b)が動脈収縮時の検出光の波形であり、(c)が動脈拡張時の検出光の波形である。 Figure 5 is an optical waveform of the pulse oximeter of FIG. 4, the waveform of the incident light (a), (b) is a detection light waveform during arterial contraction, (c) is at arterial expansion it is a waveform of the detected light. 図6は、図4のパルスオキシメータにおける検出光を積分した積分強度による積分波形であり、(a)が動脈収縮時の検出光の波形であり、(b)が動脈拡張時の検出光の波形である。 Figure 6 is a integrated waveform by integrating the integrated intensity of detected light in the pulse oximeter in FIG 4, (a) is a detection light waveform during arterial contraction, (b) the detection light during the arterial expansion it is a waveform.
【0081】 [0081]
パルスオキシメータ1Bは、第1検査光としての赤外光(940nm)及び第2検査光としての赤色光(660nm)をパルス駆動し、そのパルス駆動した赤外光の第1入射光及び赤色光の第2入射光を指Fに入射する。 Pulse oximeter 1B is infrared light (940 nm) and red light (660 nm) and pulsed as the second inspection light, the first incident light and the red light of the pulse driving the infrared light as the first inspection light the second incident light incident on the finger F of the. そして、パルスオキシメータ1Bでは、指Fから出た赤外光(第1検出光)及び赤色光(第2検出光)を検出し、その第1検出光及び第2検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を算出する。 Then, the pulse oximeter 1B, detects infrared light emitted from the finger F (first detection light) and red light (second detection light), hemoglobin based on the first detection light and second detection light calculating the oxygen saturation and concentration. そのために、パルスオキシメータ1Bは、トリガ発生器30、2波長用パルス光源駆動回路31、光源32、検出器33、増幅器34、時間重心検出器35、アナログ−デジタルコンバータ36、積分器37、バンドパスフィルタ38、ローパスフィルタ39、除算器40、アナログーデジタルコンバータ41、データプロセッサ42、ディスプレイドライバ43、ディスプレイ44を備えている。 Therefore, the pulse oximeter. 1B, trigger generator 30, 2-wavelength pulse light source driving circuit 31, light source 32, a detector 33, an amplifier 34, time center detector 35, an analog - digital converter 36, the integrator 37, the band pass filter 38, low pass filter 39, a divider 40, analog-to-digital converter 41, data processor 42, display driver 43, a display 44. なお、光源32及び検出器33がプローブ3に設けられ、それ以外のものが装置本体2に設けられる。 The light source 32 and detector 33 are provided in the probe 3, and the others are provided in the apparatus main body 2.
【0082】 [0082]
なお、第2の実施の形態では、トリガ発生器30、2波長用パルス光源駆動回路31及び光源32が第1光入射手段及び第2光入射手段に相当し、検出器33が第1検出手段及び第2検出手段に相当し、時間重心検出器35が時間検出手段に相当し、積分器37が積分手段に相当し、バンドパスフィルタ38が第4フィルタに相当し、ローパスフィルタ39が第5フィルタに相当し、データプロセッサ42が処理手段に相当する。 In the second embodiment, the trigger generator 30, 2-wavelength pulse light source drive circuit 31 and the light source 32 corresponds to the first light entrance unit and the second light entrance means, the detector 33 is first detecting means and corresponds to the second detection means, corresponds to the time center detector 35 is time detecting means, the integrator 37 corresponds to the integrating means, a band-pass filter 38 corresponds to the fourth filter, a low pass filter 39 is a fifth corresponds to the filter, the data processor 42 corresponds to the processing means.
【0083】 [0083]
トリガ発生器30は、赤外光及び赤色光をパルス駆動するためのトリガ信号を一定の周期で繰り返し発生させる発生器である。 Trigger generator 30 is a generator which a trigger signal repetitively generated at a constant period for pulsing the infrared light and red light. パルス駆動では繰り返しパルスを発生させるので、そのパルスの発振周波数(トリガ信号の発振周波数)は、脈拍より十分に速い周波数である数10Hz〜数100Hz程度の周波数とする。 Since pulse drive generates a repetitive pulse, the oscillation frequency of the pulse (oscillation frequency of the trigger signal), a frequency of several 10Hz~ number about 100Hz is sufficiently fast frequency than the pulse.
【0084】 [0084]
2波長用パルス光源駆動回路31は、光源32を駆動する回路である。 For two-wavelength pulse light source driving circuit 31 is a circuit for driving the light source 32. 2波長用パルス光源駆動回路31では、光源32から赤外光及び赤色光を発生させ、トリガ発生器30で発生したトリガ信号により赤外光及び赤色光を各々パルス駆動し、パルス駆動した第1入射光(赤外光)及び第2入射光(赤色光)を生成する。 In two-wavelength pulse light source drive circuit 31 generates an infrared light and red light from the light source 32, each driven by pulses of infrared light and red light by a trigger signal generated by trigger generator 30, the pulsed drive 1 generating an incident light (infrared light) and the second incident light (red light). 第1入射光と第2入射光とは、図5(a)に示す光波形を有し、同じ光強度と同じ発振周波数に応じて繰り返し発振するインパルス光からなる。 A first incident light and second incident light has an optical waveform shown in FIG. 5 (a), the repeating oscillation impulse light according to the same oscillation frequency as the same light intensity. なお、第1入射光と第2入射光とは、同一の発振タイミングでもよいし、異なる発振タイミングでもよい。 Note that the first incident light and second incident light may be the same oscillation timing may be different oscillation timings.
【0085】 [0085]
光源32は、940nmの波長を有する赤外光と660nmの波長を有する赤色光とを発生する2個の光源からなり、例えば、レーザダイオードや発光ダイオードで構成される。 Light source 32 is composed of two light source for generating red light having an infrared light and a wavelength of 660nm with a wavelength of 940 nm, for example, a laser diode or a light emitting diode. 光源32では、発生した赤外光及び赤色光が2波長用パルス光源駆動回路31によって各々パルス駆動され、赤外光からなる第1入射光及び赤色光からなる第2入射光を指Fに向かって各々出射する。 In the light source 32, it is respectively pulsed infrared light and red light generated by the pulsed light source driving circuit 31 for two wavelengths, toward the second incident light comprising the first incident light and the red light consisting infrared light to the finger F respectively emitted Te.
【0086】 [0086]
検出器33は、940nmの波長を有する赤外光と660nmの波長を有する赤色光とを光電変換する2個の光電変換素子からなり、例えば、フォトダイオードや光電子増倍管で構成される。 Detector 33 is made up of two photoelectric conversion element for photoelectrically converting red light having an infrared light and a wavelength of 660nm with a wavelength of 940 nm, for example, a photodiode or photomultiplier tube. 検出器33では、指Fから出た赤外光(第1検出光)及び赤色光(第2検出光)を各々受光し、その光強度に応じた電流量に各々変換する。 The detector 33, the infrared light emitted from the finger F (first detection light) and red light (second detection light) respectively receiving, respectively converted into the amount of current corresponding to the light intensity.
【0087】 [0087]
第1検出光及び第2検出光は、生体中(指F)での散乱及び吸収によって、第1入射光あるいは第2入射光に対して時間が遅れて検出されるとともに光強度が減少する。 First detection light and second detection light, by scattering and absorption in the living body (finger F), the light intensity decreases with time is detected with a delay with respect to the first incident light or the second incident light. 第1検出光及び第2検出光は、図5(b),(c)に示すような同様の光波形を有し、時間的に広がった波形となる。 First detection light and second detection light, FIG. 5 (b), the has a similar light waveform as shown in (c), a temporally spread waveform. また、第1検出光及び第2検出光は、ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて光強度が変化する。 The first detection light and second detection light, the light intensity changes according to the oxygen saturation of hemoglobin. 第1検出光の光強度が大きい場合にはヘモグロビンの酸素飽和度が小さく、第2検出光の光強度が大きい場合にはヘモグロビンの酸素飽和度が大きい。 If the light intensity of the first detection light is large has a small oxygen saturation of hemoglobin, if the light intensity of the second detection light is large it is larger oxygen saturation of hemoglobin.
【0088】 [0088]
動脈収縮時には、第1検出光及び第2検出光は、動脈血管径が最小となるので、光路長が短くなり、図5(b)に示すように、時間遅れ(tα)が最小となるとともに、血液量の減少によって光吸収が減少し、検出される光強度が最大となる。 During arterial contraction, the first detection light and second detection light, since the arterial blood vessel diameter is minimized, the optical path length becomes shorter, as shown in FIG. 5 (b), together with the time delay (t alpha) is minimum , light absorption is reduced by a decrease in blood volume, the detected light intensity becomes maximum. 動脈拡張時には、第1検出光及び第2検出光は、動脈血管径が最大となるので、光路長が長くなり、図5(c)に示すように、時間遅れ(tβ)が最大となるとともに、血液量の増加によって光吸収が増加し、検出される光強度が最小となる。 During arterial expansion, the first detection light and second detection light, since the arterial vascular diameter is largest, the optical path length becomes longer, as shown in FIG. 5 (c), together with the time delay (t beta) is maximum , light absorption is increased by the increase of blood volume, the detected light intensity is minimized.
【0089】 [0089]
なお、図5(b),(c)に示す時間遅れtα,tβは、第1入射光又は第2入射光のインパルス光の入射時間t inから第1検出光又は第2検出光の波形の重心時間t g α,t g βまでの時間である。 Incidentally, FIG. 5 (b), the delay time shown in (c) t alpha, t beta from entering the time t in the first impulse of the incident light or the second light incident first detection light and second detection light wave the center of gravity time t g α, is the time to t g β. この重心時間t g α,t g βは、時間的な広がりを有する第1検出光や第2検出光における検出光量の二分の一となる時間である。 The centroid time t g alpha, is t g beta, is a binary one and becomes time of detected light intensity at the first detection light and second detection light having a temporal broadening.
【0090】 [0090]
増幅器34は、検出器33から出力された第1検出光及び第2検出光の光強度に応じた電流量を増幅する増幅器である。 Amplifier 34 is an amplifier for amplifying the current with a magnitude corresponding to the light intensity of the first detection light and second detection light output from the detector 33.
【0091】 [0091]
時間重心検出器35は、第1入射光に対する第1検出光の時間遅れ及び第2入射光に対する第2検出光の時間遅れを検出する検出回路である。 Time center detector 35 is a detection circuit for detecting the second detection light time delay relative to the first time delay of the detection light and the second light incident on the first incident light. 時間重心検出器35では、トリガ発生器30から第1入射光をパルス駆動するためのトリガ信号と増幅器34から第1検出光(電流波)とが入力され、その第1検出光の重心時間を検出し、さらに、第1入射光の入射時間から重心時間までの動脈収縮時及び動脈拡張時の時間遅れを各々検出する。 In time center detector 35, the first detection light from the trigger signal and an amplifier 34 for pulsing the first incident light from the trigger generator 30 and the (current peak) is input, the centroid time of the first detection light detected, further, respectively detect a time delay and during arterial expansion arterial contraction from the incident time of the first incident light to the center of gravity time. また、時間重心検出器35では、トリガ発生器30から第2入射光をパルス駆動するためのトリガ信号と増幅器34から第2検出光(電流波)とが入力され、その第2検出光の重心時間を検出し、さらに、第2入射光の入射時間から重心時間までの動脈収縮時及び動脈拡張時の時間遅れを各々検出する。 Further, the time center detector 35, the second detection light from the trigger signal and an amplifier 34 for pulsing from trigger generator 30 second incident light (current peak) is input, the centroid of the second detection light detecting a time, further, it detects when arterial contraction from the incident time of the second incident light to the center of gravity time and time delay when the arterial expansion respectively. この検出された時間遅れは、アナログ−デジタルコンバータ36でアナログ量からデジタル量に変換されて、データプロセッサ42に入力される。 The detected time delay, analog - is converted from an analog quantity into a digital quantity by the digital converter 36 is input to the data processor 42. 時間重心検出器35では、動脈収縮時と動脈拡張時とを、時間ずれが最小時(収縮時)と最大時(拡張時)とで判別している。 In time center detector 35, a time when the arterial expansion arterial contraction, and determine on time during displacement minimum (during contraction) maximum at a (when expanded). ちなみに、図5に示す例では、時間重心検出器35では、赤外光又は赤色光に対して、動脈収縮時には図5(b)に示す時間遅れtαを検出し、動脈拡張時には図5(c)に示す時間遅れtβを検出する。 Incidentally, in the example shown in FIG. 5, the time center detector 35, to infrared light or red light, at the time of arterial contraction detecting a time delay tα shown in FIG. 5 (b), at the time of the arterial extension 5 (c to detect the time delay tβ shown).
【0092】 [0092]
積分器37は、第1検出光及び第2検出光の電流波の電流量を時間積分する積分回路である。 Integrator 37 is the integral circuit for integrating the current amount of the current wave of the first detection light and second detection light time. 積分器37では、増幅器34から第1検出光が入力される毎にその電流量を時間積分して積分強度(検出光量)を求め、時間とともに変化する積分強度からなる積分波を生成する。 The integrator 37 integrates the current amount for each of the first detection light is input from the amplifier 34 time determined integrated intensity (detected light), to produce an integrated wave having integrated intensity varies with time. また、積分器37では、増幅器34から第2検出光が入力される毎にその電流量を時間積分して積分強度(検出光量)を求め、時間とともに変化する積分強度からなる積分波を生成する。 Further, the integrator 37 integrates the current amount for each of the second detection light is input from the amplifier 34 time determined integrated intensity (detected light), to produce an integrated wave having integrated intensity varies with time .
【0093】 [0093]
第1検出光による積分波及び第2検出光による積分波は、図6(a),(b)に示すような同様の波形を有し、生体内(指F)の組織及び静脈血による直流成分(Iα,Iβ)と、動脈の脈動による周波数成分(PWα,PWβ)とが合成された波形となっている。 Integrating wave by the integral wave and the second detection light by the first detection light, FIG. 6 (a), the DC by tissue and venous blood have similar waveform (b), the in vivo (finger F) and component (Iα, Iβ), the frequency component due to arterial pulsation (PWα, PWβ) and has become a synthesized waveform. 第1検出光による積分波と第2検出光による積分波とは、その動脈血に対する吸光度の違いにより、直流成分(Iα,Iβ)と動脈の脈動による周波数成分(PWα、PWβ)の振幅電流(ΔI)との比率が異なるとともに、その検出光量(積分強度)が異なる。 And integrating wave by the first detection light and the integral wave by the second detection light, the difference in absorbance for the arterial blood, the DC component (I.alpha, I beta) and the frequency component due to pulsation of the artery (PWα, PWβ) of amplitude current ([Delta] I ) and the ratio are different along with, the detected amount of light (integrated intensity) is different. なお、図6(a)、(b)に示す各ドットは、入射光の一つのインパルス光の入射に対して検出される検出光の検出光量(積分器37で積分した積分強度)を示している。 Incidentally, FIG. 6 (a), shows the each dot shown in (b), the detection light amount (integrated intensity was integrated by the integrator 37) of the detection light detected with respect to the incident one of the impulse of the incident light there.
【0094】 [0094]
動脈収縮時には、第1検出光による積分波及び第2検出光による積分波は、動脈血管径が最小となるので、光路長が短くなり、図6(a)に示すように、第1入射光あるいは第2入射光に対して、血液量の減少によって光吸収が減少し、検出光量が最大となる。 During arterial contraction, integrated wave by the integral wave and the second detection light by the first detection light, since the arterial blood vessel diameter is minimized, the optical path length becomes shorter, as shown in FIG. 6 (a), the first incident light Alternatively for the second incident light, the light absorption is decreased by a decrease in blood volume, detected light intensity becomes maximum. 動脈拡張時には、第1検出光による積分波及び第2検出光による積分波は、動脈血管径が最大となるので、光路長が長くなり、図6(b)に示すように、第1入射光あるいは第2入射光に対して、血液量の増加によって光吸収が増加し、検出光量が最小となる。 During arterial expansion, integrated wave by the integral wave and the second detection light by the first detection light, since the arterial vascular diameter is largest, the optical path length becomes longer, as shown in FIG. 6 (b), the first incident light Alternatively for the second incident light, the light absorption is increased by the increase of blood volume, the detection light amount is minimized.
【0095】 [0095]
バンドパスフィルタ38は、第1検出光及び第2検出光の各積分波から、動脈の脈動に起因する周波数成分(例えば、1〜2Hz)のみを通過させるフィルタである。 Bandpass filter 38, from the first detection light and the integration waves of the second detection light, the frequency components due to the pulsation of the artery (e.g., 1 to 2 Hz) is a filter which passes only. 動脈収縮時には、バンドパスフィルタ38では、図6(a)に示す脈動波PWαを抽出する。 During arterial contraction, the band-pass filter 38 to extract the pulsating PWα shown in Figure 6 (a). 動脈拡張時には、バンドパスフィルタ38では、図6(b)に示す脈動波PWβを抽出する。 During arterial expansion, the band-pass filter 38 to extract the pulsating PWβ shown in Figure 6 (b).
【0096】 [0096]
ローパスフィルタ39は、第1検出光及び第2検出光の各積分波から、その直流成分のみを通過させるフィルタである。 Low pass filter 39, from the integration waves of the first detection light and second detection light, a filter for passing only the DC component. 動脈収縮時には、ローパスフィルタ39では、図6(a)に示す直流成分Iαを抽出する。 During arterial contraction, the low-pass filter 39 extracts a direct current component Iα shown in Figure 6 (a). 動脈拡張時には、ローパスフィルタ39では、図6(b)に示す直流成分Iβを抽出する。 During arterial expansion, the low-pass filter 39 extracts a direct current component Iβ shown in Figure 6 (b).
【0097】 [0097]
除算器40は、第1検出光の積分波の脈動に起因する脈動波の振幅を第1検出光の積分波の直流成分で除算及び第2検出光の積分波の脈動に起因する脈動波の振幅を第2検出光の積分波の直流成分で除算する除算回路である。 Divider 40, the pulsating vibration caused the amplitude of the pulsating vibration caused by the pulsation of the integral wave of the first detection light to the pulsation of the division and integration waves of the second detection light in the direct-current component of the integrated wave of the first detection light a divider circuit for dividing the amplitude in the DC component of the integrated wave of the second detection light. 除算器40では、バンドパスフィルタ38から第1検出光の積分波の脈動波とローパスフィルタ39から第1検出光の積分波の直流成分とが入力されると、動脈収縮時の脈動波の振幅を直流成分で除算する。 The divider 40, when the DC component of the integrated wave from pulse wave and the low-pass filter 39 from the band pass filter 38 integral wave of the first detection light first detection light is input, the amplitude of the pulsation wave at the arterial contraction the division by the DC component. また、除算器40では、バンドパスフィルタ38から第2検出光の積分波の脈動波とローパスフィルタ39から第2検出光の積分波の直流成分とが入力されると、動脈収縮時の脈動波の振幅を直流成分で除算する。 Also, the divider 40, when the DC component of the integrated wave from pulse wave and the low-pass filter 39 from the band pass filter 38 integral wave of the second detection light second detection light is input, the pulsating vibration during arterial contraction the amplitude is divided by the DC component. この除算値は、アナログ−デジタルコンバータ41でアナログ量からデジタル量に変換されて、データプロセッサ42に入力される。 This quotient is an analog - digital converter 41 is converted from an analog quantity into a digital quantity is input to the data processor 42. 除算器40では、動脈収縮時と動脈拡張時とを、脈動波の振幅の最大時(収縮時)と最小時(拡張時)とで判別している。 The divider 40, a time when the arterial expansion arterial contraction, and determine on the maximum amplitude of the pulsation wave (during contraction) at minimum and (when expanded). ちなみに、図6に示す例では、除算器40では、赤外光及び赤色光に対して、動脈収縮時には図6(a)に示す脈動波PWαの振幅電圧ΔIを直流成分Iαで除算する。 Incidentally, in the example shown in FIG. 6, the divider 40, to infrared light and red light, at the time of arterial shrinkage divided by the DC component Iα amplitude voltage ΔI of the pulsation wave PWα shown in Figure 6 (a). なお、この除算器40で算出している除算値は、赤外光の場合には式(6)の動脈拡大時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔA 1であり、赤色光の場合には式(7)の動脈拡大時の吸光度と動脈収縮時の吸光度との変化分ΔA 2である。 Incidentally, the division value is calculated in this divider 40, when the infrared light is variation .DELTA.A 1 between the absorbance at the arterial expansion and absorbance at arterial contraction of the formula (6), the red light case a change in .DELTA.A 2 between the absorbance at the arterial expansion and absorbance at arterial contraction of the formula (7).
【0098】 [0098]
データプロセッサ42は、ヘモグロビンの酸素飽和度及び濃度を演算するためのコンピュータであり、例えば、マイクロコンピュータ等で構成される。 Data processor 42 is a computer for computing the oxygen saturation and the concentration of hemoglobin, for example, a microcomputer or the like. データプロセッサ42では、アナログ−コンバータ36,41から入力されたデジタルデータ等を一時記憶するためのメモリ42aを備えており、一時記憶しているデータに基づいて演算するとともに演算したデータを一時記憶する。 In the data processor 42, analog - converters 36 and 41 has a memory 42a for temporarily storing the digital data or the like input from the temporarily stores data calculated with computed based on the data temporarily stored . データプロセッサ42では、アナログ−デジタルコンバータ41から入力された赤外光の吸光度の変化分ΔA 1と赤色光の吸光度の変化分ΔA 2とに基づいて、式(8)により吸光度の変化分の赤外光と赤色光との比ΔAを演算する。 In the data processor 42, analog - based on the change in .DELTA.A 1 of infrared light absorbance of input from the digital converter 41 and a change in .DELTA.A 2 absorbance of the red light, the change in absorbance by the equation (8) Red calculating a ratio ΔA between the external light and red light. さらに、データプロセッサ42では、吸光度の変化分の赤外光と赤色光との比ΔAに基づいて、式(9)によりヘモグロビンの酸素飽和度Y(%)を演算する。 Further, the data processor 42, based on the ratio ΔA between the absorbance of the change in infrared light and red light, calculates the hemoglobin oxygen saturation Y (%) by the equation (9). なお、式(8)、式(9)の吸光係数は、定数である。 Incidentally, the absorption coefficient of the formula (8), equation (9) is a constant.
【0099】 [0099]
また、データプロセッサ42では、アナログ−デジタルコンバータ36から入力された動脈収縮時の時間遅れtαと動脈拡張時の時間遅れtβとに基づいて、動脈拡張時の第1検出光(又は第2検出光)と動脈収縮時の第1検出光(又は第2検出光)との時間変化Δt(=tβ―tα)を演算する(図5(b),(c)参照)。 Further, the data processor 42, an analog - digital converter 36 time during arterial contraction input from delay tα and artery during expansion of the time delay based on the t beta, the first detection light during arterial expansion (or second detection light ) and (calculates a time change Δt (= tβ-tα) and or second detection light) (see FIG. 5 (b) first detection light during arterial contraction reference, (c)). さらに、データプロセッサ42では、時間変化Δtに基づいて、以下に示す式(15)により動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差(拡張時の動脈血管径と収縮時の動脈血管径との差)ΔDを演算する。 Further, the data processor 42, based on the time change Delta] t, at the arterial diameter difference (extended when the optical path length of the optical path length and the minimum time at maximum in arterial blood vessel contracted by equation (15) below calculating a difference) [Delta] D between the arterial vascular diameter. なお、式(15)に示す屈折率nは、定数である。 The refractive index n shown in equation (15) is a constant.
【0100】 [0100]
【数8】 [Equation 8]
【0101】 [0101]
さらに、データプロセッサ42では、アナログ−デジタルコンバータ41から入力された赤外光の吸光度の変化分ΔA 1と演算したヘモグロビンの酸素飽和度Y及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔDと基づいて、式(10)によりヘモグロビンの濃度C(g/dl)を演算する。 Further, the data processor 42, analog - the difference between the optical path length of the digital converter 41 the optical path length of the oxygen saturation Y and the maximum of hemoglobin computed as change in .DELTA.A 1 absorbance of infrared light entered from the minimum time based the [Delta] D, and calculates the concentration of hemoglobin C (g / dl) by the equation (10). あるいは、データプロセッサ42では、アナログ−デジタルコンバータ41から入力された赤色光の吸光度の変化分ΔA 2と演算したヘモグロビンの酸素飽和度Y及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔDと基づいて、式(11)によりヘモグロビンの濃度C(g/dl)を演算する。 Alternatively, the data processor 42, analog - a difference ΔD between the optical path length of the digital converter 41 the optical path length of the oxygen saturation Y and the maximum absorbance variation .DELTA.A 2 and computed hemoglobin inputted red light from a minimum time based and calculates the concentration of hemoglobin C (g / dl) by the equation (11).
【0102】 [0102]
必要な場合には、データプロセッサ42では、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Y及び濃度Cに基づいて、式(12)により酸化ヘモグロビンの濃度C o (g/dl)を演算する。 If necessary, the data processor 42, based on the oxygen saturation Y and concentration C of computed hemoglobin, calculates the concentration of oxyhemoglobin C o (g / dl) by the equation (12). また、データプロセッサ42では、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Yと濃度C及び酸化ヘモグロビン濃度C oに基づいて、式(13)により還元ヘモグロビンの濃度C R (g/dl)を演算する。 Further, the data processor 42, based on the concentration and oxygen saturation Y of computed hemoglobin C and oxygenated hemoglobin concentration C o, calculates the concentration of reduced hemoglobin C R (g / dl) by the equation (13).
【0103】 [0103]
ディスプレイドライバ43は、データプロセッサ42で演算したヘモグロビンの酸素飽和度Y及び濃度C並びにパルス駆動する際の発振周波数を表示するために、ディスプレイ44を駆動するドライバである。 Display driver 43, in order to display the oscillation frequency for the oxygen saturation Y and concentration C and pulsing of hemoglobin calculated by the data processor 42, a driver for driving the display 44.
【0104】 [0104]
ディスプレイ44は、装置本体2の表示部2aに表示するヘモグロビンの酸素飽和度(SaO 2 :%)、ヘモグロビンの濃度(Hb:g/dl)、パルスの発振周波数(Pulse Rate:pulse/min)の各数値を表示する液晶ディスプレイである。 Display 44, an oxygen saturation of hemoglobin to be displayed on the display unit 2a of the apparatus body 2 (SaO 2:%), the concentration of hemoglobin (Hb: g / dl), the pulse oscillation frequency (Pulse Rate: pulse / min) of it is a liquid crystal display for displaying each number.
【0105】 [0105]
図1及び図4乃至図6参照して、パルスオキシメータ1Bの動作について説明する。 1 and 4 to with reference FIG. 6, the operation of the pulse oximeter 1B.
【0106】 [0106]
プローブ3の開口部3aから挿入穴に指Fが挿入され、装置本体2の電源スイッチ2bがオンされると(図1参照)、パルスオキシメータ1Bでは、パルス駆動した第1入射光(赤外光)と第2入射光(赤色光)とを指Fに出射する(図5(a)参照)。 Finger F is inserted into the insertion hole from the opening portion 3a of the probe 3, when the power switch 2b of the apparatus body 2 is turned on (see FIG. 1), the pulse oximeter 1B, the first incident light pulse driving (infrared light) and the second incident light (the red light) emitted to the finger F (see FIG. 5 (a)). 第1入射光と第2入射光とは、指F内の動脈血以外では一定の吸光度によって同様に吸光されるが、動脈血ではヘモグロビンの酸素飽和度に応じた異なる吸光度かつ動脈の脈動に応じた吸光度で各々吸光される。 A first incident light and second incident light, the absorbance is other than arterial blood in the finger F is absorbance in the same manner by a constant absorbance, the arterial blood according to the pulsation of different absorbance and arteries corresponding to the oxygen saturation of hemoglobin each is absorbance in. また、第1入射光及び第2入射光は、動脈の脈動に応じて入射時に比べて時間が遅れて検出される。 The first incident light and second incident light, time compared to the time of the incident according to the pulsation of the artery is detected late. したがって、指Fから出たパルス駆動された赤外光と赤色光とは、ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて異なる光強度を有し、動脈収縮時と動脈拡張時とで異なる光強度及び時間遅れを有してる。 Thus, the output pulse driven infrared light and red light from the finger F, it has a light intensity that varies according to the oxygen saturation of hemoglobin, different light intensity and time delay between the time when the arterial expansion arterial contraction the has.
【0107】 [0107]
指Fから赤外光及び赤色光が出ると、パルスオキシメータ1Bでは、赤外光を第1検出光として受光して電流量に変換し、赤色光を第2検出光として受光して電流量に変換する(図5(b),(c)参照)。 When the infrared light and red light from the finger F comes, the pulse oximeter 1B, the infrared light is received as the first detection light is converted to the amount of current, the amount of current by receiving the red light as the second detection light converted to (see FIG. 5 (b), (c)).
【0108】 [0108]
そして、パルスオキシメータ1Bでは、第1検出光及び第2検出光の電流波に基づいて、第1入射光に対する第1検出光(又は、第2入射光に対する第2検出光)の動脈収縮時の時間遅れtα及び動脈拡張時の時間遅れtβを検出する(図5(b),(c)参照)。 Then, the pulse oximeter 1B, on the basis of the current wave of the first detection light and second detection light, the first detection light to the first incident light (or the second detection light for the second incident light) when an artery contraction detecting a time delay tα and time delay tβ during arterial extension (FIG. 5 (b), the reference (c)).
【0109】 [0109]
また、パルスオキシメータ1Bでは、第1検出光の電流波を順次時間積分し、時間とともに変化する積分強度(検出光量)からなる積分波を生成するとともに、第2検出光の電流波を順次時間積分し、時間とともに変化する積分強度(検出光量)からなる積分波を生成する。 Further, in the pulse oximeter 1B, the current wave of the first detection light sequentially time integration, and generates an integral wave consisting of integrated intensity which varies with time (detected light) sequentially time current wave of the second detection light integration, to produce an integrated wave having integrated intensity (detected light) change over time. そして、パルスオキシメータ1Bでは、第1検出光及び第2検出光の各積分波から、動脈の脈動に起因した成分、直流成分に分離して抽出する。 Then, the pulse oximeter 1B, from the integration waves of the first detection light and second detection light, component caused by arterial pulsation, separates and extracts the DC component. さらに、パルスオキシメータ1Bでは、動脈の脈動に起因した成分及び直流成分に基づいて、動脈収縮時における第1検出光の脈動に起因する脈動波の振幅ΔI 1を第1検出光の直流成分I 1 αで除算した赤外光の吸光度の変化分ΔA 1及び第2検出光の脈動に起因する脈動波の振幅ΔI 2 βを第2検出光の直流成分I 2 αで除算した赤色光の吸光度の変化分ΔA 2を求める。 Further, in the pulse oximeter 1B, based on the component caused by arterial pulsation and the DC component, the DC component I of the amplitude [Delta] I 1 of the pulsating vibration caused by the pulsation of the first detection light during arterial contraction first detection light red light absorbance obtained by dividing the amplitude [Delta] I 2 beta pulsation waves due to the pulsation of the absorbance of dividing the infrared light variation .DELTA.A 1 and the second detection light in the second detection light DC component I 2 alpha at 1 alpha determination of the amount of change ΔA 2.
【0110】 [0110]
そして、パルスオキシメータ1Bでは、赤外光の吸光度の変化分ΔA 1と赤色光の吸光度の変化分ΔA 2とに基づいて、式(8)により吸光度の変化分の比ΔAを演算し、さらに、式(9)によりヘモグロビンの酸素飽和度Y(%)を演算する。 Then, the pulse oximeter 1B, on the basis of the change in .DELTA.A 2 of variation .DELTA.A 1 and red light absorbance of the absorbance of infrared light, and calculates the ratio .DELTA.A of change in absorbance by the equation (8), further calculates hemoglobin oxygen saturation Y (%) of the equation (9). また、パルスオキシメータ1Bでは、動脈収縮時の時間遅れtαと動脈拡張時の時間遅れtβとに基づいて、動脈拡張時の第1検出光(又は第2検出光)と動脈収縮時の第1検出光(又は第2検出光)との時間変化Δt(=tβ―tα)を演算し、式(15)により動脈血管内での最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔDを演算する。 Further, in the pulse oximeter 1B, on the basis of the tβ delay time lag tα and time when arteries expansion during arterial contraction, first at the first detection light during arterial expanded (or second detection light) arterial contraction calculates the detection light (or second detection light) time change Δt of the (= t beta-t alpha), calculates the difference ΔD between the optical path length of the optical path length and the minimum time at maximum in arterial blood tube by the formula (15) to. さらに、パルスオキシメータ1Bでは、赤外光の吸光度の変化分ΔA 1 (又は、赤色光の吸光度の変化分ΔA 2 )、ヘモグロビンの酸素飽和度Y及び最大時の光路長と最小時の光路長との差ΔDと基づいて、式(10)(又は、式(11))によりヘモグロビンの濃度C(g/dl)を演算する。 Further, in the pulse oximeter 1B, variation .DELTA.A 1 absorbance of infrared light (or, variation .DELTA.A 2 absorbance of the red light), the optical path length of the optical path length and the minimum time during the oxygen saturation Y and maximum hemoglobin It based the difference ΔD between the formula (10) (or formula (11)) to calculate the concentration of hemoglobin by C (g / dl).
【0111】 [0111]
そして、パルスオキシメータ1Bは、演算したヘモグロビンの酸素飽和度Y(%)及び濃度C(g/dl)を表示する。 The pulse oximeter 1B displays the computed hemoglobin oxygen saturation Y (%) and concentration C (g / dl).
【0112】 [0112]
このパルスオキシメータ1Bによれば、赤外光及び赤色光をパルス駆動して指Fに入射し、動脈収縮時と動脈拡張時とにおける光路長差に起因する時間変化を検出することにより、動脈拡張時の動脈血管径と動脈収縮時の動脈血管径との差を求めることができ、その血管径差によりヘモグロビンの濃度を算出することができる。 According to the pulse oximeter 1B, by detecting the time change of the infrared light and red light by pulsed incident on the finger F, due to the optical path length difference at the time when the arterial expansion arterial contraction, arterial the difference between the arterial blood vessel diameter during arterial vessel diameter and arterial contraction during expansion can be obtained, it is possible to calculate the concentration of hemoglobin by the vascular diameter difference. そのため、パルスオキシメータ1Bでは、採血を行うことなく非侵襲的にヘモグロビンの酸素飽和度のみならずヘモグロビンの濃度を求めることができ、安全かつ容易に貧血検査を行うことができる。 Therefore, the pulse oximeter 1B, noninvasively can determine the concentration of hemoglobin not oxygen saturation only of hemoglobin without performing blood sampling can be performed safely and easily anemia testing. また、パルスオキシメータ1Bは、従来のパルスオキシメータにパルス駆動をする手段や時間遅れを検出する手段等を設けるだけなので、装置も小型かつ安価に構成でき、屋外を含む各種運動施設や家庭内での使用も可能とする。 The pulse oximeter. 1B, since only providing conventional means for detecting the means and time delay for the pulse drive pulse oximeter device also compact and inexpensive construction, various sports facilities and homes including outdoor use in is also possible.
【0113】 [0113]
パルスオキシメータ1Bでは、時間重心器35によって第1入射光に対する第1検出光の動脈収縮時の時間遅れと動脈拡張時の時間遅れ及び第2入射光に対する第2検出光の動脈収縮時の時間遅れと動脈拡張時の時間遅れを検出することができ、その検出した動脈収縮時の時間遅れと動脈拡張時の時間遅れとにより動脈収縮時と動脈拡張時での時間変化を簡単に算出することができる。 In the pulse oximeter 1B, the time during arterial contraction of the second detection light for time center unit by 35 at the time of the first detection light arterial contraction to the first incident light time delay and arterial expansion during the time delay and the second incident light delay and arterial expansion during the time delay can be detected, possible to easily calculate the time change at the time when the arterial expansion arterial contraction by its detected time lag at the time of the time delay and the artery when expanded arterial contraction can. また、パルスオキシメータ1Bでは、積分器37によって検出光の検出光量を求めることができ、動脈の脈動に起因した成分と直流成分とを示す積分波を生成することができる。 Further, in the pulse oximeter 1B, the integrator 37 can be obtained detection amount of the detection light, it is possible to produce an integrated wave indicating the DC component and caused the components to the pulsation of the artery. さらに、パルスオキシメータ1Bでは、バンドパスフィルタ38、ローパスフィルタ39によって検出光による積分波を動脈の脈動に起因した成分と直流成分とに簡単に分離及び抽出できる。 Further, in the pulse oximeter 1B, bandpass filter 38, an integral wave by detecting light can be easily separated and extracted with DC component and caused the components to the pulsation of the artery by the low-pass filter 39.
【0114】 [0114]
以上、本発明に係る実施の形態について説明したが、本発明は上記実施の形態に限定されることなく様々な形態で実施される。 Having described embodiments of the present invention, the present invention is implemented in various forms without being limited to the above embodiment.
例えば、本実施の形態では生体を通過した光を検出する構成としたが、生体を反射した光を検出し、その検出光を利用してヘモグロビン濃度等を測定する構成としてもよい。 For example, although in the present embodiment was configured to detect the light passing through the living body, detecting the light reflected by the living body, it may be configured to measure the hemoglobin concentration and the like by utilizing the detection light.
また、本実施の形態では指を対象としてが、腕等の他の箇所を測定対象としてもよい。 Further, as the target finger in the present embodiment but the other parts such as arms may be measured.
また、本実施の形態では強度変調する際にサイン波を用いたが、方形波等の他の波形のものを用いてもよい。 Although using a sine wave when intensity modulation in the present embodiment, may also be used for other waveforms of the square wave or the like.
また、本実施の形態では変調光としては強度変調やパルス駆動(パルス光源)による変調光を用いたが、パルス光源に替えて方形波光源を使用し、その方形波による変調光を用いてもよい。 Further, in the present embodiment, using the light modulated by intensity modulation or pulse drive as modulated light (pulse light source), using a square wave light source in place of the pulse light source, even with a light modulated by the square wave good.
【0115】 [0115]
【発明の効果】 【Effect of the invention】
本発明によれば、動脈収縮時と動脈拡張時との光路長差による変調光の変化を検出する構成を有することにより、動脈収縮時と動脈拡張時との変調光の変化から光路長差を算出できるので、この光路長差によりヘモグロビンの濃度を算出することができる。 According to the present invention, by having a configuration for detecting a change in the light modulated by the optical path length difference between the time when the arterial expansion artery contraction, the optical path length difference from the change in the modulated light at the time of the time and the arterial expansion arterial contraction can be calculated, it is possible to calculate the concentration of hemoglobin by the optical path length difference.
【0116】 [0116]
特に、本発明によれば、動脈収縮時と動脈拡張時との光路長差による位相変化を検出する構成を有することにより、動脈収縮時と動脈拡張時との位相変化から光路長差を算出できるので、この光路長差によりヘモグロビンの濃度を算出することができる。 In particular, according to the present invention, by having a configuration for detecting the phase change due to the optical path length difference between the time when the arterial expansion arterial contraction, can be calculated optical path length difference from the phase change between the time when the arterial expansion arterial contraction since, it is possible to calculate the concentration of hemoglobin by the optical path length difference.
【0117】 [0117]
また、本発明によれば、動脈収縮時と動脈拡張時との光路長差による時間変化を検出する構成を有することにより、動脈収縮時と動脈拡張時との時間変化から光路長差を算出できるので、この光路長差によりヘモグロビンの濃度を算出することができる。 Further, according to the present invention, by having a configuration for detecting a time variation due to the optical path length difference between the time when the arterial expansion arterial contraction, can be calculated optical path length difference from the time variation of the time during the arterial expansion arterial contraction since, it is possible to calculate the concentration of hemoglobin by the optical path length difference.
【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS
【図1】本発明の実施の形態に係るパルスオキシメータの外観図である。 1 is an external view of a pulse oximeter according to an embodiment of the present invention.
【図2】本発明の第1の実施の形態に係るパルスオキシメータの構成図である。 2 is a block diagram of a pulse oximeter according to a first embodiment of the present invention.
【図3】図2のパルスオキシメータにおける光波形であり、(a)が入射光の波形であり、(b)が動脈収縮時の検出光の波形であり、(c)が動脈拡張時の検出光の波形である。 [Figure 3] is a light waveform in the pulse oximeter of FIG. 2, (a) shows is a waveform of the incident light, (b) is a detection light waveform during arterial contraction, (c) is at arterial expansion it is a waveform of the detected light.
【図4】本発明の第2の実施の形態に係るパルスオキシメータの構成図である。 4 is a block diagram of a pulse oximeter according to a second embodiment of the present invention.
【図5】図4のパルスオキシメータにおける光波形であり、(a)が入射光の波形であり、(b)が動脈収縮時の検出光の波形であり、(c)が動脈拡張時の検出光の波形である。 [Figure 5] is a light waveform in the pulse oximeter in FIG 4, (a) is a waveform of the incident light, (b) is a detection light waveform during arterial contraction, (c) is at arterial expansion it is a waveform of the detected light.
【図6】図4のパルスオキシメータにおける検出光を積分した積分強度による積分波形であり、(a)が動脈収縮時の検出光の波形であり、(b)が動脈拡張時の検出光の波形である。 [Figure 6] is an integral waveform by integrating the integrated intensity of detected light in the pulse oximeter in FIG 4, (a) is a detection light waveform during arterial contraction, (b) the detection light during the arterial expansion it is a waveform.
【図7】酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光スペクトルである。 FIG. 7 is a absorption spectrum of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin.
【図8】パルスオキシメータにおける吸光度を示す図である。 8 is a diagram showing the absorbance at the oximeter.
【図9】パルスオキシメータにおけるヘモグロビンの酸素飽和度に対する赤色光及び赤外光の波形を示す図である。 9 is a diagram showing a waveform of a red light and infrared light to the oxygen saturation of hemoglobin in the pulse oximeter.
【図10】パルスオキシメータにおける入射光の強度と検出光の強度との関係を示す図であり、(a)が動脈収縮時であり、(b)が動脈拡張時である。 [Figure 10] is a diagram showing the relationship between the intensity of the incident light in the pulse oximeter and the intensity of the detected light, (a) is at arterial contraction, a time arterial extension (b).
【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS
1,1A,1B…パルスオキシメータ、2…装置本体、2a…表示部、2b…電源スイッチ、3…プローブ、3a…開口部、4…ケーブル、10…発振器、11…2波長用光源駆動回路、12,32…光源、13,33…検出器、14…電流−電圧コンバータ、15…ハイパスフィルタ、16,18,20,34…増幅器、17,38…バンドパスフィルタ、19,39…ローパスフィルタ、21…位相検波器、22,24,36,41…アナログーデジタルコンバータ、23,40…除算器、25,42…データプロセッサ、25a,42a…メモリ、26,43…ディスプレイドライバ、27,44…ディスプレイ、30…トリガ発生器、31…2波長用パルス光源駆動回路、35…時間重心検出器、37…積分器、F…指 1, 1A, 1B ... pulse oximeter, 2 ... device body, 2a ... display unit, 2b ... power switch, 3 ... probe, 3a ... opening, 4 ... cable, 10 ... oscillator, 11 ... 2-wavelength light source driving circuit , 12, 32 ... light source, 13 and 33 ... detector, 14 ... current - voltage converter, 15 ... high-pass filter, 16,18,20,34 ... amplifier, 17 and 38 ... band-pass filter, 19, 39 ... low-pass filter , 21 ... phase detector, 22,24,36,41 ... analog-digital converter, 23,40 ... divider, 25,42 ... data processor, 25a, 42a ... memory, 26,43 ... display driver, 27,44 ... display, 30 ... trigger generator, 31 ... 2-wavelength pulse light source driving circuit, 35 ... time center detector, 37 ... integrator, F ... finger

Claims (7)

  1. 動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置であって、 A blood measuring device for measuring the hemoglobin in the arterial blood optically,
    第1波長の第1検査光を変調した第1入射光を生体内の動脈に向けて入射する第1光入射手段と、 A first light entrance device for entering towards the artery in the body of the first incident light obtained by modulating the first inspection light having a first wavelength,
    第1波長とは異なる第2波長の第2検査光を変調した第2入射光を生体内の動脈に向けて入射する第2光入射手段と、 And the second light incident unit that enters toward the second incident light obtained by modulating the second inspection light having different second wavelength from the first wavelength into an artery in a living body,
    前記生体から出た第1波長の第1検出光を検出する第1検出手段と、 First detecting means for detecting a first detection light of a first wavelength emitted from the living body,
    前記生体から出た第2波長の第2検出光を検出する第2検出手段と、 Second detection means for detecting a second detection light in the second wavelength emitted from the living body,
    前記第1検出光及び前記第2検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに前記第1検査光又は前記第2検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、前記酸素飽和度及び前記光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する処理手段とを備えることを特徴とする血液測定装置。 Arterial expansion based on the change in the time and the time of arterial contraction arterial expansion of the first test light and the second inspection light to calculate the oxygen saturation of hemoglobin based on the first detection light and the second detection light time and calculating the change in optical path length between the time of arterial contraction, it blood measuring apparatus according to claim comprising processing means for calculating the concentration of hemoglobin based on the change of the oxygen saturation and the optical path length.
  2. 動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置であって、 A blood measuring device for measuring the hemoglobin in the arterial blood optically,
    第1波長の第1検査光を強度変調した第1入射光を生体内の動脈に向けて入射する第1光入射手段と、 A first light entrance device for entering towards the artery in a living body a first incident light of the first inspection light having a first wavelength and the intensity modulation,
    第1波長とは異なる第2波長の第2検査光を強度変調した第2入射光を生体内の動脈に向けて入射する第2光入射手段と、 And the second light incident unit that enters toward the second incident light and the second test light having different second wavelength from the first wavelength to the intensity modulation into an artery in a living body,
    前記生体から出た第1波長の第1検出光を検出する第1検出手段と、 First detecting means for detecting a first detection light of a first wavelength emitted from the living body,
    前記生体から出た第2波長の第2検出光を検出する第2検出手段と、 Second detection means for detecting a second detection light in the second wavelength emitted from the living body,
    前記第1検出光及び前記第2検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに前記第1検査光又は前記第2検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との位相変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、前記酸素飽和度及び前記光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する処理手段とを備えることを特徴とする血液測定装置。 Artery based on a phase change between the time of the arterial expansion during the arterial contraction of the first test light and the second inspection light to calculate the oxygen saturation of hemoglobin based on the first detection light and the second detection light blood measuring device calculates the change in optical path length, characterized in that it comprises processing means for calculating the concentration of hemoglobin based on the change of the oxygen saturation and the optical path length between the time of expansion during the arterial contraction.
  3. 動脈拡張時及び動脈収縮時の前記第1入射光と前記第1検出光との位相差又は/及び動脈拡張時及び動脈収縮時の前記第2入射光と前記第2検出光との位相差を検出する位相検出手段を備え、 The phase difference between the phase difference and / or arterial expansion and when the second incident light and said second detection light during arterial contraction during arterial dilation and the first incident light at the time of arterial contraction and the first detection light a phase detection means for detecting,
    前記処理手段では、前記位相検出手段で検出した動脈拡張時の位相差及び動脈収縮時の位相差に基づいて、前記第1検査光又は前記第2検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との位相変化を算出することを特徴とする請求項2に記載する血液測定装置。 In the processing means, on the basis of the phase difference at the time phase difference and arterial contraction at the time of detection arteries extensions in phase detecting means, and when the artery during expansion and arterial contraction of the first test light and the second inspection light blood measuring device according to claim 2, characterized in that calculating a phase change.
  4. 前記第1検出光及び前記第2検出光の強度変調成分を通過させる第1フィルタと、 A first filter which passes intensity modulation component of the first detection light and the second detection light,
    前記第1検出光及び前記第2検出光の動脈の脈動に起因する成分を通過させる第2フィルタと、 A second filter which passes components due to pulsation of the arteries of the first detection light and the second detection light,
    前記第1検出光及び前記第2検出光の直流成分を通過させる第3フィルタとを備えること特徴とする請求項2又は3に記載する血圧測定装置。 Blood pressure measuring device according to claim 2 or 3, wherein further comprising a third filter for passing a DC component of the first detection light and the second detection light.
  5. 動脈血中のヘモグロビンを光学的に測定する血液測定装置であって、 A blood measuring device for measuring the hemoglobin in the arterial blood optically,
    第1波長の第1検査光をパルス駆動した第1入射光を生体内の動脈に向けて入射する第1光入射手段と、 A first light entrance device for entering towards the artery in a living body a first incident light of the first inspection light having a first wavelength and pulse drive,
    第1波長とは異なる第2波長の第2検査光をパルス駆動した第2入射光を生体内の動脈に向けて入射する第2光入射手段と、 And the second light incident unit that enters toward the second incident light pulse driving the second inspection light having different second wavelength from the first wavelength into an artery in a living body,
    前記生体から出た第1波長の第1検出光を検出する第1検出手段と、 First detecting means for detecting a first detection light of a first wavelength emitted from the living body,
    前記生体から出た第2波長の第2検出光を検出する第2検出手段と、 Second detection means for detecting a second detection light in the second wavelength emitted from the living body,
    前記第1検出光及び前記第2検出光に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに前記第1検査光又は前記第2検査光の動脈拡張時と動脈収縮時との時間変化に基づいて動脈拡張時と動脈収縮時との光路長の変化を算出し、前記酸素飽和度及び前記光路長の変化に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する処理手段とを備えることを特徴とする血液測定装置。 Artery based on the time variation of the time of the artery during expansion and arterial contraction of the first test light and the second inspection light to calculate the oxygen saturation of hemoglobin based on the first detection light and the second detection light blood measuring device calculates the change in optical path length, characterized in that it comprises processing means for calculating the concentration of hemoglobin based on the change of the oxygen saturation and the optical path length between the time of expansion during the arterial contraction.
  6. 動脈拡張時及び動脈収縮時の前記第1入射光の入射時間と前記第1検出光の検出時間との時間差又は/及び動脈拡張時及び動脈収縮時の前記第2入射光の入射時間と前記第2検出光の検出時間との時間差を検出する時間検出手段を備え、 The incident time of the second incident light at the time of the time difference and / or arterial expansion during and arterial contraction between the detection time of the arterial expansion and at the incident time of the first incident light and the first detection light during arterial contraction first comprising a time detecting means for detecting a time difference between the detection time of the second detection light,
    前記処理手段では、前記時間検出手段で検出した動脈拡張時の時間差及び動脈収縮時の時間差に基づいて、動脈拡張時と動脈収縮時との時間変化を算出することを特徴とする請求項5に記載する血液測定装置。 Wherein the processing means on the basis of the time time difference at the time of detection arteries extensions by the detection means and the time difference between the time of arterial contraction in claim 5, characterized in that for calculating the time variation of the time of the artery during expansion and arterial contraction blood measuring apparatus described.
  7. 前記第1検出光及び前記第2検出光の光強度を積分する積分手段と、 An integrating means for integrating the light intensity of the first detection light and the second detection light,
    前記積分手段における積分強度で形成される波から動脈の脈動に起因する成分を通過させる第4フィルタと、 A fourth filter for passing the component caused from the wave to be formed in the integrated intensity to the pulsation of the artery in the integrating means,
    前記積分手段における積分強度で形成される波から直流成分を通過させる第5フィルタとを備えることを特徴とする請求項5又は6に記載する血液測定装置。 Blood measuring device according to claim 5 or 6, characterized in that it comprises a fifth filter for passing a DC component from the wave to be formed by the integral intensity in the integrating means.
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